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CN103974678B - 激光产生的角膜和晶状体 - Google Patents

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CN103974678B CN201280017513.2A CN201280017513A CN103974678B CN 103974678 B CN103974678 B CN 103974678B CN 201280017513 A CN201280017513 A CN 201280017513A CN 103974678 B CN103974678 B CN 103974678B
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Abstract

一种激光系统，包括产生激光束的激光源以及接收激光束且选择性地将激光束发送到快速路径或慢速路径的光开关，其中位于快速路径中的激光束有第一F/#，位于慢速路径中激光束具有第二F/#，第二F/#的值高于第一F/#的值。该激光系统还包括位于慢速路径中的无焦光学系统，以及接收来自慢速路径的第一激光束或来自快速路径的第二激光束的x‑y扫描仪。该激光系统进一步包括接收来自x‑y扫描仪的扫描激光束的扫描透镜系统，所述扫描透镜系统对由快速路径激光束产生的扫描激光束进行Z‑扫描。

Description

激光产生的角膜和晶状体
本申请依据35U.S.C§(e)(1)的规定，要求于2011年4月1日递交的美国临时专利61/479,734和于2011年10月21日递交的美国临时专利61/550,101的优先权，这两个专利申请揭露的全部内容作为本申请的参考。
技术领域
本发明涉及一种利用激光产生角膜和晶状体切口的系统和方法。
背景技术
目前，在不同的眼科手术中，飞秒激光系统正在替代人工在角膜和晶状体中产生切口。例如，由美国的Abbott Medical Optics of Abbott Park制造和销售的IntralaseFS激光器和IFS高级飞秒激光器，以及由加拿大的LenSx Lasers of Aliso Viejo制造和销售的LenSx飞秒激光器。所述激光器通过将超短激光脉冲聚焦到一个非常精准的焦点上产生切口，在焦点处的组织上引起等离子（plasma）介导的光致破裂（photodisruption）。通过在所需要切口的图像（pattern）中设有一系列连续的脉冲来产生所述切口。脉冲图像的联合效应是在目标平面上切割组织。通过所述激光器可以产生任何复杂的切口图像。此外，人们认为飞秒激光器产生的切口比手动形成的切口更加精准和一致。
如前面描述的飞秒激光系统，光束传递光学系统的图像空间F/#被定义为相对于所述系统孔径的焦距（F/#=f/D，其中f代表光束传递光学系统的焦距，D代表入射光瞳（entrance pupil）直径）。光速传递系统所形成的激光斑点的直径与系统的F/#成正比。因此，一般情况下，为了在眼睛中获得小的焦点，因此在焦平面上最大化空间峰值辐照度（peak irradiance），需要低F/#光束传递光学系统。这使得产生光致破裂所需的激光能量减少，导 致较小的冲击波、较小的间接损伤区域和更少的热量转移到相邻的组织。此外，由于光致破裂发生处的组织区域小，低F/#系统可以用复杂的图像进行高精度的切割。
然而，当激光束通过光学系统和眼睛的透明组织时，低F/#系统很容易受到光学像差（aberrations）的影响。所述像差改变焦点处的空间辐照度分布，减少了峰值辐照度。此外，在低F/#系统中，像差随着眼睛内部焦点位置的改变而改变。例如，在一般情况下，激光束的聚焦点在组织的越深处，激光束的聚焦点越偏离聚焦光学轴，像差越大。当激光束必须穿过两种不同折射率的透明材料之间的弯曲界面时，像差也会显著的增加。由于在角膜或晶状体上产生切口时需要相对深的组织处和距离轴线一定距离处聚焦，还要穿过两种透明材料之间的弯曲界面，因此，设计一个利用低F/#系统使得激光束在眼睛内的大三维操作空间内聚焦而在整个三维空间中保持相对无像差的焦点的光学系统具有很大的挑战性。
目前，有眼科手术系统利用低F/#光束传递光学系统专门切割角膜，例如，由美国的Abbott Medical Optics of Abbott Park制造和销售的Intralase FS系统，由加拿大的Carl Zeiss Meditech of Dublin制造和销售的VisuMax飞秒系统，以及由德国的Technolas Perfect Vision of Munchen制造和销售的Technolas飞秒工作系统。然而，这些系统紧紧覆盖有限的三维操作空间。特别是，虽然必须偏离轴线形成激光束焦点，但切口的深度不能超过角膜的深度，角膜深度约600μm。另外，在一些系统中需要将角膜展平以消除像差，比如通过弯曲角膜的激光束造成的彗差（coma）和散光。当前还没有一个系统能完全解决这个挑战性的问题，即产生锐利和微小像差的光束焦点以在角膜的全直径及角膜和晶状体的全深度内产生切口。换句话说，目前的系统，例如前面提到的低F/#光束传递光学系统，当利用低F/#光学系统覆盖（covering）眼睛内大的三维操作空间时，没有包括任何特定的方法以减少像差。
发明内容
本发明一方面涉及一种激光系统，该激光系统包括产生激光束的激光 源，以及接收激光束并选择性地发送激光束到快速路径（fast path）或慢速路径（slow path）的光开关（optical switch），其中，在快速路径中激光束有第一F/#，在慢速路径中激光束有第二F/#，第二F/#值比第一F/#值高。所述激光系统进一步包括处于慢速路径中并接收来自光开关的激光束的远焦光学系统（afocal optical system）以及接收来自慢速路径的第一激光束或来自快速路径的第二激光束的x-y扫描仪。激光系统包括扫描透镜系统（scan lenssystem），所述扫描透镜系统接收来自x-y扫描仪的扫描激光束，并仅在扫描激光束由快速路径里的激光束产生的情况下为扫描激光束执行z-扫描（z-scan）。激光系统进一步包括接收来自扫描透镜系统的激光束的非球面病人界面设备（aspheric patient interfacedevice）。
本发明第二方面涉及一种手术修复眼睛的方法，包括产生激光束，以及有选择性地发送激光束到快速路径或慢速路径，其中在快速路径中激光束有第一F/#，在慢速路径中激光束有第二F/#，第二F/#值比第一F/#值高。该方法包括具有处在慢速路径中，并对慢速路径中的第一激光束或快速路径中的第二激光束进行x-y扫描的远焦光学系统。该方法进一步包括使扫描透镜系统（scan lens system）接收来自x-y扫描仪的扫描激光束，并仅在扫描激光束由快速路径里的激光束产生的情况下为扫描激光束执行z-扫描（z-scan）。该方法进一步包括使非球面病人界面设备接收来自扫描透镜系统激光束，其中非球面病人界面设备与眼睛角膜接触，并引导扫描透镜系统中的激光束到1）角膜（只在扫描激光束由快速路径里的激光束产生的情况下）或者2）眼睛晶状体（只在扫描激光束由慢速路径里的激光束产生的情况下）。
本发明的第三方面涉及一种在手术修复眼睛的过程中减少像差的方法，该方法包括放置一个非球面病人界面设备以接触眼睛角膜，其中所述角膜在定位的过程中没有展平，角膜契合非球面病人界面设备底面的形状。该方法包括引导激光束穿过非球面病人界面设备到眼睛区域内，其中所述的激光束在到达眼睛区域时没有发生像差。
本发明第四方面涉及一种扫描透镜系统，所述扫描透镜系统包括第一透镜、第二透镜、第三透镜和第四透镜，其中第一透镜、第二透镜、第三 透镜和第四透镜彼此相连。另外，第二透镜和第三透镜中的每一个都被置于第一透镜和第四透镜之间，其中第二透镜和第三透镜相对于彼此静止，第一和第四透镜可以相对于第二和第三透镜同步移动。
本发明第五方面涉及一种无焦系统（afocal system），所述无焦系统包括第一负透镜（negative lens）和第二负透镜，第一正透镜（positive lens）和第二正透镜，其中所述的第一负透镜、第二负透镜、第一正透镜和第二正透镜彼此相连。另外，第一正透镜和第二正透镜固定在适当位置，而第一负正透镜和第二负透镜可以相对于第一正透镜和第二正透镜同步地向彼此移动。
本发明第六方面涉及一种激光系统，包括沿着快速路径产生激光束的激光源，其中所述快速路径中的激光束的F/#的数值范围在F/l.5到F/4之间。激光系统进一步包括接收来自于激光源的激光束的非球面病人界面设备，其中非球面病人界面设备与眼睛角膜接触，并引导激光束到角膜。
本发明第七方面涉及一种激光系统，包括产生沿着路径的激光束的激光源，处于路径中并接收来自于激光源的激光束的无焦光学系统，以及处于路径中并改变激光束从而使得激光束具有第一F/#值或第二F/#值的F/#变换元件（varying element）。激光系统包括接收具有第一F/#值或第二F/#值的已改变激光束的x-y扫描仪以及扫描透镜系统，所述扫描透镜系统接收来自x-y扫描仪的扫描激光束，并仅在扫描激光束由快速路径里的激光束产生的情况下为扫描激光束执行z-扫描。激光系统进一步包括接收来自扫描透镜系统的激光束的非球面病人界面设备。
本发明第八方面涉及一种眼科激光系统（ophthalmic laser system），包括产生激光束的激光源以及接收激光束并选择性地发送激光束到快速路径或慢速路径的光开关，其中在快速路径中激光束有第一F/#，在慢速路径中激光束有第二F/#，第二F/#值比第一F/#值高。该眼科激光系统包括位于快速路径中的自适应光学设备（adaptive opticdevice）以及接收来自慢速路径的第一激光束或来自快速路径的第二激光束的x-y-z平移设备（x-y-z translation device）。眼科激光系统进一步包括旋转光学系统（rotatingoptical system），所述旋转光学系统接收来自x-y-z平移设备的激光束，并围绕旋转 光学系统的旋转轴对接收到激光束进行部分或全部循环扫描（circularscan），其中旋转光学系统能够移动从而改变部分或全部循环扫描的半径，部分或全部循环扫描位于患者的眼睛中。另外，自适应光学系统校正从快速路径中接收到的激光束，从而使得部分或全部循环扫描中的像差明显减少。
本发明第九方面涉及一种眼科激光系统，包括产生激光束的激光源，以及接收激光束并选择性地发送激光束到快速路径或慢速路径的光开关，其中在快速路径中激光束有第一F/#，在慢速路径中激光束有第二F/#，第二F/#值比第一F/#值高。自适应光学设备接收来自光开关的快速路径激光束或慢速路径激光束。x-y-z平移设备接收来自自适应光学设备的快速路径激光束或慢速路径激光束。眼科激光系统进一步包括旋转光学系统（rotating optical system），所述旋转光学系统接收来自x-y-z平移设备的激光束，并围绕旋转光学系统的旋转轴对接收到激光束进行部分或全部循环扫描（circular scan），其中旋转光学系统能够移动从而改变部分或全部循环扫描的半径，部分或全部循环扫描是在患者的眼睛中进行的。另外，自适应光学系统纠正从快速路径中接收到的激光束，从而使得部分或全部循环扫描中的像差明显减少。
本发明第十方面涉及一种手术修复眼睛的方法，该方法包括产生激光束以及选择性地控制激光束使得激光束处于快速路径中或慢速路径中，其中在快速路径中激光束有第一F/#，在慢速路径中激光束有第二F/#，第二F/#值比第一F/#值高。该方法包括具有位于快速路径中以接收快递路径中选择性发送的激光束的自适应光学设备，以及接收来自自适应光学设备慢速路径激光束或快速路径激光束的x-y-z平移设备（x-y-z translationdevice）。该方法进一步包括接收来自于x-y-z平移设备的激光束，对所接收到激光束进行部分或全部循环扫描，改变部分或全部循环扫描的半径，其中所述的部分或全部循环扫描是在患者的眼睛中进行的。另外，自适应光学系统纠正从快速路径中接收到的激光束，从而使得部分或全部循环扫描中的像差明显减少。
本发明第十一方面涉及一种旋转光学系统，包括围绕旋转轴旋转的壳 体（housing），其中所述壳体有接收激光束的窗口（window）。该旋转光学系统包括位于壳体中并相对于壳体移动的移动平台（translating stage），该移动平台具有一个透镜。该旋转光学系统进一步包括引导激光束从窗口到透镜的光学系统，其中所述透镜引导激光束到壳体表面的焦点。
本发明第十二方面涉及一种自适应光学系统，所述自适应光学系统包括光束分离装置（beam splitting device），光束分离装置具有接收光的输入端和发射光的输出端。自适应光学进一步包括可变形反射镜（deformable mirror），可变形反射镜接收来自输入端的已接收光，引导已接收光到输出端。
本发明在一个或多个方面使得眼科光束传递光学系统中光学复杂度降低了。本发明的另一个优势是自适应光学装置在纠正激光束中可能发生的各种像差方面具有显著灵活性。
本发明在一个或多个方面降低了光束传递光学系统中的光学复杂性以及活动部件的数量。
附图说明
附图并入本文中，构成本说明书的一部分，并与上文所给出的概述和下文所给出的详细描述一起用来解释本发明的技术特征，在附图中：
图1是附有各种光束参数的高斯（Gaussian）光束示意图；
图2是低F/#和高F/#的光束腰（beam waist）值和瑞利长度（Rayleigh range）值比较示意图；
图3是眼睛横截面示意图；
图4是本发明光束传递光学系统第一个实施例示意图；
图5是与本发明图4中的光束传递光学系统一起使用的非球面透镜实施例示意图；
图6是与本发明图4中的光束传递光学系统一起使用的扫描透镜系统的实施例示意图；
图7A是与本发明图4中的光束传递光学系统一起使用的Z-扫描无焦系统实施例示意图；
图7B是图7A中的无焦系统放大示意图；
图8是本发明光束传递光学系统第二个实施例示意图；
图9是本发明光束传递光学系统第三个实施例示意图；
图10是本发明光束传递光学系统第四个实施例示意图；
图11是本发明光束传递光学系统第五个实施例示意图；
图12A是与本发明图11中的光束传递光学系统一起使用的自适应光学设备的第一个实施例示意图；
图12B是与本发明图11中的光束传递光学系统一起使用的自适应光学设备的另一个实施例示意图；
图13是与图11中的光束传递光学系统一起使用的x-y-z平移设备的实施例示意图；
图14是与图11中的光束传递系统中一起使用的旋转光学系统的实施例示意图；
图15是通过快速路径形成光束的情况下，圆形切口图像的俯视图；
图16A是无像差波前被传递到光学系统，在穿过覆盖窗口（cover window）、角膜和眼睛其他位点后，在到达焦点前导致像差波前示意图；
图16B是图16A中的无像差波前被图12A-B中的任一自适应光学设备校正，使得各个透明界面反射引起的激光束像差被自适应光学设备校正示意图；
图17A显示了包括横向弧形切口和圆形切口在内的晶状体碎片切口，所述晶状体碎片是通过慢激光束（大F/#）来完成的；
图17B是晶状体破碎过程中切割横向圆弧状切口时，激光焦点绘出的圆形路径典型实施例；
图18是本发明光束传递光学系统第六个实施例示意图；
图19是本发明光束传递光学系统第七个实施例示意图；
图20是本发明光束传递光学系统第八个实施例示意图；
具体实施方式
需要注意的是，为了理解本发明的某些性质，图1是光束示意图，如 高斯光束100。光束腰（beam waist）W0和雷利长度（Rayleigh range）ZR是决定光致破裂位点的两个关键参数，额外热效应围绕光束焦点。光束腰与光束F/#成正比，因此光束腰处的峰值空间辐照度（peak spatial irradiance）与F/#的平方成反比。高斯光束的雷利长度被定义为沿着激光束（Z轴）从光束腰到光束扩大位点的距离的算术平方根，与光束腰的平方成正比。因此，雷利长度与F/#的平方成反比。需要注意的是，远离光束腰的雷利长度处，峰值辐照度下降为光束腰处峰值辐照度的一半。如上述所述，高F/#光束的雷利长度和光束腰比低F/#光束的雷利长度大，如图2所示。
如图3阴影区所示，有两个感兴趣的区域与在眼睛200内形成切口相关-角膜202和晶状体204。在角膜202的三维操作空间A（参见图3中角膜202的虚线区域（hashed linearea））中形成切口的情况下，由于极小范围内的高精度和切割复杂图形的能力是切割角膜（透明角膜切口-CCIs，角膜缘松懈切口-LRIs，角膜瓣（flaps））的关键因素，需要减小激光束的雷利长度和光束腰。更短的雷利长度降低了切口的深度，该切口由Z轴上单个激光脉冲形成，根据长度和Z轴上的位置增加了定位LRI切口的精确度。Z轴上LRI的精确度非常重要，使得LRI可以被定位在离内皮（endothelium）相对近的地方，而没有完全切穿角膜进入前房（anterior chamber）的风险。在CCIs的情况下，更短的雷利长度可以切割出更复杂更精确的图形，如通过包含Z轴的平面形成的横切面中所示的图形。该图形是有益处的，因为它们在白内障手术后帮助愈合CCI。另外，具有更短雷利长度的光束辐照度随着来自光束腰Z轴下降地更快，由于热效应，其允许在角膜基质内切割而不损坏上皮或内皮。基于上述使用更短雷利长度光束的优势，优选使用低F/#光束在角膜202中形成切口。
在囊切过程中，在晶状体204前囊203附近的三维操作空间B（参见图3中晶状体204前囊203附近的虚线区域（hashed line area））中形成切口的情况下，为了尽可能减小对靠近囊切切口的前囊区域的潜在间接伤害，应当减小激光束的雷利长度和光束腰。在一个典型的激光束进行的囊切中，激光脉冲被引导到圆柱图形（其直径等于所需的囊切直径）中，从晶状体204开始，接着到前囊203，穿过前囊203向着前房206移动。更短的雷利 长度和更小激光束腰确保当激光束腰聚焦在前囊203的后部或前部时，更少的能量密度落到靠近囊切切口的前囊区域，这样保护了切口周围的囊的弹性，因此提高了切口周围的囊的强度。更小激光束腰也使得更少的激光能量被用于囊切，确保切口更干净，进一步提高了切口周围的前囊203的强度。囊切周围坚固的囊组织减少了撕囊过程中前囊203中不必要的撕裂的可能性，在白内障手术中提高了人工晶体（intra-ocular lens）定位的精确度，这是手术成功的一个关键因素。基于上述使用更短雷利长度和更小光束腰的优势，优选使用低F/#光束在前囊203中形成切口。
当切割晶状体204的三维工操作空间C（参见图3中晶状体204的虚线区域）时，与角膜切口的情况相比，激光束需要穿过更多变化的或未知属性的组织。这导致光束的可预测折射更少，因此可预测像差更少，其不能在光学设计中作出说明，因此将会存在未校正的相差。因此，一般在晶状体形成切口（碎裂（fragmentation）和囊切）的情况下，或特别是在空间C形成切口的情况下，更合适使用高F/#光束，因为高F/#光束像差的敏感度更低，像差是由不同患者的眼睛几何体（前房深度、厚度以及角膜和晶状体的曲率半径）以及晶状体204的折射率不同引起的。
同样，因为碎裂和囊切的典型切割图形复杂度更低，其要求的精度比角膜切口要求的精度相对低一些。角膜切口需要控制深度（Z轴上）为几十微米或大约为角膜202厚度的5%，晶状体切口需要控制Z值在几百微米的范围内或大约为晶状体厚度的5%。
上述讨论涉及期望用低F/#光束在角膜202中形成切口和用高F/#光束在晶状体204中形成切口，图4显示了一种光束传递光学系统实施例，该光束传递光学系统可以用两种类型的光束形成切口。特别地，激光束302由激光源304产生，通过反光镜306、308被引导到光开关310。光开关310包括λ/2波片（wave plate）312和偏振分束器立方（PBSC，polarization beam splitter cube）314。以一定的角度旋转λ/2波片使入射线性极化光束（incident linearly polarized beam）的偏振光（polarization）以两倍所述角度旋转，所以光开关310中的λ/2波片312作为偏振旋转器。通过使偏振光平行于偏振反光表面的平面，PBSC反射所有光线，通过使偏振光相对于反射的偏振 光旋转90°，PBSC发射所有光线。如上所述，由于激光束302是线性极化的，在第一位置（a first position）旋转λ/2波片312使得激光束302完全穿过PBSC314，沿着系统300的快速路径319而不是慢速路径316穿行。相对于第一位置以45°旋转λ/2波片312使得激光束302被PBSC314完全反射，并指向反光镜318，从而使得激光束302沿着慢速路径316而不是快速路径319穿行。因此，光开关310在快速路径319和慢速路径316之间转换激光束302，其中在切割过程中每次只使用一条路径。当λ/2波片312旋转45°以在快速路径319和慢速路径316之间转换时，激光将被切断。所以在激光束被“切断”以实现两条路径间完全转换的过程中，将会有短暂延时。
在快速路径319中，激光束302通过光束扩大器（beam expander）320被扩大，其扩大倍数等于沿着慢速路径316传递的光束的F/#和沿着快速路径319传递的激光束的F/#之间的比率。光束的扩大相当于扩大入射光瞳（entrance pupil）的直径D，所以F/#减小了。因此，光束扩大器320作为F/#变换元件。需要注意的是，选择激光扩大器320的特定放大倍数需要考虑到慢速路径中的光束没有被扩大这一事实。然后，扩大的激光束322被引导穿过第二PBSC324，传递到x-y扫描仪326。x-y扫描仪326被用于以已知的方式引导光线穿过扫描透镜到达眼睛的特定区域。来自x-y扫描仪的光线穿过扫描透镜系统（scan lens system）328聚焦，其穿过非球面病人界面设备330使扫描激光束聚焦到人眼中。在穿过扫描透镜系统328后，该光束随后被引导到非球面病人界面设备330，非球面病人界面设备330与正在进行手术修复的眼睛200的角膜202接触。然后，激光束被引导到角膜202，在角膜202中按照预定的图形切割切口。关于光束扩大器320、扫描透镜系统328和非球面病人界面设备330的具体细节将会稍后在本申请中进行说明。
当光开关310沿着慢速路径316引导光线时，激光束穿过具有可变输出射束发散（output beam divergence）的z扫描无焦光学系统（z-scanning afocal optical system）332。当输出射束发散在其最小值时，无焦光学系统332的放大倍数为1。在慢速路径316中需要该无焦光学系统332，以通过 改变激光束的发散在眼睛200的纵轴（这里定义为z轴）中完成扫描。如图4所示，快速路径319和慢速路径316（通过反光镜333）被第二偏振分束器立方（PBSC）324重新组合，两者都被传送到水平x-y扫描仪（horizontal x-y scanner）326。
需要注意的是，由于偏振光与两个PBSC的反射面平行，PBSC314和324的操作是这样的：所有被PBSC314反射进入慢速路径的光将会被PBSC324反射回x-y扫描仪/扫描透镜的视轴（optical axis）。同样，所有PBSC314发射的光将通过PBSC324发射。使用PBSC的优势是经过系统的功率损耗最小，因此它们发射或反射所有光线。
在慢速路径316和激光束离开PBSC324被发送到x-y扫描仪仪326的情况下，来自x-y扫描仪326的激光束接着被发送到扫描透镜系统328。当光束被引导穿过慢速路径316时，扫描透镜系统328中的所有元件被固定和设置以产生最深的切口。扫描透镜系统328中的低F/#扫描激光束334接着被引导穿过非球面病人界面设备330到达晶状体204，在晶状体204中根据预定的图形切割切口。关于z扫描无焦光学系统332的细节将稍后在本发明中说明。
图5显示了用于图4中的非球面接口设备330的光束传递光学系统（beam deliveryoptical system）300的一个实施例。尤其是，弯月非球面精密玻璃模制透镜（meniscusaspheric precision glass molded lens）400可以用于设备300，且放在接触角膜202的前表面206的位点处。需要注意的是，设备300最初应该放在刚刚接触角膜中心的位置，其中如有必要，可以进行x-y调整。一旦被居中，即通过抽吸（suction）提起异色边缘，直到异色边缘接触透镜400。当精度是重要因素时，优先采用通过精密玻璃模制方法制备的透镜400，该方法是一种非常合适的高产量生产制造方法。透镜400可以被直接成型成金属座（metalholder），或者在透镜成型后在透镜周围注塑成型一个塑料座（plastic holder）。已知几个制造商采用这种制造工艺，例如佛罗里达州的ightPath of Orlando和纽约的RPO-Rochester Precision Optics of Rochester。透镜400具有以下特征：1）2mm中心厚度；2）弯月形状；3）BK-7玻璃；以及4）18mm直径。其他的可塑造玻璃，包括抗辐 射玻璃，例如掺杂Ce的玻璃，可以用于透镜400。需要注意的是，玻璃的尺寸和类型可以在不脱离本发明思想的基础上改变。
透镜400的顶（凸状）表面402是非球面的，通过偶次非球面方程（even-asphericequation）进行描述。透镜400的底表面（bottom surface）404也是非球面的，通过二次曲线方程进行描述。透镜400使得角膜202相对于光线传递光学系统的其他部分（居中、倾斜、深度）精确定位，且在手术切口的形成过程中，提供角膜202前表面固定和已知的形状。角膜前表面半径范围大约是7.00～8.65mm，大概圆锥常数K=-0.2。角膜202不是平面的，而是一个具有稍大半径和类似圆锥常数（例如R=9mm,K=-0.2）的表面。接触角膜202的底表面404部分的圆锥形状类似于角膜202的半径一样向着异色边缘有自然的轻微增长，因此减少了角膜202中折痕的可能性或减少了玻璃透镜404和角膜202中含有空气的可能性。该界面另一个非常重要的优势是将成模透镜400的前非球面402作为“物镜”使用的能力。因为该非球面402非常接近角膜202中的操作空间，当用低F/#激光束336在不同径向位置和不同深度切割切口202时，其与扫描透镜系统328的结合在减少像差，比如散光和彗差方面非常有效。另外，可以产生低F/#激光束，直接将其发送到接触眼睛角膜的透镜400。当用低F/#激光束切割切口202时，该透镜400本身可以减少像差的影响。
关于扫描透镜系统328，其实施例如图6所示。特别地，扫描透镜系统328包括四个透镜502、504、506和508，该四个透镜被包含在一个透镜装置壳体（lens mechanicalhousing）中（未显示）。中间透镜504和506相对于彼此和壳体固定，彼此间隔约0.5mm。外透镜502和508彼此间隔约46mm，且能够同步移动约2.5mm。当透镜502和508一起移动约2.5mm到达低F/#激光束的z扫描时，透镜502和透镜504间的距离在9mm和6.5mm之间变化。如图6所示，透镜508后表面的边缘距离透镜400的前表面402约38mm。另外，透镜502前表面的边缘距离扫描透镜系统328的入射光瞳510约30mm，其允许在扫描透镜系统328的入射光瞳上放置x-y扫描仪326的旋转中心，该旋转中心具有30mm的孔径。
需要注意的是，透镜502是具有负光焦度（negative power）的粘合双合透镜(doublet，焦距约为-250毫米)，由中心厚度约为5毫米的负弯月透镜与中心厚度约为12毫米的正弯月透镜粘合在一起形成。透镜504是具有正光焦度（positive power）的粘合双合透镜(焦距约为270毫米)，由中心厚度约为6毫米的负弯月透镜与中心厚度约为18毫米的正双凸透镜粘合在一起形成。透镜506是弯月形状的具有正光焦度的单透镜（singlet）(焦距约150毫米)，中心厚度约为12毫米。透镜508是弯月形状的具有正光焦度的单透镜（singlet）(焦距约100毫米)，中心厚度约为11毫米。所有透镜502、504、506和508的直径小于约72毫米。
在操作中，扫描透镜系统328的有效焦距约为45mm，入射光瞳510约为30mm。当从快速路径接受激光束时，当覆盖如图3所定义的角膜202中的全三维操作空间A时（最大切割直径13mm），扫描透镜系统能够328传递F/1.5激光束到角膜202中，且保持大于约0.8的斯特列尔比(Strehl-Ratio)（斯特列尔比被定义为像差焦点的空间峰值辐照度相对于无像差焦点的峰值辐照度的比值）。在外科手术中，x-y扫描仪326、扫描透镜系统328和病人界面装置（patient interface device）330相对于彼此静止。利用扫描透镜系统328，通过沿Z轴同时前后移动透镜502和508（作为一个共同体）对快速路径的激光束进行垂直扫描（在Z轴方向）。当透镜502和508移动时，透镜504和506相对于透镜装置壳体（lens mechanicalmount）固定。需要注意的是，扫描透镜系统328可能包括驱动器（电动机），透镜502和508一起被安装在驱动器上。所述电动机能安装在扫描透镜系统328上，扫描透镜系统328相对于眼睛200和x-y扫描仪326固定不动。在从快速路径接收激光束的情况下，扫描透镜系统328中透镜502和508轴向运动的结合、x-y扫描角度以及用作病人界面设备330的非球面透镜400允许在角膜所需的三维操作空间A的不同点处定位聚焦光束腰。另外，非常需要注意的是，与非球面病人界面设备330结合的扫描自动校正随角膜202内焦点位置而变化的像差。
在慢速路径上，所述系统传递F/4激光束到如图3所定义的晶状体操作空间B。在慢速路径结构中，扫描透镜系统328内的移动元件相对应最深 的角膜切口保持在固定位置，通过改变由无焦（afocal）系统332产生的光束的发散度（divergence）进行Z轴方向的扫描。在慢速路径316上进行光束Z向扫描的无焦系统332的光学装置如图7A-B所示。如图7B所示，无焦系统332包括负透镜600和604，正透镜602和606。透镜602和606固定在一个机械壳体上，它们的间隔距离为21mm。
需要注意的是，透镜600是焦距约为-30mm，中心厚度约为2mm的负弯月单透镜（negative meniscus singlet）。透镜602是焦距约为20mm，中心厚度约为3mm的正双凸单透镜（positive bi-convex singlet）。透镜604是焦距约为10mm，中心厚度约为1.5mm的负双凸单透镜（negative bi-concave singlet）。透镜606是焦距约为35mm，中心厚度约为3mm的正弯月单透镜（positive meniscus singlet）。透镜600和透镜602之间的距离约为9mm。透镜600和604相对于透镜602和606相互同步移动的总位移量约为6mm。透镜600，602，604和606的特有布置和相对运动构成光学变焦结构（optical zoom configuration），该结构使得Z向扫描无焦系统332进一步远离扫描透镜系统328（当与已知的Z向扫描无焦系统结构相比，已知的无焦系统包括商用的两元（two-element Galilean telescope）伽利略望远镜，两元伽利略望远镜包括正元件和负元件，其中负元件相对于正元件移动），而在整个Z扫描范围上的图像平面内仍保持恒定的F/#。由于各种机械限制，例如第二PBSC324的尺寸和x-y扫描仪326的尺寸，使无焦系统332远离扫描透镜系统328是有利的。当散光度增加时，光学变焦（optical zooming）有助于增加与扫描透镜系统328的间距，减少无焦系统332的输出光束，以保持扫描透镜系统328输入处的光束直径一定程度上恒定。因此当在Z向扫描时，从扫描透镜出来的光束的F/#保持不变。
需注意，也可能有用于双光束传递光学系统的其它实施例。所述光学系统的一个实施例是图8所示的光束传递光学系统700。光束传递光学系统700的结构和图4中的光束传递光学系统300类似。特别是，激光束302由激光源304产生，通过反光镜306、308传递到光开关310。与λ/2波片312和图4中的PBSC314相反，所述系统700使用能够旋转到第一位置的转镜（turning mirror）702，从而使得激光束302被传递到反光镜318和慢速路 径，从而使得它能够被无焦系统332以如图4实施例所示的方式处理。旋转转镜702使得激光束302被反光镜704反射，传递到快速路径，被光束扩大器320以图4实施例所示的方式处理。
如图8所示，快速路径激光束被反光镜708转向到第二转镜706，所述第二转镜706位于第一位置以反射快速路径激光束到x-y扫描仪326。类似的，慢速路径激光束被反光镜333转向到转镜706，所述转镜706位于第二位置以反射慢速路径激光束到x-y扫描仪326。慢速路径和快递路径激光束被无焦系统332、x-y扫描仪326、扫描透镜328以及非球面病人界面装置330以图4实施例所示的方式扫描和处理。
需要注意的是，在操作中，反光镜702和706的旋转是同步的,从而使得激光束302仅穿过快速路径319或慢速路径316。此外，在反光镜702和706的旋转过程中，激光束302被停止或激光束304被关闭。
也可能有图8所示的光开关310的其他实施例。例如,反光镜702和706能够被声光偏转器（acusto-opto deflectors）、自适应光学偏转器或常规的分束器(例如，50/50分束)替代。如果使用常规的分束器，部分激光束302将会同时出现在快速路径319和慢速路径316上。每个快速路径和慢速路径上都有开关（shutter），从而在随时关闭其中一个时，激光束将继续穿行而不被关闭。
如之前图4和图8所示的系统300和700的操作原则是在不同路径上分离快速和慢速激光束。如图9和图10所示，有可能在共同路径上产生快速和慢速激光束。关于图9所示的实施例，光束传递光学系统800包括由激光源304产生的激光束302，通过反光镜306、308传递到可变的发散无焦系统332。如图9所示，激光束302通过可变的孔径802变化，孔径802能够定位在单一路径的不同位点。在操作中，可变的孔径802被控制以具有第一孔径大小，第一孔径大小产生的激光束的F/#值类似于图4和图7的系统300和700的慢速路径上的激光束。可变的孔径802也可以被控制以具有第二孔径大小，第二孔径大小产生的激光束的F/#值类似于图4和图7的系统300和700的快速路径上的激光束。在形成特定的激光束（快速或慢速）后，激光束以类似于之前描述的图4和图7的系统300和700的方 式穿过x-y扫描仪326、扫描透镜系统328以及非球面病人界面装置330。
需要注意的是，在图10所示的另一个实施例中，光束传递光学系统900与图9的系统800相同，其中可变的孔径802被放大倍数可变的光束扩大器902替代，例如由新泽西州的Special Optics of Wharton制备和销售的型号为VIS-NIR56Ο-30-1-4χ-λ和2-8Χ-λ的电动变焦光束扩大器。与图9所示的改变孔径大小以产生不同F/#的激光束不同，光束扩大器902改变激光束的放大倍数以具有不同的F/#值。因此，系统900的操作方式与系统800类似。
实施例光束传递光学系统1000能够同时利用图11所示的低low F/#光束（在角膜202和前囊203形成切口）和高low F/#光束（在晶状体204形成切口）在角膜202、前囊203、晶状体204形成切口。特别地，激光束302由激光源304产生，然后通过反光镜306、308传递到光开关310。光开关310包括λ/2波片312和偏振分束器立方（PBSC）314。以一定的角度旋转λ/2波片使入射线性极化光束（incident linearly polarized beam）的偏振光（polarization）以两倍所述角度旋转，所以光开关310中的λ/2波片312作为偏振旋转器。通过使偏振光平行于偏振反光表面的平面，PBSC反射所有光线，通过使偏振光相对于反射的偏振光旋转90°，PBSC发射所有光线。如上所述，由于激光束302是线性极化的，在第一位置（first position）旋转λ/2波片312使得激光束302完全穿过PBSC314，沿着系统300的快速路径319而不是慢速路径316穿行。相对于第一位置以45°旋转λ/2波片312使得激光束302被PBSC314完全反射，并指向反光镜318，从而使得激光束302沿着慢速路径316而不是快速路径319穿行。因此，光开关310在快速路径319和慢速路径316之间转换激光束302，其中在切割过程中每次只使用一条路径。当λ/2波片312旋转45°以在快速路径319和慢速路径316之间转换时，激光将被切断。所以在激光束被“切断”以实现两条路径间完全转换的过程中，将会有短暂延时。
在快速路径309中，当激光束聚焦在三维操作空间A或B（图3所示的角膜202的虚线区域A和图3所示的晶状体204的前囊203附近的虚线区域B）不同深度和不同径向位置时，激光束302穿过自适应光学装置1001， 自适应光学装置1001被设计用于自动校正透明材料或组织之间各种界面反射的激光束引起的像差。在被自适应光学装置1001校正后，激光束302被光束扩大器320扩大，其扩大倍数等于沿着慢速路径316传递的光束的F/#和沿着快速路径319传递的激光束的F/#之间的比率。光束的扩大相当于扩大入射光瞳的直径D，所以F/#减小了。因此，光束扩大器320作为F/#变换元件。需要注意的是，选择激光扩大器320的特定放大倍数需要考虑到慢速路径中的光束没有被扩大这一事实。然后，离开光束扩大器320的扩大的激光束322被传递穿过第二PBSC324，传递到x-y-z平移装置（x-y-z translationdevice）1003。x-y-z平移装置1003沿着旋转光学系统1002的旋转轴1004转递来自于快速路径319或慢速路径316的激光束到旋转光学系统1002。x-y-z平移装置1003被用于在眼睛200所需x-y坐标中居中圆形切口图形1006。x-y-z平移装置1003还被用于沿着Z轴在眼睛200所需的深处移动或扫描聚焦的激光束334。激光束322被x-y-z平移装置1003转递到旋转光学系统1002，旋转光学系统1002使激光束334在正在手术修复的眼睛内聚焦。通过扫描透镜系统328聚焦的低F/#激光束334随后被旋转光学系统1002传递到角膜202或前囊203中，在角膜202或前囊203中按照预定的图形形成切口。关于自适应光学装置1001、x-y-z平移装置1003旋转光学系统1002的具体细节将会稍后在本申请中进行说明。
当光开关310沿着慢速路径316引导光束时，激光束302被控向镜面（steeringmirror）318和333重新引导到第二偏振分束器立方（PBSC）324。如图11所示，快速路径319和慢速路径316被第二PBSC重新结合在一起，均被传送到x-y-z平移装置1003，x-y-z平移装置1003沿着旋转轴1004进一步转递激光束到旋转光学系统1002。被旋转光学系统1002聚焦的高F/#激光束随后被传递到晶状体204，在晶状体204中按照预定的图形形成切口。需要注意的是，由于穿过慢速路径316形成的聚焦激光束336具有更高的F/#，并且因为更高F/#对眼睛内光束336各种反射引起的像差不敏感，没有必要采用自适应光学装置校正像差，类似于穿过快速路径319形成的聚焦激光束334的情况。
需要注意的是，由于偏振光与两个PBSC的反射面平行，PBSC314和 324的操作是这样的：所有被PBSC314反射进入慢速路径的光将会被PBSC324反射回x-y-z平移装置1003的视轴（optical axis）。同样，所有PBSC314发射的光将通过PBSC324发射。使用PBSC的优势是经过系统的功率损耗最小，因此它们发射或反射所有光线。
用于图11所示的光束传递光学系统的自适应光学装置1001的优选实施例如图12A所示。特别地，变形反射镜（deformable mirror，DM）1108可以用作自适应光学元件。变形反射镜可以从几个生产商那里买到，比如法国的Imagine Optic of Orsay和马萨诸塞州的Boston Micromachines Corporation of Cambridge。参考图12A，来自于PBSC314的输入激光束1102通过PBSC1104进入自适应光学装置1001，使得光束沿着垂直于DM1108表面的路径穿过四分之一波片（quarter wave-plate(QWP)）1106。QWP1106的功能是将输入光束1102的线性偏振光转换成圆形偏振光，在被DM1108反射回来之后，QWP1106再将圆形偏振光转换回线性偏振光。但是，经过QWP1106两次转换之后，输出光束1110的线性偏振相对于输入光束1102的线性偏振旋转了90°，所以输出光束1110从PBSC1104的另一个面离开。本实施例的优势在于激光束垂直于DM1108传递，最大化了DM1108的动态范围。
在另一个实施例中，图12B所示的自适应光学装置100可用于图11所示的光束传递光学系统1000，其中输入光束1102被第一反射表面1212反射进入DM1108，然后进一步被反射进入第二反射表面1214，第二反射表面1214反射输出光束1110。
需要注意的是，DM1108可以被其他类型的自适应光学元件替代，例如从哥伦比亚的Boulder Nonlinear Systems of Lafayette购买的液晶空间光调制器。还需要注意的是，自适应光学装置1001、100在图11的光束传递光学系统1000中的位置可以变动，而不脱离本发明的保护范围。例如，自适应光学装置1001、100可以被放置在激光束304和光开关310之间的沿着激光束路径的任何地方，快速路径319中沿着激光束的光束扩大器前后任何地方或者沿着激光束的PBSC324和旋转光学系统1002之间的任何地方。
x-y-z平移装置1003的优选实施例如图13所示。来自于慢速路径316或快速路径319的输入光束1302平行于第一线性位移平台（translation stage）1304移动的X轴进入x-y-z平移装置1003，然后被安装在第一位移平台1304上面的第一反光镜1306以90°角反射。被第一反光镜1306反射后，激光束1302平行于第二线性位移平台（translation stage）1308移动的X轴穿行，然后被安装在第二线性位移平台1308上面的第二反光镜1310以90°角反射。第二线性位移平台1308安装在第一线性位移平台1304的上面。如图13所示，孔径1312形成在第二线性位移平台1308的中心，以使得被反光镜1310反射的光束1302通过。在被第二反光镜1310反射以后，光束1302平行于第三线性位移平台1314移动的Z轴运行，穿过第三线性位移平台1314的开口，且沿着旋转光学系统1002的旋转轴。移动的x、y和z轴相互垂直。
x-y-z平移装置可能有其他实施例。例如，图13所示的x-y-z交错的线性位移平台可以被自动化的六足结构（hexapod structure）替代，激光束能够被铰接光学机械臂（articulated opto-mechanical arm）转递到旋转光学系统1002，铰接光学机械臂使得激光束在x-y-z方向上平移。另外一种平移激光束的方法是去掉x-y-z平移装置1003，将整个激光系统（包括激光源和旋转光学系统）安装在一个能够在x-y-z方向上移动的平台上。
旋转光学系统1002的优选实施例如图14所示。旋转光学系统的第一三个反光镜1402、1404、1406相对于旋转平台1408固定（另一个实施例是这三个固定的反光镜可以是具有三个反光表面的多面的棱镜）。第四个反光镜1410和聚焦透镜1412一起被安装在径向位移线性平台1414上（总移动范围为7-8mm），径向位移线性平台1414被安装在旋转平台1408上。来自于快递路径319或慢速路径316的激光束被x-y-z平移装置1003沿着旋转轴转递到旋转光学系统1002。如图14所示，激光束被第一三个反光镜1402、1404、1406反射，转递进入第四反光镜1410，反光镜1410引导激光束穿过聚焦透镜1412。当径向位移线性平台1414处于0位点，而旋转平台运动时，激光束的焦点保持固定不动。当径向位移线性平台1414沿远离 旋转轴的方向移动R距离，而旋转平台1002运动时，激光束的焦点画出半径为R的圆形1330。
使用旋转光学系统1002中的径向位移线性平台1414和x-y-z平移装置1003中的Z线性平台，可以在眼睛内任意径向位置和z深度（在线性移动平台的范围内)形成关于旋转轴旋转对称的切口。因此，本发明描述的眼科激光系统在角膜和晶状体前囊(比如CCIs、LRIs和囊切开术)形成切口方面是完美的，切口通常是关于角膜轴线或晶状体前囊轴线旋转对称的图形。图15显示了典型的弧形切口的俯视图，该切口是通过快速路径319形成形成激光束的情况下，沿着一个或多个圆形图形切割的。
但是，上述所提到的眼睛内的切口都是通过快速激光束切割的，因此，不得不利用自适应光学装置1001、100以及眼睛内光束焦点（腰）的实时定位校正激光束的像差。在将要治疗的眼睛的三维生物统计被计算后（所有位点，厚度以及角膜、前囊和晶状体的曲率），将所有切口的预期图形设定到系统中。然后，基于生物统计学和所设定的切口图形，理论上计算由于透明组织反射而引起的激光束光学像差，并在三位空间标注出来。激光束的像差将会随着Z方向焦点的位置（由x-y-z平移装置1003中的Z平台1314控制）、径向位移（由旋转光学系统1002的径向位移线性平台1414控制）以及方位角（由旋转平台608的位置控制）而变化。自适应光学系统1001、100随后被设定根据激光束相对于所计算的生物统计数据的三维聚焦位点实时校正像差。图16A是无像差波前被传递到光学系统，在穿过覆盖窗口（coverwindow）、角膜和眼睛其他位点后，在到达焦点前导致像差波前的示意图。图16B是快速路径形成的激光束被各个透明组织反射后引起的像差被自适应光学设备校正的示意图。需要注意的是，自适应光学设备1001、100不得不实时动态改变补偿波前，以跟随治疗眼睛内聚焦的激光束像差的改变，所述像差具有相对位点。
在晶状体碎片切口（fragmentation cuts）的情况下，切口是由慢速激光束(大F/#)产生的，如图17A所示，横向弧形切口通常和圆形切口一起使用以形成馅饼状的片段(见靠近图形中心的三角形状片段)和矩形状片段(见远离图形中心的片段)。形成图17A的圆形切口的可能的方法是关掉激光， 通过x-y-z平移装置1003移动旋转光学系统1002的轴线，使得它与眼睛的轴线相一致。接下来，通过移动径向移动平台1414控制光学系统1002发射的激光束(334或336)的径向位置。然后，通过x-y-z平移装置1003的线性移动平台1314控制激光束焦点的z位点。一旦径向和z位点被设定，激光即被打开，旋转平台1408的全旋转导致眼睛特定深度处圆形切口的形成。通过改变聚焦激光束在眼睛内的深度以及通过移动线性移动平台1314和旋转平台1408改变径向半径而形成其他圆形切口。
需要注意的是，在操作中，反光镜1502和1506的旋转是同步的，从而使得激光束302仅仅穿过快速路径319或慢速路径316。此外，在反光镜1502和1506的旋转过程中，激光束302被停止或激光束304被关闭。
也可能有图15中的光开关310的其他实施例。例如，反光镜1502和1506能够被声光偏转器（acusto-opto deflectors）、自适应光学偏转器或常规的分束器(例如，50/50分束)替代。如果使用常规的分束器，部分激光束302将会同时出现在快速路径319和慢速路径316上。每个快速路径和慢速路径上都有开关（shutter），从而在随时关闭其中一个时，激光束将继续穿行而不被关闭。
如之前图11和图18所示的系统1000和1500的操作原则是在不同路径上分离快速和慢速激光束。如图19和图20所示，有可能在共同路径上产生快速和慢速激光束。关于图19所示的实施例，光束传递光学系统1600包括由激光源304产生的激光束302，通过反光镜306、308传递到自适应光学装置1001、100以及光束扩大器320。如图19所示，激光束302通过可变的孔径1602转变，孔径1602能够定位在单一路径的不同位点。在操作中，可变的孔径1602被控制以具有第一孔径大小，第一孔径大小产生的激光束的F/#值类似于图11和图18的系统1000和1500的慢速路径上的激光束。可变的孔径1602也可以被控制以具有第二孔径大小，第二孔径大小产生的激光束的F/#值类似于图11和图18的系统1000和1500的快速路径上的激光束。在形成特定的激光束（快速或慢速）后，激光束以类似于之前描述的图11和图18的系统1000和1500的方式穿过x-y-z平移装置1003和旋转光学系统1002。
需要注意的是，在图20所示的另一个实施例中，光束传递光学系统1700与图19的系统1600相同，其中可变的孔径1602被放大倍数可变的光束扩大器1702替代，例如由新泽西州的Special Optics of Wharton制备和销售的型号为VIS-NIR56Ο-30-1-4χ-λ和2-8Χ-λ的电动变焦光束扩大器。与图19所示的改变孔径大小以产生不同F/#的激光束不同，光束扩大器1702改变激光束的放大倍数以具有不同的F/#值。因此，系统1700的操作方式与系统1600的操作方式类似。需要注意的是，激光扩大器1700也可以被安置在激光源304之内，激光源304和反光镜306之间，反光镜306和308之间或反光镜308与自适应光学设备1001、100之间。
本发明的技术人员可以对本发明的实施例进行等同变换而不脱离本发明的保护范围。因此，本发明的保护范围不限于所公开的具体实施例，依据本发明的思想所做出的改进均在本发明的保护范围内。例如，可以使用其他的光学元件以实现图4、8-11以及18-20中快速和慢速路径的转换。此外，其他的光学配置和/或元件可用于图4、8-11、14、18-20中的部件332、328和/或1002，而不脱离本发明的保护范围。

Claims (50)

1.一种激光系统，包括：
产生激光束的激光源；
接收所述激光束且选择性地将所述激光束发送到快速路径或慢速路径的光开关，其中所述快速路径中的所述激光束有第一F/#，所述慢速路径中的所述激光束具有第二F/#，所述第二F/#的值高于所述第一F/#的值,其中F/#指相对于所述系统孔径的焦距；
位于所述慢速路径中且接收来自所述光开关的所述激光束的无焦光学系统；
接收来自所述慢速路径的第一激光束或来自所述快速路径的第二激光束的x-y扫描仪；
接收来自所述x-y扫描仪的扫描激光束的扫描透镜系统，所述扫描透镜系统仅在所述扫描激光束由所述快速路径中的所述激光束产生的情况下对所述扫描激光束进行Z-扫描；以及
接收来自所述扫描透镜系统的激光束的非球面病人界面设备。
2.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的光开关包括彼此相连的λ/2波片和偏振分束器立方。
3.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的光开关包括转镜，所述转镜能够旋转到第一位置从而使得所述激光束被引导到所述慢速路径，所述转镜能够旋转到第二位置从而使得所述激光束被引导到所述快速路径。
4.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的光开关包括声光偏转器。
5.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的光开关包括自适应光学偏转器。
6.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的光开关包括常规的分束器。
7.如权利要求1所述的激光系统，进一步包括位于快速路径中的光束扩大器，所述光束扩大器接收来自所述光开关的所述激光束。
8.如权利要求7所述的激光系统，其中所述光束扩大器产生的激光束的放大倍数等于第一F/#与第二F/#的比值。
9.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的非球面病人界面设备与眼睛角膜接触，并引导所述扫描透镜系统中的所述扫描激光束到1)所述角膜，仅在所述扫描激光束由所述快速路径中的所述激光束产生的情况下；或者2)所述眼睛的晶状体，仅在所述扫描激光束由所述慢速路径中的所述激光束产生的情况下。
10.如权利要求9所述的激光系统，其中所述的非球面病人界面设备包括弯月非球面精密玻璃模制透镜。
11.如权利要求10所述的激光系统，其中所述弯月非球面精密玻璃模制透镜具有以下特征：a)2mm中心厚度；b)弯月形状；c)BK-7玻璃；以及d)18mm直径。
12.如权利要求10所述的激光系统，其中所述的非球面病人界面设备包括用偶次非球面方程进行描述的顶表面以及用二次曲线方程进行描述的底表面。
13.如权利要求9所述的激光系统，其中当利用来自所述快速路径的激光束在所述角膜的不同径向位置和不同深度切割所述角膜时，所述的扫描透镜系统和所述非球面病人界面设备减少了像差。
14.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的扫描透镜系统包括彼此相连的第一透镜、第二透镜、第三透镜和第四透镜。
15.如权利要求14所述的激光系统，其中所述的第二透镜和第三透镜位于所述的第一透镜和第四透镜中间，其中所述第二透镜和第三透镜相对于彼此静止，所述第一透镜和第四透镜能够相对于所述第二透镜和第三透镜同步移动。
16.如权利要求15所述的激光系统，其中所述的扫描透镜系统进一步包括驱动器，以同步移动所述第一透镜和所述第四透镜。
17.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的无焦光学系统通过改变所述慢速路径中的所述激光束的发散度对眼睛进行z-扫描。
18.如权利要求1所述的激光系统，其中所述的无焦系统包括：第一负透镜、第二负透镜、第一正透镜和第二正透镜，其中所述的第一正透镜位于第一负正透镜和第二正透镜之间，所述的第二负透镜位于第一正透镜和第二正透镜之间。
19.如权利要求18所述的激光系统，其中所述的第一正透镜和所述的第二正透镜位置固定，所述的第一负透镜和所述的第二负透镜相对于所述的第一正透镜和所述的第二正透镜同步移动。
20.如权利要求1所述的激光系统,其中所述第一F/#的数值范围在F/1.5到F/4之间。
21.一种激光系统，包括：
产生沿着路径的激光束的激光源；
位于所述路径中并接收来自所述激光源的所述激光束的无焦光学系统；
位于所述路径中并改变所述激光束从而使得所述激光束具有第一F/#值或第二F/#值的F/#变换元件；其中F/#指相对于所述系统孔径的焦距；
接收具有所述第一F/#值或所述第二F/#值的所述已改变激光束的x-y扫描仪；
接收来自所述x-y扫描仪的扫描激光束的扫描透镜系统，所述扫描透镜系统仅在所述已改变激光束具有所述第一F/#值的情况下对所述扫描激光束进行z-扫描；以及
接收来自所述扫描透镜系统的激光束的非球面病人界面设备。
22.如权利要求21所述的激光系统，其中所述的F/#变换元件包括可变的光束扩大器。
23.如权利要求21所述的激光系统，其中所述的F/#变换元件包括可变的孔径。
24.如权利要求21所述的激光系统，其中所述的非球面病人界面设备与眼睛角膜接触，并引导所述扫描透镜系统中的所述扫描激光束到1)所述角膜，仅在所述扫描激光束由快速路径中的所述激光束产生的情况下；或者2)所述眼睛的晶状体，仅在所述扫描激光束由慢速路径中的所述激光束产生的情况下。
25.如权利要求24所述的激光系统，其中所述的非球面病人界面设备包括弯月非球面精密玻璃模制透镜。
26.如权利要求25所述的激光系统，其中所述弯月非球面精密玻璃模制透镜具有以下特征：a)2mm中心厚度；b)弯月形状；c)BK-7玻璃；以及d)18mm直径。
27.如权利要求26所述的激光系统，其中所述的非球面病人界面设备包括用偶次非球面方程进行描述的顶表面以及用二次曲线方程进行描述的底表面。
28.如权利要求21所述的激光系统，其中当利用来自快速路径中的所述激光束在角膜的不同径向位置和不同深度切割所述角膜时，所述的扫描透镜系统和所述非球面病人界面设备减少了像差。
29.如权利要求21所述的激光系统，其中所述的扫描透镜系统包括彼此相连的第一透镜、第二透镜、第三透镜和第四透镜。
30.如权利要求29所述的激光系统，其中所述的第二透镜和第三透镜位于所述的第一透镜和第四透镜中间，其中所述第二透镜和第三透镜相对于彼此静止，所述第一透镜和第四透镜能够相对于所述第二透镜和第三透镜同步移动。
31.如权利要求30所述的激光系统，其中所述的扫描透镜系统进一步包括驱动器，以同步移动所述第一透镜和所述第四透镜。
32.如权利要求21所述的激光系统，其中所述的无焦光学系统通过改变慢速路径中的所述激光束的发散度对眼睛进行z-扫描。
33.如权利要求21所述的激光系统，其中所述的无焦光学系统包括：第一负透镜、第二负透镜、第一正透镜和第二正透镜，其中所述的第一正透镜位于第一负正透镜和第二正透镜之间，所述的第二负透镜位于第一正透镜和第二正透镜之间。
34.如权利要求33所述的激光系统，其中所述的第一正透镜和所述的第二正透镜位置固定，所述的第一负透镜和所述的第二负透镜相对于所述的第一正透镜和所述的第二正透镜同步移动。
35.一种眼科激光系统，包括：
产生激光束的激光源；
接收所述激光束且选择性地将所述激光束发送到快速路径或慢速路径的光开关，其中在所述快速路径中所述激光束有第一F/#，在所述慢速路径中所述激光束具有第二F/#，所述第二F/#的值高于所述第一F/#的值；其中F/#指相对于所述系统孔径的焦距；
位于所述快速路径中且接收来自所述光开关的所述激光束的自适应光学设备；
接收来自所述慢速路径的第一激光束或来自所述快速路径的第二激光束的x-y-z平移设备；以及
接收来自所述x-y-z平移设备的激光束的旋转光学系统，所述旋转光学系统围绕所述旋转光学系统的旋转轴对所述接收到激光束进行部分或全部循环扫描，其中所述旋转光学系统能够移动从而改变所述部分或全部循环扫描的半径，所述部分或全部循环扫描位于患者的眼睛中；以及
其中所述的自适应光学设备校正从所述快速路径中接收到所述激光束，从而使得所述部分或全部循环扫描中的像差明显减少。
36.如权利要求35所述的眼科激光系统，其中所述的光开关包括彼此相连的λ/2波片和偏振分束器立方。
37.如权利要求35所述的眼科激光系统，其中所述的光开关包括转镜，所述转镜能够旋转到第一位置从而使得所述的激光束被引导到所述慢速路径，所述转镜能够旋转到第二位置从而使得所述的激光束被引导到所述快速路径。
38.如权利要求35所述的眼科激光系统，其中所述的光开关包括声光偏转器。
39.如权利要求35所述的眼科激光系统，其中所述的光开关包括自适应光学偏转器。
40.如权利要求35所述的眼科激光系统，其中所述的光开关包括常规的分束器。
41.如权利要求35所述的眼科激光系统，进一步包括位于快速路径中的光束扩大器，所述光束扩大器接收来自所述光开关的所述激光束。
42.如权利要求41所述的眼科激光系统，其中所述光束扩大器产生的激光束的放大倍数等于第一F/#与第二F/#的比值。
43.如权利要求35所述的眼科激光系统，其中所述的自适应光学系统包括光束分离装置，所述光束分离装置接收来自所述光开关的所述快速路径中的所述激光束，且引导所述快速路径中的所述激光束到可变形反射镜，所述可变形反射镜再次引导所述快速路径中的所述激光束到所述光束分离装置，所述光束分离装置反过来引导所述激光束到所述x-y-z平移设备。
44.如权利要求43所述的眼科激光系统，其中所述的光束分离装置包括偏振分束器立方。
45.如权利要求44所述的眼科激光系统，进一步包括四分之一波片，所述四分之一波片接收来自所述光束分离装置的所述快速路径中的所述激光束，且引导所述快速路径中的所述激光束到所述可变形反射镜。
46.一种如权利要求35所述的眼科激光系统，其中所述的旋转光学系统包括：
围绕所述旋转轴旋转的旋转平台，所述旋转平台接收来自所述x-y-z平移设备的所述第一激光束或第二激光束；以及
放置在所述旋转平台内的径向移动平台，使得所述径向移动平台跟着所述旋转平台一起旋转，其中所述径向移动平台相对于所述旋转平台移动，且所述径向移动平台包括接收和聚焦来自所述旋转平台的所述第一激光束或所述第二激光束的透镜。
47.一种如权利要求43所述的眼科激光系统，其中所述的旋转光学系统包括：
围绕所述旋转轴旋转的旋转平台，所述旋转平台接收来自所述x-y-z平移设备的所述第一激光束或第二激光束；以及
放置在所述旋转平台内的径向移动平台，使得所述径向移动平台跟着所述旋转平台一起旋转，其中所述径向移动平台相对于所述旋转平台移动，且所述径向移动平台包括接收和聚焦来自所述旋转平台的所述第一激光束或所述第二激光束的透镜。
48.一种眼科激光系统，包括：
产生激光束的激光源；
接收所述激光束且选择性地将所述激光束发送到快速路径或慢速路径的光开关，其中在所述快速路径中所述激光束有第一F/#，在所述慢速路径中所述激光束具有第二F/#，所述第二F/#的值高于所述第一F/#的值；其中F/#指相对于所述系统孔径的焦距；
接收来自所述光开关的所述快速路径激光束或所述慢速路径激光束的自适应光学设备；
接收来自所述自适应光学设备的所述慢速路径激光束或所述快速路径激光束的x-y-z平移设备；以及
接收来自所述x-y-z平移设备的激光束的旋转光学系统，且所述旋转光学系统围绕所述旋转光学系统的旋转轴对所述接收到激光束进行部分或全部循环扫描，其中所述旋转光学系统能够移动从而改变所述部分或全部循环扫描的半径，所述部分或全部循环扫描位于患者的眼睛中；以及
其中所述的自适应光学设备校正快速激光束，从而使得沿着所述部分或全部循环扫描的像差明显减少。
49.如权利要求48所述的眼科激光系统，其中所述光开关包括光束扩大器。
50.如权利要求48所述的眼科激光系统，其中所述光开关包括放大倍数可变的光束扩大器。
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