TWI583348B - 眼睛造影之方法及造影系統 - Google Patents

Description

眼睛造影之方法及造影系統

本發明係關於造影技術及系統，包括眼科手術之光學斷層掃描造影系統。

眼睛可產生許多問題，尤其是老年人，這些問題會減少眼睛視覺的能力與精準度。眼科醫療追求改善惡化的眼睛功能，其中一種嚴重的眼睛疾病就是白內障，白內障會導致水晶體起霧、水晶體混濁不清並且導致視力喪失。白內障手術的主要目的在於用人造水晶體替代功能有缺陷的天然水晶體，恢復眼睛的視力。

本說明書內描述的光學造影技術與系統根據光學斷層掃描造影，提供高傳真光學造影，並且在其他應用當中，可用於眼科手術以及造影導引手術內的光學造影。

例如：眼睛造影的方法可包括下列步驟：相對於一頻域光學斷層掃描(Spectral Domain Optical Coherence Tomographic，SD-OCT)造影系統定位該眼睛，該眼睛具有一第一和一第二結構，以及利用下列方式使用該SD-OCT造影系統對該眼睛造影：選取該第一眼睛結構的直接影像和鏡射影像的其中之一，並且產生對應至該第一眼睛結構的所選影像之第一影像部分；選取該第二眼睛結構的直接影像和鏡射影像的其中之一，並且產生對應至該第二眼睛結構的所選影像之第二影像部分；以及抑制該第一和第二結構的該等未選取影像。

在某些實施當中，該抑制未選取影像的步驟包括下列至少其中之一：避免顯示所產生的未選取影像；產生該等未選取影像，但不顯示該等未選取影像；或執行一計算步驟，避免產生該等未選取影像。

在某些實施當中，該產生第一和第二影像部分包括：當該第一和第二影像部分的至少其中之一為鏡射影像時，轉換該第一和第二影像部分的其中之一來產生該第一和第二結構的一生物代表影像。

在某些實施當中，該眼睛造影步驟包括調整該SD-OCT造影系統的參考深度，以在對應的影像深度上產生該第一和第二眼睛結構之直接與鏡射影像，使得可分辨該第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像。

在某些實施當中，該分辨第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像之步驟包括下列至少其中之一：辨識該等影像的空間差異；套用圖案辨識方法；分辨該等影像的信號特性；運用關於眼睛的既有知識；或根據一診斷運用關於該眼睛的知識。

在某些實施當中，重複執行調整該參考深度以及分辨該第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像之該等步驟。

在某些實施當中，該第一結構為該眼睛水晶體的前囊層，並且該第二結構為該眼睛水晶體的後囊層。

在某些實施當中，該眼睛的造影步驟包括調整該SD-OCT造影系統的參考深度，使得該第一影像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列其中之一：該角膜的直接影像-該前囊層的直接影像-該後囊層的鏡射影像；該角膜的直接影像-該後囊層的鏡射影像-該前囊層的直接影像；以及該後囊層的鏡射影像-該角膜的直接影像-該前囊層的直接影像。

在某些實施當中，該眼睛的造影步驟包括調整該SD-OCT造影系統的參考深度，使得該第一影像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列其中之一：該角膜的鏡射影像-該前囊層的鏡射影像-該後囊層的直接影像；該角膜的鏡射影像-該後囊層的直接影像-該前囊層的鏡射影像；以及該後囊層的直接影像-該角膜的鏡射影像-該前囊層的鏡射影像。

在某些實施當中，該調整參考深度的步驟包括調整該SD-OCT造影系統的一參考鏡射之位置；以及調節該SD-OCT造影系統的一延遲元件。

在某些實施當中，該眼睛造影步驟包括內差式造影。

在某些實施當中，該眼睛造影步驟包括調整將近該參考深度的造影範圍，導致該第一和第二結構位於該造影範圍內。

在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟包括調整該SD-OCT造影系統的中央波長與波長解析度的至少其中之一。

在某些實施當中，該調整步驟包括調整該造影範圍位於0-15 mm範圍內。

在某些實施當中，該調整步驟包括調整該造影範圍位於該5-15 mm範圍內。

在某些實施當中，該眼睛造影步驟包括調整將近一焦點深度的Rayleigh範圍，導致該造影範圍小於該Rayleigh範圍的4倍。

在某些實施當中，該調整參考深度的步驟包括調整該參考深度位於該2-15 mm的範圍內。

在某些實施當中，該定位眼睛的步驟包括下列至少其中之一：將眼睛依靠到該SD-OCT造影系統的一介面，固定該眼睛，或將該眼睛相對於該SD-OCT造影系統的一移動範圍降至最低。

在某些實施當中，該SD-OCT造影系統為光譜儀型OCT(Spectrometer Based OCT，SB-OCT)以及掃描式OCT(Swept Source OCT，SS-OCT)造影系統的其中之一。

在某些實施當中，該眼睛的造影包括建立單一z-掃描、建立平面z-掃描、延著一掃描線建立z-掃描或在一光柵圖案內建立z-掃描的至少其中之一。

在某些實施當中，用於眼睛造影的一造影系統包括一頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統，其相對於該SD-OCT造影系統定位該眼睛，該眼睛具有一第一和一第二結構；從該第一結構的直接影像與鏡射影像中選取來產生第一影像部分；從該第二結構的直接影像與鏡射影像中選取來產生第二影像部分；以及抑制該第一和第二結構的未選取影像。

在某些實施當中，該SD-OCT造影系統包括：一造影光源，其輸出造影光；一或多個分光器，其將該造影光分成一造影光束和一參考光束；以及將一返回的造影光部分與一返回的參考光部分統一成干涉光；一參考裝置，其返回該參考光部分，具有與一參考距離成比例的時間差；以及一干涉分析儀，其接收該干涉光；以及產生眼睛的SD-OCT影像。

在某些實施當中，該SD-OCT為光譜儀型OCT(SB-OCT)以及掃描式OCT(SS-OCT)的其中之一。

在某些實施當中，該參考裝置經過配置使得該返回的參考光部分相對於該返回的造影光部分為先到或後到的其中之一。

在某些實施當中，該參考鏡射的參考距離關聯於該眼睛內一參考深度，其中該干涉分析儀在該參考深度上具有最高造影敏感度。

在某些實施當中，該第一結構為眼睛的水晶體之前囊層；該第二結構為該眼睛的水晶體之後囊層；該參考距離可調整來設定該參考深度，使得該第一影像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列其中之一：該後囊層的鏡射影像-該前囊層的直接影像-該角膜的直接影像；該前囊層的直接影像-該後囊層的鏡射影像-該角膜的直接影像；以及該前囊層的直接影像-該角膜的直接影像-該後囊層的鏡射影像。

在某些實施當中，該第一結構為眼睛的水晶體之前囊層；該第二結構為該眼睛的水晶體之後囊層；該參考距離可調整來設定該參考深度，使得該第一影像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列其中之一：該後囊層的直接影像-該前囊層的鏡射影像-該角膜的鏡射影像；該前囊層的鏡射影像-該後囊層的直接影像-該角膜的鏡射影像；以及該前囊層的鏡射影像-該角膜的鏡射影像-該後囊層的直接影像。

在某些實施當中，該參考深度可調整來控制該參考深度位於2-15 mm的範圍內。

在某些實施當中，該SD-OCT造影系統控制將近該參考深度的造影範圍進入0 mm-15 mm與5 mm-15 mm其中之一的範圍內。

在某些實施當中，該SD-OCT造影系統利用下列至少其中之一來抑制該等未選取影像：避免顯示所產生的未選取影像；產生該未選取影像，但不顯示該等未選取影像；或執行一計算步驟，避免產生該等未選取影像。

在某些實施當中，該方法包括下列步驟：相對於一頻域光學斷層掃描(Spectral Domain Optical Coherence Tomographic，SD-OCT)造影系統定位該物體，其中該物體包括位於一低對比媒介內的高對比結構；使用該SD-OCT造影系統，產生該高對比結構的影像，該影像對應至該高對比結構的直接影像與鏡射影像的其中之一；以及抑制該高對比結構的未選取影像。

在某些實施當中，該產生高對比結構的影像之步驟包括：調整該SD-OCT造影系統的參考深度，以在一影像深度上產生該高對比結構的影像，使得可分辨出該高對比結構的影像與一第一結構的第一影像之差異。

在某些實施當中，該調整參考深度的步驟包括利用下列至少其中之一分辨該高對比結構的影像與該第一影像之差異：辨識該高對比結構的影像與該第一影像之空間差異；套用圖案辨識方法；分辨該高對比結構的影像與該第一影像之單一特性；運用關於該物體的既有知識；或根據一診斷運用關於該物體的知識。

在某些實施當中，該產生高對比結構的影像之步驟包括內差式造影。

在某些實施當中，該產生高對比結構的影像之步驟包括：設定該SD-OCT造影系統的參考深度；以及調整將近該參考深度的造影範圍，導致該造影範圍涵蓋該高對比結構。

在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟包括：調整該SD-OCT造影系統的中央波長與波長解析度的至少其中之一，導致該造影範圍涵蓋該高對比結構。

在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟包括調整該造影範圍至0 mm-15 mm與5 mm-15 mm的範圍其中之一內。

在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟包括調整該參考深度位於2 mm-15 mm的範圍內。

在某些實施當中，該調整造影範圍的步驟包括：調整該SD-OCT造影系統的焦點深度，以及調整將近該SD-OCT造影系統的該焦點深度之Rayleigh範圍，導致該造影範圍小於該Rayleigh範圍的4倍。

在某些實施當中，一手術雷射系統包括：一手術雷射產生系統；以及一頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統，其耦合至該手術雷射產生系統，其中該SD-OCT造影系統：在一低對比媒介內將具有高對比結構的一物體造影；產生該高對比結構的影像，該影像對應至該高對比結構的直接影像與鏡射影像的其中之一；以及抑制該高對比結構的未選取影像。

在某些實施當中，該SD-OCT造影系統包括：一造影光源，其輸出造影光；一或多個分光器，其將該造影光分成一造影光束和一參考光束；以及將一返回的造影光束部分與一返回的參考光束部分統一成干涉光；一參考鏡子，其返回該參考光束部分，定位在一參考距離上；以及一干涉分析儀，其接收該干涉光束；以及產生眼睛的SD-OCT影像。

在某些實施當中，該SD-OCT為光譜儀型OCT(SB-OCT)以及一掃描式OCT(SS-OCT)的其中之一。

在某些實施當中，該參考鏡射的參考距離關聯於眼睛內的參考深度，其中該干涉分析儀在該參考深度上具有最高造影敏感度。

在某些實施當中，該參考距離可調整來控制該參考深度位於2-15 mm的範圍內。

在某些實施當中，該SD-OCT造影系統設置成控制將近該參考深度的造影範圍進入0 mm-15 mm與5 mm-15 mm其中之一的範圍內。

在某些實施當中，該SD-OCT造影系統利用下列至少其中之一來抑制該未選取影像：避免顯示所產生的未選取影像；產生該未選取影像，但不顯示該未選取影像；或執行一計算步驟，避免產生該未選取影像。

本說明書會在圖式、說明以及申請專利範圍內詳細描述用於光學造影的該等技術與系統之上述與其他態樣。

第一A圖例示一般人類的眼睛1。眼睛1的已知主要結構單元包括水晶體5、角膜10、瞳孔20、虹膜30、視網膜40、充滿玻璃體液的眼睛中央房以及經由視神經通往大腦的視網膜視覺刺激。

第一B圖例示放大的水晶體5之側視圖。從細部圖來看，水晶體5係含於囊袋51中，該囊袋的厚度通常為20微米的等級。該囊袋具有囊袋前表面51A和囊袋後表面51P，以入射光方向作為參考軸。水晶體由水晶體前表面52A與水晶體後表面52P所界定。在水晶體5內部，硬核53呈現白內障性之透明性喪失，其被包埋於有時稱為皮層54的較軟外殼內。水晶體的整體延伸程度取決於許多因素，包括病患的年紀。其z軸方向之延伸程度在6-8 mm的範圍內變動，並且其徑向(即Z軸之橫向)延伸程度為5 mm的等級。白內障部分，典型為硬核53，通常具有2-6 mm的z軸長度，其取決於許多因素。

在白內障手術中，通常在借助於所謂的超音波乳化(phaco)技術下，藉由***手術裝置來切除、割開或碎裂硬核53。然後藉由施行真空抽吸，經由水晶體前表面52A和囊袋51上的圓形開口，從囊袋51中將硬核53的破片或碎屑以及較軟且較液化的皮層54接續移除。此圓形開口由稱為囊袋切開術(capsulotomy)或囊袋撕開術(capsulorhexys)的處理所形成。然後藉由將人工水晶體(Intra Ocular Len，IOL)***空囊袋51，恢復眼睛的視覺性能以及真正視力，而完成這項手術。

過去四十多年來，白內障手術主要在借助於超音波乳化裝置及/或流體加熱裝置下用手持手術工具來執行。鑑於手術目標相當敏感，所以主要精力都集中在開發提高精準度的眼科手術系統。近年來，嘗試用手術雷射系統取代傳統手術工具，這些雷射系統能夠在切除囊袋51以及硬核53時提供超高的精準度：精準到幾微米，而不是超音波乳化技術通常所達到之幾百微米或甚至幾毫米。

藉由整合造影系統與手術雷射系統，可提高雷射式白內障手術系統的精準度。這種造影系統可以高精準度決定水晶體前表面與水晶體後表面52A-52P之位置，以指引水晶體手術過程。

這些水晶體手術步驟包括囊袋切開術、囊袋撕開術以及囊袋裂解術(capsulo-lysis)。囊袋切開術的精準度是控制IOL之共軸性的關鍵因素，共軸性為使所***IOL的性能最佳化所必需，因為IOL之偏心放置會導致接受手術的眼睛產生散光或其他視力偏差。相對來說，水晶體割開的精準度對於確保整個水晶體被適當地碎裂十分重要。

一種特別有效率的造影技術稱為光學斷層掃描，或OCT。在OCT技術當中，造影光分成造影光束和參考光束，此等光束藉由被造影之物體以及參考鏡片而被送回造影系統，並且合併成為結合的干涉光束。此干涉光束可在時域或頻域中內分析，時域或頻域為OCT技術的二個主要實現區。

不過因為該OCT技術具有許多缺點，因此需要改善該OCT技術，以提高雷射式白內障手術系統的效率。

已知的OCT技術挑戰就是俗稱的「複雜模糊」問題，因為該干涉圖案關聯於干涉影像光束與參考光束總和的幅度平方，如此展現出厄米特(Hermitean)對稱，而產生此問題。換句話說，在偵測到光波時，只記錄幅度並且丟失相位資訊。如此，一波及其複雜共軛產生相同的干涉圖案。這樣在試圖重建原始光波時，產生模糊。由於無法解決此模糊，OCT造影系統產生目標物體的直接影像以及鏡射影像，複雜模糊的人為產物。

第二圖例示從OCT內影像複製所產生的複雜模糊問題。左窗格顯示當後囊層的鏡射影像與該後囊層的直接影像重疊之情況，右窗格顯示當該後囊層的鏡射影像與前囊層的直接影像重疊之情況。在這兩種情況下，這些重疊影像無法分辨並且導致模糊，可能混淆外科醫師，危及到眼科手術的成功。這種複雜模糊的挑戰到今天都還困惑系統設計師，現有方法並無法解決模糊並且隔離與產生目標物體的直接影像，因此迫切需要將前囊層與後囊層造影，精確導引水晶體的囊袋切開與切碎。

本說明書內描述的光學造影技術與系統根據光學斷層掃描造影，提供高傳真光學造影，並且在其他應用當中，可用於眼科手術以及造影導引手術內的光學造影。所描述的光學造影技術及系統可用多種方式實施，減輕OCT內複雜模糊伴隨的技術問題。

第三A圖例示實施方法100，以提供去除OCT技術複雜模糊問題的眼科手術應用之影像。

眼睛造影的方法100之某些具體實施例包括下列步驟：(110)-相對於一頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統定位該眼睛，該眼睛具有一第一和一第二結構；以及(120)-利用下列方式使用該SD-OCT造影系統對該眼睛造影：(130)-選取該第一眼睛結構的直接影像與鏡射影像的其中之一，並且產生對應至該第一眼睛結構的所選影像之第一影像部分；(140)-選取該第二眼睛結構的直接影像與鏡射影像的其中之一，並且產生對應至該第二眼睛結構的所選影像之第二影像部分；以及(150)-抑制該第一和第二眼睛結構的該等未選取影像。下面將詳細說明這些步驟。

此後本專利申請書內所用的「影像」與「眼睛結構」等詞可代表部分影像以及部分眼睛結構，因為OCT掃描通常只造出完整目標的部份影像，使得所產生的影像通常為部分影像，呈現出該眼睛結構的一部分。如此，將當成部分影像的許多眼睛結構當中的許多影像組合在一起，就可建立眼睛的單一影像。

在步驟110內，眼睛可相對於該OCT造影系統定位。有大量方式定位該眼睛，包括將吊架下降到眼睛上方，直到病患介面或物鏡前段接觸該眼睛。某些系統使用真空系統產生病患介面與眼睛之間的抓取力量，相對該造影系統有效固定該眼睛。其他方式使用機械裝置，像是用皺摺表面輕壓入該角膜。

該造影系統可為光學斷層掃描(OCT)造影系統。方法100的具體實施例通常運用頻域(SD)OCT技術，取代時域OCT技術。該SD-OCT技術可由光譜儀型OCT(SB-OCT)或掃描式OCT(SS-OCT)造影系統實行，經過證實，頻域OCT技術比時域OCT系統在品質上來說更好，精準度更高。

在步驟120內，使用SD-OCT系統建立眼睛的影像。若未遵照方法100的步驟實行該SD-OCT，則產生該造影物體的直接與鏡射影像。如上述，此影像增生導致造影模糊，使得傷害該OCT造影系統用於眼科或其他任何應用之效用。

第二圖例示由SD-OCT所造影的囊袋51之範例，此時產生前囊層與後囊層這兩個囊袋最重要的結構單元之直接與鏡射影像，可導致囊袋51的重疊與模糊造影。這種模糊不清並且失去精準度的結果會混淆外科醫師，減損白內障手術的效率與精準度等等。

本說明書當中主要結合前囊層與後囊層51A-P來描述方法100，因為這些層具有高光學對比，使得在OCT造影處理當中產生最具代表性的影像。不過，在該OCT影像內也可看見水晶體前表面52A與水晶體後表面52P以及硬核的前與後表面53A-P，不過對比較低。因此，水晶體表面52A-P或硬核表面53A-P的直接或鏡射影像重疊囊層51A-P的直接或鏡射影像，本身表現出這種複雜模糊的問題。這些重疊呈現出類似於囊層的直接與鏡射影像彼此重疊的問題，所以只能在不用詳細描述所有重疊組合的情況下參照。這種簡化只用於保存本發明的簡潔描述與範疇，其中包括這些造影的眼睛結構之所有可能的重疊組合。

為了擷取所有這些可能的組合，將以第一眼睛結構與第二眼睛結構描述該方法。上述前囊層與後囊層51A-P為這些眼睛結構的範例。其他眼睛結構包括水晶體前表面與後表面52A-P和前與後核表面53A-P，以及虹膜、瞳孔、角膜或其他任何眼睛結構。

吾人應該進一步注意，本申請書當中的「表面」一詞廣義上：不僅代表幾何最外側表面，也表示有些厚度的生物層。表面或表面層的厚度可根據功能、生物性或機械條件來定義，並且範圍可從小於微米到大於毫米。另外，「層」這個詞不僅可表示將層分隔並且清楚定義邊界的內壁，更廣義來說，包括由邊界定義的層，該邊界相對於相鄰層來說適中，不過仍舊讓其可與相鄰結構區別。

為了消除這種複雜模糊，在步驟120-150內，利用只選取該等造影眼睛結構的鏡射或直接影像的其中之一，來組成該眼睛的影像。詳細來說，在步驟130內，產生對應至第一眼睛結構(像是前囊層)的直接影像或鏡射影像之第一影像部分。在步驟140內，產生對應至第二眼睛結構(像是後囊層)的直接影像或鏡射影像之第二影像部分。

然後在步驟150內，抑制該第一和第二眼睛結構的未選取影像，組合來自所產生之第一和第二影像部分的影像。

在步驟120-140的範圍內，請注意到該造影系統的參考深度為控制參數中的一項，其設定該等鏡射影像的深度或Z座標。在其他實施當中，其他控制參數扮演該參考深度的角色。

造影步驟120的成分可調整該SD-OCT造影系統的此參考深度，或其他類似的控制參數，產生第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像，使得可分辨該等影像。例如利用在該SD-OCT造影系統的參考臂內移動參考鏡子，來調整該參考深度。在其他實施當中，可在該SD-OCT系統的參考臂或造影臂內佈署可變延遲元件。

這個明智的參考深度選取讓分辨該第一與第二眼睛結構的直接與鏡射影像之步驟更容易，且事實上為可能。一旦已經分別該第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像，就可只將選取影像顯示為眼睛影像的第一和第二影像部分，並且抑制未選取的影像。這些步驟可有效消除複雜模糊的問題。

目前有許多種方法可分辨第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像，包括目視辨識影像的空間差異、應用圖案辨識方式、分辨影像的信號或雜訊特性、運用既有的關於該眼睛的知識或運用根據診斷時有關該眼睛的知識。

這些影像分辨方法可與調整該參考深度的步驟重複結合。在某些實施當中，影像的分辨步驟可嘗試使用特定參考深度，像是預設深度。若可用較高可信度來分辨該等影像，就不需要調整該參考深度。不過若嘗試分辨該影像部分失敗，或未到達所要的可信度，則可調整該參考深度並且再次執行該分辨步驟。這些步驟可反覆實行，直到該參考深度調整到達成高可信度區分影像部分之程度。

一旦選取該參考深度，就可分辨第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像，然後在步驟150內可用許多方式抑制未選取的影像，包括避免顯示所產生但未選取的影像、產生未選取影像而不顯示未選取影像，以及執行計算步驟避免產生未選取的影像。其他軟體與硬體實施也可抑制該等未選取影像。

總而言之，在某些實施當中分辨許多眼睛結構影像、選取某些已分辨影像以及抑制該等未選取影像之方法100包括(a)嘗試分辨一或多個眼睛結構的直接與鏡射影像；(b)若有需要，調整像是參考深度這些控制參數，回應所嘗試的分辨步驟，改善該分辨步驟(a)的效率；以及(c)反覆執行步驟(a)和(b)，以將該分辨步驟的成果最佳化。

在造影處理具有2x2=4個影像的案例中(兩個主要眼睛結構的直接與鏡射影像)，此分辨步驟可讓造影系統抑制兩個未選取影像，使用兩個選取影像當成影像部分，以組成水晶體手術部位的精確與有用影像，其無複雜模糊的問題。

組裝最終顯示的影像包括：當該第一和第二影像部分的至少其中之一為鏡射影像時，在步驟150內執行該第一和第二影像部分的其中之一的轉換，來產生該第一和第二眼睛結構的生物代表影像。此轉換可為例如相對於合適選取的鏡射平面或線，將該鏡射影像鏡射，如此產生直接影像。當該第一和第二影像部分為直接影像時，可不需要這種轉換。

第三B圖例示相關造影方法100’。方法100’包括下列步驟：(110’)-相對於一頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統定位一物體，該物體包括一低對比媒介內的高對比結構；(120’)-使用該SD-OCT造影系統，產生該高對比結構的影像，該影像對應至該高對比結構的直接影像與鏡射影像的其中之一；以及(130’)-抑制該高對比結構的未選取影像。

方法100’將焦點放在於步驟120’內分辨該高對比物體的直接影像與鏡射影像，以及分辨這些影像與其他相關影像。該方法也顯示這些影像的其中之一，抑制其他未選取影像。方法100’例如利用調整SD-OCT造影系統的參考深度，在合適的影像深度上產生高對比結構的影像，讓該高對比結構的影像能夠與第一結構的第一影像區別，來分辨鏡射影像、直接影像與任何其他影像。

如上述，該分辨步驟包括：目視辨識該高對比結構的影像與該第一影像之空間差異；套用一圖案辨識方法；分辨該高對比結構的影像與該第一影像之單一特性；以及運用關於該物體的既有知識；以及根據一診斷運用關於該物體的知識。

最終，可反覆執行該調整參考深度以及該分辨許多影像的步驟，讓效能最佳化。

第四A圖至第四D圖例示當由SD-OCT程序使用眼睛的薄角膜以及前與後囊層對眼睛造影時，根據參考深度Zref的選取產生許多不同的影像順序。如上述，除了囊層以外，OCT影像內也出現水晶體表面以及核表面。因此底下只用囊層來討論影像順序，其他影像位置的許多組合可產生許多其他順序。因為這些其他影像順序並不會產生品質上的新問題，實行方法100的自然擴充就足以消除對應的複雜模糊問題。

如第四A圖內所示，角膜的直接影像201之深度Zdc(=Z_{方向，角膜})用來當成Z深度等級的原點，然後前囊層的直接影像211可在深度Zda上，並且後囊層的直接影像213位於深度Zdp上。

第四A圖也例示針對參考深度203的特定深度選取Zref，SD-OCT造影系統可以該參考深度Zref當成反射中心，產生該表面的鏡射影像。一般來說，鏡射影像的Z深度位於Zmirror=Zref-(Zmirror-Zref)。

然後上列表面的鏡射影像及其深度如下：深度Zmp上後囊層的鏡射影像212以及深度Zma上前囊層的鏡射影像214，使得影像深度順序為：Zdc-Zda-Zmp-Zdp-Zma。

第四B圖至第四C圖例示隨著參考深度203的Z座標Zref調整，可改變影像順序。因為在特定相關案例中，通常前囊層214的鏡射影像在Zma上具有最深的Z深度，接著在Zdp上後囊層的直接影像之Z深度，為了簡化起見，並不明確陳述這兩者。如此，描述集中在後囊層212相對於其他影像深度Zdc和Zda的鏡射影像之Z深度Zmp上。

經過如此簡化後，典型影像深度順序包括：第四A圖：Zdc-Zda-Zmp，即：該角膜的直接影像201-該前囊層的直接影像211-該後囊層的鏡射影像212；第四B圖：Zdc－Zmp－Zda，即：該角膜的直接影像201-該後囊層的鏡射影像212-該前囊層的直接影像211；以及第四C圖：Zmp-Zdc－Zda，即：該後囊層的鏡射影像212-該角膜的直接影像201-該前囊層的直接影像211。

第四D圖例示相關方法100’的類似影像順序：該物體邊界的直接影像201’-該高對比物體的鏡射影像212’-該高對比物體的直接影像213’。

在互補的具體實施例內，上列順序可採用完全互補的順序，將每個直接影像改變為對應的鏡射影像，並且將每個鏡射影像改變為對應的直接影像。

為了與文獻內的其他術語連結，請注意，上述造影方法有時候稱為內差式造影(homodyne imaging)。

第四E圖至第四F圖例示關於造影物體三維性質的方法100之實施。在先前描述的實施當中，通常延著單一直線執行z-掃描：此方式通常稱為A掃描。不過，若該造影物體未旋轉對稱，則A掃描無法提供完整的資訊。即是若眼科手術期間水晶體遭到擠壓至非對稱位置，就會發生此情況。

第四E圖例示當水晶體的中央從視軸位移並且傾斜的情況：其Z軸停止與該視軸平行。在此情況下，在x1平面位置上執行的A掃描可發現，在深度Zmp(x1)上後囊層的鏡射影像可與前囊層Zda(x1)的直接影像之區別。其中，x1平面位置向量以例如卡氏(Cartesian)座標或徑向座標來表示。

不過，若想要有更完整的水晶體OCT影像，以例如導引眼科手術，則在平面位置x1、x2、...xn上執行許多Z掃描。如第四E圖內所示，若在x2平面位置上執行A掃描，然後Zmp(x2)基本上等於Zda(x2)，因此無法分辨後囊層的鏡射影像與前囊層的直接影像。

第四F圖例示方法100”因此可包括修改步驟120”，其中眼睛或其他任何造影物體都可造影：(i)沿著單一Z掃描(「A掃描」，左圖)、(ii)在造影平面內利用一組Z掃描(「B掃描」，中間圖)，或可在圓形B掃描內，以及(iii)在造影區域內利用x-y組Z掃描(右圖)。

然後在修改過的步驟130”和140”內，可分辨並選取第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像的其中之一。這些步驟可包括調整方法參數，像是參考深度Zref，直到鏡射影像與直接影像在任何Z掃描位置上不重疊，如此就可分辨。最後在修改過的步驟150”內，可抑制未選取的影像並且顯示選取的影像。

第五A圖例示在典型SD-OCT造影系統內敏感度如何取決於深度，或造影物體相對於參考深度Zref的Z座標。如所示，在某些SD-OCT造影系統內，隨著物體的Z座標移動遠離參考深度Zref，敏感度迅速下降。第五A圖例示在某些範例中，當影像Z座標遠離Zref4毫米時，敏感度可從接近100%的數值下降到接近6%的數值。當(Z-Zref)進一步增加至6-7毫米時，敏感度從接近100%的數值下降到1%左右的數值。這些值只例示用於特定範例。一般來說，SD-OCT敏感度根據高斯(Gaussian)、指數或勞倫斯(Lorentzian)形式，取決於(Z-Zref)。

這敏感度減少具有許多來源，包括所供應光源的同調長度有限性、雜訊、信號強度損失、分析大路徑差異上干涉圖案的困難度以及許多光學像差與散光。這種敏感度的下降為該OCT造影技術應用範圍的關鍵限制因素中之一個。

如第五A圖內所示，具有不同方式來定義SD-OCT系統的造影範圍L’max。一種簡單的規範為使用(Z-Zref)值，其中SD-OCT系統的敏感度下降到低於臨界值，例如最大值5-10%的範圍內，造影範圍L’max的一半：L’max=|Z-Zref|_(6%)。在此選取6%的臨界值。視覺上，此定義並未取決於所設定的Z深度等級原點，SD-OCT敏感度只取決於兩Z深度的差異。也可使用其他臨界值。

為了建立目標眼睛結構的高品質SD-OCT影像，實行方法100和100’調整參考深度Zref以及將近參考深度Zref的造影深度L’max，使得方法100的第一和第二眼睛結構或方法100’的高對比物體落在參考深度Zref的L’max/2附近。例如利用在該SD-OCT造影系統的參考臂內移動參考鏡子，來調整該參考深度。在其他實施當中，可在該SD-OCT系統的參考臂或造影臂內佈署可變延遲元件。

造影範圍L’max可例如利用調整SD-OCT造影系統的中央波長與波長解析度的至少其中之一來調整。這些概念將在底下描述SD-OCT系統時詳述。

為了讓SD-OCT系統適合白內障手術，方法100和100’的某些實施調整造影範圍L’max位於5 mm範圍內。在白內障手術的實施當中，用在0-15 mm範圍內的造影範圍L’max來補充白內障手術。

第五B圖例示造影雷射光束的某些特性。該造影光束通常在造影雷射系統內展開，然後用小數值孔徑NA以及焦點深度Zf上的窄「束腰(beam-waist)」，重新聚焦在焦點深度Zf上。

環繞此束腰，Rayleigh範圍220的概念或其雙倍，Z方向「焦點深度」可導入，其中該光束仍舊夠窄來造成具有夠高解析度的物體影像。在稍後的系統範疇描述當中將提供這些數量的公式表示，本說明書中陳述，該方法的實施可調整將近該焦點深度Zf的此Rayleigh範圍，導致該造影範圍L’max小於該Rayleigh範圍的4倍。在其他情況下，此數值因數可以不是四，例如在1-10的範圍內。

其他可調整的長度等級為參考深度Zref。在某些實施當中，例如白內障手術應用，Zref參考深度203可調整至2-15 mm的範圍內。如上述，例如利用在該SD-OCT造影系統的參考臂內移動參考鏡子，來調整該參考深度。在其他實施當中，可在該SD-OCT系統的參考臂或造影臂內佈署可變延遲元件。

第六A圖至第六B圖例示SD-OCT造影系統300和300’的兩個具體實施例，其上可實行方法100和100’。

第六A圖例示造影系統300可包括光源310，其產生具有平均波長λ ₀ 以及相對寬有限頻寬W的光線。在某典型的範例中，λ ₀ 可在800-1100 nm範圍內，而W可在10-50 nm範圍內。產生的光束到達分光器320，在此將產生的光束分成造影光束361和參考光束362。造影光束361繼續朝向第二分光器330，在此重新將造影光束導引進入手術光束(由手術雷射引擎301產生)。此共享光束路徑的最後元件通常為物鏡302，物鏡302可直接或間接接觸造影物體，像是眼睛1，如方法100的步驟110內所描述。此接觸功能為相對於物鏡302定位與固定該眼睛，以便進行高精準度造影與後續眼科手術。在某些情況下，病患介面附加至物鏡302末端，以運用真空吸引有效幫助此接觸。

虛線指示從像是眼睛1或方法100’的高對比物體這些造影物體返回之造影光束部分，此造影光束361的此返回部分從其路徑原路返回，並且再度到達分光器320。

分光器320可將光源310所產生光線的其他部分重新導引為參考光束362朝向參考鏡子340。參考鏡子340可將部分參考光束返回朝向分光器320。在此使用廣義的「返回」一詞取代反射，使得造影物體1和參考鏡子340可以只返回入射光線一部分。這在使用延遲元件取代或結合參考鏡子340的具體實施例內尤其適用。

分光器320可重組返回的造影光束部分與參考光束部分，成為組合或干涉光束363。在某些實施內，分光器320的分光功能以及光束重組功能可由兩不同光學單元來執行，像是兩個分光器。

造影系統300和300’可使用Michelson-Morley架構，其中到參考鏡子340的距離可調整。通常，在參考光束362與通過具有相同光長度的路徑之部分造影光束361之間，可獲得最大建設性干涉。因此，參考鏡子340至分光器/組合器320的距離為決定參考深度203的Z座標Zref之關鍵因素。因此，調整光學通路至參考鏡子340的距離或長度為一種實行方法100中某些步驟之方式，像是將Zref參考深度調整至2-15 mm的範圍內。一般來說，光學通路的長度不僅取決於距離，也取決於傳播光線的媒介之折射係數。一般來說，可調整至參考鏡子340的距離，讓參考光束362可延遲或提早一段時間返回光束組合器320。

在SD-OCT系統內，其他功能為使用具有有限頻寬W的光源310，這些系統可想像成有許多Michelson-Morley(MM)干涉儀一起在不同波長上運作，因為在不同波長上運作的MM系統在不同深度上造影物體1，組合光束363承載來自物體1所有深度的干涉與影像資訊。

為了恢復每一深度的影像資訊，組合光束363分解成其不同的波長成分。同時分析每一波長成分的干涉資料，恢復對應至每一深度的影像資料。然後，使用這些影像資料建構完整影像。實際上，不同波長成分所攜帶的干涉資料可轉譯成造影物體的同時或基本上瞬間Z掃描。將干涉資料轉譯為Z掃描資料由干涉分析儀350執行。

第六A圖例示在OCT系統300的某些實施當中，干涉分析儀350為光譜儀型(SB)系統。運用標準光學分析，SB-OCT系統300和SS-OCT系統300’的關鍵造影與效能參數可如下利用架構與設計參數特性化。

SB干涉分析儀350可包括光譜分解器351，其可為格柵、稜鏡或同等品。分析儀可分解組合或干涉光束363，並且在波長λ_i的窄近處往與角度Φ _i 不同的方向傳送每一光成分。

干涉分析儀350可另包括感測器或像素陣列353，來偵測基本上同時的分叉光束成分。每一像素都記錄窄δλ波長範圍內，組合光束363的λ_i波長成分所攜帶的干涉資料，這些干涉資料代表對應至物體1內特定深度的影像資料。如所揭露的詳細分析，利用在由像素/感測器記錄的干涉資料上執行(快速)傅立葉轉換(Fourier Transformation，FFT)，重新建構代表物體完整Z掃描的影像資料。FFT可由FFT處理器357執行，傳送其影像資料輸出至影像產生器359。影像產生器359可從這些代表Z掃描的影像資料中產生實際影像，並傳送其輸出至顯示單元，幫助眼科醫師。

越將個別像素包裝得更小並且更密，越窄的δλ波長範圍都能解析。決定像素密度以外δλ的其他數量為波長總範圍，即造影光源310的「頻寬W」。在簡單的配置當中，δλ與頻寬W成正比，並且與感測器陣列353的列內像素數量成反比。δλ波長範圍越窄，z方向內造影範圍越寬，因為這兩種數據具有逆傅立葉轉換的關係。尤其是，理論上最大造影範圍為

λ ₀ 之值代表OCT光源310的平均或中央波長，並且Nf表示Nyquist頻率。此Lmax為造影範圍的理論限制。實際上，其他因素會限制有效造影範圍低於此理論最大值，像是訊噪比。因此，稍早導入的造影範圍L’max通常小於或等於此理論值Lmax。

z方向內的解析度Δz也已知為「軸向解析度」，表示如下：

x方向內的解析度或「橫向解析度」Δx由數值孔徑NA以及造影光源310的波長調節，並且可表示如下：

其中f為焦距，並且d為物鏡302的瞳。

最後，上面討論的Rayleigh範圍如下：

Rayleigh範圍R通常定義為焦點深度與光束寬度為焦點深度上寬度的倍之深度間之z方向距離。如此，R將z範圍特性化，其中光束夠窄，讓高解析度造影受限於幾何光學與波動光學。Lmax可看成將z造影範圍特性化為受限於光源310以及感測器陣列353的解析度。系統設計原理通常認為最好讓這兩個z範圍彼此對準，例如用於高斯(Gaussian)光束。例如在某些實施當中，Lmax=4R。相同設計原理可運用在「焦點深度」上，通常定義為Rayleigh範圍兩倍。

上列方程式表示方法的參數，包括Lmax、Zref和R，就架構或系統參數來說，包括λ、δλ、W、f和d，從而制定出利用調整系統參數來調整方法參數的具體辦法。

例如：方程式(1)指出利用調整OCT光源310的中央波長λ ₀ 及/或感測器陣列353的波長解析度δλ，就可調整造影範圍Lmax方法參數。進一步，利用改變至參考鏡子340系統參數的距離或在參考光束362的路徑內放入可變延遲元件，就可調整參考深度Zref方法參數。另外，例如利用改變分光器320與330之間的距離，或在這兩分光器之間放入可變延遲元件，就可修改造影光束361的路徑。

第六B圖例示OCT系統300’的其他具體實施例。此具體實施例300’使用俗稱的「掃描式」(SS)光源或掃描波長光源310’。這種SS光源310’發出頻寬比光譜儀型SB光源310窄的同調光。運用巧妙的調變技術，SS光源310’改變所發出光線的波長，「掃描」通過頻寬W的波長λ。因此在這種SS-OCT系統300’內，不僅擷取空間中的Z掃描影像資料，也隨著掃描波長λ時以時間順序擷取。在這種SS-OCT系統300’內，利用在組合光束363的光譜上執行快速傅立葉轉換，產生實際Z掃描影像。

為了執行此功能，SS-OCT系統300’的干涉分析儀350’可運用偵測器351’來接收組合或干涉光束363，這可與掃描光源310’同步。偵測器351’可根據在相對短暫時間間隔內光源310’發出哪種波長的光線，將干涉資料的傳入順序放入資料收納箱353’內。因為解決SS-OCT系統內時序類似於解決SB-OCT系統內組合光束的波長成分，剩下的干涉分析儀350’類似於SB-OCT系統300。使得SS-OCT干涉分析儀350’也包括快速傅立葉轉換(FFT)處理器357，此時傅立葉轉換干涉資料的時序光譜，產生影像資料並且傳送其輸出至影像產生器359，組合像是眼睛1這類造影物體的Z掃描影像。

影像產生器359的功能在架構上幫助分辨第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像之處理。在某些實施當中，個別處理器與影像產生器359一起運作來達成此目標。如上面所討論，此分辨步驟牽涉到例如目視辨識高對比結構的影像與第一影像之空間差異、套用圖案辨識方法、分辨高對比結構影像與第一影像的信號特性、運用有關該物體的既有知識以及根據診斷運用有關該物體的知識。

更進一步，影像產生器359和額外影像處理器利用例如避免顯示所產生但未選取的影像、產生未選取的影像但是不顯示未選取的影像，以及執行計算步驟避免產生未選取的影像，來抑制未選取的影像。

第七圖至第十七圖例示運用SD-OCT造影子系統的眼科雷射手術系統之具體實施例。

雷射手術的一個重要態樣為精準控制與瞄準雷射光束，例如光束位置與光束對焦。雷射手術系統可設計成包括雷射控制與瞄準工具，以精確對準雷射脈衝至組織內特定目標。在許多奈秒光***雷射手術系統當中，像是銣-雅鉻(Nd:YAG)雷射系統，所需的瞄準精準度等級相當低。這有一部分是因為所使用的雷射能量相當高，因此受影響的組織區域也相當大，通常涵蓋尺寸幾百微米的衝擊區域。這種系統內雷射脈衝之間的時間比較長，並且可手控瞄準目標而且通常手控。這種手動瞄準目標機構的一種範例為生物顯微鏡，將目標組織視覺化，並結合使用第二雷射光源當成瞄準光束。外科醫師通常使用搖桿控制，手動移動雷射對焦鏡頭的焦點，其與經由顯微鏡的影像同焦(位移或未位移)，使得手術光束或瞄準光束可聚焦在所要目標上。

這種設計用於低重複率雷射手術系統的技術難以用於高重複率雷射手術，因為每秒要射擊數千次並且每次脈衝的能量都相當低。在使用高重複率雷射的手術當中，由於每單次雷射脈衝的效果小，所以需要更高的精準度，並且由於要在新處理區域上快速打出數千次脈衝，所以需要更快的定位速度。

雷射手術系統的高重複率脈衝雷射之範例包括每秒數千次或更高脈衝重複率，並且每次脈衝能量相當低的脈衝雷射。這種雷射的每次脈衝都使用相當低的能量，以定位雷射光***導致的組織效果，例如以微米或數十微米的等級來光***受衝擊的組織區域。此定位的組織效果可改善雷射手術的精準度，並且可用於特定手術當中，像是眼睛雷射手術。在這種手術的範例中，發出數百、數千或數百萬次連續、幾乎連續或已知間隔的脈衝，可用來實現某些預期的手術效果，像是組織切口、分離或***。

許多使用雷射脈衝較短的高重複率光***雷射手術系統之手術程序，在相對於目標組織的目標位置的絕對位置以及相對於先前脈衝的相對位置內，目標組織內每次脈衝都需要更高的定位精準度。例如在某些情況下，雷射脈衝的前後脈衝之間需要精準到幾微米，其可在幾微秒的等級上。因為兩連續脈衝之間的時間非常短，並且脈衝校準的精準度需求非常高，因此在低重複率脈衝雷射系統上所使用的手動瞄準目標就不夠或不可行。

一種幫助並控制精準、高速定位需求來將雷射脈衝射擊在組織上之技術，其裝上像是玻璃這類透明材料製成並且具有與組織預定接觸表面的扁平板，使得扁平板的接觸表面形成與組織完善界定的光學介面。此完善界定的介面可幫助雷射光傳輸與聚焦在組織上，來控制或降低在空氣-組織介面上最重要的光學像差或變化(像是因為表面乾燥所發生的特定眼睛光學性質或改變)，而此介面在眼睛內就是角膜的前表面。隱形眼鏡可針對眼睛與其他組織內部不同應用與目標來設計，包括拋棄式或可重複使用型。經由調整雷射輸出系統內的聚焦元件，可使用目標組織表面上的接觸玻璃或扁平板做為雷射脈衝要聚焦的參考平面。使用接觸玻璃或扁平板更能夠控制組織表面的光學品質，並允許在些微雷射脈衝光學失真之下，相對於扁平參考平面，讓雷射脈衝高速、精準施打於目標組織內之所要位置上(互動點)。

在眼睛上實施扁平板的用意在於使用扁平板，提供位置參考來讓雷射脈衝施打於眼睛內的目標組織。這種使用扁平板當成位置參考係根據發射雷射脈衝之前，聚焦在目標內具有足夠精準度的雷射脈衝之已知所要位置，以及參考板的相對位置，同時個別內部組織目標必須要在發射雷射期間維持穩定。此外，此方法要求在眼睛之間或同一眼內不同區域之間，能夠預測並重複雷射脈衝聚焦至所要位置。在實行的系統中，因為在實行系統內可能無法符合上面的條件，所以難以使用扁平板做為位置參考，來將雷射脈衝精確定位在眼睛內。

例如：若水晶體為手術目標，則由於可潰式結構，像是角膜本身、前房與虹膜，所以傾向改變從眼睛表面上參考平面至目標的精準距離。不僅是個別眼睛之間該扁平角膜與水晶體之間距離大量變化，相同眼睛內也可能有變化，這取決於外科醫師所使用的特定手術與扁平技術。此外，在雷射脈衝為達手術效果而發射數千次的期間，目標水晶體組織相對於扁平表面移動，讓脈衝精準施打更複雜。此外，眼睛內的結構會因為像是空泡這類光***副產品的累積而移動，例如：施打至水晶體的雷射脈衝會造成水晶體囊袋往前凸，所以需要調整瞄準此組織，以便後續雷射脈衝施打。更進一步，因為扁平效果具有變化度相當高的性質，在移除扁平板後難以用電腦模型與模擬來預測準確度夠高的目標組織實際位置，並且難以調整雷射脈衝的施打來在無扁平部分內達成所要的定位，這特別取決於個別角膜或眼睛的因素，以及外科醫師使用的特定手術與扁平技術。

除了不成比例影響內部組織結構定位的扁平實際效果以外，在某些手術當中，要求目標瞄準系統預測或負責使用短脈衝週期雷射會發生的光***非線性特性。光***屬於組織材料內的非線性光學處理，造成光束校準與光束目標瞄準內的複雜度，例如：當光***期間與雷射脈衝互動時組織材料內非線性光學效果的其中之一為：雷射脈衝所通過的組織材料之折射係數不再恆等，而是隨著光線亮度改變。因為雷射脈衝內光線的亮度在脈衝雷射光束內隨空間變化，沿著並通過脈衝雷射光束的傳播方向而變化，而組織材料的折射係數也隨空間變化。此非線性折射係數的一種後果為在組織材料內自我聚焦或自我散焦，而改變其實際焦點，並且位移組織內脈衝雷射光束的焦點位置。因此，將脈衝雷射光束精準地校準至目標組織內每一目標組織位置，也需要考量雷射光束上組織材料的非線性光學效果。此外，由於不同的物理特性，像是硬度，或是由於光學考量，像是雷射脈衝光前進至特定區域時的吸收或散射，所以需要調整每次脈衝內的能量，以在不同的目標區域內提供相同的物理效果。在這種情況下，不同能量值的脈衝之間非線性聚焦效果差異也可影響手術脈衝的雷射校準以及雷射目標瞄準。

如此，在其中目標為非表面結構的手術當中，根據扁平板所提供位置參考來使用表面扁平板，並不足以達成內部組織目標內精準的雷射脈衝定位。使用扁平板當成導引雷射施打的參考，需要高精準測量扁平板的厚度與板位置，因為些微偏差都會直接轉變成深度精準度誤差。高精準度扁平透鏡相當昂貴，尤其是用於單次拋棄式扁平板。

本說明書內描述的技術、設備及系統可用許多方式實施，提供目標瞄準機構，提供短雷射脈衝通過扁平板，以高速並精確到達眼睛內所要區域，不需要在施打雷射脈衝之前精確知道目標內雷射脈衝焦點所要的位置，並且不需要知道參考板的相對位置，而在雷射施打期間個別內部組織目標保持恆定。如此，本技術、設備及系統可用於許多外科手術，其中接受手術的目標組織之實際情況傾向改變並且難以控制，並且扁平透鏡的尺寸傾向隨水晶體改變。本技術、設備及系統也可用於其他手術目標，其中存在手術目標相對於結構表面扭曲或移動，或非線性光學效果導致精準目標瞄準有問題。這種眼睛以外手術目標的範例包括心臟、皮膚深層組織與其他。

本技術、設備及系統可以維護扁平板所提供好處的許多方式實施，包括例如控制表面形狀與水合作用，以及減少光扭曲，同時提供精準定位光***至扁平表面的內部結構。經由使用整合造影裝置，相對於施打系統的聚焦光學器件來定位目標組織，如此達到此目的。確切的造影裝置類型與方法可改變，並且取決於目標的特性以及所需的精準度。

扁平透鏡可用其他機構實施，來固定眼睛，避免眼睛移動與轉動。這種固定裝置的範例包括使用吸引環。這種固定機構也會造成非所要的手術目標扭曲或移動。本技術、設備及系統可實施來提供用於高重複率雷射手術系統，該系統運用扁平板及/或固定裝置用於非表面手術目標、運用目標瞄準機構提供術中造影，來監控這種手術目標的扭曲與移動。

底下描述雷射手術技術、設備及系統的特定範例，以使用光學造影模組擷取目標組織的影像，例如在手術程序之前與期間，獲得目標組織的定位資訊。如此獲得的定位資訊可用來控制目標組織內手術雷射光束的定位與聚焦，以精準地控制高重複率雷射系統內手術雷射脈衝的施打。在一個實施當中，於手術期間，光學造影模組所獲得的影像可用來動態控制手術雷射光束的位置與焦點。此外，較低能量以及短雷射脈衝對於光扭曲比較敏感，此雷射手術系統可使用平面或弧形介面的扁平板固定至目標組織，以在目標組織與手術雷射系統之間提供受控制並且穩定的光學介面，減緩並控制組織表面上的光學像差。

根據範例，第七圖顯示根據光學造影與扁平的雷射手術系統，此系統包括脈衝雷射1010，用來產生雷射脈衝的手術雷射光束1012，以及光學模組1020，用來接收手術雷射光束1012並且聚焦並導引聚焦的手術雷射光束1022至目標組織1001上，像是眼睛，導致目標組織1001內光***。此系統提供扁平板與目標組織1001接觸，產生傳輸雷射脈衝至目標組織1001的介面，並且來自目標組織1001的光線通過該介面。特別是，提供光學造影裝置1030，以擷取承載目標組織影像1050的光線或來自目標組織1001的造影資訊，以建立目標組織1001的影像。來自造影裝置1030的造影信號1032傳送至系統控制模組1040，系統控制模組1040操作來處理來自造影裝置1030的擷取影像，並且控制光學模組1020，以根據來自擷取影像的資訊，調整目標組織1001上手術雷射光束1022的位置與焦點。光學模組1020可包括一或多個鏡頭，並且可進一步包括一或多個反射板。控制致動器可包括在光學模組1020內，用來調整聚焦以及光束方向，回應來自系統控制模組1040的光束控制信號1044。控制模組1040也可經由雷射控制信號1042控制脈衝雷射1010。

光學造影裝置1030可實施來產生光學造影光束，該光束從手術雷射光束1022分離出來，用來探測目標組織1001，並且光學造影裝置1030擷取光學造影光束的返回光線，以獲得目標組織1001的影像。這種光學造影裝置1030的一個範例為光學斷層掃描(OCT)造影模組，其使用兩條造影光束，一條探測光束導引通過扁平板至目標組織1001，另一條參考光束位於參考光學路徑內，這兩條光束彼此光學干涉來獲得目標組織1001的影像。在其他實施當中，光學造影裝置1030可使用來自目標組織1001的散射或反射光擷取影像，而不用傳送指定的光學造影光束至目標組織1001，例如：造影裝置1030可為像是CCD或CMS感測器這類感測元件的感測陣列，例如：光學造影裝置1030可擷取手術雷射光束1022所產生的光***副產品之影像，用來控制手術雷射光束1022的聚焦與定位。當光學造影裝置1030設計成使用光***副產品的影像來導引手術雷射光束校準時，光學造影裝置1030擷取像是雷射造成的氣泡或空穴這類光***副產品之影像。造影裝置1030也可為超音波造影裝置，以根據聲音影像來擷取影像。

系統控制模組1040處理來自造影裝置1030的影像資料，其中包括來自目標組織1001內目標組織位置的光***副產品之位置位移資訊。根據從該影像獲得的資訊，產生光束控制信號1044來控制光學模組1020調整雷射光束1022。系統控制模組1040內可包括數位處理單元，用來執行許多資料處理進行雷射校準。

上述技術及系統可用來以連續脈衝施打所需的精準度，施打高重複率雷射脈衝至子表面目標，其視所切除或塊狀***應用所需。這使用或不用目標表面上的參考來源，並且將目標順著扁平或雷射脈衝施打期間的移動列入考量，就可達成。

在本系統內提供扁平板，以幫助與控制將雷射脈衝施打至組織的精準、高速定位需求。這種扁平板可由具有至組織的預定接觸表面之透明材料製成，像是玻璃，如此扁平板的接觸表面形成完善界定並與組織接觸的光學介面。此完善界定的介面可幫助雷射光傳輸與聚焦在組織上，來控制或降低在空氣-組織介面上最重要的光學像差或變化(像是因為表面乾燥所發生的特定眼睛光學性質或改變)，而此介面在眼睛內就是角膜的前表面。許多隱形眼鏡可針對眼睛與其他組織內部不同應用與目標來設計，包括拋棄式或可重複使用型。經由調整雷射輸出系統內之聚焦元件，可使用目標組織表面上的接觸玻璃或扁平板做為雷射脈衝要聚焦的參考平面。這種方式原本就具備上述接觸玻璃或扁平板所產生之額外好處，包括組織表面光學品質的控制。因此，雷射脈衝可高速精準施打於目標組織內所要的位置(互動點)上，相對於具有雷射脈衝些微光學扭曲的扁平參考板。

第七圖內的光學造影裝置1030經由扁平板擷取目標組織1001的影像。控制模組1040處理擷取的影像，以從擷取影像當中取出位置資訊，並且使用取出的位置資訊做為位置參考或導引，來控制手術雷射光束1022的位置與焦點。此造影導引雷射手術不用依賴扁平板做為位置參考就可實施，因為扁平板的位置由於上面討論的許多因素而改變。因此，雖然扁平板提供所要的光學介面，讓手術雷射光束進入目標組織並且取得目標組織的影像，不過可能難以使用扁平板做為位置參考，來校準與控制手術雷射光束的位置與焦點，以便精準施打雷射脈衝。手術雷射光束的位置與焦點之造影導引控制係根據造影裝置1030與控制模組1040，允許使用例如眼睛內部結構影像這類目標組織1001的影像做為位置參考，而不使用扁平板來提供位置參考。

除了不成比例影響內部組織結構定位的扁平之實際效果以外，在某些手術當中，要求目標瞄準系統預測或負責使用短脈衝週期雷射會發生的光***非線性特性。光***會導致光束校準與光束目標瞄準變得複雜，例如：當於光***期間與雷射脈衝互動時組織材料內非線性光學效果的其中之一為：雷射脈衝所通過的組織材料之折射係數不再恆等，而是隨著光線亮度改變。因為雷射脈衝內光線的亮度在脈衝雷射光束內隨空間變化，沿著並通過脈衝雷射光束的傳播方向而變化，而組織材料的折射係數也隨空間變化。此非線性折射係數的一種後果為在組織材料內自我聚焦或自我散焦，而改變其實際焦點，並且位移組織內脈衝雷射光束的焦點位置。因此，將脈衝雷射光束精準校準至目標組織內每一目標組織位置，也需要考量雷射光束上組織材料的非線性光學效果。由於不同的物理特性，像是硬度，或是由於光學考量，像是雷射脈衝光前進至特定區域時的吸收或散射，雷射脈衝內的能量可經過調整，在不同的目標區域內提供相同的物理效果。在這種情況下，不同能量值的脈衝之間非線性聚焦效果差異也可影響手術脈衝的雷射校準以及雷射目標瞄準。有關於此，由造影裝置1030從目標組織所獲得的直接影像，用來監控手術雷射光束1022的實際位置，反應出目標組織內非線性光學效果的組合效果，並且提供用於控制光束位置與光束焦點的位置參考。

本說明書描述的技術、設備及系統可與扁平板結合，提供表面形狀與水合作用的控制，減少光扭曲，並且提供用於經由扁平表面精準定位光***至內部結構。本說明書描述的光束位置與焦點之造影導引控制可套用至使用扁平板以外裝置來固定眼睛的手術系統與程序，包括使用會導致手術目標扭曲或移動的吸引環。

下段先根據造影功能整合至系統雷射控制部分的變化程度，描述自動造影導引雷射手術的技術、設備及系統之範例。光學或像是OCT造影模組這類其他形式造影模組可用來指引探測光或其他種光束，以擷取例如眼睛內部結構這類目標組織的影像。擷取影像內的位置資訊可導引像是飛秒(femtosecond)或皮秒(picosecond)雷射脈衝這類雷射脈衝的手術雷射光束，以控制手術期間手術雷射光束的聚焦與定位。手術期間可依序或同時指引手術雷射光束與探測光束至目標組織，如此可根據擷取的影像來控制手術雷射光束，以確保手術的精準度與精確度。

因為光束控制係根據目標組織扁平或固定之後，在施打手術脈衝之前或幾乎同時的目標組織影像，這種造影導引雷射手術可用來在手術期間，提供精準並且精確的手術雷射光束之聚焦與定位。請注意，目標組織的特定參數，像是手術之前測量的眼睛，在手術期間會因為許多因素而改變，像是目標組織準備(例如將眼睛固定至扁平透鏡)，以及目標組織因為手術的交替。因此，這種因素及/或手術之前測量的目標組織參數可能不再反應出手術期間目標組織的實際情況。本造影導引雷射手術可減輕手術之前與期間，聚焦與定位手術雷射光束中這種變更造成的技術問題。

本造影導引雷射手術可有效用於目標組織內的精準外科手術，例如：當在眼睛內執行雷射手術時，雷射光聚焦在眼睛內，以達成目標組織的光學崩潰，這種光互動可改變眼睛的內部結構，例如：不僅在之前測量與手術之間，也可在手術期間，水晶體可在調節期間改變其位置、形狀、厚度以及直徑。用機械方式將眼睛固定至手術儀器會以未完善界定的方式改變眼睛形狀，進一步在手術期間因為許多因素，例如病患移動，這種改變會變動。固定方式包括用吸引環固定眼睛，以及用平面或弧形透鏡扁平眼睛。這些變更量高達幾公釐。當執行眼睛內部精準雷射顯微手術時，機械參考與固定像是角膜或異色邊緣的前表面這類眼睛表面就不太適合。

本造影導引雷射手術內的後製或近乎同時造影，可用來在手術之前與期間發生變更的環境內，建立眼睛內部構造與手術儀器之間的立體位置參考。扁平及/或固定眼睛之前或實際手術期間，造影所提供的位置參考資訊反應出眼睛內改變的效果，使得提供手術雷射光束聚焦與定位的精準指引。根據本造影導引雷射手術的系統可經過設置，簡化結構並具備成本效益。例如：導引手術雷射光束伴隨的部分光成分可與導引探測光束伴隨的光成分共享，用於目標組織造影，以簡化裝置結構以及造影和手術光束的光學校準與校正。

下面描述的造影導引雷射手術系統使用OCT造影當成造影儀器的範例，其他非OCT造影裝置也可用來擷取手術期間控制手術雷射的影像。如底下範例內所例示，可用不同程度實施造影與手術子系統的整合。在未整合硬體的最簡單形式中，造影與雷射手術子系統分離，並且可經由介面彼此通訊。這種設計提供兩種子系統的設計彈性。兩種子系統之間利用某些硬體組件的整合，像是利用病患介面，利用提供更好的手術區域登錄給硬體組件，進一步擴充功能，更精準校正並且可改善工作流程。隨著兩個子系統之間的整合程度提高，使得系統可提高成本效益、縮小體積，並且系統校正進一步簡化同時更穩定。造影導引雷射系統的範例在第八圖至第十六圖內具有許多不同的整合程度。

本造影導引雷射手術系統的一個實施例如包括一手術雷射，其產生手術雷射脈衝的手術雷射光束，導致在手術之下目標組織因手術而改變；一病患介面固定器，將病患介面與目標組織接觸，以將目標組織固定在位置內；以及一雷射光束傳遞模組，其位於手術雷射與病患介面之間，並設置成指引手術雷射光束通過病患介面到目標組織。此雷射光束傳遞模組可操作來沿著預定手術圖案，掃描目標組織內的手術雷射光束。此系統也包括一雷射控制模組，其控制手術雷射的操作，並且控制該雷射光束傳遞模組以產生預定手術圖案，以及包括一OCT模組，其相對於病患介面定位，具有相對於病患介面的已知空間關係，並且目標組織固定至病患介面。OCT模組設置成指引光學探測光束至目標組織，並且接收從目標組織返回的光學探測光束之探測光線，來擷取目標組織的OCT影像，同時將手術雷射光束指引至目標組織，以執行手術操作，使得光學探測光束以及手術雷射光束同時存在於目標組織內。OCT模組與雷射控制模組通訊，以傳送所擷取OCT影像的資訊給雷射控制模組。

此外，此特定系統內的雷射控制模組回應所擷取OCT影像的資訊，以在手術雷射光束的聚焦與掃描內操作雷射光束傳遞模組，並且根據所擷取OCT影像內的定位資訊，調整目標組織內手術雷射光束的聚焦與掃描。

在某些實施當中，將目標登錄至手術儀器並不需要獲取目標組織的完整影像，獲取部分目標組織就足夠，例如手術區域內的幾個點，像是天然或人造標記。例如：一個剛體在3D空間內具有六個自由度，所以六個獨立點就足夠定義該剛體。若不知道手術區域的確切尺寸，則需要其他點來提供位置參考。在這方面，許多點可用來決定前表面與後表面的位置與曲率，這通常不相同，以及決定人類眼睛內水晶體的厚度與直徑。根據這些資料，由兩個半橢圓體構成並具有已知參數的本體可約略看待成用於特定目的之水晶體。在其他實施當中，來自擷取影像的資訊可與其他來源資訊結合，像是事先測量並輸入給控制器的水晶體厚度。

第八圖顯示擁有分離式雷射手術系統2100和造影系統2200的造影導引雷射手術系統之範例。雷射手術系統2100包括具備手術雷射的雷射引擎2130，其產生手術雷射脈衝的手術雷射光束2160。系統內提供雷射光束傳遞模組2140，指引來自雷射引擎2130的手術雷射光束2160通過病患介面2150到達目標組織1001，並且可操作來沿著預定手術圖案掃描目標組織1001內的手術雷射光束2160。本系統提供雷射控制模組2120，以經由通訊通道2121控制雷射引擎2130內之手術雷射的操作，並且經由通訊通道2122控制雷射光束傳遞模組2140來產生預定手術圖案。本系統提供病患介面固定器，讓病患介面2150與目標組織1001接觸，以將目標組織1001固定在位置內。病患介面2150可實施來包括具有平坦或弧形表面的隱形眼鏡或扁平透鏡，以順應接合眼睛的前表面並且將眼睛固定在位置內。

第八圖內的造影系統2200可為相對於手術系統2100的病患介面2150定位之OCT模組，具有相對於病患介面2150和固定至病患介面2150的目標組織1001之已知空間關係。此OCT模組2200可設置成具有自己的病患介面2240，用來與目標組織1001互動。造影系統2200包括造影控制模組2220以及造影子系統2230。子系統2230包括產生造影光束2250來對目標1001造影的光源，以及造影光束傳遞模組，用來指引光學探測光束或造影光束2250至目標組織1001，並且接收從目標組織1001返回的光學造影光束2250之探測光線2260，來擷取目標組織1001的OCT影像。光學造影光束2250與手術光束2160可同時指引至目標組織1001，以允許依序或同時造影與外科手術操作。

如第八圖內所示，雷射手術系統2100與造影系統2200內提供通訊介面2110和2210，以幫助雷射控制模組2120的雷射控制與造影系統2200的造影間之通訊，使得OCT模組2200可將所擷取OCT影像的資訊傳送給雷射控制模組2120。此系統內的雷射控制模組2120回應所擷取OCT影像的資訊，以在手術雷射光束2160的聚焦與掃描內操作雷射光束傳遞模組2140，並且根據所擷取OCT影像內的定位資訊，動態調整目標組織1001內手術雷射光束2160的聚焦與掃描。雷射手術系統2100與造影系統2200之間的整合，主要經由軟體階層上通訊介面2110與2210之間的通訊。

在此與其他範例中，也可整合許多子系統或裝置。例如：系統內可提供像是前導波像差分析儀、角膜地形圖測量裝置這類特定診斷儀器，或是可運用來自這些裝置的術前資訊，增加術內造影。

第九圖顯示具有其他整合特徵的造影導引雷射手術系統之範例。造影與手術系統共享共用的病患介面3300，其固定目標組織1001(例如眼睛)，而不用第八圖內必須用兩個別病患介面。手術光束3210和造影光束3220在病患介面3300上結合，並且由共用的病患介面3300導引至目標1001。此外，提供共用控制模組3100，以控制造影子系統2230以及手術零件(雷射引擎2130以及光束傳遞系統2140)兩者。這提高造影與手術零件的整合度，允許精確校正兩個子系統，並且提高病患與手術器具的位置穩定性。此系統提供共用外殼3400，以封閉手術與造影子系統。當兩系統未整合入共用外殼時，共用病患介面3300同時屬於造影或手術子系統的一部分。

第十圖顯示其中雷射手術系統與造影系統分享共用光束傳遞模組4100和共用病患介面4200的造影導引雷射手術系統之範例。此整合進一步簡化系統結構以及系統控制操作。

在一個實施當中，上面與其他範例內的造影系統可為光學電腦斷層掃描(OCT)系統，並且雷射手術系統為飛秒或皮秒雷射眼科手術系統。在OCT內，光線來自低同調、寬頻光源，像是分成個別參考與信號光束的超高亮度二極體。信號光束為傳送至手術目標的造影光束，並且收集造影光束的返回光線，與參考光束同調重組來形成干涉儀。掃描與光學鍊的光學軸或光線傳播方向垂直的信號光束，提供x-y方向內的空間解析度，而深度解析度來自於參考臂的路徑長度與干涉儀的信號臂內返回信號光束間之擷取差異。雖然不同OCT實施的x-y掃描器基本上相同，不過比較路徑長度以及取得Z掃描資訊就可發現不同。在已知為時域OCT的一個實施當中，例如參考臂連續變化來改變其路徑長度，而感光器偵測重組光束亮度內的干涉調變。在不同的實施當中，參考臂基本上靜止，並且分析組合光的光譜用於干涉。組合光束的光譜之傅立葉轉換提供從樣本內部散射之空間資訊。此方法已知為頻域法或傅立葉OCT法。在已知為掃頻OCT(S. R. Chinn,et. al.,Opt. Lett. 22,1997)的不同實施當中，使用窄頻光源，讓其頻率掃描迅速通過光譜範圍。快速偵測器以及動態信號分析儀偵測到參考與信號臂之間的干涉。在這些範例當中可使用針對此目的所開發的外腔調諧二極體雷射或頻域鎖模(frequency domain mode-locked，FDML)雷射之調頻(R. Huber et. Al. Opt. Express,13,2005)(S. H. Yun,IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) p. 1087-1096,1997)，當成光源。在OCT系統內用來當成光源的飛秒雷射可具有足夠頻寬，並且可提供提高訊噪比的其他好處。

本說明書內系統中的OCT造影裝置可用來執行許多造影功能，例如OCT可用於抑制來自系統光學組態或扁平板存在導致的複雜共軛、擷取目標組織內所選位置的OCT影像，以提供三維定位資訊來控制目標組織內手術雷射光束之聚焦與掃描，或擷取目標組織表面上或扁平板上所選位置的OCT影像，以提供定位登錄來控制目標位置改變時發生的方位改變，像是從直立到仰臥。根據一個目標位置方位內標記或記號的放置，利用定位登錄處理來校正OCT，然後當目標位於其他位置方位內時由OCT模組偵測。在其他實施當中，OCT造影系統可用來產生探測光束，其經過偏振後以光學方式收集眼睛內部結構上之資訊。雷射光束與探測光束可在不同偏振當中偏振。OCT可包括偏振控制機構，其控制用於該光學斷層掃描的探測光線在朝眼睛前進時在一個偏振內偏振，並且在遠離眼睛時在不同偏振內偏振。該偏振控制機構可包括例如波板或法拉第旋光器(Faraday rotator)。

第十圖內的系統顯示為光譜OCT組態，並且可設置成共享手術與造影系統之間光束傳遞模組的聚焦光學部分。該光學的主要需求係關於操作波長、影像品質、解析度、扭曲等。雷射手術系統可為具有高數值孔徑系統的飛秒雷射系統，其設計來達成繞射極限焦點尺寸，例如大約2至3微米。許多飛秒眼科手術雷射都可在許多波長上操作，像是大約1.05微米的波長。造影裝置的操作波長可選取接近雷射波長，使得該光學裝置在色彩上補償兩波長。這種系統可包括第三光通道、像是手術顯微鏡的目視觀察通道，提供額外造影裝置以擷取目標組織的影像。若此第三光通道的光學路徑與手術雷射光束和OCT造影裝置的光共享光學裝置，則共享的光學裝置可設置成使用能見光譜帶在色彩上補償第三光通道，並且用光譜帶補償手術雷射光束與OCT造影光束。

第十一圖顯示第九圖內設計的特定範例，其中用於掃描手術雷射光束的掃描器5100，以及用於調節(準直與聚焦)手術雷射光束的光束調節器5200，與用於控制OCT造影光束的OCT造影模組5300內之光學裝置分離。該手術與造影系統共享物鏡5600模組以及病患介面3300。物鏡5600指引並聚焦兩手術雷射光束與造影光束至病患介面3300，並且由控制模組3100控制其聚焦。此系統提供兩分光器5410和5420，來指引手術與造影光束。分光器5420也用來指引返回的造影光束回到OCT造影模組5300。兩分光器5410和5420也指引來自目標1001的光線至目視觀察光學單元5500，以提供目標1001的直接畫面或影像。單元5500可為透鏡造影系統，讓外科醫師觀看目標1001或讓攝影機拍攝目標1001的影像或影片。此處可使用許多分光器，像是二色與偏振分光器、光柵、全像攝影分光器或這些的組合。

在某些實施當中，光學組件可適當塗抹防反射塗佈，用於減少手術與OCT波長都從光束路徑的多個表面射出。藉由增加OCT造影單元內的背景光，反射另會減少系統產出，並且降低訊噪比。一種減少OCT內眩光的方式為利用放在目標組織附近的法拉第隔離體之波板，旋轉來自樣本的返回光線之偏振性，並且將偏振板放在OCT偵測器前面，優先偵測從樣本返回的光線，並且抑制從光學組件散射的光線。

在雷射手術系統內，每一手術雷射與OCT系統都具有光束掃描器，以涵蓋目標組織內相同的手術區域。因此，手術雷射光束的光束掃描以及造影光束的光束掃描可整合為共享共用掃描裝置。

第十二圖詳細顯示這種系統的範例。在此實施當中，兩子系統共享x-y掃描器6410和z掃描器6420。此系統提供共用控制器6100，以控制手術與造影操作兩者的系統操作。OCT子系統包括產生造影光線的OCT光源6200，該光線由分光器6210分成造影光束以及參考光束。該造影光束在分光器6310上與手術光束組合，以沿著共用光學路徑傳播至目標1001。掃描器6410和6420以及光束調節器單元6430從分光器6310往下排。分光器6440用來指引造影與手術光束至物鏡5600與病患介面3300。

在OCT子系統內，參考光束傳輸通過分光器6210到達光學延遲裝置6220，並且由返回鏡子6230反射。導引從目標1001返回的造影光束回到分光器6310，該分光器反射至少部分返回的造影光束到分光器6210，在此重疊反射的參考光束與返回的造影光束並彼此干擾。光譜儀偵測器6240用來偵測干涉，並且產生目標1001的OCT影像。OCT影像資訊傳送至控制系統6100，用於控制手術雷射引擎2130、掃描器6410和6420和物鏡5600來控制手術雷射光束。在一個實施當中，光學延遲裝置6220可變化來改變光學延遲，以便偵測目標組織1001內許多深度。

若OCT系統為時域系統，則兩個子系統使用兩個不同的Z掃描器，因為兩個掃描器以不同的方式運作。在此範例中，手術系統的z掃描器利用改變光束調節器單元內手術光束的離散，而不改變手術光束路徑內光束的路徑長度來操作。在另一方面，利用可變延遲或移動參考光束返回鏡子的位置，時域OCT藉由實際變更光束路徑來掃描z方向。校正之後，利用雷射控制模組將兩個z掃描器同步。兩移動之間的關係可簡化成線性或多項式依存，如此控制模組可處理，或另外校正點可定義一個查找表，以提供適當縮放。頻域/傅立葉域以及掃頻來源OCT裝置並沒有z掃描器，參考臂的長度為靜態。除了降低成本以外，兩系統的交叉校正將相對直觀。因此不需要補償聚焦光學裝置內影像失真所導致的差異，或兩系統的掃描器共享之後的差異所導致之差異。

在手術系統的實際實施當中，聚焦物鏡5600可滑動或可移動固定在基座上，並且平衡物鏡的重量來限制施加於病患眼睛上的力量。病患介面3300包括附加至病患介面固定器的扁平透鏡。該病患介面固定器附加至固定單元，該固定器固定聚焦物鏡。此固定單元設計來在病患無法避免會移動的情況下，確保病患介面與系統之間的穩固連接，並允許病患介面輕柔地接觸眼睛。此處可使用聚焦物鏡的多種實施，並且一個範例描述於Hsueh提出的第5,336,215號美國專利申請案。這種可調式聚焦物鏡可變更光學探測光線的光學路徑長度，成為OCT子系統的光學干涉儀內一部分。物鏡5600和病患介面3300的移動會以不受控制的方式，改變OCT的參考光束與造影信號光束間之路徑長度差異，這會惡化OCT所偵測的OCT深度資訊。這不僅發生在時域內，也發生在頻域/傅立葉域以及掃頻OCT系統內。

第十三圖至第十四圖顯示示範造影導引雷射手術系統，其解決可調式聚焦物鏡伴隨的技術問題。

第十三圖內的系統提供耦合至可移動聚焦物鏡7100的位置感測裝置7110，來測量可滑動固定裝置上物鏡7100的位置，並且將測量的位置通訊給OCT系統內的控制模組7200。控制系統6100可控制並移動物鏡7100的位置，以調整OCT操作的造影信號光束行進之光學路徑長度，並且由位置編碼器7110測量並監控透鏡7100的位置，並導引送至OCT控制器7200。當在處理OCT資料中組合3D影像時，OCT系統內的控制模組7200套用演算法，以補償由於聚焦物鏡7100相對於病患介面3300移動所導致OCT內干涉儀的參考臂與信號臂間之差異。由OCT控制模組7200所計算之透鏡7100的位置內之適當變化量傳送至控制器6100，來控制透鏡7100改變其位置。

第十四圖顯示其他示範系統，其中OCT系統干涉儀的參考臂內的返回鏡子6230或OCT系統的光學路徑長度延遲組合內的至少一部分剛性附加至可移動聚焦物鏡7100，使得當物鏡7100移動時，信號臂與參考臂在光學路徑長度內有相同的變更量。如此，物鏡7100在滑桿上的移動會自動補償OCT系統內的路徑長度差異，不需另外計算補償。

上面造影導引雷射手術系統、雷射手術系統以及OCT系統的範例使用不同光源。在雷射手術系統與OCT系統之間更完全整合當中，當成手術雷射光束光源的飛秒手術雷射也可當成OCT系統的光源。

第十五圖顯示一範例，其中使用光線模組9100內飛秒脈衝雷射，以產生用於手術操作的手術雷射光束以及用於OCT造影的探測光束。此系統提供分光器9300，以將雷射光束分成第一光束，做為OCT的手術雷射光束和信號光束，以及第二光束，做為OCT的參考光束。此時導引第一光束通過x-y掃描器6410，其掃描x與y方向內與第一光束傳播方向垂直的光束，以及通過第二掃描器(z掃描器) 6420，其改變光束的離散，以調整目標組織1001上第一光束的聚焦。此第一光束在目標組織1001上執行外科手術，並且部分第一光束往回散射至病患介面，並由物鏡收集做為OCT系統的光學干涉儀信號臂之信號光束。此返回光線與由參考臂內返回鏡子6230反射的第二光束結合，並且由時域OCT的可調式光學延遲元件6220延遲，來控制目標組織1001的造影差異深度內信號與參考光束間之路徑差異。控制系統9200控制系統操作。

角膜上進行的手術已經顯示，數百飛秒的脈衝持續時間足以達到良好的手術效果，而用於足夠深解析度的OCT時，則需要由較短脈衝，例如低於數十飛秒，所產生的寬光譜頻寬。在此範疇內，OCT裝置的設計規定來自飛秒手術雷射的脈衝持續時間。

第十六圖顯示使用單一脈衝雷射9100產生手術光與造影光的其他造影導引系統。在飛秒脈衝雷射的輸出光學路徑內放置非線性光譜加寬媒體9400來使用光學非線性處理，像是白光產生或光譜加寬，以加寬來自相對較長脈衝雷射源的脈衝光譜頻寬，手術內通常使用數百飛秒。媒體9400可例如為光纖材料。兩系統所需的光線亮度不同，並且實施調整光束亮度的機制，以符合兩系統內的要求。例如：當拍攝OCT影像或執行手術時，兩系統的光學路徑內可提供光束轉向鏡、光束遮光器或衰減器，以適當控制光束的存在與亮度，以便保護病患和敏感的儀器免於過強的光線亮度。

在操作上，第八圖至第十六圖內的上述範例可用來執行造影導引雷射手術。

第十七圖顯示藉由使用造影導引雷射手術系統執行雷射手術的方法之一個範例。此方法使用系統內的病患介面，將手術的目標組織固定在位置上，同時導引來自系統內雷射的雷射脈衝之手術雷射光束以及來自系統內OCT模組的光學探測光束，到達病患介面進入目標組織。手術雷射光束受控制，來在目標組織內執行雷射手術，並且操作OCT模組，從由目標組織返回的光學探測光束之光線當中獲得目標組織內的OCT影像。所獲得OCT影像內的位置資訊套用在手術雷射光束的聚焦與掃描內，以在手術之前或期間調整目標組織中的手術雷射光束的聚焦與掃描。

雖然本說明書內含許多細節，但不應該構成對於本發明或所主張者之範圍的限制，而是屬於特定具體實施例的特徵描述。本說明書內個別具體實施例範圍內的特定特徵也可在單一具體實施例組合內實施。相反的，在單一具體實施例範圍內說明的許多特徵也可分散地在多重組合或在任何合適的次組合內實施。再者，雖然上面以特定組合來說明特徵並依此主張，不過來自所主張組合的一或多樣特徵在某些情況下可從組合移除，並且所主張組合可指向次組合或次組合的變化。

到此已經揭示用於眼睛造影及其應用的許多技術與系統的實施，該描述的實施之變化與強化以及其他實施都可用本說明書所揭示內容為基礎。

1‧‧‧眼睛

5‧‧‧水晶體

10‧‧‧角膜

20‧‧‧瞳孔

30‧‧‧虹膜

40‧‧‧視網膜

51‧‧‧囊袋

51A‧‧‧囊袋前表面

51P‧‧‧囊袋後表面

52A‧‧‧水晶體前表面

52P‧‧‧水晶體後表面

53‧‧‧硬核

54‧‧‧皮層

53A‧‧‧硬核的前表面

53P‧‧‧硬核的後表面

201‧‧‧角膜的直接影像

201'‧‧‧物體邊界的直接影像

202‧‧‧焦點深度

203‧‧‧參考深度

211‧‧‧前囊層的直接影像

212‧‧‧後囊層的鏡射影像

212'‧‧‧高對比物體/結構的鏡射影像

213‧‧‧後囊層的直接影像

213'‧‧‧高對比物體/結構的直接影像

214‧‧‧前囊層的鏡射影像

220‧‧‧Rayleigh範圍

300‧‧‧SD-OCT造影系統

300'‧‧‧SD-OCT造影系統

301‧‧‧手術雷射引擎

302‧‧‧物鏡

310‧‧‧光源

310'‧‧‧掃描波長光源

320‧‧‧分光器

330‧‧‧分光器

340‧‧‧參考鏡子

350‧‧‧干涉分析儀

350'‧‧‧干涉分析儀

351‧‧‧光譜分解器

351'‧‧‧偵測器

353‧‧‧感測器或像素陣列

353'‧‧‧資料收納箱

357‧‧‧FFT處理器

359‧‧‧影像產生器

361‧‧‧造影光束

362‧‧‧參考光束

363‧‧‧干涉光束

1010‧‧‧脈衝雷射

1012‧‧‧手術雷射光束

1020‧‧‧光學模組

1001‧‧‧目標組織

1022‧‧‧聚焦的手術雷射光束

1050‧‧‧目標組織影像

1030．．．光學造影裝置

1032．．．造影信號

1040．．．系統控制模組

1042．．．雷射控制信號

1044．．．光束控制信號

2100．．．雷射手術系統

2200．．．造影系統

2110．．．通訊介面

2130．．．雷射引擎

2160．．．手術雷射光束

2140．．．雷射光束傳遞模組

2150．．．病患介面

2120．．．雷射控制模組

2121．．．通訊通道

2122．．．通訊通道

2210．．．通訊介面

2220．．．造影控制模組

2230．．．造影子系統

2240．．．病患介面

2250．．．造影光束

2260．．．探測光線

3300．．．病患介面

3210．．．手術光束

3220．．．造影光束

3100．．．共用控制模組

3400．．．共用外殼

4100．．．共用光束傳遞模組

4200．．．共用病患介面

5100．．．掃描器

5200．．．光束調節器

5300．．．OCT造影模組

5600．．．物鏡

5410．．．分光器

5420．．．分光器

5500．．．目視觀察光學單元

6410．．．x-y掃描器

6420．．．z掃描器

6100．．．共用控制器

6200．．．OCT光源

6210．．．分光器

6310．．．分光器

6430．．．光束調節器單元

6440．．．分光器

6220．．．光學延遲裝置

6230．．．返回鏡子

6240．．．光譜儀偵測器

7100．．．可移動式物鏡

7110．．．位置感測裝置

7200．．．控制模組

7200．．．OCT控制器

9100．．．光線模組

9200．．．控制系統

9300．．．分光器

9400．．．非線性光譜加寬媒體

第一A圖至第一B圖例示眼睛的主要結構單元。

第二圖例示OCT造影複雜的模糊問題。

第三A圖例示示範造影方法的步驟。

第三B圖例示示範造影方法的步驟。

第四A圖至第四F圖例示影像部分順序的範例。

第五A圖例示該SB-OCT系統隨該造影深度的敏感度。

第五B圖例示造影範圍、參考深度、焦點深度以及Rayleigh範圍之間的關係。

第六A圖至第六B圖例示OCT造影系統的兩個範例。

第七圖顯示造影導引雷射手術系統的範例，其中提供造影模組來提供目標的造影給雷射控制器。

第八圖至第十六圖顯示造影導引雷射手術系統當中雷射手術系統與造影系統各種整合程度之範例。

第十七圖顯示藉由使用造影導引雷射手術系統執行雷射手術的方法範例。

1．．．眼睛

301．．．手術雷射引擎

302．．．物鏡

310．．．光源

320．．．分光器

330．．．分光器

340．．．參考鏡子

350．．．干涉分析儀

351．．．光譜分解器

353．．．感測器或像素陣列

357．．．FFT處理器

359．．．影像產生器

361．．．造影光束

362．．．參考光束

363．．．干涉光束

Claims (19)

1. 一種眼睛造影之方法，包含以下步驟：相對於一頻域光學斷層掃描(Spectral Domain Optical Coherence Tomographic，SD-OCT)造影系統定位該眼睛，該眼睛具有一第一和一第二眼睛結構；以及利用下列方式使用該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統對該眼睛造影：選取該第一眼睛結構的直接影像及鏡射影像的其中之一，並且產生對應至該第一眼睛結構的所選影像之第一影像部分；選取該第二眼睛結構的直接影像及鏡射影像的其中之一，並且產生對應至該第二眼睛結構的所選影像之第二影像部分；以及抑制該第一和第二眼睛結構的未選取影像。
2. 如申請專利範圍第1項之方法，其中抑制未選取影像的步驟包含下列至少其中之一：避免顯示所產生的未選取影像；產生未選取影像，但不顯示該等未選取影像；執行一計算步驟，以避免產生未選取影像，及此等列舉步驟的組合。
3. 如申請專利範圍第1項之方法，眼睛的造影步驟包含：調整該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統的參考深度，以在對應的影像深度上產生該第一和第二眼睛結構之直接與鏡射影像，使得可分辨該第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像。
4. 如申請專利範圍第3項之方法，分辨第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像之步驟包含下列至少其中之一：辨識該等直接與鏡射影像的空間差異；套用圖案辨識方法；分辨該等直接與鏡射影像的信號特性； 運用關於眼睛的既有知識；根據一診斷運用關於眼睛的知識，及此等列舉步驟的組合。
5. 如申請專利範圍第3項之方法，其中：重複執行調整該參考深度以及分辨該第一和第二眼睛結構的直接與鏡射影像之步驟。
6. 如申請專利範圍第3項之方法，其中：該第一眼睛結構為眼睛的水晶體之前囊層；以及該第二眼睛結構為該眼睛的水晶體之後囊層。
7. 如申請專利範圍第6項之方法，眼睛的造影步驟包含：調整該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統的參考深度，使得該第一影像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列其中之一：該角膜的直接影像-該前囊層的直接影像-該後囊層的鏡射影像；該角膜的直接影像-該後囊層的鏡射影像-該前囊層的直接影像；及該後囊層的鏡射影像-該角膜的直接影像-該前囊層的直接影像。
8. 如申請專利範圍第3項之方法，調整參考深度的步驟包含下列其中之一：調整該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統的一參考鏡子之位置；調節該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統的一延遲元件，及此等列舉步驟的組合。
9. 如申請專利範圍第3項之方法，其中眼睛的造影步驟包含：調整一造影範圍至該參考深度，以導致該第一和第二眼睛結構位於該造影範圍內。
10. 如申請專利範圍第9項之方法，其中調整步驟包含： 調整該造影範圍至0-15mm範圍內。
11. 如申請專利範圍第1項之方法，定位眼睛的步驟包含下列至少其中之一：將眼睛依靠到該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統的一介面；固定該眼睛；將該眼睛相對於該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統的一移動範圍降至最低，及此等列舉步驟的組合。
12. 如申請專利範圍第1項之方法，其中：該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統為光譜儀型光學斷層掃描(Spectrometer Based Optical Coherence Tomographic，SB-OCT)和掃描式光學斷層掃描(Swept Source Optical Coherence Tomographic，SS-OCT)造影系統其中之一。
13. 如申請專利範圍第1項之方法，其中眼睛的造影包含下列至少其中之一：建立單一z掃描；建立平面z掃描；沿著一掃描線建立z掃描；在一光柵圖案建立一z掃描，及此等列舉步驟的組合。
14. 一種用於眼睛造影之造影系統，包含：一頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統，其相對於該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統定位眼睛，該眼睛具有一第一和一第二結構；從該第一結構的直接影像與鏡射影像中選取來產生第一影像部分；從該第二結構的直接影像與鏡射影像中選取來產生第二影像部分；以及 抑制該第一和第二結構的未選取影像。
15. 如申請專利範圍第14項之造影系統，該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)造影系統包含：一造影光源，其輸出造影光；一或多個分光器，其將該造影光分成一造影光束和一參考光束；以及將一返回的造影光部分與一返回的參考光部分統一成干涉光；一參考裝置，其返回該參考光部分，具有與一參考距離成比例的時間差；以及一干涉分析儀，其接收該干涉光；以及產生眼睛的一頻域光學斷層掃描(SD-OCT)影像。
16. 如申請專利範圍第15項之造影系統，其中：該頻域光學斷層掃描(SD-OCT)為光譜儀型光學斷層掃描(SB-OCT)和掃描式光學斷層掃描(SS-OCT)其中之一。
17. 如申請專利範圍第15項之造影系統，其中：該第一結構為眼睛的水晶體之前囊層；該第二結構為眼睛的水晶體之後囊層；該參考距離可調整來設定參考深度，使得該第一影像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列其中之一：該後囊層的鏡射影像-該前囊層的直接影像-該角膜的直接影像；該前囊層的直接影像-該後囊層的鏡射影像-該角膜的直接影像；及該前囊層的直接影像-該角膜的直接影像-該後囊層的鏡射影像。
18. 如申請專利範圍第15項之造影系統，其中：該第一結構為眼睛的水晶體之前囊層； 該第二結構為眼睛的水晶體之後囊層；該參考距離可調整來設定參考深度，使得該第一影像部分、該第二影像部分以及一角膜影像的深度順序為下列其中之一：該後囊層的直接影像-該前囊層的鏡射影像-該角膜的鏡射影像；該前囊層的鏡射影像-該後囊層的直接影像-該角膜的鏡射影像；及該前囊層的鏡射影像-該角膜的鏡射影像-該後囊層的直接影像。
19. 如申請專利範圍第15項之造影系統，其中：該參考距離可調整來控制參考深度位於2-15mm的範圍內。