用于屈光眼科手術的系統的制作方法

專利名稱：用于屈光眼科手術的系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及用于屈光眼科手術的系統。
技術背景
在屈光眼科手術中，通過使用激光輻射改變眼睛，特別是角膜的光學屈光特 性，從而矯正或至少減輕視覺缺陷。屈光眼科手術的主要實例為LAMK，其中出于矯正 視力缺陷的目的切除(切削)角膜組織以整形角膜。為了切除角膜組織，通常使用處于 UV(紫外)區(一般為193nm)中的準分子激光。在一定時間及位置條件下引導激光輻射 經過眼睛以便在角膜中所選點處切除一定量的組織。此切除由所謂的切削輪廓(ablation profile)描述，即，該切削輪廓指定切除(切削)在角膜中的各點處進行。
本發明特別涉及LA^tK(準分子激光原位角膜磨鑲術)。
通常，在實施關于待矯正的眼睛的手術介入(surgical intervention)之前計算切削 輪廓。此計算的依據是對處于實際狀態的眼睛的檢查。對于這樣的眼睛檢查而言，在技 術現狀下熟知多種技術，特別是，地形圖(topography)測量儀(所謂地形圖儀)、波前分 析器、沙伊姆弗勒儀Mcheimpflug testrament)以及測厚計。
使用波前分析器或使用地形圖測量儀的屈光眼科手術幾乎不能有效解析處于mm 范圍內的角膜的較小局部結構，更不必說以確定且局部精確的方式指派這些儀器以便能 夠進行位置可靠的治療。使用地形圖儀也幾乎不可能探測到處于mm范圍內的所謂的 中心島，即，角膜上的突出物，PRK早期的并非完全理想的手術常常產生角膜上的突出 物。
目前，正試圖在切削期間以聯機(online)方式追蹤需要的切削過程中的偏差， 特別是基于所謂的眼球回旋轉動或基于所謂的瞳孔中心偏移的偏差。
但使用目前已知的這些方法，通常不可能精確地探測到局部角膜不規則物，且 不可能使激光束在該探測過程中以精確局部方式僅在此點處起作用，也不可能在該過程 中追蹤切削的結果。
所謂的光學相干斷層掃描術已用在生物組織的非接觸性檢查的測量方法達一定 時間，例如參看 B.Wolfgang Drexler，Journal of Biomedical Optics, 9(1)，42-74，2004。 使用光學相干斷層掃描術，特別是使用寬帶照射器的光學相干斷層掃描術，有可能檢查 非常精細的生物結構，特別是以處于Iym范圍內及更精細的分辨率檢查非常精細的生物 結構。
EP 1 231 496 A2描述光學相干斷層掃描術(OCT)對于眼睛中組織的可控變化的 應用，在功率、曝露時間及斑點大小方面對治療激光加以控制。其中，借助于OCT及閾 值來區分經治療的眼組織與未經治療的眼組織。使用OCT確定已經以激光成功治療的眼 組織區域。
US2007/0282313A1 (Huang等人)描述OCT在屈光手術中僅出于角膜地形圖檢 查的目的的使用。并未發現其中提及借助于OCT的聯機控制的光切削。在此技術現狀下，以OCT獲得的地形圖數據僅用于切削程序的預先計算。
EP 0 697 611 A2描述一種類似于以上論述的EP 1 231 496 A2的系統，該系統具有用于眼科手術顯微鏡的自動聚焦系統。其中實現了角膜地形圖測量，但并未實現以 OCT對組織進行切除的聯機控制。
US 2007/0073905A1并不使用OCT，但大體上描述了使用前述模型計算的關于 眼睛的手術介入的技術現狀。
WO 2006/087180A2描述一種用于切削的方法，但并未使用OCT。DE 10323 422 Al也并未描述OCT的使用，而僅描述組織中光學壓力范圍的探測。發明內容
本發明的根本目的在于提供一種前面所述類型的能夠改良手術結果的系統。
為此，本發明教示一種用于屈光眼科手術的系統，其具有
a)用于切除角膜組織的第一激光器；
b)用于以時間可控且位置可控的方式將所述第一激光器的輻射引導至眼睛上的裝置；
c)用于光學相干斷層掃描術的裝置，其具有用于對所述眼睛實施光學相干斷層 掃描術的第二激光器；
d)用于以時間可控且位置可控的方式將所述第二激光器的輻射引導至所述眼睛 上的裝置；以及
e)計算機，其
el)在角膜組織切除過程中，根據程序控制所述第一激光器及所述的用于以時間 可控且位置可控的方式將所述第一激光器的輻射引導至所述眼睛上的裝置，以便實現整 形角膜的目的；
e2)控制所述用于光學相干斷層掃描術的裝置，并且被編程以便在角膜組織切除 開始之前、切除期間及切除結束之后對所述角膜進行測量；以及
e3)在借助于光學相干斷層掃描術測量之后，依據測量結果在特定條件下控制角 膜組織切除的程序流程。
因此，本發明將用于光學相干斷層掃描術(OCT)的模塊集成到用于屈光眼科手 術的系統中，以使得由此獲得的測量結果以實際上聯機的方式影響手術介入的過程。具 體而言，高分辨率及高速OCT (HHS-OCT)能夠以處于ym范圍內的分辨率、在超高速 下借助于處于幾MHz至高達若干GHz范圍內，特別是高達IOGHz甚至高達100GHz的掃 描速率，并以顯著短于1秒的測量時間來確定并表示角膜結構。因此，不僅有可能檢查 角膜組織切除之前的初始結構及切除之后角膜的最終結構，還有可能追蹤角膜組織切除 前與切除后之間的治療全過程并以依據治療期間所獲得的OCT測量結果的方式來控制該 治療。
根據本發明，由OCT引導的組織切除特別由UV激光器(通常為準分子激光器) 實現，在該過程中，尋標(target)角膜的某些區域且接著經由許多經實時(聯機)控制的 沖擊(shot)切除角膜組織直至實際上實時(聯機)進行的OCT測量產生所希望的測量結 果為止。
由于將OCT模塊集成到用于屈光手術的系統中，因此，還可以識別某些角膜不 規則物，特別是所謂的中心島，并在治療中考慮這樣的中心島。這樣的中心島，即角膜 表面上的不規則突出物，具有幾mm及小于幾mm范圍內的尺寸，因此不能夠或幾乎不能 夠在屈光手術過程中由傳統測量方法記錄。這樣的不規則物在治療之前或期間也不能被 發現或幾乎不能被發現，或不能精確尋址用于激光器控制。相應的解釋適用于同樣有時 出現在角膜表面上的呈疤痕形式的極其精細的不規則物。
通過寬帶光學相干斷層掃描術可識別這樣的不規則物，且相應地可以在例如中 心島(即，角膜上的突出物)區域中以尋標方式局部切除比在角膜其它區域中更多的角膜 組織而形成切削輪廓，從而總體上出現光滑表面，而在前述疤痕的情況下，大幅減少在 這些疤痕區域中的切除以致于因此同樣出現基本平滑的角膜表面。若在技術現狀下，這 樣的不規則物未在測量結果中加以識別且未在切削中加以考慮，則其在切削過程中被基 本保留，并導致經治療的角膜上或經治療的角膜中也有相應不規則物。
根據本發明，通過將OCT集成到用于屈光眼科手術的系統中，有可能探測到關 于橫截面、厚度、前表面及后表面的精確角膜結構，并在治療期間對其進行瞬時(立即) 追蹤。因此，本發明的特定配置教示在切削過程期間(即，在屈光手術期間)實際上實時 (聯機)計算角膜的各個瞬時成像特性，例如，由于已經達到的切削階段而瞬時獲得；且 當已經以此方式聯機計算的眼睛成像特性符合所希望的特定目標時，精確地結束切削。 此舉使得并行的地形圖測量或甚至波前測量不再為絕對必要的。
本發明的用于屈光眼科手術的系統的較佳配置提供經編程的計算機以在顯示裝 置上顯示在角膜組織切除之前和/或切除期間在光學相干斷層掃描術過程中獲得的測量 結果。以此方式，治療醫師可實質上以聯機的方式，即，實際上實時的方式，檢查以圖 形表示的切削的進展。舉例而言，可使用線(在二維表示的情況下)或表面(在三維表示 的情況下)將角膜的初始形狀(在介入開始之前)在顯示屏上呈現給醫師，接著，在這之 后，在介入期間使用例如色彩對比線或表面相應地連續呈現瞬時角膜結構。就此而言， 此外，也可視情況將眼睛內側的、也能夠以相干斷層掃描術進行檢查的角膜表面指示給 醫師。這特別有助于避免角膜的剩余厚度過薄。也可以使用OCT檢查所關注的經受治 療的眼睛的其它結構，如晶狀體和/或瞳孔，并在顯示裝置上表示。
若在LASIK過程中采用前述方法，且若在此情況下使用例如飛秒激光器進行所 謂瓣切取，則可使用OCT追蹤出現的切口并在顯示裝置上表示；且在隨后角膜組織切 削過程中，可通過以計算及呈現將瓣復位后及所采取的愈合過程后的情形的方式進行計 算，來確定前述以圖形表示的線或表面。
本發明的另一較佳配置規定提供一種輸入裝置，使用者可使用該輸入裝置使計 算機使用第一激光器在所表示的光學相干斷層掃描術的測量結果的所選范圍內進行額外 角膜組織切除，或減少所選范圍內的角膜組織切除。
本發明也教示利用用于使用優選具有處于IOGHz或以上且優選處于IOOGHz或 以上的范圍內的重復率的飛秒輻射源的OCT的極快速裝置，特別是利用所謂的VECSEL 或VCSEL(垂直外腔面發射激光器)。盡管物理尺寸處于厘米范圍內，但這樣的半導體激 光二極管可經電泵浦或經光學泵浦并獲得極高輸出及效率。本發明也可采用飛秒纖維激 光器。本發明也教示使用這樣的輻射源這樣的輻射源產生帶寬大于IOOnm至IOOOnm且重復 率大于IOOGHz的fs超連續光譜，以便可獲得極高測量速率，即，與在切削程序過 程中實際上瞬時實現的角膜狀態相比，以極短的延遲而于例如顯示屏上產生角膜結構的 影像，即，實際上實時(無時間延遲)的方式以圖形表示角膜的實際狀態，且也可通過無 時間延遲的計算進行處理。本發明的用于屈光眼科手術的系統的其它較佳配置在從屬權利要求中描述。


以下將根據附圖具體描述本發明的示例性實施例。圖1是用于屈光眼科手術的系統的示意圖；以及圖2是用于顯示使用光學相干斷層掃描術獲得的數據的顯示裝置的示意圖。
具體實施例方式圖1示意性地示出待由屈光眼科手術治療的眼睛10、其角膜12、瞳孔緣14及角 膜的所謂不規則物16，不規則物16在此處為所謂的中心島形式，即角膜上具有處于mm 范圍至ym范圍內的尺寸的突出物。該系統以已知方式展現固定激光器18，其發出(弱)激光束18'且該激光被患 者觀看，以實現固定眼睛的目的。該系統以眾所周知的方式如在LASIK設備的情況下展現UV激光器20，如準分 子激光器，其發出具有193nm的波長的輻射20'，該輻射經由透鏡22指引至掃描鏡24、 24'上且經由偏轉鏡26偏轉至眼睛10上。計算機C根據預先計算的切削輪廓以眾所 周知的方式控制激光器20及掃描鏡24、24'。使用所呈現的系統以已知方式進行例如 LASIK。此外，該系統展現所謂的眼睛追蹤器。眼睛追蹤器包括攝影機(camera)30，由 攝影機30記錄來自眼睛10的經由偏轉鏡28的在箭頭32方向上的影像，接著以眾所周 知的方式對這樣的影像進行影像處理，從而追蹤盡管有固定激光器18但患者往往還是無 法避免的眼睛運動，并以對應于眼睛運動的方式追蹤掃描鏡24、24'對激光束20'的控 制，以便以位置上盡可能可靠的方式切除切削輪廓。在計算機C中處理攝影機30以數字方式獲得的記錄，且接著計算機C相應地對 于切削束20'控制掃描鏡24、24'。將用于光學相干斷層掃描術的裝置34集成到用于LASIK的系統中，該裝置以眾 所周知的方式包括適當的激光器。用于光學相干斷層掃描術的裝置34根據雙向箭頭36 發出輻射及接收輻射。經由掃描鏡38、40實現掃描。圖1中由線及箭頭指示計算機C 與個別組件的交互。相應地，計算機C控制用于光學相干斷層掃描術的裝置34以及從屬 于該裝置的掃描鏡38、40。用于光學相干斷層掃描術的裝置34依據所使用的輻射源以處于幾MHz范圍內的 掃描速率至高達處于GHz范圍內的掃描速率操作，從而對于待檢查的整個表面(即，大 致對應于角膜的切削區)來說獲得顯著短于1秒的測量時間。用于光學相干斷層掃描術的裝置34的輻射源，如激光器，為極寬帶輻射源，其 具有顯著大于IOOnm的寬帶度量且具有大于10MHz、高達IOOGHz以上的極高重復率。這能夠實現在IOym及小于10 μ m的范圍內的高三維分辨率。在此情況下，可在小于1 秒內檢查，并可經由計算機C在顯示裝置D上表示角膜表面，例如，在連續切削期間的 瞬時表面的所關注的影像。Δ λ >> IOOnm的寬帶輻射具有處于約800nm至1300nm范 圍內的中心波長λ。因此，根據所示的示例性實施例，檢查角膜地形圖、其厚度、眼睛 前房的范圍及諸如虹膜及晶狀體這樣的毗鄰結構的局部位置，且經由計算機C在顯示裝 置D上交替地且以所希望的組合表示這種結構的相應幾何影像。在此情況下，深度(一般指定為ζ方向)的分辨率處于μ m，如小于3μιη的范圍 內，而在橫向方向(一般指定為xy方向)上同樣獲得顯著小于IOym的分辨率。因此， 可很好地識別角膜的結構，諸如上皮、鮑曼氏膜(Bowman' smembrane)，或在LASIK情 況下很好地識別微型角膜刀切口的位置。 圖2示意性地示出根據計算機C的控制以OCT檢查的結構在顯示裝置D上的表 示。所示出的是在切削開始之前獲得的角膜表面K1，其具有呈中心島形式的第一不規則 物I，即突出物。突出物具有處于mm范圍至ym范圍內的尺寸(因此，與角膜尺寸相 比，其在圖中被極度放大)。突出物的兩個側面具有梯度Gl、G2，即，相對于毗鄰的角 膜12的表面Kl的斜率。此外，在所表示的示例中，角膜12的表面Kl具有疤痕N，該 疤痕同樣具有處于mm范圍至μm范圍內的尺寸。此外，圖2示出根據切削輪廓的計算切除所力求的設定角膜表面K2，S卩，所力 求的手術結果。圖2也示意性地示出角膜的內表面K3。使用用于光學相干斷層掃描術的裝置34以及處理該裝置的測量結果的計算機 C，可產生圖2的曲線Kl并在顯示裝置D上表示。就此而言，計算機C被編程以使得其 識別所述的具有處于Pm范圍內的尺寸的不規則物且根據使用者的選擇以強調方式(例 如以色彩或借助于粗線)表示這樣的不規則物。使用眾所周知的影像處理方法，計算機 可根據梯度Gl、G2通過與特定閾值進行比較來“識別”這樣的不規則物并表示這樣的不 規則物。在影像處理過程中，例如通過比較鄰近測量點范圍可識別處于特定閾值以上的 梯度Gl、G2并指示在此點處可能存在不規則物。根據優選配置，使用者繼而可進行選 擇以調出并表示在此臨界區域中角膜瞬時狀態的放大表示。此表示可在實施切削期間， 艮口，在逐步逐層切除角膜組織期間，以聯機方式不斷重復，從而醫師可在顯示裝置D上 根據使用相干斷層掃描術的測量來追蹤治療的進展，即，角膜組織連續逐層切除的暫時 程序。若醫師根據這樣的不規則物探測到某些問題區域，在這些區域中需要與最初根據 切削輪廓所規定相比更強的切削或甚至更弱的切削，則其可根據該優選配置直接介入該 過程中。若例如該醫師在表示圖像上探測到對應于突出物1(中心島)的不規則物，則該 醫師可置放標記Ml、M2，在此情況下與周圍角膜區域相比，這樣的標記之間需要增加 角膜組織切除，且醫師可經由輸入裝置E設定對應于此區域的定界的標記Ml、M2。應 當理解，這樣的標記應以三維方式置放，即，在自圖面向下的方向上，其也粗略地具有 該表示平面中所給的尺寸。醫師繼而可經由輸入裝置E指定在不規則物區域中將進行何 種強度的額外組織切除。相應解釋適用于疤痕N的區域，在疤痕N的區域中必需減少(若適當)切削， 以便因此在所有不規則物情況下獲得如圖2中由K2所表示的相對平滑的角膜表面。附圖標記列表
10:眼睛12:角膜14:瞳孔緣16 疤痕或中心島18:固定激光器18'固定激光束20 UV 激光器22 透鏡24:掃描鏡24'掃描鏡26:偏轉鏡28 偏轉鏡30 攝影機32 箭頭34 OCT 系統36 雙向箭頭38 掃描鏡40 掃描鏡C 計算機D 顯示裝置E輸入裝置I 中心島N 癥痕Ml, M2 標記Gl, G2 梯度Kl, K2, K3, K4 表面
權利要求
1.一種用于屈光眼科手術的系統，其具有f)用于切除角膜組織的第一激光器00)；g)用于以時間可控且位置可控的方式將所述第一激光器00)的輻射OO')引導至 眼睛(10)上的裝置(22，24，24')；h)用于光學相干斷層掃描術的裝置(34)，其具有用于對所述眼睛(10)實施光學相干 斷層掃描術的第二激光器；i)用于以時間可控且位置可控的方式將所述第二激光器的輻射引導至所述眼睛(10) 上的裝置(38，40)；以及j)計算機(C)，其el)在角膜組織切除過程中，根據程序控制所述第一激光器00)及所述的用于以時 間可控且位置可控的方式將所述第一激光器00)的輻射QO')引導至所述眼睛上的裝置 (22, 24，24')，以便實現整形角膜(12)的目的；e2)控制所述用于光學相干斷層掃描術的裝置(34)，并且被編程以便在角膜組織切除 開始之前、切除期間及切除結束之后對所述角膜(12)進行測量；以及e3)在借助于光學相干斷層掃描術測量之后，依據測量結果在特定條件下控制角膜組 織切除的程序流程。
2.根據權利要求1所述的用于屈光眼科手術的系統，其特征在于，所述計算機(C)被 編程以在顯示裝置(D)上表示在角膜組織切除之前和/或切除期間在光學相干斷層掃描術 的過程中獲得的測量結果。
3.根據權利要求2所述的用于屈光眼科手術的系統，其特征在于，提供輸入裝置 (E)，使用者能夠使用所述輸入裝置(E)使所述計算機(C)使用所述第一激光器OO)在 所表示的光學相干斷層掃描術的測量結果的所選范圍(Ml，M2)內進行額外的角膜組織 切除，或減少所選范圍(N)內的角膜組織切除。
4.根據權利要求2或3所述的用于屈光眼科手術的系統，其特征在于，使用光學相干 斷層掃描術獲得的測量結果的表示包括重現角膜組織切除之前和/或期間分別為待治 療或正在治療的角膜表面的當前狀態的曲線的至少二維影像(Kl，K2，K3)。
5.根據權利要求3和4所述的用于屈光眼科手術的系統，其特征在于，所述計算機 (C)被編程以使得所選區域(Ml，M2)能夠由使用者對于所述影像(Kl，K2，K3)進行 標記。
6.根據前述權利要求中任一項所述的用于屈光眼科手術的系統，其特征在于，所述 計算機(C)被編程以便使用光學相干斷層掃描術獲得的測量結果來分析待切割的角膜表 面是否顯現不規則物(I，N)。
7.根據權利要求6所述的用于屈光眼科手術的系統，其特征在于，所述的分析包括確 定所述角膜表面的梯度。
全文摘要
本發明提供用于屈光眼科手術的系統，特別是用于LASIK的系統，該系統除切削激光器以及合適的其它光學引導裝置(18，30)以外還具有作為集成組件的用于光學相干斷層掃描的裝置(34)，從而使由該裝置獲得的測量結果可用于在顯示裝置上表示的目的和/或用于控制切削的目的。
文檔編號A61F9/01GK102026602SQ200980112753
公開日2011年4月20日 申請日期2009年4月3日 優先權日2008年4月11日
發明者克勞斯·沃格勒 申請人:威孚萊有限公司