CN1044589A - 外科治疗屈光不正用的装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及医学中的眼科学领域。

外科治疗屈光不正用的装置，包括紫外波段的脉冲激光器1，置于它的辐射光束途径上的，在辐射光束横截面上，辐射能量密度分布的整形器3。按照本发明，整形器3为一个光学系统，该系统在一个光轴上放置有两个锥形透镜5，6，不包括可伸缩物镜7，它能把激光器1发射的平行柱状光束2变成直径可变的环形光束20，其最大值可与人眼角膜4的直径相比较。

Description

本发明涉及医学中的眼科学领域，更确切地说涉及外科治疗屈光不正（近视眼和远视眼）的装置。

近视和远视是世界上最常见的视觉缺陷，借助眼镜和隐形眼镜来矫正它们给患者带来一定的不便。外科改变眼睛的折光度是一种极有前途的方法。与现有传统的外科方法治疗屈光不正不同，激光外科具有重要优点，即绝对无菌，可精确推测手术结果，精确度高。

当前的重要问题是借助激光器，使外科治疗屈光不正用的装置操作可靠、方便、制造简单。

公知的外科治疗屈光不正用的装置，包括有紫外波段的脉冲激光器，以及固定在它的辐射光束路径上的，在辐射光束横截面上，辐射能量密度分布的整形器（Report    of    the"Centre    Scientifique    JBM"，Paris，France，Docnment    NF    104，1986，K.Hanna    ct    al"Excimer    laser    Refractive    Reratoplasty"）。

在这种装置中，辐射能量密度分布整形器呈转盘形式，具有予定形状的缝隙。

由于在辐射脉冲的跟踪频率与带缝园盘的转动频率之间的关系，在一定的条件的激光器的多个辐射脉冲作用下，必然使角膜表面的形状改变，以矫正屈光不正。

然而，使用已有的装置，只有部分角膜瞬间受到照射，所说的部分角膜由缝的形状及其在该时刻的角位置所确定。这就妨碍了得到光滑的，具有一定横截面的表面，因为每个辐射脉冲都从角膜上取去一个带有垂直壁的，其形状与缝的形状相同。因此，使得角膜表面接近阶梯形。为了得到所需要的光滑表面，就要取去许多深度很小的层，这就使手术时间拉长，也防碍手术的实施，因为这需要眼睛长时间相对于激光线准确定位。激光辐射能量的低效使用同样造成手术时间的延长。制造起来结构也复杂，因为要求缝隙及它的转动机构都得有精确的制造精度还要求精确测量缝的角度位置并与辐射脉冲出现的时刻准确地一致。

除此之外，著作（"Am.Torn.OF ophtalmology"v.103N₃，partⅡ，M，B、McDonald et、al."Defractive Surgery with the Excimer laser"，P.469，1987。）中所描述的用于外科治疗屈光不正，尤其是近视眼的装置也已公知。该装置中，辐射能量密度分布整形器做成光

式，置于辐射光束的途径上，光的直径从一个脉冲到下一个脉冲，不连续地改变，这与计算机的程序一致。这样一来，其结果就得到必要的角膜形状的改变，以矫正近视眼。

使用这种装置，也如前文所述的装置那样，是部分角膜瞬间受到照射，这有碍于获得光滑的表面，就需要取去许多深度较小的层。这样延长了手术的时间，也妨碍它的实施，因为要求眼睛相对于激光辐射长时间准确定位。此外，激光辐射能量的低效使用，同样也造成手术时间的延长。

最后，公知的外科治疗屈光不正用的装置，包括紫外波段的脉冲激光器，还有置于它的辐射光束路径上的，在辐射光束横截面上，辐射能量密度分布的整形器（PCT    Su    88/00    280）。在此装置中，辐射能量密度分布整形器，是光学显相皿，它的第一窗孔和第二窗孔布置在辐射光束的路径上，并且是由对激光辐射透明的材料制成。这些窗孔的内表面具有二次旋转曲面、抛物面、双曲面或球面形状，在显相皿充满介质时，部分吸收激光辐射。公知的装置能得到所需断面的光滑角膜表面。

然而，该装置中也存在激光辐射能量不完全有效的结构，因为部分辐射被显相皿中的介质吸收，结果造成手术时间的延长。

除此之外，制造具有二次旋转曲面形的显相皿窗孔是个复杂的工艺问题。窗孔应有准确的精度，因为任何偏离已知形状都会造成患者眼角膜形状精确度的损害。在手术之前，调整装置也是件复杂的工作。

本发明的任务在于：建立用于外科治疗屈光不正的装置，它具有能最大限度地有效利用激光辐射能量的，在激光束横截面上，辐射能量密度分布的整形器。同时，其制造将十分简单，制做精度高，结果缩短手术进行的时间，并提高得到眼角膜已知形状的精度。

本发明的实施在于，外科治疗屈光不正用的装置中，包括紫外波段的脉冲激光器，在它的辐射光束途径上，布置着辐射能量密度在辐射光束横截面上分布的整形器。根据本发明，激光器辐射能量密度，在辐射光束横截面上分布的整形器是个光学系统，这个系统在一个光轴上至少放有两个锥形透镜和可伸缩物镜，该系统自由地将平行的柱状激光辐射光束，变成可变直径的环形光束，直径的最大值可与人的眼睛角膜直径相比较。

在外科治疗屈光不正用的装置中，能量密度分布整形器可含有两个锥形透镜，它们的折射角相等，顶点彼此相对，而可伸缩物镜在辐射的途径上置于第二个锥形透镜之后。

能量密度分布整形器还可包含有有三个锥形透镜，其中在辐射途径上的第二和第三锥形透镜有相同的折射角，底面朝向激光器，而可伸缩物镜在激光辐射途径上置于第一和第二锥形透镜之间。

最后，能量密度分布整形器，还可包含三个锥形透镜，它们的底面朝向激光器，可伸缩物镜在激光辐射途径上置于第一和第二透镜之间。同时，在激光辐途径上第三透镜有倒向锥度，且折射角为90°-α，这里α是激光辐射途径上的第二锥形透镜的折射角。

把第二锥形透镜做成在激光辐射途径上可顺着光轴移动，这对所有实施方案都是适当的。

按照本发明做成的外科治疗屈光不正用的装置，能够依靠缩短治疗时间来提高得到已知角膜形状的精度。治疗时间缩短的原因在于，每个时刻所有从激光器发出的辐射通量，都作用在加工的角膜表面上，而所推荐的装置，在辐射能量度分布整形器中的损耗，得知其为最小。此外，该装置易于接受所知道的屈光不正应校正的大小。借助于步进电机调整各锥形透镜之一的参量予以实施。制造锥形透镜与呈二次旋转曲面的显相皿窗口相比，是个简单的技术问题，因为本发明的装置制造较简单、制造精度也足够高。

以下，通过描述本发明的具体方案并参照附图，来说明本发明，其中：

图1表示按照本发明以具有两个锥形透镜的方案，概况地描述外科治疗屈光不正用的装置;

图2与图1一样，表示以带有三个锥形透镜的方案描述本发明的装置;

图3与图2一样，表示以具有倒向锥度的三个透镜的方案，描述本发明的装置;

图4概略地表示利用图1所示装置治疗近视眼情况;

图5与图4一样，是治疗远视眼的情况;

图6概略地表示利用图2或图3所示装置治疗近视眼;

图7与图6一样，是治疗远视眼的情况。

图1所描述的用于外科治疗屈光不正-近视眼和远视眼的装置，它包括有紫外波段的脉冲激光器1的固定在激光器1辐射光束2的途径上的，在光束2横截面上，辐射能量密度分布的整形器3，它确定了在患者眼角膜4上手术范围的直径。能量密度分布整形器3是一个光学系统，它包括一个光轴上顺序确定的两个锥形透镜5和6，它们的顶点彼此相对，并有相等的折射角α。还包括可伸缩物镜7，它在激光器1辐射光线的途径上，安置在第二锥形透镜6的后面。各光学元件都由对激光辐射透明的材料，如石英制成。在所述装置方案中，第二锥形透镜6在辐射途径上可借助步进电机8顺着光轴移动，并与第一锥形透镜5形成可任意调节的系统。可伸缩物镜7由凸透镜系统9和凹透镜系统10组成，它们是按最小象差来计算的，一般情况下物镜7是可变放大倍数的伸缩系统。

图2给出外科治疗屈光不正用的装置方案。辐射能量密度分布整形器3′含有三个锥形透镜5、11和12，它们的底面都朝向激光器1并有相同的折射角α。可伸缩物镜13在激光器1的辐射途径上置于第一锥形透镜5和第二锥形透镜11之间。这个方案里的各个光学元件也是由对激光辐射透明的材料，如石英制成。但是，第二锥形透镜11在辐射途径上可借助步进电机8顺着光轴移动。可伸缩物镜13由凹透镜14和凸透镜15组成，它们也是按最小象差计算的。

图3给出用于外科治疗屈光不正装置的又一个重要方案。辐射能量密度分布整形器3〃也含有三个锥形透镜5、11和16，它们的底面都朝向激光器1。可伸缩物镜13′由凹透镜14′和凸透镜15′组成，它们的参数按可伸缩物镜13（图2）的元件参数给出，在激光器1辐射的途径上置于第一锥形透镜5和第二锥形透镜11之间。在本实施方案中，第三锥形透镜与上述方案不同，它具有倒向锥度，折射角为90°-α，其中α是辐射途径上的第一锥形透镜5和第二锥形透镜11的折射角。这里的整形器3〃的各个光学元件也是由对激光辐射透明的材料，如石英制成，而在辐射途径上第二锥形透镜可借助步进电机8顺着光轴移动。

用于外科治疗屈光不正，选择装置的实施方案，取决于制造工艺及装置光学系统象差要最小的要求。

如图1所示的装置更为紧凑些，然而需要较高的制造精度，调整装置也较复杂。图2和图3所示的装置方案，保证较高的手术操作准确性，因为它们是以聚焦的辐射光束工作的，系统象差也最小。

图3所示的装置比图2的装置更紧凑些，然而具有倒向锥度的透镜16的存在，本质上就使得它的制造工艺复杂化。

按照本发明的外科治疗屈光不正用的装置以如下方式工作。

我们观察按图1的方案，治疗近视眼实施例的工作情况。

众所周知，正常眼睛角膜的表面，可以具有曲率半径R的旋转抛物面方程来描述。

在近视眼情况下（图4和图6），眼睛角膜的表面4也可以用具有曲率半径R_m的旋转抛物面方程来描写。这个半径的极值比正常眼睛的情况要小，即R_m＜R。

为了治疗具有眼角膜4的近视眼（图4），必须取去由两个曲率不同的抛物面所限制的层，即画有斜线的部分17。

在治疗近视眼时，由激光器1（图1）发出平行的柱状辐射光束2，其能量密度在其截面（图中直径为D）上均匀分布。光束2通过第一锥形透镜5变成漏斗状光束18，光束18的漏斗壁厚为D/2.Cosβ，锥状漏斗顶点处的顶角为2β，β由透镜5的折射角α和折射系数n确定。

$\mathrm{Sin\beta =(n}\sqrt{\mathrm{1\; -\; Sin}{}^{2}a}-\sqrt{\mathrm{1-n}{}^2\mathrm{Sin}{}^2\mathrm{a)}}\mathrm{Sina\; (1)}$

继而，光束18通过具有同样折射角α的第2锥形透镜6，转变成环状光束19，它的环壁厚度为D/2。当锥形透镜6借助步进电机8顺着光轴平滑位移时，使环变成外径D₁。在所建议的装置方案中，规定可能的调整量D₁，从最小直径D的环（环变成园，环的内径为零）到具有最大尺寸外径D^max1的环，而且量D₁与锥形透镜6的位移关系符合下式：

D₁＝D+2ltgβ （2）

其中，l为锥形透镜6位移的大小;它为零时，D₁＝D（图1中位置6）。而且，D₁＝D时，锥形透镜5和6的顶点间的间距“a”依下式选择：

a＝D/2tgβ-（l-（D₃-D）/2tgα） （3）

其中，D₀为直径，L是锥形透镜5的厚度。在透镜5和6完全一样的情况下，等式（3）是正确的。

在第二锥形透镜6之后，横截面呈环形的平行光束19，通过可伸缩物镜7，在此处放大倍数K变成外径为D₂的平行环形光束20，环的壁厚为d并且是可变的。光束20被直接引向眼睛角膜4。光束20壁厚d的变化，可以由可伸缩物镜7的透镜9和10之间的间距的平滑变化而得到。

这样一来D₂＝D₁.K，其中K为放大倍数，且K＜1，也即光束20的横截面从最大直径D₂＝D^max1.K的环变到直径为D₂＝D.K的园。同时，直径D₂＝D^max1·K可与人眼的角膜4的直径相比较。

环形光束20的壁厚d根据手术的条件及激光器1的参数来选择。同时，厚度d的选择起码要考虑能量密度分布整形器3的衍射特性。

当使用图2所示的装置来治疗近视眼时，与上述情况一样，自激光器1发出平行辐射光束2，它的能量密度在直径为D的截面上均匀分布。光束2通过第一锥形透镜5变成漏斗状辐射光束18，漏斗的壁厚为D/2Cosβ，其顶点处的顶角为2β。其次，光束18通过构成可伸缩物镜13的球面镜14和15，变成有一定平均直径而且是渐缩的环形光束22，它的焦平面通过角膜4的表面，并与整个装置的光轴垂直。

在可伸缩物镜13后面，环形光束22通过具有可变放大倍数的环形可伸缩系统，该系统由锥形透镜11和12构成，这里，首先变成漏斗状光束23，之后成为直径D₂随壁厚d的逐渐缩小而变化的环形光束24。

光束24的最小横截面是直径为2d的园，而且d的大小的选择取决于手术条件，激光器以及整形器3′的参数。最低可能被选的量值，基本决定于整形器3′的衍射特性。直径D₂向所需值改变，应力求做到借助步进电机8顺着锥形透镜11的光轴均匀变化。

图3所示的装置方案中，辐射能量密度分布整形器3″的工作与图2的整形器3′的工作不同，这就是在可伸缩物镜13′之后，环形光束22通过由锥形透镜11和16组成的锥形可伸缩系统，重要的在于透镜16具有倒向锥度。在这里，首先也是变成漏斗状光束25，其后成为环形光束26，随着壁厚d沿辐射途径渐缩，光束26的直径改变。

这个光束的最小横截面也是直径为2d的园。这里，也可以借助步进电机8顺着锥形透镜11光轴的平滑移动，来改变光束26的参数。

按照图3的整形器3″比按照图2的整形器3′更紧凑些，因为引向眼睛角膜4的环形光束24（图2）及26（图3）的直径为最大值D^max2时，构成整形器3″中锥形可伸缩系统的锥形透镜11和16的底面之间的距离“C”总小于整形器3′中透镜11和12底面间的距离“b”，也就是总有条件c＜b。

正如大家所知道的，远紫外辐射对生物组织的影响，造成最终的脱落，而且在一定的辐射能量密度范围内，脱水层厚度与能量密度成比例。

在手术进行过程中，光束20（图1）与眼睛角膜4的相互作用，造成区段17（图4）的去除。在光束24（图2）和26（图3）与眼睛角膜4相互作用时，发生区段17（图6）类似地去除。这时，在作用光束直径最大的条件下，辐照自角膜4的中心区域开始;而且随着作用光束直径的增大，辐照的时间减少，选择辐照范围，造成由两个旋转抛物面限定的角膜4的区域17（图4和图6）消失，其中的一个是畸变的近视角膜4的表面，另一个是激光器1（图1，2，3）的辐射作用之后的角膜4的表面。辐射直到消除近视为止（图4，6上画有斜线的部分17）。

在远视眼睛况下，眼睛角膜的表面用顶点曲率半径为Rg的旋转抛物而来描写;R₃比正常眼睛情况时要大，即R₃＞R。为治疗远视眼，必须自角膜4清除由两个不同曲率的抛物面所限定的层，即图5和图7中斜线的部分。治疗远视眼可类似于治疗近视眼所描述的那样来进行。与其不同的仅在于：在这种情况下，角膜4在作用光束直径最大的条件下，从外缘开始辐照，而且无论作用光束的直径或辐照的时间都在减小。

为了更好地理解本发明的实质，下面给出它的具体实施例。

制造并试验图3所示本发明外科治疗屈光不正的装置。利用分子为A+F的激发物的激光器1，其辐射（波长193毫微米）照射家兔的眼睛，以改变其折光度。辐射形成直径为D＝6毫米的平行柱状光束。辐射密度分布整形器3″的各固定部件均由光学石英（n＝1.559）制成。第一锥形透镜5具有外锥度且折射角α＝10°，第三锥形透镜16具有倒向锥度，折射角90-α^＊＝76°，它们固定不动。第二锥形透镜11具有外锥度折射角α^＊＝14°，并可顺着光轴在l＝150毫米的间隔内移动，使D₂的大小可以从8毫米到0.5毫米之间调整，环在作用平面上的壁厚d＝0.25毫米，为常数。

激光器1发射脉冲的重复频率为15赫芝，脉冲能量从100兆焦耳到300兆焦耳之间变化。由于手术在8双家兔的16个眼睛上进行，得到角膜的折光度随作用参数在0.5到5屈光度范围内变化。

与带有置换膜片的用途类似的装置相比，采用本发明的装置，可将加工了的角膜表面已知形状精度提高8至10倍，缩短手术时间7到8倍，而与辐射密度分布整形器是光学显相皿装置相比，则缩短3-4倍。

加工过的角膜表面的已知形状所得精度的提高，基本上是由于外科手术时间的重大缩短而实现的。手术进行时间的缩短，是由于每个瞬间自激光器1发出的辐射光，都作用到加工角膜4的表面上。

发明人所知申请的发明，在实践中最有利的应用条件是：

在制造图2给出的外科治疗屈光不正用的装置时，透镜5、11和12做成具有相等的折射角α＝10°，透镜5的底面直径为50毫米，透镜11的等于60毫米，透镜12的等于20毫米，量b＝30毫米，位移l＝30毫米，透镜14的直径等于30毫米，透镜15的直径等于60毫米。

Claims (5)

1、外科治疗屈光不正用的装置，包括：

(1)紫外波段的脉冲激光器1，

(2)置于辐射光束途径上的，在辐射光束横截面上，辐射能量密度分布的整形器3，其特征在于：

(3)激光器1在辐射光束横截面上的辐射能量密度分布整形器3是一个光学系统；它在一条光轴上至少排列着两个锥形透镜5，6，还包括

(4)可伸缩物镜7，它能把激光器1发射的平行柱状光束2变成直径可变的环形光束2D，而直径最大值可与人眼睛的角膜4直径相比较。

2、按照权利要求1所述的外科治疗屈光不正用的装置，其特征在于：能量密度分布整形器3包括两个锥形透镜5，6，它们顶点彼此相对，具有相等的折射角α，而可伸缩物镜7在辐射光束途径上置于第二锥形透镜6的后面。

3、按照权利要求1所述的外科治疗屈光不正用的装置，其特征在于：能量密度分布整形的器3′包括三个锥形透镜5、11、12，它们的底面朝向激光器1，其中在辐射途径上的第二和第三透镜具有相等的折射角，而可伸缩物镜13在激光器1的辐射途径上置于第一和第二锥形镜5和11之间。

4、按照权利要求1所述的外科屈光不用的装置，其特征在于：能量密度分布整形器3″包括三个锥形透镜5、11、16，它们的底面朝向激光器1，可伸缩物镜13′在激光器1的辐射途径上置于第一和第二透镜5，11之间，同时在激光器1的辐射途径上的第三透镜16具有倒向锥度、其折射角等于90°-α，这里α是辐射途径上的第二锥形透镜11的折射角。

5、按照权利要求1、2、3或4所述的外科治疗屈光不正用的装置、其特征在于：第二锥形透镜6或11在激光器1的辐射途径上可顺着光轴移动。

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