CN114305858A - 用于为治疗设备的眼科手术激光器提供控制数据的方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及为用于去除组织(14)的治疗设备(10)的眼科手术激光器(12)提供控制数据的方法。控制装置(18)根据预定的检查数据确定(S10)角膜(22)的角膜几何形状和人或动物眼睛(16)的眼波前(32)。此外，借助物理模型从角膜几何形状确定(S12)角膜波前(28)，根据眼波前(32)和角膜波前(28)的差异计算(S16)内部波前(34)，根据预设的目标波前(38)和计算出的内部波前(34)的差异计算(S18)要达到的波前(36)，借助物理模型根据要达到的波前(36)确定(S20)目标角膜几何形状(40)，其中借助物理模型确定目标角膜几何形状(40)，其在输入波前(30)通过具有目标角膜几何形状(40)的目标角膜时产生要达到的波前(36)，根据角膜几何形状和目标角膜几何形状(40)之间的差异计算(S22)要去除的组织几何形状，以及提供(S24)用于控制眼科手术激光器(12)的控制数据，控制数据包括用于去除组织的要去除的组织几何形状。
Description
技术领域
本发明涉及为用于去除组织的治疗设备的眼科手术激光器提供控制数据的方法。此外，本发明涉及治疗设备，其具有至少一个用于通过光致破裂和/或光消融去除人或动物眼睛组织的眼科手术激光器，以及至少一个用于执行该方法的控制装置，以及计算机程序和计算机可读介质。
背景技术
用于控制眼科激光器以矫正视力障碍和/或角膜的病理和/或非自然改变区域的治疗设备和方法在现有技术中是已知的。其中，例如可以形成脉冲激光器和光束聚焦装置，使得激光束脉冲在位于有机组织内的焦点中实现光致破裂和/或光消融，以从角膜去除组织，特别是微透镜。
为了确定要去除的组织的组织几何形状以例如校正光学视觉障碍，各种方法是已知的。其中，在这些方法之一中，通过在计算机模型上的光线追踪来模拟穿过眼睛的光线路径，其中迭代计算要实现的角膜以确定组织几何形状。该方法的缺点是，该迭代过程需要高计算能力和长计算时间，并且计算仅基于眼睛模型，其中此处假设来自关于晶状体形状、视网膜半径、折射率及其在透镜中的分布的文献的假设。此外，由治疗引起的适应负荷通常完全在晶状体的前侧。
发明概述
本发明基于提供控制数据的目的，该控制数据用于控制具有以改进的方式确定的用于去除组织的组织几何形状的眼科手术激光器。
该目的通过根据本发明的方法、根据本发明的设备、根据本发明的计算机程序以及根据本发明的计算机可读介质来解决。在相应的从属权利要求中说明了本发明的具有方便发展的有利构造，其中该方法的有利构造被认为是治疗设备、控制装置、计算机程序和计算机可读介质的有利构造，反之亦然。
本发明的第一方面涉及用于提供用于治疗设备的眼外科手术激光器的控制数据以去除组织的方法，其中，该方法包括由控制装置执行的以下步骤。其中，控制装置理解器具、器具组件或器具组，该控制装置被配置用于接收和评估信号以及提供例如产生控制数据。例如，控制装置可以被配置为控制芯片、计算机程序、计算机程序产品或控制单元。通过控制装置实现：从预先确定的检查数据确定人或动物眼角膜的角膜几何形状，通过来自角膜几何形状的物理模型确定角膜波前，其中确定输入波前在通过具有确定的角膜确定几何形状的角膜时的变化，用于通过物理模型确定角膜波前，并从预定检查数据确定人或动物眼睛的眼波前，其中由眼波前描述了输入波前在穿过整个人或动物眼睛时的变化。随后，通过控制装置实现：根据眼波前和角膜波前的差异计算内部波前，根据预设目标波前与计算的内部波前的差异计算要实现的波前，并通过物理模型从要实现的波前确定目标角膜几何形状，其中借助于物理模型来描述在输入波前通过具有目标角膜几何形状的目标角膜时产生要达到的波前的目标角膜几何形状。最后，通过控制装置实现：根据角膜几何形状和目标角膜几何形状的差异计算要去除的组织几何形状，并提供用于控制眼科手术激光器的控制数据，该控制数据包括用于去除组织的要去除的组织几何形状。
换句话说，首先从预先确定的检查数据中确定眼睛的角膜几何形状和眼波前，其中例如可以执行形貌和/或波前分析。随后，角膜波前可以通过物理模型和角膜几何形状来确定，其中角膜波前可以从解析计算中确定，输入波前在通过具有确定的角膜几何形状的角膜时通过该角膜波前。这意味着当输入波前被具有确定的角膜几何形状的角膜改变时，角膜波前由输入波前的改变产生。在本文中，物理模型可以基于反射和折射的物理定律，描述波前各条光线的几何变化。随后，可以从确定的眼波前以及由物理模型确定的角膜波前计算内部波前，该眼波前表示通过整个眼睛后输入波前的变化。该内部波前可以优选地根据眼波前和角膜波前的差异来确定。
在本文中，内部波前可用作计算要去除的组织几何形状的中间步骤，它描述了光折射，光折射由除角膜以外的所有成分引起。特别地，内部波前描述了眼睛的晶状体和眼睛的玻璃体，特别是玻璃体的房水的光折射。作为下一步，可以从预设的目标波前减去该计算的内部波前以获得要达到的波前。其中，预设的目标波前表示最终要入射到眼睛视网膜上的波前，要达到的波前就是角膜治疗要达到的波前。这意味着，通过角膜的治疗来改变输入波前，使得输入波前成为角膜后要达到的波前，而要达到的输入波前成为通过剩余眼睛(特别是晶状体和玻璃体)后入射到视网膜上的预设目标波前。
目标角膜几何结构将输入波前改变为要达到的波前，然后可以通过物理模型从要达到的波前通过反向计算来确定。换句话说，分析确定哪个目标角膜几何形状将输入波前改变为要达到的波前。最后，可以通过目标角膜几何形状和最初确定的角膜几何形状计算要去除的组织几何形状。其中，要去除的组织几何形状描述了必须从角膜几何形状中去除以达到目标角膜几何形状的组织。这样计算出的要去除的组织几何形状然后可以作为控制数据提供给眼科手术激光器以去除组织。
为了执行该方法，各个波前可以作为波前图存在，其中波前图是波前变形的颜色编码表示，作为眼睛内的位置的函数，特别是瞳孔内的位置的函数。角膜几何形状、目标角膜几何形状和组织几何形状具有角膜的相应尺寸和形状，特别是体积、形状、厚度、直径和/或位置。
通过本发明的这个方面，产生的优点是可以简单且快速地确定要去除的组织几何形状。特别是可以实现眼睛治疗的高度个性化，其中可以直接考虑患者的眼波前和角膜波前，而不必求助于文献值。通过待去除组织几何形状的改进和个性化确定，尤其还可以实现待去除组织的减少。与已知方法相比，优点在于可以直接对测量的预定检查数据执行要去除的组织的确定，由此可以减少误差，特别是由于误差传播引起的误差。此外，计算能力和/或计算时间可以通过分析计算来节省，因为与之前的光线追踪方法相比，该方法不是基于迭代计算。
本发明还包括构造形式，由此产生进一步的优点。
根据一种有利的配置形式，提供的是，将根据费马原理的射线建模用于物理模型。费马原理表明，介质中的光通过两点之间的路径，其传输时间最短。特别是反射定律和斯涅耳折射定律可以从费马原理推导出来。借助费马原理，在该方法中，可以通过所确定的几何形状，特别是角膜几何形状，分析地计算相应波前的相应光线，因为从预定检查数据中存在对其所需的所有参数。通过该实施方案，产生的优点是可以快速且简单地确定要去除的组织几何形状，其中可以基于费马原理分析地执行该确定，与迭代方法相比，这节省了计算时间和/或计算能力。
根据另一种有利的配置形式，将平面波用作用于确定角膜波前的输入波前，其中输入波前垂直于角膜的光轴延伸，其中角膜波前根据下式计算公式
CW＝-(TQ+n(QF-OF))
其中CW是角膜波前，其中TQ是输入波前的相应光线到具有确定的角膜几何形状的角膜的距离，其中n是角膜的折射率，其中OF是角膜直到焦点F的中等焦距，并且其中QF是从输入波前TQ的相应光线入射到角膜上的位置到焦点F的距离。特别地，上述公式表示分析计算角膜波前的可能性，其中与迭代方法相比可以有利地节省计算能力。公式的进一步解释在后面的附图描述中进行，特别是在图4的上下文中。
根据另一种有利的配置形式，目标角膜几何形状通过反向计算由待达到的波前确定，其中反向计算根据费马原理进行。换句话说，通过对上述公式进行适当的重新排列，计算出需要哪个目标角膜几何形状才能获得要达到的波前。这种配置形式的优点是可以分析确定反向计算的目标角膜几何形状，从而节省计算能力和/或计算时间。
优选规定，角膜几何形状的预定检查数据通过角膜形貌测量。换言之，角膜几何形状例如通过角膜曲率仪确定，通过角膜曲率仪可以确定角膜的曲率、角膜厚度、特别是高度数据，以及角膜的屈光力。优选地规定，通过像差测量法测量眼波前的预定检查数据。像差测量法，也可以称为波前分析并且可以例如由Hartmann-Shack传感器执行，可以描述输入波前在通过整个眼睛时的变化。在此，尤其可以通过泽尼克多项式来描述眼波前。特别优选地，预定的检查数据，即角膜几何形状和眼波前，通过单个检查设备测量以最小化误差。
根据另一种有利的配置形式，目标波前的形状由人或动物眼睛的视网膜的曲率形状预设。换言之，可以规定，目标波前，即最终入射到视网膜上的波前，具有适合于视网膜的形状。特别地，目标波前可以以与视网膜相同的方式弯曲。由此产生的优点是可以为眼睛预设最佳的视觉障碍矫正。然而，也可以为目标波前预设其他形状，例如平面目标波前或其他期望的形状，其可由治疗设备的用户预设。
本发明的第二方面涉及控制装置，其被配置为执行上述方法之一。产生了上述优点。控制装置可以例如被配置为控制芯片、控制单元或应用程序(“应用”)。优选地，控制装置可以包括处理器装置和/或数据存储器。处理器装置理解用于电子数据处理的器具或器具组件。例如，处理器装置可以包括至少一个微控制器和/或至少一个微处理器。优选地，用于执行根据本发明的方法的程序代码可以存储在任选的数据存储器上。然后，程序代码可以被配置为在由处理器装置执行时使控制装置执行根据本发明的一种或两种方法的上述实施方案之一。
本发明的第三方面涉及治疗设备，该治疗设备具有至少一个眼科手术激光器，该至少一个眼科手术激光器用于通过光致破裂和/或光消融来分离由控制数据预定义的组织，特别是具有人或动物眼睛的预定界面的角膜体积，以及至少一个用于该激光器或多个激光器的控制装置，其被形成为执行根据本发明的第一方面的方法的步骤。根据本发明的治疗设备允许可靠地减少或甚至避免在使用常规烧蚀治疗设备时出现的缺点。
在根据本发明的治疗设备的另一有利构造中，激光器可以适合于以1fs至1ns之间，最好在10fs至10ps之间的相应脉冲持续时间发射波长范围在300nm至1400nm之间，优选在700nm至1200nm之间的激光脉冲，重复频率大于10千赫兹(kHz)，最好在100kHz到100兆赫兹(MHz)之间。这种飞秒激光器特别适合于去除角膜内的组织。在本发明的方法中使用光致破裂和/或光消融式激光器还具有以下优点：在低于300nm的波长范围内不必进行角膜的照射。在激光技术中，该范围被称为“深紫外线”。由此，有利地避免了通过这些非常短的波长和高能量的光束对角膜造成的意外损坏。在此使用的类型的光致破裂式激光器通常将脉冲持续时间在1fs至1ns之间的脉冲式激光辐射输入到角膜组织中。由此，可以在空间上狭窄地限制光学穿透所需的各个激光脉冲的功率密度，从而允许在界面生成中的高切割精度。特别地，也可以选择700nm至780nm之间的范围作为波长范围。
在根据本发明的治疗设备的另一有利的设计方案中，控制装置可以包括至少一个用于至少临时存储至少一个控制数据集的存储装置，其中，一个或多个控制数据集包括用于将各个激光脉冲定位和/或聚焦在角膜中的控制数据，并且可以包括至少一个用于对激光器的激光束进行光束引导和/或光束整形和/或光束偏转和/或光束聚焦的光束装置。其中，所提及的控制数据集包括在用于去除组织的方法中确定的控制数据。
可以从第一发明方面的描述中获得其他特征及其优点，其中，每个发明方面的有利构造应被认为分别是另一个发明方面的有利构造。
本发明的第四方面涉及包括指令的计算机程序，所述指令使根据第三发明方面的治疗设备执行根据第一发明方面的方法步骤和/或根据第二发明方面的方法步骤。
本发明的第五方面涉及计算机可读介质，在该计算机可读介质上存储了根据第四发明方面的计算机程序。其他特征及其优点可以从对第一至第四发明方面的描述中得出，其中，每个发明方面的有利构造应被认为分别是另一个发明方面的有利构造。
附图说明
根据权利要求书、附图和附图说明，其他特征是显而易见的。在说明书中上面提到的特征和特征组合以及在附图说明中下面提到的特征和/或特征组合和/或仅在附图中示出的特征和特征组合不仅可以在分别规定的组合中使用，而且可以在不脱离本发明的范围的情况下以其他组合使用。因此，未在附图中明确示出并进行了说明的实施方式也应被认为是本发明所包含和公开的，而是由与所说明的实施方式分离的特征组合产生并生成的。实施方式和特征组合也应被认为是公开的，因此不包括最初制定的独立权利要求的所有特征。此外，超出或偏离权利要求的关系中阐述的特征组合的实施方式和特征组合应被认为是公开的，特别是通过以上阐述的实施方式。示出了：
图1是根据示例性实施方案的治疗设备的示意图。
图2是根据示例性实施方案示出的方法示意图。
图3是示意性说明的眼睛的横截面，具有用于计算要去除的组织几何形状的波前。
图4是用于确定角膜波前的光线路径的示意图。
在附图中，相同或功能相同的元件具有相同的附图标记。
发明详述
图1示出了具有用于通过光致破裂和/或光消融去除人或动物眼睛16的组织14的眼科手术激光器12的治疗设备10的示意图。例如，组织14可以代表微透镜或者也可以代表体积体，其可以通过眼科手术激光器12从眼睛的角膜16分离以矫正视觉障碍。要去除的组织14的几何形状可以由控制装置18提供，特别是以控制数据的形式，使得激光器12以由控制数据预定义的模式将脉冲式激光脉冲发射到眼睛的角膜中16以去除组织14。或者，控制装置18可以是相对于治疗设备10在外部的控制装置18。
此外，图1示出了由激光器12产生的激光束20可以通过光束装置21，即光束偏转装置，例如旋转扫描仪，朝向眼睛16偏转，以去除组织14。光束偏转装置21也可以由控制装置18控制以去除组织14。
优选地，图示的激光器12可以是光致破坏和/或光消融式激光器，其被形成为发射在300纳米至1400纳米之间，优选在700纳米至1200纳米之间的波长范围内的激光脉冲，相应的脉冲持续时间以在1飞秒至1纳秒之间，优选在10飞秒至10皮秒之间，并且重复频率大于10千赫兹，最好在100千赫兹至100兆赫兹之间。另外，控制装置18任选地包括用于至少临时存储至少一个控制数据集的存储装置(未示出)，其中一个或多个控制数据集包括用于在角膜中定位和/或聚焦单个激光脉冲的控制数据。各个激光脉冲的位置数据和/或聚焦数据，即组织14的几何形状，基于下述方法确定。
特别地，控制装置18可以执行根据图2中的示例性实施方案表示的用于提供控制数据的方法。为了解释方法步骤，还参考图3，其中示出了示意性示出的眼睛16的侧视图，具有在该方法中确定的相应波前。其中，图3所示的眼睛16可以包括角膜22、晶状体24和视网膜26。
在该方法的步骤S10中，根据预先确定的检查数据确定眼睛16的角膜22的角膜几何形状。角膜几何形状例如可以通过角膜形貌测量。
在步骤S12中，然后可以通过物理模型从角膜22的角膜几何形状确定角膜波前28。物理模型可以描述通过角膜22时输入波前(图3中未示出)的变化，其中输入波前在通过角膜22后变为角膜波前28。优选地，物理模型可以是基于费马原理，它以简化的方式表明光走最快的路径而不是最短的路径。为准确计算角膜波前28，可使用例如以下公式
CW＝-(TQ+n(QF-OF))
其中平面波在这里被假定为入射在角膜22上的输入波前。在下文中，基于图4更详细地解释上述公式。
在图4中，示例性地示出了根据费马原理确定角膜波前28的光线路径。图示了平面输入波前30，其入射在角膜22上，特别是在角膜22的点O上，点O可以位于眼睛16的光轴上。其中，为了导出上述公式，它根据费马原理假设，与从点O到点F的平面波30的光线相比，平面波30的光线在空气中从T到Q的距离上以及从角膜中的点Q到点F的折射率为n的光线具有相同的光程长度，其中点F代表角膜22的中等焦距的焦点。该假设的继续得到上述公式，其中TQ代表点T到点Q的距离，距离QF表示点Q到中间焦点F的距离，距离OF表示点O到中间焦点F的距离。n取值为角膜22的折射率。因此，可以从确定的角膜几何形状计算输入波前到角膜波前的变化，这在距离TQ中被考虑在内。
在确定角膜波前28之后，可以在步骤S14中从预定的检查数据中确定眼波前32，其中眼波前32代表输入波前30在穿过整个眼睛16时的变化。眼波前32可以通过对整个眼睛16的像差测量(波前分析)的测量来确定。优选地，可以用单个检查设备测量检查数据，特别是角膜几何形状和眼波前，以最小化检验数据的确定中的测量误差。
在步骤S16中，然后可以根据眼波前32和角膜波前28的差来计算内部波前34。其中，内部波前表示晶状体24和眼睛16的其他成分(例如具有房水的玻璃体)引起的波前的变化。特别地，内部波前34通过描述整个眼睛的输入波前的变化的眼波前32与描述角膜22的变化的角膜波前的差来计算。
在进一步的步骤S18中，根据预设的目标波前38和计算的内部波前34的差来确定要达到的波前36。例如，目标波前38可以由用户，例如医生预设，以及指定入射在视网膜26上的波前看起来如何。优选地，可以预设目标波前38，使得目标波前38的曲率形状对应于视网膜26的曲率形状。然而，目标波前也可以预设为平面波或其他几何形状。其中，所要达到的波前36代表在通过晶状体24到达视网膜26之后到达预设目标波前38所需的波前。换句话说，要达到的波前36被晶状体24和其他组件衍射，从而产生目标波前38。为了计算要达到的波前36，从预设的目标波前38中减去计算出的内部波前34。
随后，在步骤S20中，可以通过物理模型，优选地通过根据费马原理的物理模型，从波前36确定目标角膜几何形状40。在本文中，反向计算目标角膜几何形状40必须看起来如何，这将输入波前30改变为要达到的波前36。根据费马原理的反向计算可以从上述公式和图4适当地推导出来。
随后，在步骤S22中，可以根据角膜22的角膜几何形状和目标角膜几何形状40的差异计算要去除的组织几何形状(未示出)。这意味着，要去除的组织几何形状代表必须从角膜22移除以到达具有目标角膜几何形状的角膜的几何形状。
在步骤S24中，最终可以提供用于控制眼科手术激光器12的控制数据，其中控制数据使用用于去除组织14的要去除的组织几何形状。
总体而言，这些实施例显示了本发明可以如何执行基于角膜、眼部和屈光信息的伪光线追踪的计算。
Claims (13)
1.为用于去除组织(14)的治疗设备(10)的眼科手术激光器(12)提供控制数据的方法，其中该方法包括由控制装置(18)执行的以下步骤：
-从预定的检查数据确定(S10)人或动物眼(16)的角膜(22)的角膜几何形状；
-借助物理模型从所述角膜几何形状确定(S12)角膜波前(28)，其中确定输入波前(30)在通过具有确定的角膜几何形状的角膜(22)时的变化以用于通过物理模型确定的角膜波前(28)；
-从预定检查数据确定(S14)人或动物眼睛(16)的眼波前(32)，其中所述输入波前(30)在穿过整个人或动物眼睛(16)时的变化是由所述眼波前(32)描述的；
-根据所述眼波前(32)与所述角膜波前(28)的差异计算(S16)内部波前(34)；
-根据预设目标波前(38)与计算出的内部波前(34)的差异计算(S18)要达到的波前(36)；
-通过物理模型从要达到的波前(36)确定(S20)目标角膜几何形状(40)，其中通过物理模型确定所述目标角膜几何形状(40)，这产生了在输入波前(30)通过具有目标角膜几何形状(40)的目标角膜时达到的波前(36)；
-根据角膜几何形状与所述目标角膜几何形状(40)的差异计算(S22)要去除的组织几何形状；
-提供(S24)用于控制所述眼科手术激光器(12)的控制数据，所述控制数据包括为了去除组织而要去除的组织几何形状。
2.根据权利要求1的方法，
其特征在于
根据费马原理的光束建模用于所述物理模型。
3.根据权利要求2的方法，
其特征在于
为了确定所述角膜波前(28)，使用平面波作为所述输入波前(30)，其中所述输入波前(30)垂直于所述角膜(22)的光轴延伸，其中所述角膜波前(28)是根据以下公式计算的
CW＝-(TQ+n(QF–OF))
其中CW是角膜波前(28)，其中TQ是所述输入波前(30)的相应光线到具有确定的角膜几何形状的角膜的距离，其中n是所述角膜(22)的折射率，其中OF是所述角膜(22)直到焦点F的中等焦距，其中QF是从所述输入波前(30)TQ的相应光线入射到所述角膜(22)的位置直到焦点F的距离。
4.根据前述权利要求中任一项所述的方法，
其特征在于
所述目标角膜几何形状(40)通过从要达到的波前(36)的反向计算来确定的，其中根据费马原理执行所述反向计算。
5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，
其特征在于
所述角膜几何形状的预定检查数据通过角膜形貌测量。
6.根据前述权利要求中任一项所述的方法，
其特征在于
所述眼波前的预定检查数据是通过像差测量法测得的。
7.根据前述权利要求中任一项所述的方法，
其特征在于
所述目标波前(38)的形状由人或动物眼(16)的视网膜(26)的曲率形状预设。
8.控制装置(18)，其被配置为执行根据前述权利要求中任一项所述的方法。
9.治疗设备(10)，具有至少一个眼科手术激光器(12)，用于通过光致破裂和/或光消融去除人或动物眼睛(16)的组织(14)，特别是微透镜，以及根据权利要求8的至少一个控制装置(18)。
10.根据权利要求9所述的治疗设备(10)，
其特征在于
所述激光器(12)被形成为以在1fs至1ns之间，优选地是在10fs至10ps之间的相应的脉冲持续时间，以大于10kHz，优选地在100kHz至100MHz之间的重复频率发射在300nm至1400nm之间，优选地在700nm至1200nm之间的波长范围内的激光脉冲。
11.根据权利要求9或10中任一项所述的治疗设备(10)，
其特征在于，控制装置(18)
-包括至少一个用于至少临时存储至少一个控制数据集的存储装置，其中一个或多个控制数据集包括用于在角膜中定位和/或聚焦单个激光脉冲的控制数据；以及
-包括至少一个光束装置(21)，用于对所述激光器(12)的激光束(20)进行光束引导和/或光束成形和/或光束偏转和/或光束聚焦。
12.包括指令的计算机程序，所述指令使根据权利要求9至11中任一项所述的治疗设备(10)执行根据权利要求1至7中任一项所述的方法。
13.计算机可读介质，其上存储有根据权利要求12所述的计算机程序。
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