CN114748242B - 一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法和装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法和装置，包括：获取像差眼参数和波前像差；根据像差眼参数和人眼生理学结构参数，得到准个性化人眼模型；根据设置所述准个性化人眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，得到角膜前表面对应的第一Zernike系数；构建包含所述波前像差的个性化人眼模型；以消除人眼模型的波前像差为目标，得到角膜前表面对应的第二Zernike系数；构建不含像差的初步矫正后个性化人眼模型；计算角膜切削量。采用本发明的技术方案，解决现有波前引导屈光手术中无法精确消除人眼像差的问题。
Description
技术领域
本发明属于视光学与临床屈光矫正技术领域，尤其涉及一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法和装置。
背景技术
角膜屈光手术是目前广泛应用的屈光不正矫正手段，与传统框架眼镜矫正相比，屈光手术能够通过改变人眼屈光力而矫正屈光不正，是更加便捷和高效的矫正选择。从光学角度来看，屈光手术是通过激光消融的方式对人眼角膜进行切削，从而调整进入人眼的光线路径，使其重新聚焦在视网膜上，进而改善人眼成像质量。
屈光手术具有不同的角膜切削引导方式，通常为波前引导和角膜地形图引导，波前引导屈光手术指以消除临床测量的人眼波前像差为目的进行角膜切削，从而向人眼引入一定的补偿像差来抵消原有像差，改善视力，角膜地形图引导则是以使人眼角膜前表面变得更加规则平滑为目的进行角膜切削。相比角膜地形图引导，波前引导以消除直接影响人眼视觉质量的波前像差为目的，更能够从本质上矫正视力。
然而，目前波前引导屈光手术基于测量的全眼像差进行切削，目标是实现波前像差的完全消除，但是患者眼在术后会出现像差残留，或者产生新的像差，导致术后患者产生不同程度的视觉主诉。因此屈光手术即使是目前现有的波前引导的屈光手术后仍无法做到真正意义上的消像差，精准性仍存在一定的偏差，因此屈光手术相关的像差消除预测性及波前引导屈光手术的角膜切削量设计方式急需改善
现有波前引导屈光手术存在以下技术问题：
一、现有波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法忽略了人眼轴位的影响。眼睛的旋转对称轴垂直于角膜和晶状体，称为光轴，在人眼模型中，常以光轴视场为0视场。人眼观察物体的注视点与视网膜黄斑中心凹的连线，称为视轴。光轴和视轴并不重合，其夹角因人而异。人眼注视物体习惯沿视轴视场方向，临床测量人眼波前像差也是来自视轴视场，故波前引导屈光手术所需要消除的像差也应针对视轴视场。然而现有波前引导手术未考虑光轴与视轴夹角的影响，时常默认两轴重合，导致所设计的角膜切削量存在误差。
二、如何切削角膜来实现对非光轴视场像差的补偿尚未可知。目前，现有波前引导手术的角膜切削量计算方法，如光程差法，实际上针对的是光轴视场的像差补偿。而补偿视轴这类非光轴视场的像差所需要的角膜切削量难以用现有波前引导手术计算方法获得，原因在于切削角膜会在非光轴视场(非0视场)产生量值随着该视场变化的像差，这类像差无法通过现有波前引导技术求解。因此目前的波前引导屈光手术难以做到精准消除人眼像差。
三、波前像差测量以瞳孔平面为共轭面，而切削实际在角膜完成，需要完成像差在角膜平面与瞳孔平面的转化。转化时需要前房深度数据，以往的波前像差引导手术未实现个性化的平面转化。
发明内容
本发明为解决现有波前引导屈光手术中无法精确消除人眼像差的问题，提供一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法和装置，对消除非光轴视场波前像差所需要的角膜切削量进行了解析计算，实现了对光学人眼模型非光轴视场的波前像差准确消除。
为实现上述目的，本发明采用如下的技术方案：
一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法，包括：
步骤S1、获取像差眼参数和波前像差；
步骤S2、根据所述像差眼参数和人眼生理学结构参数，得到准个性化人眼模型；
步骤S3、根据设置所述准个性化人眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，得到角膜前表面对应的第一Zernike系数，使所述准个性化人眼模型具有所述波前像差；
步骤S4、根据所述第一Zernike系数，构建包含所述波前像差的个性化人眼模型；
步骤S5、根据所述包含所述波前像差的个性化人眼模型，以消除人眼模型的波前像差为目标，得到角膜前表面对应的第二Zernike系数；
步骤S6、根据第二Zernike系数，构建不含像差的初步矫正后个性化人眼模型；
步骤S7、根据不含像差的初步矫正后个性化人眼模型，得到角膜切削量。
作为优选，所述像差眼参数包含：像差眼的眼轴参数、视轴与光轴夹角。
作为优选，所述人眼生理学结构参数包含：角膜前后表面、晶状体前后表面以及视网膜表面的面型参数、以及角膜、房水、晶状体以及玻璃体的折射率参数。
作为优选，步骤S3中初步求解角膜前表面对应的Zernike系数，使人眼模型具有所测像差眼的波前像差，进一步为：
产生单独一种人眼像差而保证其他像差不变，所需要改变的角膜Zernike系数计算公式组为：
其中，Hx和Hy为归一化视轴视场的水平分量和竖直分量，a和b为人眼模型的瞳孔放缩比例因子和光束孔径离心因子，
h和
分别为光轴视场边缘光线和视轴视场主光线在人眼模型的角膜前表面的入射高度，
n’和n分别为人眼模型角膜折射率和空气折射率，λ为自行设定的参考光波长。
作为优选，步骤S7中，角膜切削量D'计算公式为：
其中，z为角膜前表面移动距离，Zernike项系数Ci为对应所述各项角膜切削量Zernike系数。
作为优选，将所述像差眼参数和人眼生理学结构参数输入具有光线追迹和波前像差分析功能的Code V光学设计软件中，得到准个性化人眼模型。
本发明还提供一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计装置，包括：
获取模块，用于获取像差眼参数和波前像差；
第一构建模块，用于根据所述像差眼参数和人眼生理学结构参数，得到准个性化人眼模型；
第一计算模块，用于根据设置所述准个性化人眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，得到角膜前表面对应的第一Zernike系数；
第二构建模块，用于根据所述第一Zernike系数，构建包含所述波前像差的个性化人眼模型；
第二计算模块，用于根据所述包含所述波前像差的个性化人眼模型，以消除人眼模型的波前像差为目标，得到角膜前表面对应的第二Zernike系数；
第三构建模块，用于根据第二Zernike系数，构建不含像差的初步矫正后个性化人眼模型；
第三计算模块，用于根据不含像差的初步矫正后个性化人眼模型，得到角膜切削量。
作为优选，所述像差眼参数包含：像差眼的眼轴参数、视轴与光轴夹角。
作为优选，所述人眼生理学结构参数包含：角膜前后表面、晶状体前后表面以及视网膜表面的面型参数、以及角膜、房水、晶状体以及玻璃体的折射率参数。
作为优选，第三计算模块通过以下公式计算角膜切削量D'：
其中，z为角膜前表面移动距离，Zernike项系数Ci为对应所述各项角膜切削量Zernike系数。
本发明对消除非光轴视场波前像差所需要的角膜切削量进行了解析计算，通过构建人眼光学模型，实现了对光学人眼模型非光轴视场的波前像差准确补偿，有效克服了现有波前引导屈光手术中无法精确消除人眼像差的问题
附图说明
图1为本发明实施例的方法流程图；
图2为本发明实施例中准个性化人眼模型示意图；
图3为本发明实施例中初步角膜切削量分布图；
图4为本发明实施例中角膜切削量分布示意。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
实施例1:
如图1所示，本发明提供一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法，包括：
步骤S1、获取像差眼的眼轴参数、视轴与轴夹角以及波前像差步骤S1中，获取眼轴参数和视轴与光轴夹角如表1所示
表1
获取像差眼的波前像差系数(单位微米)如表2所示
表2
| W3 | W4 | W5 | W6 | W7 | W8 |
| -0.2473 | 13.6675 | -2.5699 | -0.0533 | 0.0913 | -0.256 |
| W9 | W10 | W11 | W12 | W13 | W14 |
| 0.03 | 0.0198 | -0.0392 | -0.2722 | 0 | 0 |
| W15 | W16 | W17 | W18 | W19 | W20 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
步骤S2、根据像差眼的眼轴参数、视轴与轴夹角、波前像差和人眼生理学结构参数，构建准个性化人眼模型
人眼生理学结构参数包括角膜前后表面、晶状体前后表面以及视网膜表面的面型参数，角膜、房水、晶状体以及玻璃体的折射率参数。
结合表1所测参数，得到如下准个性化眼模型结构参数。
将所述结构参数键入光学软件Code V中，得到图2所示的准个性化人眼模型示意图，其中，光轴视场为0°，表1所测量的视轴与光轴夹角为5°，因此视轴视场为5°。
S3、设置眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，初步求解角膜前表面对应的第一Zernike系数，使人眼模型具有所述像差眼的波前像差
设置图2所示的准个性化眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，Zernike自由曲面的面型表达式如下，
其中，z(x,y)为自由曲面在坐标(x,y)处的高度，
为二次曲面，c和k为该曲面的曲率和圆锥系数，
为Zernike多项式的子项叠加，其中，Ci表示Zernike项系数，Zi表示第i项Zernike项，ρ、
分别为Zernike多项式的径向坐标和方位角，其中ρ被归一化半径R归一化，R可自行设定。
这里，表征角膜前表面的Zernike多项式为Code V光学软件采用的标准顺序，2阶到5阶Zernike项如以下所示。
产生单独一种人眼像差而保证其他像差不变，所需要改变的角膜Zernike系数计算公式组以下所示。
其中，a和b为人眼模型的瞳孔放缩比例因子和光束孔径离心因子，
h和
分别为光轴视场边缘光线和视轴视场主光线在图2所示人眼模型的角膜前表面的入射高度，可利用软件的光线追迹获得，对于此模型，可得h＝2.5mm，
设置归一化半径R＝2.5mm，可得a＝1,b＝0.12。Hx和Hy为归一化视轴视场的水平分量和竖直分量。对于所述眼模型，Hx＝0,Hy＝-1。
其中，n’和n分别为人眼模型角膜折射率和空气折射率，λ为自行设定的参考光波长，对于所述眼模型，n’＝1.376，n＝1，λ＝555nm。
通过软件诊断功能，获得所述准个性化人眼模型的初始波前像差，如表3所示，
表3
| W3 | W4 | W5 | W6 | W7 | W8 |
| 0 | 8.8755 | -0.0498 | -0.0003 | -0.0269 | 0 |
| W9 | W10 | W11 | W12 | W13 | W14 |
| 0 | 0 | 0 | 0.0223 | -0.0006 | 0 |
| W15 | W16 | W17 | W18 | W19 | W20 |
| 0 | 0 | -0.0014 | 0 | 0 | 0 |
利用表2所测得的人眼波前像差减去表3所示的准个性化人眼模型初始波前像差得到表4所示的待引入人眼模型的目标波前像差。
表4
将表4中所示的待引入人眼模型的目标波前像差带入公式(2)中，可求得使所述眼模型包含所测人眼像差时，需要改变的角膜前表面的第一Zernike系数(对标CODE V，单位毫米)为
表5
| C4 | C5 | C6 | C7 | C8 | C9 |
| -0.0157 | 0.0215 | -0.0009 | -0.0018 | 0.0026 | -0.0004 |
| C10 | C11 | C12 | C13 | C14 | C15 |
| 0 | 0 | -0.0018 | -0.0003 | 0.0002 | 0 |
| C16 | C17 | C18 | C19 | C20 | C21 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
S4、构建包含所测像差眼的波前像差的个性化人眼模型
进一步地，将表5中求得的第一Zernike系数改变量键入光学软件中所属人眼模型角膜前表面处，通过软件诊断功能，获得所述人眼模型在角膜改变后的波前像差，如表6所示
表6
| W3 | W4 | W5 | W6 | W7 | W8 |
| -0.2453 | 13.5239 | -2.5611 | -0.0273 | -0.0299 | -0.2503 |
| W9 | W10 | W11 | W12 | W13 | W14 |
| 0.0292 | 0.0202 | -0.0325 | -0.3294 | 0.0310 | -0.0027 |
| W15 | W16 | W17 | W18 | W19 | W20 |
| -0.0002 | 0.0001 | 0.0088 | 0.0054 | -0.0017 | 0.0003 |
进一步地，利用表2所测得的人眼波前像差减去表6所示的人眼模型波前像差得到表7所示的未引入人眼模型的残余波前像差
表7
| W3 | W4 | W5 | W6 | W7 | W8 |
| -0.0020 | 0.1436 | -0.0088 | -0.0260 | 0.1212 | -0.0057 |
| W9 | W10 | W11 | W12 | W13 | W14 |
| 0.0008 | -0.0004 | -0.0067 | 0.0572 | -0.0310 | 0.0027 |
| W15 | W16 | W17 | W18 | W19 | W20 |
| 0.0002 | -0.0001 | -0.0088 | -0.0054 | 0.0017 | -0.0003 |
进一步地，将表7所示的残余波前像差带入公式(2)中，可求得将所述残余波前像差引入人眼模型时，角膜Zernike系数的改变量。
进一步地，再次将求得的Zernike系数改变量键入光学软件中所属人眼模型角膜前表面处，通过软件诊断功能，获得所述人眼模型在角膜改变后的波前像差。
进一步地，再次利用表1所测得的人眼波前像差减去所述人眼模型在角膜改变后的波前像差，得到未引入所述人眼模型的残余波前像差。
迭代以上过程直到未引入所述人眼模型的残余波前像差降至0，可实现将表1中所测人眼波前像差准确引入图2所示的准个性化人眼模型之中，此时，通过软件诊断功能，获得所述人眼模型在迭代结束后的波前像差如表8所示。
表8
表8中人眼模型像差与表2所测量的实际像差眼像差相同，至此，迭代结束后的人眼模型即为包含实际像差眼的波前像差的个性化人眼模型。
通过CODE V软件，可查看所述个性化人眼模型的角膜前表面的Zernike系数。如表9所示。
表9
| C4 | C5 | C6 | C7 | C8 | C9 |
| -0.0154 | 0.0219 | -0.0008 | 0 | -0.0018 | 0.0031 |
| C10 | C11 | C12 | C13 | C14 | C15 |
| -0.0005 | 0 | -0.0003 | -0.0014 | -0.0003 | 0.0002 |
| C16 | C17 | C18 | C19 | C20 | C21 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
S5、以消除人眼模型的波前像差为目标，初步求解角膜前表面对应的第二Zernike系数
由于目标矫正后人眼波前像差为0，需要向所述个性化人眼模型引入与表2中人眼波前像差相反的像差值，以补偿现有人眼像差。所述待引入人眼像差如表10所示
表10
| W3 | W4 | W5 | W6 | W7 | W8 |
| 0.2473 | -13.6675 | 2.5699 | 0.0533 | -0.0913 | 0.256 |
| W9 | W10 | W11 | W12 | W13 | W14 |
| -0.03 | -0.0198 | 0.0392 | 0.2722 | 0 | 0 |
| W15 | W16 | W17 | W18 | W19 | W20 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
进一步地，将表10中待引入人眼像差带入公式(2)中，可求得使所述个性化人眼模型的像差受到补偿时，需要改变的角膜前表面第二Zernike系数，如表11所示。
表11
| C4 | C5 | C6 | C7 | C8 | C9 |
| 0.0161 | -0.0624 | 0.0009 | 0 | 0.0018 | -0.0022 |
| C10 | C11 | C12 | C13 | C14 | C15 |
| 0.0004 | 0 | 0 | 0.0016 | 0.0003 | -0.0002 |
| C16 | C17 | C18 | C19 | C20 | C21 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
S6、构建不含像差的初步矫正后个性化人眼模型
进一步地，将表11求得的第二Zernike系数改变量键入光学软件中所述人眼模型角膜前表面处，通过软件诊断功能，获得所述人眼模型在角膜改变后的波前像差。
进一步地，获得与所述人眼模型在角膜改变后的波前像差相反的像差值，并以其为待引入所述人眼模型的残余波前像差。
进一步地，再次将待引入所述人眼模型的残余波前像差带入公式(2)中，可求得将所述残余波前像差引入人眼模型时，角膜Zernike系数的改变量。
进一步地，再次将求得的Zernike系数改变量键入光学软件中所述人眼模型角膜前表面处，通过软件诊断功能，获得所述人眼模型在角膜改变后的波前像差。
进一步地，再次获得与所述人眼模型在角膜改变后的波前像差相反的像差值，并以其为待引入所述人眼模型的残余波前像差。
迭代以上过程直到待引入所述人眼模型的残余波前像差降至0，可实现将表9中的待引入人眼波前像差准确引入个性化人眼模型之中，获得无像差的初步矫正后个性化人眼模型。
通过CODE V软件，可查看所述初步矫正后个性化人眼模型的角膜前表面的Zernike系数。如表12所示。
表12
| C4 | C5 | C6 | C7 | C8 | C9 |
| 0.0003 | -0.0423 | 0 | 0 | 0 | -0.0005 |
| C10 | C11 | C12 | C13 | C14 | C15 |
| 0 | 0 | 0 | -0.0005 | 0 | 0 |
| C16 | C17 | C18 | C19 | C20 | C21 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
S7、求解角膜切削量
利用下式计算得到初步角膜切削量Zernike系数，如表13所示。
Ci＝Ci'-Ci”
其中，Ci'为表9中所述人眼模型角膜前表面Zernike系数，Ci”为表12中所述初步矫正后个性化人眼模型角膜前表面Zernike系数。
表13
| C4 | C5 | C6 | C7 | C8 | C9 |
| -0.0157 | 0.0642 | -0.0009 | -0.0018 | 0.0036 | -0.0005 |
| C10 | C11 | C12 | C13 | C14 | C15 |
| 0 | -0.0003 | -0.0009 | -0.0003 | 0.0002 | 0 |
| C16 | C17 | C18 | C19 | C20 | C21 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
进一步地，利用公式，可获得初步角膜切削量。
其中，Ci对应表12中的各项Zernike系数，
对应公式(1)中的各Zernike项。
优选的，可绘制所述初步角膜切削量分布，如图3所示。
为确保角膜各位置切削量为正值，通过下式计算最小初步角膜切削量，d＝min(D)，所得最小角膜切削量d为-0.0835mm，为负值，此时将所述初步矫正后个性化人眼模型的角膜前表面整体后移略大于|d|的距离z，即0.09mm，此时角膜整体厚度由表1所测得的0.444mm变为0.354mm。
通过软件诊断功能，获得所述角膜后移后人眼模型的波前像差。如表14所示
表14
| W3 | W4 | W5 | W6 | W7 | W8 |
| -0.0906 | -0.0017 | 0 | -0.0011 | 0 | 0 |
| W9 | W10 | W11 | W12 | W13 | W14 |
| 0 | 0 | -0.0014 | 0 | 0 | 0 |
| W15 | W16 | W17 | W18 | W19 | W20 |
| 0 | 0 | 0 | 0 | 0 | 0 |
进一步地，获得与所述人眼模型的波前像差相反的像差值，并以其为待引入所述人眼模型的残余波前像差。
进一步地，将待引入所述人眼模型的残余波前像差带入公式(2)中，可求得将所述残余波前像差引入人眼模型时，角膜Zernike系数的改变量,如表15所示。
表15
| C4 | C5 | C6 | C7 | C8 | C9 |
| 0.0128 | 0.416 | 0 | 0 | 0 | 0 |
| C10 | C11 | C12 | C13 | C14 | C15 |
| 0 | 0 | 0 | 0.0084 | 0.0002 | 0 |
| C16 | C17 | C18 | C19 | C20 | C21 |
| 0 | 0 | 0 | 0.0003 | 0 | 0 |
进一步地，再次将求得的Zernike系数改变量键入光学软件中所述人眼模型角膜前表面处，通过软件诊断功能，获得所述人眼模型在角膜改变后的波前像差。
进一步地，再次获得与所述人眼模型在角膜改变后的波前像差相反的像差值，并以其为待引入所述人眼模型的残余波前像差。
迭代以上过程直到待引入所述人眼模型的残余波前像差降至0，可获得无像差的矫正后个性化人眼模型。
进一步地，通过CODE V软件，可查看所述矫正后个性化人眼模型的角膜前表面的Zernike系数。如表16所示。
表16
| C4 | C5 | C6 | C7 | C8 | C9 |
| 0.0003 | -0.0419 | 0 | 0 | 0 | -0.0005 |
| C10 | C11 | C12 | C13 | C14 | C15 |
| 0 | 0 | 0 | -0.0004 | 0.0002 | 0 |
| C16 | C17 | C18 | C19 | C20 | C21 |
| 0 | 0 | 0 | 0.0003 | 0 | 0 |
利用下式计算得到角膜切削量Zernike系数，如表17所示。
Ci＝Ci'-Ci”
其中，Ci'为表9中所述人眼模型角膜前表面Zernike系数，Ci”为表16中所述矫正后个性化人眼模型角膜前表面Zernike系数。
表17
进一步地，利用下式，可获得角膜切削量。
其中，Ci对应表17中的各项Zernike系数，
对应公式(1)中的各Zernike项，z为角膜前表面移动距离0.09mm。
优选的，可绘制所述角膜切削量分布，如图4所示。
利用下式计算最小角膜切削量，d＝min(D')
所得最小角膜切削量为0.07mm，为正值。至此，完成了合理的角膜切削量计算。
本发明波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法，将角膜前表面表征为光学自由曲面，实现了通过改变角膜前表面形态定量调控人眼光学模型任意视场的波前像差；同时，对消除非光轴视场波前像差所需要的角膜切削量进行了解析计算，实现了对光学人眼模型非光轴视场的波前像差准确补偿，有效克服了现有波前引导屈光手术中无法精确消除人眼像差的问题，对指导波前引导屈光手术设计，改善波前引导屈光手术效果具有重要的意义。
实施例2：
本发明还提供一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计装置，包括：
获取模块，用于获取像差眼参数和波前像差；
第一构建模块，用于根据所述像差眼参数和人眼生理学结构参数，得到准个性化人眼模型；
第一计算模块，用于根据设置所述准个性化人眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，得到角膜前表面对应的第一Zernike系数；
第二构建模块，用于根据所述第一Zernike系数，构建包含所述波前像差的个性化人眼模型；
第二计算模块，用于根据所述包含所述波前像差的个性化人眼模型，以消除人眼模型的波前像差为目标，得到角膜前表面对应的第二Zernike系数；
第三构建模块，用于根据第二Zernike系数，构建不含像差的初步矫正后个性化人眼模型；
第三计算模块，用于根据不含像差的初步矫正后个性化人眼模型，得到角膜切削量。
作为本实施例的一种实施方式，所述像差眼参数包含：像差眼的眼轴参数、视轴与光轴夹角；所述人眼生理学结构参数包含：角膜前后表面、晶状体前后表面以及视网膜表面的面型参数、以及角膜、房水、晶状体以及玻璃体的折射率参数。
作为本实施例的一种实施方式，第一计算模块将所述准个性化人眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，所述Zernike自由曲面的面型表达式如下，
其中，z(x,y)为自由曲面在坐标(x,y)处的高度，
为二次曲面，c和k为该曲面的曲率和圆锥系数，
为Zernike多项式的子项叠加，Ci表示Zernike项系数，Zi表示第i项Zernike项，ρ、
分别为Zernike多项式的径向坐标和方位角。
作为本实施例的一种实施方式，第三计算模块通过以下公式计算角膜切削量D'：
其中，z为角膜前表面移动距离，Zernike项系数Ci为对应所述各项角膜切削量Zernike系数。
以上所述的实施例仅是对本发明优选方式进行的描述，并非对本发明的范围进行限定，在不脱离本发明设计精神的前提下，本领域普通技术人员对本发明的技术方案做出的各种变形和改进，均应落入本发明权利要求书确定的保护范围内。
Claims (6)
1.一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法，其特征在于，包括：
步骤S1、获取像差眼参数和波前像差，其中，所述像差眼参数包含：像差眼的眼轴参数、视轴与光轴夹角；
步骤S2、根据所述像差眼参数和人眼生理学结构参数，得到准个性化人眼模型，其中，所述人眼生理学结构参数包含：角膜前后表面、晶状体前后表面以及视网膜表面的面型参数、以及角膜、房水、晶状体以及玻璃体的折射率参数；
步骤S3、根据设置所述准个性化人眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，得到角膜前表面对应的第一Zernike系数，使所述准个性化人眼模型具有所述波前像差；
步骤S4、根据所述第一Zernike系数，构建包含所述波前像差的个性化人眼模型；
步骤S5、根据所述包含所述波前像差的个性化人眼模型，以消除人眼模型的波前像差为目标，得到角膜前表面对应的第二Zernike系数；
步骤S6、根据第二Zernike系数，构建不含像差的初步矫正后个性化人眼模型；
步骤S7、根据不含像差的初步矫正后个性化人眼模型，得到角膜切削量。
2.如权利要求1所述的波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法，其特征在于，步骤S3中初步求解角膜前表面对应的Zernike系数，使人眼模型具有所测像差眼的波前像差，进一步为：
产生单独一种人眼像差而保证其他像差不变，所需要改变的角膜Zernike系数计算公式组为：
其中，Hx和Hy为归一化视轴视场的水平分量和竖直分量，a和b为人眼模型的瞳孔放缩比例因子和光束孔径离心因子，
h和
分别为光轴视场边缘光线和视轴视场主光线在人眼模型的角膜前表面的入射高度，
n’和n分别为人眼模型角膜折射率和空气折射率，λ为自行设定的参考光波长。
3.如权利要求2所述的波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法，其特征在于，步骤S7中，角膜切削量D'计算公式为：
其中，z为角膜前表面移动距离，Zi表示第i项Zernike项，ρ、
分别为Zernike多项式的径向坐标和方位角，Zernike项系数Ci为对应各项角膜切削量Zernike系数。
4.如权利要求1所述的波前引导屈光手术的角膜切削量设计方法，其特征在于，将所述像差眼参数和人眼生理学结构参数输入具有光线追迹和波前像差分析功能的Code V光学设计软件中，得到准个性化人眼模型。
5.一种波前引导屈光手术的角膜切削量设计装置，其特征在于，包括：
获取模块，用于获取像差眼参数和波前像差，其中，所述像差眼参数包含：像差眼的眼轴参数、视轴与光轴夹角；
第一构建模块，用于根据所述像差眼参数和人眼生理学结构参数，得到准个性化人眼模型，其中，所述人眼生理学结构参数包含：角膜前后表面、晶状体前后表面以及视网膜表面的面型参数、以及角膜、房水、晶状体以及玻璃体的折射率参数；
第一计算模块，用于根据设置所述准个性化人眼模型的角膜前表面为Zernike自由曲面，得到角膜前表面对应的第一Zernike系数；
第二构建模块，用于根据所述第一Zernike系数，构建包含所述波前像差的个性化人眼模型；
第二计算模块，用于根据所述包含所述波前像差的个性化人眼模型，以消除人眼模型的波前像差为目标，得到角膜前表面对应的第二Zernike系数；
第三构建模块，用于根据第二Zernike系数，构建不含像差的初步矫正后个性化人眼模型；
第三计算模块，用于根据不含像差的初步矫正后个性化人眼模型，得到角膜切削量。
6.如权利要求5所述的波前引导屈光手术的角膜切削量设计装置，其特征在于，第三计算模块通过以下公式计算角膜切削量D'：
其中，z为角膜前表面移动距离，Zi表示第i项Zernike项，ρ、
分别为Zernike多项式的径向坐标和方位角，Zernike项系数Ci为对应各项角膜切削量Zernike系数。
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