CN1188078C - 刻切眼的色膜组织的装置 - Google Patents

Abstract

提出了改进的激光眼外科手术和/或眼跟踪系统和装置，使用两个图象捕获装置，与眼和/或任一激光传输系统(28)的光轴线偏开。这使得在使用红外成象跟踪眼的瞳孔时，提高了如具有电荷耦合器件(CCD)的摄象机的图象捕获装置的成象对比度。该两个偏轴的摄象机可以独立地使用以跟踪瞳孔沿着眼的正交的横向轴线的运动(常称为X-Y跟踪)，和也可指示眼沿着光轴线(或Z轴线)的位置。

Description

刻切眼的角膜组织的装置

                       发明的背景

本发明总的涉及刻切眼的角膜组织以使病人的视力达到要求的改变的装置。

激光基的系统现在用在对角膜组织进行的眼外科手术中以纠正视力缺陷。这些系统使用激光以达到要求的角膜形状的改变，激光使用称为部分切除的光分解技术除去薄层的角膜组织。激光眼外科技术在一些程序中很有用，如光折射角膜切除术、光治疗角膜切除术、原地激光角膜手术(Laser in situ Keratomileusis)等。

跟踪或跟随病人眼睛的运动的能力被认为是激光外科手术系统要求的特点。眼的运动包括主动运动及非主动运动。换言之，即使当病人被稳定地夹持固定在一个可见的目标上，仍然有眼的运动。已经提出了在激光眼外科手术中跟踪眼的运动来避免企图使眼睛不动的不舒适的结构。“跟踪”可以提高已知的激光眼外科手术程序的水平和可便于进行新的程序，如进行对不规则的散光的治疗。

已经提出了许多结构和技术来进行跟踪眼的运动及把激光束扫描经过角膜组织。在1999年8月2日提交的共同未决的美国专利申请系列号No.09/365428中说明了一种实例的线性阵列的眼跟踪系统和方法，该文件结合作为本申请的参考。在US 5 865 832、5 632 742和4 848 340中说明了特别用于激光眼外科手术的跟踪一个眼睛的运动的其它一些系统。这些文件也结合作为本申请的参考。

在欧州专利申请628298中说明了一种举例的选择地部分切除和刻切角膜组织的“偏转成象”的扫描系统，该文件也结合作为本申请的参考。该偏转的成象系统允许比较大的光束精确地对准角膜组织的表面以便减轻近视、远视、散光和这些眼的缺陷的结合，特别是当扫描或偏转成象系统与一个或多个可变的孔结合使激光束有一定的形状。如在共同未决的美国专利申请系列No.09/274499(在1999年3月23日提交，名称为“多光束的刻切系统和方法”)，该对比文件也结合作为本发明参考。激光束可按要求分成多个光束来减小邻近切除边缘的不连续性。在美国专利No,5 556 395；5 683 379；5 391 165和5 637 109中公开了其它的扫描系统，这些专利结合作为本发明的对比文件。

虽然已知的扫描系统已经证明对刻切角膜以改善视力是有效及安全的，与本发明相关的工作已表明在已知的激光眼外科手术系统中结合眼跟踪能力有重要的挑战。例如，已知的激光眼外科系统常包括与激光传送系统同轴并有共同的光学元件的光学成象通道。虽然已预先研究使用成象为基的跟踪系统，该共有的光学通道可限制可得到的成象对比度，和跟踪安排的有效性。

本发明的目的是提供改进的刻切眼的角膜组织以使病人的视力达到要求的改变的装置。这种装置提供改进的眼跟踪技术，特别用于激光眼外科手术，该跟踪器理想地提供眼沿着光轴线的位置有关的横向跟踪和信息。如果这些改进提供改进的跟踪有效性和允许理想地不必要改变激光传输系统而把眼眼踪能力结合到已知的眼外科手术系统。则是特别有利的。

                       发明的概述

本发明提供了改进的激光眼外科手术和/或眼眼踪装置。本发明使用两个图象捕获装置，两个图象捕获装置设成与眼的光轴线和/或任一激光传输系统的光轴线偏开。这使得在使用红外成象跟踪眼的瞳孔时，提高了如具有电荷耦合器件(CCD)的摄象机的图象捕获装置的成象对比度。该两个偏轴的摄象机可以独立地使用来跟踪瞳孔沿着眼的正交的轴向轴线的运动(常称为X-Y跟踪)，和也可指示眼沿着光轴线或Z轴线的位置。

按照本发明的第一方面，提供了一种刻切眼的角膜组织以使病人的视力达到要求的改变的装置，所述的装置包括：一个有选择地把能量流向角膜组织传输的能量传输系统；一个产生能量流的激光器，所述的能量流包括一个激光束，方向对着眼的第一和第二图象捕获装置；和一个处理器，所述的处理器把图象捕获装置和能量传输系统连接起来，使得能量传输系统响应第一图象捕获装置传感的眼的运动使沿着第一轴线的能量流横向偏转，和响应第二图象捕获装置传感的眼的运动使沿着第二轴线的能量流横向偏转。

能量流常常限定一个处理轴线，眼一般分别在第一和第二图象捕获装置的第一和第二视场内。这些视场优选地是与处理轴线有角度偏移，典型地是相互绕处理轴线沿圆周偏开，常常偏开约90°。

其中第一图象捕获装置用来测量眼沿着眼的X轴线的运动，第一图象装置优选地设成沿着X-Z平面和与Y-Z平面有角度偏转。类似地，第二图象捕获装置用来测量眼沿着眼的Y轴线的运动，第二图象装置优选地设成沿着Y-Z平面和与X-Z平面有角度偏转。第一和第二图象捕获装置典型地在10°-70°的范围内，偏转角为约15°-65°，优选地为约20°-50°，更优选地为约25°-45°。在一个举例实施例中偏转角为约27°。

优选地，所述的眼有一个光轴线和第一和第二横向光轴线，所述的第一图象捕获装置包括一个第一跟踪器，所述的第一跟踪器包括第一处理器模件，所述的第一图象捕获装置沿着一个第一成象轴线指向眼，所述的第一成象轴线与所述的光轴线有一个角度偏开，所述的第一处理器模件产生一个第一信号指示眼相对第一成象轴线的横向运动，所述的第二图象捕获装置包括一个第二跟踪器，所述的第二跟踪器包括第二处理器模件，所述的第二图象捕获装置沿着一个第二成象轴线指向眼，所述的第二成象轴线与所述的光轴线有一个角度偏开，所述的第二处理器模件产生一个第二信号指示眼相对第二成象轴线的横向运动。

一个第三处理器模件可与第一和第二处理器相连。第三处理器模件从第一和第二信号计算眼相对第一和第二横向光轴线的横向位移，这允许计算沿着光轴线的运动。

                     附图的详细说明

图1是装有本发明的正交的外科手术系统的简化的方框图。

图2是图1的系统的激光传输光轴线和跟踪成象轴线的简化的透视图。

图3是在图2的激光传输系统中用的实例的扫描机构的操作。

图3A、3B、4示出图3的扫描机构的操作。

图5示意地示出传感眼沿着眼的第一轴线或X轴线的运动的摄象机的位置，和图示出摄象机的座标系统，和在测量眼的横向运动的摄象机传感的转换运动中的变量。

图6和6A示出与图1的系统用的摄象机的校准工具。

图7图示出图2系统用的瞳孔亮度门槛的最佳化。

图8图示出图1系统的图象捕获装置捕获的图象，和示出用该图象以提供相对的位置信息的方法。

图9图示出沿着第一(或(X)轴线和第二(或Y)轴线的眼的运动。

图10和11示出如在试验部分说明的，沿第一(或X)方向或沿第二(或Y)方向的跟踪性能。

图12是如在试验部分说明的，眼运动模拟器的透视图。

图13A和13B示出使用图12的眼运动模拟器测量的试验的切除图形与切除图形和实际的切除图形之间的差别。

                    具体实施例的说明

本发明提供了改进的传感眼睛的运动的方法，特别用于激光眼外科手术。本发明的系统通常包括两个偏轴的图象捕获装置，各图象捕获装置传感眼沿着一个相关的眼的横向移动轴线的运动。图象传感装置(下面有时也称摄象机)典型地设成与眼睛的光轴线偏移，光轴线通常(但不是必须)与激光系统的处理轴线同轴线。由该两个偏轴的摄象机系统常参照水平和垂直运动来说明。在这里使用的，水平运动指相对病人从右到左及从左到右的运动，而垂直运动是沿着相对病人往下及往外的方向。应注意与第一和第二图象捕获装置配合的第一和第二运动轴线不必须是正交的，甚至当这些运动轴线是正交(如它们限定正交的X和Y的横向)时，它们也不必须与水平及垂直轴线对齐。

参见图1，角膜外科手术系统10具有水平及垂直的跟踪器11h、11v。各跟踪器11包括一个摄象机13和一个相配的跟踪处理器15。为在下面说明中有区别，这些元件称作水平摄象机13h、垂直摄象机13V等等。

角膜外科手术系统10典型地也包括一个激光器20，该激光器产生一个激光束26，通过传输系统的镜片时，该激光束26选择性地指向眼睛E。按照计算机14的指示，激光传输系统的镜片28把激光扫描在眼睛E的角膜组织上。通过改变第一和第二级枢转系统22、24的角度位置，计算机通常把激光束26扫描在眼睛E上。在一个变化的实施例中，计算机可通过使用电流测定电动机枢转一个或多个镜子，或用任一种替换的扫描机构来扫描激光束。任选地，计算机14可以使用一个或多个可变化的孔引导激光束26的图形。

在图1中还示出系统10包括一个与计算机14连接的个人计算机工作站12。外科手术系统10可包括多个传感器(总的标为16)，传感器产生来自活动的机械的和光学的元件的馈回信号，如欧州专利申请No.628298所述，该文件结合作为本发明的参考文件。个人计算机工作站12和计算机14可以结合在一个单一的处理结构中，或它们的处理功能可以在宽的变化的安排来分配。类似地，跟踪处理模块15可包括来自计算机14的一个或多个分开的处理结构，或作为单一的处理器或以宽的变化的分配的处理安排结合在计算机14中。计算机14可包括以一个机器可读编码方式具体体现在本发明方法中的有形介质21。合适的介质包括软盘、光盘、活动硬盘之类。在另一些实施例中，编码可以如因特网的通讯模态下载下来，可储存为硬件、固件、软件之类。

响应于跟踪处理模块15和传感器16提供的信号，和按照要在眼上实施的以减轻光学缺陷的刻切手术，计算机14把命令信号传到电动机驱动器18和激光器20。响应于这些命令信号，电动机驱动器产生信号改变第一级枢转系统和第二级驱转系统24的角度方向，并操作激光传输系统的其它元件，如改变可变直径光阑的尺寸以纠正近视，控制在一对平行的叶片之间的距离以改变激光束的宽度，转动平行的叶片和矩形光束的角度方向以纠正像散性等。通过对电动机驱动器控制以对光束重定位(典型地通过第一和第二级枢转系统22、24的运动)，计算机14在刻切手术程序中可补偿眼的横向运动，可使要导到眼上的激光能的治疗图案保持在眼的主动及被动中与眼对齐。

在宽的范围中，水平及垂直摄象机13获取与光束26的处理轴线偏移的成象通道来的眼的图象。典型地包括红外传感电荷耦合器件(CCD)的摄象机产生图象信号，这些信号被传送到跟踪处理模块15。跟踪处理模块计算眼的特点的位置，并且把指示位置的信号转送到计算机14。这些信号可包括眼的特点相对于激光系统的绝对位置，这些特点的相对位置，这些特点的尺寸等。在一些实施例中，位置信息可包括特点的速度、特点的加速度等。如果要求足够的跟踪系统的性能以跟踪眼的更迅速的主动的跳跃运动，摄象机13可包括高的取样频率的图象捕获装置，通常取样频率为约250赫芝或更高。

图2示出典型的激光传输系统的镜片28，不带它们相配的支承结构。镜子30a、30b(这些镜子总的标为镜子30)把激光束26导到通过空间的和瞬时的积分器32和一可变化的孔34，再进入一个扫描机构36。扫描机构36(包括第一级和第二级)有选择地在X-Y平面中把激光束26横向偏转穿过眼E的角膜表面。虽然示出了具有比较大的光束横面积的激光系统，跟踪系统也对宽的变化的激光眼外科手术系统(包括有小的正扫描激光器)提供优点。

多种透镜可设置用来成象，使用显微镜M来观察过程等。跟踪系统11监视眼E的运动，使计算机14可以补偿眼睛的运动和精确地处理区域的预定的位置。一个特别有利的眼跟踪器摄象机/处理机可从麻省的Burlington市的Iscan，Inc公司购得。理想地，跟踪系统11适合于集成在VISX STAR^TM和VISX STAR S2^TM激光眼外科手术系统中，这些系统可从加里福尼亚州的Irvine市的CHIRON VISION公司(BAUSCH&LOMB的分部)；日本的Gamagor；市的NIDEK Co.，LTD公司；弗洛里达州的Orlando市的LASER SIGHT，INC公司；弗洛里达州的Orlando市的AUTONOMOUS TECHNOLOGIES CORPORATION公司购得。

激光器20可包括(但不限于)激元激光器，如可产生波长约193nm的激光能的氩-氟化物激元激光器，其它的激光系统包括固态激光器、如频率倍增固态激光器、闪光灯和二极管泵送的固态激光器等。举例的固态激光器包括可产生约188-240nm的波长的UV固态激光器，如由USNo.5,144,630，US No.5,742,626和“应用物理”61年，p529-532的文章“由混合在硼酸锂中的频率产生的短波长(188-244nm)的可调的UV辐射”所公开。也可以用多种其它的激光器。激光能一般包括形成一系列分散的激光脉冲的光束。这些脉冲可分成多个光束。

图2也示出水平和垂直摄象机13h、13v的位置和方向。如所示，水平摄象机13h主要测量眼睛E沿着眼的X轴线的运动，和该摄象机沿着Y-Z平面设置，和与X-Z平面偏移。垂直摄影象机13v主要测量眼睛E沿着眼的Y轴线的运动，和该摄象机沿着X-Z平面设置，和与Y-Z平面偏移。水平和垂直摄象机13h、13v沿着中心在摄象机的视场内的光学图象通道17指向朝着眼睛E，这些光学通道总的由相配的摄象机结构的透镜限定。

水平、垂直摄象机与跟踪处理器模块一起常包括商业可购得的跟踪系统，如从麻省，Burlington市的ISCAN，INC公司购得，或其它可比较的系统。合适的跟踪系统一般包括一个位置传感器和一个响应传感器的信号产生位置信号的处理器。优选的跟踪系统典型地包括两尺寸的光学位置传感器。通常带有把眼成象到传感器上的镜片。举例的系统包括红外CCD摄象机和个人计算机界面(PCI)卡，和可与在计算机14上运行的操作系统相容的软件驱动器，例如MICROSOFT^公司的Windows NT^TM。摄象机13可包括装12伏电源的1.25″×0.3″厚的印刷电路板。带有大和/或小尺寸的其它的摄象机结构可以装有其它的电源，可以传感可见光或其它波长范围的光线。如上所述，摄象机把图象信号供到典型地为跟踪卡形式的相配的跟踪处理器15。

在使用中，眼用红外光源(示意地标为19)照射。红外光源19优选地包括一个或多个红外光-发射二极管(LED)。在一个实施例中，光照由两排各有三个红外LED提供，各LED消耗约80ma的电流。两排红外光-发射二极管可选择地激活，当右眼与激光系统的处理轴线对齐时激活一排LED，另一排仅在左眼与处理轴线对齐时被激活。LED典型地在摄象机的90°(经度)范围内，优选地有比摄象机13更大的方位角(与垂线的纬度角)。

在红外光源19提供的红外照明下，眼E的瞳孔对摄象机13显示此较暗，由于红外能量不直接为该明亮的结构反射。包围瞳孔的区域(包括虹膜和巩膜)在红外照射下，对摄象机13有亮得多的阴影，因而产生用于跟踪的瞳孔的高对比度的图象。

由于在程序中眼E的环境的照明会改变，被跟踪的瞳孔的尺寸也会改变。为了与瞳孔的尺寸改变适应，动态地定门槛值是举例的商业上可购得的跟踪摄象机的很有利的特点。通过在调节门槛值时，确定瞳孔的尺寸可达到动态地定门槛值。

如上所述，扫描机构36优选地响应由摄象机13传感的眼E的运动横向偏转光束26。在图3中更清楚地示出扫描机构。扫描系统36一般通过绕第一轴线42和绕第二轴线44枢转成象透镜40来横向偏转光束26。更具体地，扫描机构36包括一个成托架46形式的固定支承结构。第一台架48绕第一轴线42相对托架46作枢转，而第二台架50相对第一台架48绕第二轴线44作枢转。

光束26从非偏转的光线轴线26a偏开可以参照图3A和3B理解。通过绕沿着光束26延伸在光束26外面的枢转轴线枢转第一和第二台架，图象透镜40从开始的光束轴线26a移动可变化的距离D。图象透镜40离开开始的光束轴线作位移使来自开始的光束轴线26a的可变孔34的图象52位移到偏转的孔的图象52’。孔的图象52的运动量和方向与透镜的偏移的量和方向有关(但不一定成正比)。因此，为了重定位孔的图象52穿过角膜表面，可偏转的结构的移动的透镜40优选地允许透镜在开始的轴线26的上方及下方移动(见图3)，也是在进出图面的方向移动，因此允许扫描X-Y平面中的切割的激光能穿过角膜组织。另一种激光传输系统可扫描有稳定的图形的光束，或光束的图形及强度可由可变化的放大系统改变。因此本发明包括不带可变化孔的系统。

扫描机构36的X-Y的方向的扫描能力可进一步参照图3和4来理解。第一台架48通过枢转接头54可枢转地装到托架46上。枢转接头54限定第一枢转轴线42，由于电动机56和第一台架的驱动表面58的驱动连接，第一台架绕第一枢转轴线转动。一个编码器60也与驱动表面58接合，以便与第一台架的角度方向有关地把回馈信号传到计算机14。第二台架50由限定第二枢转轴线44的另一个枢转接头54安装到第一台架48上。图象透镜40装到第二台架上，使得当第一台架绕枢转轴线42沿第一弧形路径60a作枢转时，图象透镜随第一台架运动。

为了相对第二轴线对图象透镜的角度重定位，电动机56装到第一台架48上，和可驱动地与第二台架50的驱动表面58接合。也装在第一台架48上的编码器60再把回馈信号传到计算机14。

第一台架48相对托架46的枢转运动允许图象透镜40在开始的光束轴线26a的任一侧沿着第一弧形路径60a绕枢转轴线42作位移。为了把激光束26的X-Y扫描提供到眼的角膜表面的处理区内的任选的位置，装到第一台架的电动机56绕枢转轴线44枢转第二台架50因而沿着与第一弧形路径相交的第二弧形路径60b移动偏转透镜40。在一个实施例中，枢转轴线42，44绕开始的光束轴线26a偏转约90°，使第一和第二弧形路径60a、60b也相交约90°的角度。

精确地把激光能定位在邻近角膜表面的X-Y平面上应该通过透镜相对第一和第二轴线42、44的角度位置来适应图象的弧形运动。换言之，枢轴近似在X和Y方向的运动，而系统10通过互补的台架的附加运动补偿光束偏转的最终的非线性，可参照图4而清楚。许多算法可用来补偿本发明的双重枢轴的图象透镜支承的弧形光束偏转。计算机14可简单地基于扫描机构36和透镜40的光学性能作出激光束的弧形运动的模型。或者，可以作出对离散的X和Y目标座标的第一和第二台架的要求的角度位置的查找表，采用标准的插入程序用在离散的表的输入之间。

图1所示的系统的计算机14部分基于由水平和垂直摄象机13h、13v传感的瞳孔的位置计算第一和第二台架要求的角度位置。优选地，计算机14将使用参考图5可明白的计算确定瞳孔相对眼的光轴线和/或激光传输系统的位置。这些计算示出是为水平摄象机13h的，其在这里示意地用摄象机的图象透镜示出。应说明的垂直摄象机可用同样的计算，除了垂直摄象机13v相对Z轴(也就是眼E的光轴线和/或激光束26的处理轴线)位于离水平摄象机偏转90°的位置。由于水平摄象机13h有380个水平象素和350个垂直象素，摄象机X_H的水平轴线X_M与X轴对齐。为了减小沿要求的测量轴线的扭曲，同时提供更高的对比度，水平摄象机13h沿着X-Z平面设置，和与Y-Z平面偏转ξ角。ξ角为约10°-70°，常在约15°-65°，优选地在约20°-50°，理想地在约25°-45°，在一个优选实施例中，ξ为27°。

首先导入用在图5所述的下面的计算中的一些变量，水平摄象机13h使眼E的一个视区或视场(FOV)成象，该视区或视场是矩形的，宽度为FOVy和高度为FOVx。在该视场成象的眼的表面区一般在相对摄象机为ξ角。视场中心和离开摄象机一段距离r，视场的顶边离处理中心的距离为a，视场侧边离开处理中心70的距离为b。视场FOV的角部离开摄象机的距离为di，i为1，2，…。由于视场一般相对Y-Z平面对称，两个关心的距离为a1和a2，如所示。

式中X是瞳孔沿着眼的座标系统的X轴线的座标，和y是瞳孔沿着眼的座标系统Y轴线的座标，我们首先对于水平摄象机中的Y分量和在垂直摄象机中的X分量，确定正确的换算因子Scale_x。该换算因子用来计算y值。对于水平摄象机，使用公式：

y＝(1-Scale_xx)y_H

式中：X等于由垂直摄象机提供的x分量。y等于由水平摄象机确定的y分量。为了确定换算因子，首先从下式计算视场(FOV)d₁d₂：

$d_i=\sqrt{b^2+a^2+r^2-2\mathrm{ar}\cos \left({\mathrm{\θ}}_i\right)}$

式中：θ₁等于π/2+ξ，而θ₂等于π/2-ξ。随后换算因子(mm或象素)可从下式通过在给定的FOV由线d₁d₂对着的角度的比例计算出：

${\mathrm{Scale}}_x\left[\mathrm{pixels}\right]=(1-\frac{{\sin }^{-1}({\mathrm{FOV}}_y/{2d}_1)}{{\sin }^{-1}({\mathrm{FOV}}_y/{2d}_2)})/N_x$

${\mathrm{Scale}}_x\left[\mathrm{mm}\right]=(1-\frac{{\sin }^{-1}({\mathrm{FOV}}_y/{2d}_1)}{{\sin }^{-1}({\mathrm{FOV}}_y/{2d}_2)})/{\mathrm{FOV}}_x$

式中Nx是沿X方向FOVx的视场横跨的象素的数目。y_H的单位可为毫米或象素，取决于所用的座标系统，和特对有相同单位y提供一个值。这些计算式是计算换算因子的方法的一个实例。在另一些实施例中，换算因子可以测量出而不是计算出。

如上所述，x的计算用类似的分析，其中换算因子(mm)是：

${\mathrm{Scale}}_x\left[\mathrm{mm}\right]=1-\frac{{\sin }^{-1}({\mathrm{FOV}}_y/{2d}_1)}{{\sin }^{-1}({\mathrm{FOV}}_y/{2d}_2)}/{\mathrm{FOV}}_x$

其中x使用换算因子从下式计算出：

x＝(1+Scale_yy)x_v

由于水平和垂直摄象机提供了在5处理轴线Z轴夹一个角度下的两尺寸信息，眼E沿着处理轴线Z的位置也可以计算出。更具体地，在水平摄象机的座标系统中由水平摄象机测出的瞳孔的位置X_H有一个Z分量，如下：

x_H＝x+ztan(ξ)

类似地，由垂直摄象机13v提供的测量有一个Z分量，如下：

y_v＝y-ztan(ξ)

(由于实例的垂直摄象机13v从一个下方的位置作眼睛的像)。解Z，其中x从垂直摄象机已知和y从水平摄象机已知，可发现：

$z=\frac{x_H+x}{\tan \left(\mathrm{\ξ}\right)}$

$z=\frac{y_v+y}{\tan \left(\mathrm{\ξ}\right)}$

如图7中示意地示出，跟踪眼优选地是相对的。换言之，当系统工作者开始跟踪，跟踪系统记录瞳孔的位置P作为有参考中心位置O的开始位置P。随后眼的运动相对于该参考的中心位置O扫描。因此，跟踪器的绝对对准是不重要的。但是，跟踪可明显地受益于跟踪器元件的精确对准，因为转动不同轴性会更困难和/或不可能使用软件之类补偿。

眼E相对于初始参考点的运动矢量可按照上面给出的公式作为矢量计算出，如：

$\stackrel{\·}{E}=x\hat{i}+y\hat{j}+z\hat{k}$

参见图6和6A，一个校准夹具80可移去地支承在对眼E的处理位置，来对准水平和垂直摄象机13h、13v，以便使摄象机提供的x，y值调零，以便沿摄象机的光轴线合适地定摄象机的方向。在校准中，一个夹具82把夹具80的图案固定在要求的位置。为提供调节性，摄象机安装成有3个转动轴线。绕这些轴线的调节优选地由细的螺丝调节机构提供，该机构设有锁紧装置，以便当校准夹具80出现在要求的位置和方向上把摄象机的位置固定。摄象机13绕摄象机的支座的转动轴线的运动范围典型地为总的为约5°或更高。

实例的水平和垂直摄象机13h、13v的结构和安排也清楚地示出于图6A中。摄象机侧左方偏转和相对于病人的光学轴线的下方位置约27°。实例的眼跟踪系统包括与两个小的红外摄象机配合的两个精致的眼跟踪器卡。多个或一排红外光发射二极管提供斜的光照，实例的光发射二极管提供约880nm波长的光。该安排允许视频基的系统探测瞳孔的暗变，由于瞳孔作为光穴而周围的虹膜有相对的光明暗区。摄象机包括装有12v电源的1.25″×1.25″×3.0″的印刷电路板。对比度门槛可以主动地设定，动态定门槛值常是在处理前开始。实例的眼跟踪系统使用60hz的系统，可在每16.7ns沿着相应的轴线产生一个试样或眼位置信号。

实例的对准夹具82和夹具80在处理平面下定位对准图案，对准图案理想地在处理平面下大于1.0mm，实例的对准图案是在处理平面下约3.5mm。偏转将补偿角膜平面和病人的虹膜之间的平均距离。夹具80一般包括具有一个图案的平板，理想的图案包括设在一个正方形(理想地为边长14mm的正方形)的四个角的孔，和在正方形中心的十字。这样便于确定光学中心和摄象机的转动对准。这些孔对校准摄象机的分辨率和计算每象素的微米为单位的换算因子是有用的。实例的图案示于图6和图6A。通过在眼跟踪器的显示器上产生一个十字丝和转动各摄象机以把十字丝与图案对准可便于摄象机的转动对准。可用每象素约56.7μm的换算因子。

两个摄象机提供的图象用它们相配的PCI卡处理以确定瞳孔在水平和垂直方向的矩心。当跟踪器软件触发一个“断开”，瞳孔矩心的数据对激光处理系统处理器和/或多处理器是可得到的。从摄象机来的数据流可能含有双重的数据，因为当无论那一个摄象机触发新的图象断开，从各摄象机可产生出水平和垂直的数据。AC⁺⁺程序可用来除去双重的数据，和保持与来自两个摄象机的数据的对准任选地，该双重数据可用来验证两个跟踪器在预定的精度范围内操作，和/或确定瞳孔的垂直位置，如上述。如果跟踪器显示在精度范围外，或者如果病人的眼睛水平和/或垂直移动操作要求全的跟踪/处理区。处理会中断。通过数据请求/中断，系统的编程总是可得到定时信息和最现在的瞳孔的位置。

可参照图7了解产生跟踪门槛的实例方法和系统。一般，测出门槛水平或值和栅控区以便于跟踪瞳孔。栅控区一般包括在图象内的有限的重要区(ROI)，实例的栅控区包括在图象中的一个矩形。在栅控区内的象素对于瞳孔内的内含物是候选者。而在栅控区外的象素则从在瞳孔内的潜在的内含物中排除掉。优选地，把栅控区选择得尽可能大，而排除特点的不希望的边缘材料，如拉氏片(Lasic flap)眼睑、片保持器、窥器等。使用这种栅控区帮助消除靠近视场边缘的不需要的赝象，但当瞳孔与栅控区边界交叉时也会造成扭曲。优选地，各跟踪系统在接受瞳孔位置为有效前要加上许多试验，包括在瞳孔的矩心和栅控区边界之间最小的分开，等等，如果这些试验中任一次没有完成，会识别出一个跟踪错误状态，和会产生一个跟踪错误信号。

每项系统操作者用激光眼外科手术系统2开始一个处理，可用动态定门槛值或自动产生一个瞳孔门槛水平。在举例的实施例中，这可以在不同的照明门槛设定下通过得到一些分开的图象来完成。对于这些不同的图象可计算出瞳孔的尺寸，和瞳孔尺寸可作为门槛设定的函数来分析，如图7所示，门槛/瞳孔尺寸曲线具有一个特征形状，其中曲线梯度一般低于在点A和B之间的一个预定值或指定值。梯度一般沿着曲线增加超过这两个点，因此理想的门槛值在曲线的相对的平的部分上在两点A和B之间。实例的门槛水平设定由下式确定：

理想位置＝A+(B-A)·门槛比

式中：门槛比是一个指定值，典型地在0-1之间。

参见图2和8，典型的激光外科手术程序在系统操作者对病人定位而没有跟踪器的情况下进行。系统操作者相对病人的眼定位传输激光的镜片。水平及垂直摄象机13相对传输激光的镜片安装使得它们与眼对准。一个显微镜M聚焦在眼E上，通过系统操作者对系统输入一个命令，典型地是压一个键盘的键而使跟踪系统工作。

系统操作者把眼E与显微镜M的十字线对准，以建立跟踪器的参考位置。一当眼对准后，系统操作者提供另一个输入命令，例如通过压下一个脚踏开关。在第二次输入命令O的时间，瞳孔的位置是跟踪器的原始点。

随后跟踪器给系统以离开跟踪器原始点的运动座标矢量。在许多实施例中，会对操作者显示一个指示，任选地由一个显微镜M视物中的光示出跟踪正操作。眼跟踪器保持着直到系统操作者输入另一个命令，如再按一个键盘的键，使键触发跟踪器工作或停止。

如果在处理中(例如，当系统操作者打算通过继续压脚踩的踏板，保持一个处理)跟踪丢失了，那么对系统操作者提供一个丢失跟踪的指示，如在显微镜中提供一个闪光指示或其它的系统显示。任选地，如果跟踪丢失，激光刻切会自动停止。如果在完成前中断程序(在许多激光眼外科手术系统中，通过部分松开脚踏板)，跟踪器可保持储存的参考位置，直到和/或除非通过完全放开脚踏板等完全中断程序。

实验

眼的运动及跟踪数据记录在临床的调整中，以确定图1、2和6A所示的眼跟踪系统是否可以跟踪眼的运动。四个眼科学家被招来参加研究。设置一个记录系统使医生可对45个有伤的眼进行外科手术程序，同时用上述的两摄象机系统产生位置信息，但并没有响应该位置信号重新对准切除术的激光图形的方向。使用VISX STAR S2^TM激光系统，水平及垂直偏转摄象机跟踪系统安装在其上。

为了在临床调整中评价跟踪的精度，一个验证的跟踪系统与从两摄象机偏轴线跟踪器得到的位置数据进行比较。验证跟踪系统不是一个实时系统，其起到在激光眼处理中的数据录相机的作用。验证跟踪器记录每5ms的眼的图象，眼的位置在实验室中追忆确定，和与使用两摄象机偏轴跟踪器记录中得到的实时数据比较。

两摄象机眼跟踪系统和验证跟踪器38与一计算机相连，该计算机与进行这些跟踪试验的激元激光系统的计算机无关，两摄象机眼跟踪器和验证跟踪器的同步由硬件激发器达到0.1ms范围内。压下起动/得到按钮几乎立即起动跟踪器，虽然同步摄象机产生有0-16.7ms(高至一个片格)的潜伏期的跟踪数据，而200H_z的验证跟踪器在0.1ms内开始搜索，和5ms后产生一个图象。而摄象机偏轴跟踪器的摄象机与LED与电源外连以对LED提供5V及对摄象机提供12V的电压。摄象机输出接地到激元激光系统，和直接与跟踪器卡连接。眼跟踪器卡产生一个视频输出，该输出含有摄象机的视频，有一个重叠区示出瞳孔的中心。

眼跟踪视频输出与一个分配的放大器相连，并且连到一对分析视频探测卡，和连到一对视频盒式录象机。以数字及模拟格式把视频记录下来。

验证摄象机38的照明是可见光。大多数照明由激元激光系统的斜光提供。由于不同的医生在不同的照明水平下操作，图象光亮度及对比度不是恒定的，医生可在手术中自由地使用照明量。

对29个病人获取了两摄象机跟踪器及验证跟踪器的跟踪数据。在试验中对45个眼作了记录，其中19个是左眼，26个是右眼。在激光程序中的平均的校正值是球形为-4.84D，圆柱体为-0.63D。

现参见图9，记录了沿X或水平轴线(深色线)和在垂直方向或Y方向(浅色线)的运动。图9示出在Lasik程序中验证摄象机记录的典型的病人的眼的运动的图。该图示出了眼的运动范围典型地小于±100μm，并有偶然的跳跃运动。

图10有一个相对更大的时间比例尺，和示出在验证跟踪器及从两轴跟踪器得到的数据的时间的潜伏期。如图11A和11B可见，在总的为约25秒钟内对两轴跟踪器和验证跟踪器作了比较。这些图示出两个跟踪装置相互关联很好，只见到几微米级的小差别。

参见图12，设计和建造了一个眼运动模拟器来测量具有集成的两摄象机跟踪系统为VISX STAR S2^TM跟踪眼的运动的能力。模拟器100通过绕正交的轴线的枢转模拟转动的眼，以允许在试验的样品的运动中切除试验塑料。这允许在模拟的眼运动中进行部分切除术。支架102由一对计算机控制的电流计驱动，该电流计校正到产生在5ms高到0.213μm的运动。这一速度相当200Hz的验证跟踪器的画面速度。

设计的眼运动模拟器100的单一运动的精度为有约25μm的机械精度，装置的实际精度接近约10μm。叉和支架由钛制成，设计用来避免过分的质量。按电流计与支架相连的杠杆臂由铝制成，一当装好，对电流计进行调整，电流计可在C ambridge技术公司得到，其由可调整的控制器控制。调整一般包括把打算的质量与实际的实验的质量匹配起来。

电流计进行调整用来支承直径为1.5″的塑料盘。该材料是由从VISXIncorporated(美国加州的圣特克拉拉市)购得的校准塑料冲压出。

用来驱动电流计的数据在上述的临床眼运动研究中作记录。这些数据从运动台式中产生和用来驱动电流计。

在眼运动模拟器100被驱动以便与实际测得的眼运动相等的运动来使试验切除塑料运动的同时，一个激光传输系统对塑进行一个标准的球形处理。在试验切除时，使用STAR S2^TM激元激光系统，开始没有加上跟踪。在眼睛运动中完成了模拟切除后，把一块新的试验切除的塑料装到眼运动模拟器100上，当眼运动模拟器被夹在一个固定位置，第二块试验材料被切除。

再把第三块塑料的切除试验试样装在眼运动模拟器100上，当眼运动模拟器100按照记录的临床眼运动试验使试验试样运动。对于第三个切除试验，该两摄象机跟踪器把信息提供到激光传输系统以便对眼运动引起的错误纠正激光传输的图案。跟踪辅助的和不辅助的切除图形的分析通过扫描被切除的塑料和测量运动中切除和打算的理想的切除图形之间的不同来进行分析。

图13A的图示出对一个典型的切除的沿着垂直和水平轴线的切除的图形。粗黑线示出理论的切除图形。离理论切除图形最远的浅线114示出了没有运动跟踪进行的试验的切除的图形。如可从图13B所见，即使没有跟踪，在理论和实际的切除图形之间的不同相当小。

与理论切除图形最接近的图13A中的浅的线112是使用两摄象机跟踪系统在眼模拟器的跟踪运动下进行的塑料切除的测量图形。图13B所示的差值图的标准偏差在-2.5mm-2.5mm(5mm直径)的范围内提供对有跟踪112的情形，标准偏差值0.53μm，和对没有跟踪114标准偏差值为0.92μm。

表II提供了在加上跟踪及没有跟踪下测量图形和理论图形之间的差的标准偏差为95％的置信度的试验。对于临床切除图形的平均球形当量是-4.8D，相应的切除深度为约38.4μm。因此无跟踪系统的误差为1.2μm或3.1％，而加上跟踪的系统的误差是0.6μm或1.5％。因此很清楚跟踪系统是有效的。

表II

	μ(不加上跟踪)	μ(加上跟踪)
			95％可信度误差	1.2μm	0.60μm
百分比误差	3.1％	1.5％

虽然上面详细地说明了作为举例和方便理解的举例的实施例，但是对本专业技术人员言，可作为许多变化、改变及改型。因此本发明范围仅仅由所附的权利要求书限定。

Claims (12)

1.一种刻切眼的角膜组织以使病人的视力达到要求的改变的装置，所述的装置包括：

一个有选择地把能量流向角膜组织传输的能量传输系统；

一个产生能量流的激光器，所述的能量流包括一个激光束，

方向对着眼的第一和第二图象捕获装置；和

一个处理器，所述的处理器把图象捕获装置和能量传输系统连接起来，使得能量传输系统响应第一图象捕获装置传感的眼的运动使沿着第一轴线的能量流横向偏转，和响应第二图象捕获装置传感的眼的运动使沿着第二轴线的能量流横向偏转。

2.根据权利要求1的装置，其特征在于所述的能量流限定了一个处理轴线，而眼分别位于所述的第一和第二图象捕获装置的第一和第二视场中，视场与处理轴线有角度偏移。

3.根据权利要求2的装置，其特征在于所述的第二视场与第一视场相对处理轴线周向偏开。

4.根据权利要求3的装置，其特征在于所述的第二视场与第一视场相对处理轴线周向偏开90度。

5.根据权利要求3的装置，其特征在于所述的眼限定一个X-Y-Z座标系统，其中Z轴在眼的光轴线上，而X-Z平面沿着第一轴线，和X-Y平面沿着第二轴线，所述的第一图象捕获装置设在沿着Y-Z平面和不在X-Z平面上，而第二图象捕获装置设在沿着X-Y平面和不在Y-Z平面上。

6.根据权利要求5的装置，其特征在于响应由第一和第二图象捕获装置传感的在第一和第二视场中眼的特点的横向位置，处理器发出一信号指示在能量传输系统和眼的特点之间的距离。

7.根据权利要求1的装置，其特征在于所述的激光束用来切除角膜组织。

8.根据权利要求7的装置，其特征在于所述的能量传输系统包括沿着激光束的光学通道的偏转成象透镜，所述的偏转成象透镜响应来自所述的第一和第二图象捕获装置的信号相对激光束横向移动。

9.根据权利要求1的装置，其特征在于还包括一个指向眼的红外光源，所述的图象捕获装置包括对由眼的虹膜和巩膜反射的红外光敏感的CCD，和所述的处理器包括分别与第一和第二图象捕获装置相配的第一和第二跟踪器模件，所述的第一和第二跟踪器模件从反射的红外光确定眼的瞳孔的质心的位置。

10.根据权利要求1的装置，其特征在于所述的眼有一个光轴线和第一和第二横向光轴线，

所述的第一图象捕获装置包括一个第一跟踪器，所述的第一跟踪器包括第一处理器模件，所述的第一图象捕获装置沿着一个第一成象轴线指向眼，所述的第一成象轴线与所述的光轴线有一个角度偏开，所述的第一处理器模件产生一个第一信号指示眼相对第一成象轴线的横向运动，

所述的第二图象捕获装置包括一个第二跟踪器，所述的第二跟踪器包括第二处理器模件，所述的第二图象捕获装置沿着一个第二成象轴线指向眼，所述的第二成象轴线与所述的光轴线有一个角度偏开，所述的第二处理器模件产生一个第二信号指示眼相对第二成象轴线的横向运动。

11.根据权利要求10的装置，其特征在于还包括一个与所述的第一和第二处理器相连的第三处理器模件，所述的第三处理器模件从第一和第二信号计算眼相对第一和第二横向光轴线的横向位移。

12.根据权利要求10的装置，其特征在于所述的激光器定向成沿着光轴线朝着眼以便切除眼的角膜组织，使眼的光学特点作预定的改变。

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