專利名稱：外科治療屈光不正用的裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于醫(yī)學(xué)眼科領(lǐng)域，特別是涉及外科治療屈光不正用的裝置。
激光治療法，尤其是利用受激二聚物激光器發(fā)射的紫外光治療眼睛折光度畸變的激光治療法，目前在世界上廣泛地用于眼外科中。在設(shè)計(jì)用于這種目的的激光眼外科裝置時(shí)，最重要的任務(wù)是要利用激光的作用在眼睛角膜上獲得所要求的斷面。為此，發(fā)射的激光射線能量密度沿光束截面上的分布必須是平滑對(duì)稱的，最好是矩形(均勻的)分布。然而受激二聚物激光器的能量分布并不是這樣的。因此現(xiàn)實(shí)的任務(wù)就是把不均勻和不對(duì)稱的激光輻射分布轉(zhuǎn)變成均勻分布。
公知的外科治療屈光不正用的裝置包括依序設(shè)置在一個(gè)光軸上的紫外波段脈沖激光器，使激光輻射能量在該光束橫截面上分布均勻的組件，使激光器輻射能量密度在其光束橫截面上達(dá)到所要求分布的整形器以及一個(gè)投射透鏡(SPIE.Vol.908LasserinteractionWithTissue，1988，P.R.Joderetal，“BeanedeliverysistemforUVlaserablationofthecornea”，P.77-82)。
在該裝置中的使激光輻射能量密度分布均勻的組件是一個(gè)旋轉(zhuǎn)反射鏡系統(tǒng)，其作用類似于
OBe光學(xué)棱鏡的一種作用。在這里是使光束作為整體繞著光軸旋轉(zhuǎn)來調(diào)整能量密度在激光束截面上的分布。這時(shí)，雖然各個(gè)單個(gè)輻射脈沖仍保持著不均勻性，但是通過對(duì)序列輻射脈沖取平均的結(jié)果就可實(shí)現(xiàn)均勻化。用公知系統(tǒng)只能對(duì)能量密度在截面上分布為平滑和單調(diào)的激光才能進(jìn)行有效地均勻化。對(duì)于實(shí)際的激光器的能量密度分布中總是存在清晰的尖銳峰值的。雖然采用只把這部分孤立的峰值去掉的方法可以使激光器輻射的能量密度分布均勻化，但是這個(gè)方法會(huì)損失大量的能量，從而使手術(shù)的質(zhì)量降低并使手術(shù)的時(shí)間延長(zhǎng)。
本發(fā)明的任務(wù)是要提供一種外科治療屈光不正用的裝置，它帶有使激光輻射能量密度在光束截面上分布均勻的組件，該組件的結(jié)構(gòu)適合于對(duì)每個(gè)脈沖輻射的橫截面上的能量密度分布進(jìn)行均勻化，而且適合于對(duì)從激光器輸出的任意的輻射分布的均勻化。
本發(fā)明的特征在于，外科治療屈光不正用的裝置中包括有在一個(gè)光軸上依序設(shè)置的紫外波段脈沖激光器，使激光能量密度在其輻射光束橫截面上分布均勻的組件、使激光輻射能量密度在光束截面上達(dá)到所要求分布的整形器以及一個(gè)投射透鏡。按照本發(fā)明的使能量密度分布均勻的組件是由一個(gè)可變的矩形截面的光導(dǎo)制成的。
可以把光導(dǎo)做成截面為正方形的平行六面體的形狀，沿輻射路徑在該光導(dǎo)的前面安裝一個(gè)附加透鏡。
附加透鏡最好安裝在垂直光軸的平面內(nèi)，并且可以在該平面內(nèi)振動(dòng)。
此外，也可以把光導(dǎo)做成棱臺(tái)的形狀(即把棱錐的頂部截掉后剩下的部分的形狀)，使它的較大的底面朝向激光器。
在這種情況下，安裝的棱臺(tái)應(yīng)能適合于在較小底面幾何中心附近、在與光軸垂直的兩個(gè)互相垂直的方向振動(dòng)。
根據(jù)本發(fā)明的外科治療屈光不正用的裝置，可以使激光能量幾乎完全得到利用，以及適合于激光器輸出的輻射能量為任意密度分布的條件下，大大地提高了手術(shù)的質(zhì)量，同時(shí)，可以使手術(shù)的時(shí)間至少縮短兩倍。
此外，本發(fā)明的裝置在結(jié)構(gòu)上比功能類似的現(xiàn)有裝置更為簡(jiǎn)單。
下面通過結(jié)合附圖描述具體的實(shí)施方案來說明本發(fā)明。


圖1概略地示出了本發(fā)明的外科治療屈光不正用的裝置的側(cè)視圖，在該裝置中裝有平行六面體形狀的光導(dǎo);
圖2與圖1相同，為其俯視圖;
圖3與圖1相同，為其側(cè)視圖，其中安裝的光導(dǎo)是棱臺(tái)狀(即將棱錐截去頂部而剩下部分的形狀)的。
圖4與圖3相同，為其俯視圖;
圖5為在激光輻射光束的光導(dǎo)中劃分成多個(gè)區(qū)段的圖形;
圖6是激光輻射的能量密度E(縱座標(biāo)軸)沿著與激光器發(fā)射光束的軸線垂直的方向(橫座標(biāo)軸)的能量密度分布曲線;
圖7與圖6相同，是能量密度沿著與光導(dǎo)輸出的光束的軸垂直方向的分布曲線。
圖1和圖2示出的外科治療屈光不正用的裝置包括在一個(gè)光軸上依序設(shè)置的紫外波段脈沖激光器1、矩形截面光欄2、使激光器1的能量密度在光束截面上分布均勻的組件3、在光欄后面沿激光器1的輻射路徑設(shè)置的附加透鏡4，又在它的后面依次設(shè)置的矩形截面的波導(dǎo)5，使能量密度在光束截面上達(dá)到所要求分布的整形器6以及把輻射引向患者眼睛角膜的投射透鏡7。
設(shè)置的附加透鏡可以在與光軸垂直的平面內(nèi)獨(dú)立地沿著兩個(gè)互相垂直方向振動(dòng)，它的邊框與傳動(dòng)裝置9伸出的部件相連接。
透鏡4在子午面內(nèi)和赤道面內(nèi)具有不同的焦距f1、f2(在圖中的焦點(diǎn)分別用F1和F2表示)，透鏡的曲面成交叉的圓柱形。
在所完成的方案中，光導(dǎo)5的形狀是截面為正方形的平行六面體，它的內(nèi)壁表面10涂有鏡面反射涂層。
作為整形器6，可以使用可變截面圓形光欄，或者使用帶有斷面經(jīng)設(shè)計(jì)計(jì)算過的狹縫的旋轉(zhuǎn)圓盤，或者使用能使輻射吸收沿著截面發(fā)生變化的元件。
投射透鏡7把光導(dǎo)5輸出端平面p的象成象于眼睛角膜8上。
圖3和圖4所示的裝置與已描述過的方案不同之處是使激光能量密度分布均勻的組件3′是棱臺(tái)狀(即將一個(gè)棱錐截去頂部而成的圖形)的波導(dǎo)11。安裝時(shí)應(yīng)使它的較大底面朝向激光器1，并使它能圍繞較小底面的幾何中心“O”在兩個(gè)互相垂直的方向上振動(dòng)，這兩個(gè)方向都垂直于光軸，為此該棱臺(tái)的較大底面與一振動(dòng)傳動(dòng)裝置9伸出的部件相連接。棱臺(tái)(波導(dǎo)11)是由對(duì)激光輻射透明的材料，如氟化鎂制成整體，棱錐外表面需經(jīng)精密加工，以達(dá)到光學(xué)上的要求。
按照本發(fā)明在圖1和圖2中所示的外科治療屈光不正的裝置以如下的方式工作。
自激光器1輸出的輻射光束12經(jīng)過高為a寬為b的矩形孔徑光欄2，光欄2從輻射光束中分出所希望的那部分輻射。這部分輻射光束13通過透鏡4后，其橫截面和孔徑角發(fā)生了改變。輻射光束13通過透鏡4后聚焦在與透鏡4相距為f1及f2處的兩個(gè)聚焦平面中。通過透鏡4之后，光束13具有變化的矩形截面，該截面的大小取決于從透鏡4到觀察平面H的距離S。在距離S＞f1處輻射光束13的橫截面高度α1以及在距離S＞f2處輻射光束13的橫截面寬度b1分別為
a1=(S-f1) (a)/(f1)b1=(S-f2) (b)/(f2)在本裝置的方案中a1＝b1＝C，在這個(gè)條件下，在距離為S＝f1( (c)/(a) +1)＝f2( (c)/(b) +1)的觀察平面H處，進(jìn)入光導(dǎo)5的輻射光束13的邊緣上的光線射在截面為C×C的鏡式光導(dǎo)5的壁上，它的輸出端在位于與平面H距離為1的平面P處(1是光導(dǎo)5的工作段長(zhǎng)度)在條件1＝n(S-f1)＝m(S-f2)下，其中，n.m＝2、4、6…，為任意偶數(shù)，射入波導(dǎo)5的輻射光束13被分成(n+1)(m+1)個(gè)基本光束，它們受到光導(dǎo)5的壁的不同次數(shù)的反射。所有這些光束充滿光導(dǎo)5的整個(gè)輸出端。
圖5示出將輸入光束13劃分為35個(gè)部分的實(shí)例，其中n＝6m＝4，曲線14為激光器1的輸出光束12的等強(qiáng)度線;直線15表示光束13通過光欄之后的邊界，虛線15將輻射光束13劃分成35個(gè)部分，其中的每個(gè)部分都投射到光導(dǎo)的輸出端(平面P)，并充滿整個(gè)輸出端。
光導(dǎo)5輸出端平面P上的能量密度分布是由(n+1)(m+1)束輻射構(gòu)成的干涉圖樣。光導(dǎo)5輸出端的坐標(biāo)點(diǎn)(x，y)處的強(qiáng)度
式中E1，E2…為相應(yīng)的波束在點(diǎn)(x，y)處的強(qiáng)度，
為干涉項(xiàng)，其中每一項(xiàng)都與cos δij成比例，其中δij＝ (2π)/(λ) △ij，△ij是第i波和第j波的光程差，λ是輻射的波長(zhǎng)。
如果把強(qiáng)度分布對(duì)干涉圖樣的周期t取平均，則由于cos δij＝0，得到
。
由此可見，在對(duì)干涉圖樣的周期t取平均后，從波導(dǎo)5輸出的能量密度分布是(n+1)(m+1)束光分布的總和，即使輸出的分布變得均勻。例如對(duì)于將輸入光束13任意劃分成(n+1)(m+1)個(gè)相等的部分，能量密度的均方根偏差縮小了(n+1)(m+1)]]>倍。
現(xiàn)在來估算干涉圖樣周期的數(shù)值。
為簡(jiǎn)單起見，只研究?jī)墒庠谥锌展鈱?dǎo)內(nèi)的干涉，也就是通過裝置但不從壁上反射的一束光與經(jīng)過一次反射的一光束的干涉，兩個(gè)鄰近的最大強(qiáng)度值之間的間隔即為周期t≈［1+(s-f1) ］λC]]>如1≤30mm，(S-f1)≈50mm，C≈7mm，λ＝0.2μm則周期t＜10μm。實(shí)際上由于具有大幅度光程差的大量光束間的干涉作用，在相鄰的兩個(gè)最大(最小)強(qiáng)度之間的距離要比這個(gè)數(shù)值小一些，精確地計(jì)算出干涉圖樣是非常困難的，因而采用上述的數(shù)值t≈10μm作為波導(dǎo)輸出處的強(qiáng)度分布干涉的不均勻尺度的上限估算值。在眼外科手術(shù)過程中會(huì)自發(fā)地發(fā)生對(duì)小的周期t進(jìn)行所需的平均。這是因?yàn)樵谑褂眉s500-1000個(gè)激光脈沖的手術(shù)過程中，由于眼睛的偶然運(yùn)動(dòng)，患者心臟的跳動(dòng)，呼吸;儀器振動(dòng)等原因會(huì)引起干涉圖樣完全變模糊;所說的眼睛運(yùn)動(dòng)是指由眼睛固有的、并非是由醫(yī)生和患者控制的振蕩，其頻率可達(dá)300赫茲(眼球的震顫)不管這些因素如何，由于透鏡4在兩個(gè)彼此垂直方向上的振動(dòng)，使光導(dǎo)5的輸出的干涉圖樣被完全均勻化。
對(duì)于組件3的上述參數(shù)，透鏡4以大于10-20μm(MKM)的振幅振蕩就可以使與一個(gè)序列脈輻射相對(duì)應(yīng)的干射圖樣完全均勻化，同時(shí)也使激光器1輻射強(qiáng)度中的尖銳峰值(過熱點(diǎn))變模糊。
圖6和圖7用曲線說明了均勻化組件3的作用。圖6示出了在子午面內(nèi)激光輻射能量密度在光束12的橫截面上的分布;而圖7示出了在光導(dǎo)5輸出端(平面P內(nèi))的激光輻射能量密度在光束12的橫截面上的分布。
從光導(dǎo)5端部輸出的輻射束通過能完成在橫截面上達(dá)到所需能量密度分布的整形器6，在整形器6中，平面P處的均勻的輻射線的能量密度按照實(shí)施該手術(shù)所規(guī)定的要求來調(diào)整。作為整形器6可采用圓形可變截面的光欄，或可采用具有給定形狀狹縫的旋轉(zhuǎn)圓盤，也可以采用使激光器1的輻射沿橫截面上的吸收是可變的光學(xué)元件。此后，輻射光束17經(jīng)透鏡7投射到接受手術(shù)的眼睛角膜8上，透鏡7應(yīng)按照滿足平面P的像成在眼睛角膜8上的條件來放置。
圖3和圖4中所示裝置的方案的工作與圖1和圖2所示裝置的方案相類似，其不同之處僅在于光束13通過光欄2以后直接射入光導(dǎo)11的輸入端。
這束輻射光13穿過光導(dǎo)11，光導(dǎo)11呈四棱臺(tái)形(即將棱錐截去頂部后剩下的幾何圖形)，它的輸入端尺寸為a′×b′，且a′≥a，b′≥b，其輸出端的尺寸為a″×b″，其中a″＜a′b″＜b′，特別是可以選擇a″＝b″及a′＝b′。
射入光導(dǎo)11的輻射光束13的中央部分穿過光導(dǎo)而不受反射，但光束13的邊緣部分則受到一個(gè)面的1、2、3…P次反射，同時(shí)又受到與第一面垂直的面的1、2、3…q次反射。這樣就使得有(2P+1)(2q+1)束光經(jīng)過光導(dǎo)11的輸出端，所有的這些光束充滿在整個(gè)輸出端，這樣就完成了能量密度均勻化。從光導(dǎo)11輸出的輻射在子午面和赤道面內(nèi)的孔徑角(α1，α2)分別為α1＝2pβ1α2＝2qβ2式中β1，β2分別是子午面內(nèi)和赤道面內(nèi)棱錐頂點(diǎn)處的角光導(dǎo)11的長(zhǎng)度1應(yīng)同時(shí)滿足條件1≥a′-a″2tga121≥b′-b″2tga22]]>由于棱臺(tái)的較大的底面圍繞中心“O”沿著兩個(gè)相互垂直方向迴轉(zhuǎn)產(chǎn)生的角度改變，將入射光束分成(2p+1)(2q+1)個(gè)某種新的子光束，從而完成了輻射能量密度對(duì)時(shí)間的第二次均勻化。
棱臺(tái)輸出端的強(qiáng)度分布是(2p+1)(2q+1)個(gè)子光束干涉的結(jié)果。
現(xiàn)在來估算干涉圖樣的周期。為此，先研究穿過光導(dǎo)但不受光導(dǎo)壁反射的光束和受到張角為β的錐體側(cè)面一次反射的光束的干涉。
相靠近的兩個(gè)最大值(最小值)之間的間隔即為周期t＝ (λ)/(2sin2α) 。
在典型的情況下β≈0.02～0.04，λ＝193nmt＝ (0.2～0.4)/(2×0.04) ≤5μm和圖1、圖2所示的方案一樣，這種程度為不均勻性對(duì)于眼科手術(shù)來說根本沒有影響。
棱臺(tái)的較大的底面相對(duì)于點(diǎn)“O”迴轉(zhuǎn)的一個(gè)小角度γ的范圍為0.01弧度，由于這個(gè)迴轉(zhuǎn)引起輸出端邊緣的直線位移△(a″)，△(a″)=a″cosγ- a″≈a″γ22]]>式中a″為輸出端的尺寸，如a″＝7mm，則△(a″)≈10-42≈0.3μm]]>這樣小的數(shù)值對(duì)手術(shù)根本沒有影響。
不難看出，由于光導(dǎo)輸入端的這些振動(dòng)使序列輻射脈沖的干涉圖樣完全變模糊，更重要的是使輸入的激光光束的不均勻性在宏觀上變模糊。
權(quán)利要求
1.一種外科治療屈光不正用的裝置，包括在一個(gè)光軸上依序設(shè)置的紫外波段脈沖激光器(1)，使激光器的能量密度在輻射光束橫截面上分布均勻的組件(3)，使激光器輻射的能量密度在光束橫截面上達(dá)到所需要分布的整形器(6)，以及投射透鏡(7)，其特征在于，使能量密度分布均勻的組件(3)是由橫截面為矩形的光導(dǎo)5制成。
2.一種如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于光導(dǎo)(5)的形狀為正方形截面的平行六面體，并沿輻射路徑上在該光導(dǎo)前面裝有附加透鏡(4)。
3.一種如權(quán)利要求2所述的裝置，其特征在于，該附加透鏡(4)安裝在垂直光軸的平面內(nèi)，并且在該平面內(nèi)振動(dòng)。
4.一種如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于光導(dǎo)11的形狀為一棱臺(tái)(即將棱柱的頂部截去后剩余部分的幾何圖形)，并且使該棱臺(tái)的較大的底面朝向激光器(1)。
5.一種如權(quán)利要求4所述的裝置，其特征在于該棱臺(tái)可以圍繞較小底面的幾何中心(“O”)在與光軸垂直的兩個(gè)互相垂直的方向上振動(dòng)。
全文摘要
本發(fā)明屬于醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。外科治療屈光不正用的裝置包括在一個(gè)光軸上依序設(shè)置的脈沖激光器，使調(diào)整激光器輻射能量密度在光束橫截面上均勻分布的組件(3)，使激光器輻射能量密度在光束橫截面上達(dá)所需分布的整形器(6)，以及投射透鏡(7)。按照本發(fā)明，均勻組件(3)可由截面為矩形的光導(dǎo)制成，也可以制成平行六面體的形狀，在這種情況下，沿著輻射路徑在它的前面裝有透鏡(4)光導(dǎo)也可以做或四棱臺(tái)形狀。
文檔編號(hào)G02B26/08GK1045227SQ90101400
公開日1990年9月12日 申請(qǐng)日期1990年2月16日 優(yōu)先權(quán)日1989年2月17日
發(fā)明者斯瓦托斯萊·尼科萊維奇·弗德羅瓦, 阿爾比尼·伊萬羅瓦尼·伊瓦斯那, 萊尼德·弗杜索伊維奇·里尼克, 亞歷山大·得米特里維奇·賽米羅瓦, 瓦萊得米爾·斯特帕羅維奇·蒂吉里尼, 米哈依·朱里維奇·奧羅瓦, 伊弗瓦·尼坦羅維奇·比爾里尼, 伊瓦格尼亞·尼墨維奇·萊科特塞爾, 伊格爾·安托里維奇·斯科瓦特索維 申請(qǐng)人:“眼顯微外科”科學(xué)技術(shù)綜合部