TW201002296A - System for refractive ophthalmological surgery - Google Patents

Description

201002296 六、發明說明：

本發明係關於一稀用# R、,，Q 榎用於屈光眼科手術的系統。 ^屈光眼科手術中，藉由使用雷射輻射改變眼睛（尤 屈光二先學屈光特性’從而校正或至少減輕視覺缺陷。 屈光眼科手術之主要實例為 為LASIK，其中出於校正視力缺 …的切除（切削）角膜組織以整形角 膜組織之目的，通常使用處於紫外區（一般為193奈= 雷射。在一定時間及位置條件下導引雷射輻射 紅過眼睛以便在角膜中所選點處切除一定量之組織。此切 除係由所謂的切削輪廓（ablatlon profile)而描述，亦即， 該切削輪庵指定㈣（切削）在角膜中之各點處而進行。 本發明尤其係關於LASIK。 "通常’在實施關於待校正之眼睛的手術介入之前計算 切削輪廓。此計算之依據是處於實際狀態之眼睛之測量。 豆；t員眼睛測1而言’在技藝現狀下熟知多種技術，尤 二^貌（t〇P〇graphy )量測儀（所謂形貌分析儀）、波前 :析器"伊姆弗勒儀（Scheimpflug instrument)以及測厚 &波刖分析器或冑由形貌量測儀之屈光眼科手術幾 乎不迠有效解析處於毫米範圍内的角膜之較小局部結構， 更:說以確疋且局部精確之方式指派該等儀器以便能夠 進彳亍位置上"Sf音、a rit ^ 了罪之治療。藉由形貌儀亦幾乎不可能偵測到 處於：米靶圍内之所謂的中心島’亦即’角膜上之突出物， 其通$由PRK早帛之上述並非完全理想、的手術產生。 201002296 目前’正試圖在切削期間以連線作業的方式追蹤所希 切削過程之偏差，尤其是基於所謂的眼球迴旋轉動或基於 所謂的瞳孔中心偏移之偏差。 但藉由目前已知之此等方法，通常不可能精確偵測局 部角膜不規則物，且不可能使雷射束在該偵測過程中以精 確局方式僅在此點處起作用，且亦不可能在該過程中追 蹤切削之結果。 所谓的光學同調斷層掃描術已用在生物組織之非接觸 性測量的量測方法達一定時間，參看（例如）B w〇lfgang Drexler，J0urnai of Bi〇medical 〇ptics，9⑴，42 74, 2〇〇4。藉 由光學同調斷層掃描術（尤其，使用寬帶照射器）有可能 測量極精細之生物結構，尤其，以處於丨微米範圍内及更 精細之解析度。 EP 1 23 1 496 A2描述光學同調斷層掃描術（〇CT )對 於眼睛中組織之可控變化的應用，在功率、曝露時間及斑 點大J、方面對冶療雷射加以控制。其中，藉助於丁及間 值來辨別經治療之眼組織與未經治療之眼組織。藉由〇ct 確疋已經以雷射成功治療之眼組織區域。 us 2007/0282313 A1 (Huang 等人）描述 〇cT 在屈光 手術中僅出於形貌測量之目的之使用。並未發現其中提及 藉助於OCT之控制連線作業的光切削。在此技術現狀下， 以OCT獲得之形貌資料僅適用於切削程式之預先計算。 EP 0 697 61 1 A2描述-種類似於以上論述之砂1 231 视A2的系統，該系統具有用於眼科手術顯微鏡之自動聚 5 201002296 焦系統。其中實現了角膜之形貌量測，但並未實現以OCT 進行對組織切除的連線作業控制。 US 2007/0073905 A1並不使用OCT，但大體上描述了 使用前述模型計算的關於眼睛之手術介入的技術現狀。 WO 2006/08 7180 A2描述一種用於切削之方法，但並未 使用OCT。DE 103 23 422 A1亦並未描述0CT之使用，而 僅描述組織中光學壓力範圍之摘測。 本發明之根本目標為提供一種前言中所陳述的類型之 能夠改良手術結果的系統。 為此，本發明教示一種用於屈光眼科手術的系統，其 具有： a) —用於切除角膜組織之第—雷射器； b ) —構件 第一雷射器之輻射導引至眼睛上；

第二雷射器之輻射導引至眼睛上；且具有 之方式將該 其用於以時間可控且位置可控之方式將該 且具有 e) —···

控制用於光學同調斷層掃描術 該第一雷射器及所陳述之構件（其用 可控之方式將該第一雷射器之輻射導 達成整形角膜之目的； 之裝置且經程式 6 201002296 化以便在角膜組織切除開始之前、切除_及切除結K 後對角膜進行量測；且 e3)在藉助於光學同冑斷層掃描術量測之後 ;量測之結果在特定條件下而控制角膜組織切除之程式; 因此’本發明將用於光學同調斷層掃㈣⑺ :整合至用於屈光眼科手術之系統中，以使得由此獲得1 果以實f上連線作業之方式影響手術介人之過程。 =二高Γ度及高速。ct(hhs_oct)能夠以處於微 古二千=才斤度、在超高速下藉助於處於幾百萬赫兹至 :達右干十億赫兹範圍内（尤其，高達10十億赫兹且甚至 问達⑽十億赫兹）之掃描速率，並以顯著短於4 測時間來確定並表示自腔址 π 角膜結構。因此’有可能不僅測量角 、、，且，、切除之前的初始結構及切除之後角膜的最终处構，

且亦追縱角膜組織切除前與切除後之間的治療全過程並以 依賴於治療期間所獲得之〇CT 治療。 里礼·。果的方式來控制該 根據本發明，由0CT導引之組織切除 雷射器（一舻盔淮八2 , /、精由紫外 ^為4分子雷射器）實現，在該㈣巾 target)角膜之某些區域且接著經由許多經即時（連： :)控制之衝擊切除角膜組織直至實質上即時（連線作業） 仃之OCT量測產生所希的量測結果為止。 由於將OC 丁模組整合至用於屈光手術之系統令因 ’此外可以識別某些角膜不規則物（尤其，所謂的中心 7 201002296 島）並在治療中考慮該等中心島。該等中心島（亦即，角 膜表面上的不規則突出物）具有幾毫米及小於幾毫米範圍 内之尺寸’且因此幾乎不能夠或不能夠在屈光手術過程中 藉由習知測量方法記錄。該等不規則物在治療之前或期間 亦不能被發現或幾乎不能被發現’或不能精確定址以達： 雷射器控制。相應之解釋適用於同樣有時出現在角膜表面 上之呈症痕形式的極其精細之不規則物。 藉由寬帶光學同調斷層掃描術可識別該等不規則物， 且相應地可以在例如中心島（亦即，角膜上之突出物）區 域中以尋標方式局部切除比在角膜其他區域中更多之角膜 組織而形成切削輪廓，從而總體上出現光滑表面，而在前 述症痕之情況下，大幅減少在此等症痕區域中之切除以致 ;因：同樣出現實質上平滑之角膜表面。若在技術現狀 、’不規則物未在量測結果中加以識別且未在切削中 σ以考慮，則其在切削過程中實質上保留，並導 規則物亦處於經治療之角膜上或處於經治療之角膜中 精=據本發明將OCT整合至用於屈光眼科手術之系 、，先中有可旎偵測關於橫截面、厚度、舒 精確角^ . 1表面及後表面之 因此：：療期間對其進行瞬時(立即)追縱。 光手" 特定組態教示在切削過程期間（即，在屈 先手術期間）實質上即時（連線作1 p在屈 時成像特性（諸如，由於已經達到之切：角膜之各別瞬 得”且當已經以此方式連線作業計算之目乂階段而瞬時獲 所希的特定目標時，精確地結束切削 成像特!·生付合 &舉使得平行形貌 201002296 量測或甚至波前量測不再為絕對必要的。 本發明之用於屈朵 程式化的電腦以在顯示=術之系統的較佳組態提供經 或切除期間在光學同:斷置；顯示在角膜組織切除之前及/ 果。以此方式，描術過程中獲得之量測結 即，實際上即時）檢：::實質上以連線作業的方式（亦 言，可藉由線（在二維表表示之切削之進展。舉例而 維表示之情況下）而將角Z情況下）或糟由表面（在三 角膜之初始形狀（在介入開始之前） 上呈現給醫師，且接著，此後，在介入期間藉由 “對轉或表面相應地E現料_結構。就 I? ’此外，亦可視情況將眼睛内側之角膜表面（盆亦 月匕夠以同調斷層掃描術進行測量）指示給醫師。此舉以 有助於避免角膜之剩餘厚度過薄。亦可以〇CT測量雜 之經觉治療之眼睛的其他結構（諸如晶狀體及/或瞳孔）並 在顯示裝置上表示。 若在LASIK過程中採用前述方法，且若在此情況下藉 例如）飛秒（femosecond)雷射器進行所謂瓣切取（以p Ο,貝,J可以0CTii縱所出現之切口並在顯示裝置上 表不，且在隨後角膜組織切削過程中，可藉由以計算及呈 ，將瓣折回後及所採取之癒合過程後之情形的方行計 算’來確定前述以圖形表示之線或表面。 —本發明之另一較佳組態規定提供一輸入裝置，使用者 可藉由該輸入裝置使電腦藉由第一雷射器在所表示之光學 同調斷層掃描術之量測結果的所選範圍内進行額外角膜2 9 201002296 織切除，或減少 本發明亦教示用於OCT的使用飛秒輻射源之極快速裝 置的利用，其較佳具有處於10十億赫茲範圍内且較佳處於 100十億赫茲或100十億赫茲以上之範圍内之重複率，尤 其是所謂的VECSEL或VCSEL(垂直外腔表面發射雷射器） 之利用。儘管實體尺寸處於厘米範圍内，但該等半導體雷 射二極體可經電果激或經光學泵激並獲得極高輸出及效 率。飛秒纖維雷射器亦可用於本發明。本發明亦教示該等 輻射源之使用，該等輻射源產生帶寬大於1〇〇奈米至 奈米且重複率大於100十億赫兹之fs超連續光譜，以便可 =極高量測速率’亦即’與在切削程序過程中實際上瞬 :達成之角膜狀態相比，以極短的延遲而於例如顯示屏上 產生角膜結構之影傻，介Pn 沾士 4、 如像亦即，實際上即時（無時間延遲） 式以圖形表示角膜之本的业％ 遲之計算進行處理。、亦可藉由無時間延 过、於张Θ之用於屈光眼科手術的系統之其他較佳组‘離# 述於所附申請專利範圍中一-描述本發明夕y 在下文中根據圖式而更詳細地 月之-例示性具體實例。 圖1為用於屈古 圖2 A 先艮科手術之系統的示意圖，·及 圖2為用於顯—γ 的顯示裝置，_、Γ不藉由光學同調斷層掃描術獲得之資料 夏之不意圖。 圖〗示意性地顯示註嗜丄 1 0、其角螟！ 2、产 、藉由屈光眼科手術治療之眼睛 在此處為所 1孔緣14及所謂的角膜之不規則物16 (其 I明的中心象 馬形式，亦即，角臈上具有處於毫米 10 201002296 範圍至微米範圍内之尺寸的突出物）。 該系統以已知方式展現1定雷射器18，其發出一 (弱）雷射束18’且該雷射被患者觀看，以達成固定眼睛之 目的。 該系統以眾所周知之方式展現（如在LASIK設備之情 況下）一紫外雷射器20(例如，-準分子雷射器），其發出 具有193奈米之波長的輕射20，，該輕射經由一透鏡22指 引至掃描鏡24、24,上且經由一偏轉鏡％偏轉至眼睛1〇上。 一電腦C根據預先計算之切削輪廊以眾所周知的方式控制 雷射器20及掃描鏡24、24，。藉由已呈現之系統以已知方 式進行（例如）LASIK。 此外，該系統展現一所謂的眼睛追蹤器。該眼睛追縱 器包括-攝影機30,藉由該攝影機記錄來自眼睛1〇之經由 一偏轉鏡28之在箭頭32方向上的影像，接著⑽所周知 之方式對該等影像進行影像處理，從而追縱眼睛之運動Μ =無法避免該等眼睛運動’儘管有固定雷射器⑴,： =於眼睛運動之方式追縱掃描鏡24、24，對 之控：二便以儘可能位置上可靠之方式切除該切削輪靡。 中處理攝影機_數位方式獲得之記錄 接者该電腦C相應地對於切削束2〇,控制掃描鏡Μ、从 二=同=掃描術之裝置34整合， 中射㈣置以眾所周知之方式包括-適當之 =發：用於光學同調斷層掃描術之裳置34根據雙向Ϊ ‘射及接收轄射。經由掃描鏡38、4q實現掃插。 11 201002296 圖1中藉由線及箭頭指示電腦c與個別組件之相互作用 相應地’電腦c控制用於光學同調斷層掃描術之裝置心 及從屬於該裝置之掃描鏡38、4〇。 用於光學同調斷層掃描術之裝置34依據所使用之 幾:萬赫兹範圍内之掃描速率至高達處於十：赫 把圍内之㈣速率操作，從而對於測量表面來說 著短於！秒的檢測（亦即，大致對應於角膜之切 ： 量測時間。 )之 =學同調斷層掃描術之裝置34的輕射源（例如， 為極寬帶輕射源’其具有顯著大於_奈米之寬 帶度罝且具有大於10百麄祛从 _ 尾 之朽古舌$玄 百4赫銘、南達100十億赫茲以上 之極冋重複率。此能夠達成在10微米及小於10微 圍内的南三維解析度。在此情況下，可在小於旦已 並可經由電腦c在顯示裝置 、y測量， 例丨衣置D上表不角膜表面 連續切削期間的瞬時表面）的所關注之影 在 米之寬帶輻射具有處於約8 / >>100奈 令心波長λ。因此，根據所-Y 奈米範圍内之 膜形貌、其厚度、眼性具體實例，測量角 及晶狀體）之局部位置，日^ ϋ 偁I渚如虹膜 替地且以所…二二 腦C在顯示裝置D上交 此#結構之相應幾何影像。 月’下’深度（-般指定為Ζ方向）解析 米範圍内，例如，小於3微米，而在橫^度處於微 為-方向）上同樣獲得顯著小於微米之解析(卢—：指定 可良好識別角膜之社播， 斤度。因此，

'。構’堵如上皮、趟曼氏膜（B 12 201002296 membr㈣），或在LASIK情況下微型角媒刀切口之位置。 圖2不意性地展示根據電腦C之控制以0CT測量之社 構在顯示裝置D上的表示。私H j里之、，·口 斤展示的為在切削開始之前雜 得的角膜表面K1，其具右一 獲 呈中心島形式之第一不規則物 I，亦即，突出物。該突出铷a女奋 个關物 出物具有處於毫米範圍至微米範圍 内之尺寸（因此，與角膜 ^ 膜尺寸相比，其在該圖中經受極度 放大）。該大出物之兩個側面具有梯度G1、G2，亦即，相 對於戚鄰㈣膜12之表面K1之斜率。此外，在所表示之 實施例中，角膜12之表面以目士 —— κ 1具有疤痕N，該疤痕同樣且 有處於毫米範圍至微米範圍内之尺寸。 /、 此外，圖2展示根據切削輪廓之計算切除所力求的設 定角膜表面K2,亦即，所力求之手術結果。圖2亦示意性 地顯示角膜之内表面Κ3。 藉由用於光干同_斷層掃描術之裝置％且藉由處理該 裝置之量測結果的電腦c，可產生圖2之曲線可在顯 不裝置D上表示。就此而言’電腦c經程式化以使得其識 別所陳述之具有處於料車梦阁+ 处於彳政未靶圍内之不規則物且根據使用者 之選擇以強調方式（例如以色彩或藉助於粗線）表示該等 不規則物藉由眾所周知之影像處理方法，電腦可根據梯 度Gl、G2藉由與特定閾值進行比較來「識別」該等不規則 物並可表7F 3亥等不規則物。在影像處理過程中，例如藉由 比較鄰近量測點範圍可識別處於特定臨限值以上的梯度 G1、G2並指示在此點處可能存在不規則物。根據-較佳組 態，使用者繼而可進行選擇以啤叫並表示在此臨界區域中 13 201002296 角膜辨時狀態的放大表示。此表示可在實施切削期間（亦 即，=逐步逐層切除角膜組織期間）残重複連線作業'，、 從而西師可在顯π裝置D上根據藉由同調斷層掃描術之日 :追蹤治療之進展（亦即’角膜組織連續逐層切除之暫時 程：）。若醫師根據該等不規則物偵測到某些問題區域（在 該等區域中，需要與最初根據切削輪靡所規定相比更強之 切削或甚至更弱之切削），則其可根據較佳組態直接介入該 過程中。若例如該醫師在表示圖像上偵測到對應於突出物【 (中心島）之不規則物，則該醫師可置放標記M1、M2，在 此情況下與周圍角膜區域相,匕’該等標記之間需要增加角 膜組織切除’且該醫師可經由輸人裝i E設定對應於此區 域之定界的標記M1、M2。應瞭解，此等標記應以三維方式 置放’亦即，“圖式之平面向下的方向上，其亦粗略地 具有該表示之平面中所給的尺寸。醫師可繼而經由輸入裝 置E指定在該不規則物區域中將進行何種強度之額外組織 切除。 相應解釋適用於苑痕N之區域，其中該切削則必需減 少（若適當）以便因此在所有不規則物情況下繼而獲得相 對平滑之角膜表面，如圖2中藉由K2表示。 【主要元件符號說明】 10 :眼睛 12 :角獏 14 :瞳孔緣 14 201002296 1 6 :疤痕或中心島 1 8 :固定雷射器 18':固定雷射束 20 :紫外雷射器 22 :透鏡 24 :掃描鏡 24’ ：掃描鏡 26 :偏轉鏡 28 :偏轉鏡 30 :攝影機 32 :箭頭 34 : OCT系統 36 :雙向箭頭 3 8 :掃描鏡 40 :掃描鏡 C :電腦 D :顯示裝置 E :輸入裝置 Gl，G2 :梯度 I :中心島 ΚΙ，K2，K3，K4 :表面 Ml，M2 :標記 N :疤痕 15

Claims (1)

1. 201002296 七、申請專利範圍： 1.-種用於屈光眼科手術的系統，其具有： :::用於切除角膜組織之第一雷射器、⑽； b)構件（22，24，24')，JL 田从 ^ Λ ^ ^ 於以時間可控且位置可 (1〇)上； 炙軺射（20，）導引至眼睛 〇-用於光學同調斷層掃描 用於對該眼睛（1〇)實施4)，、具有— 器； 實施先子冋調斷層掃描術的第二雷射 構件（38，4〇)，其用於以時間可控且位置可控之 方式將β亥第一雷射器之輻射導 工 有 主5亥眼睛（10 )上；且具 e) —電腦（C)，其： el )在角膜組織切除過程中 -雷射器（20)及所陳述之構 < ^控制該第 時間可控且位置可控之方式將該(第22 ?4’24。(其用於以 (則導引至該眼睛上）以便達成\一雷射器（2〇)之輕射 使違成整形角膜（12)之目的； e2控制该用於光學同調斷層掃描 * 且經程式化以便在角膜組織切除開始之前、切 除結束之後對該角膜（12)進行量測；且 ’、曰]及刀 ⑴在藉助於光學同調斷層掃描術量 邊量測之結果而在特定條件下 依據 程。 了控制角膜組織切除之程式流 2.如申請專利範圍第丨項之 ;屈光眼科手術的系 16 201002296 統’其特徵在於該電腦（c)經程式化以在顯示裝置⑻ 上表示在角膜組織切除之前及/或切除期間在光學同調斷層 掃描術過程中獲得之量測結果。 曰 3.如申請專利範圍帛2項之用於屈光眼科手術的系 統’其特徵在於提供-輸入裝置(E)，使用者可以該裝置 使電腦（C)藉由該第—雷射器（20)在所表示之光學同、調 斷層掃描術之量測結果的一所選範圍（M1，M2)内進行額 外的角膜組織切除，或減少一所選範圍（N )内之角膜組織 切除。 、、’'S 如中請專利範圍第2項或第3項之用於屈光眼科手術 $系統，其特徵在於該等藉由光學同調斷層掃描術獲得之 置測結果的表示包括重現角膜組織切除之前及/或期間分別 為待治療或正在治療之角膜表面之當前狀態的一曲線之至 少二維影像（ΚΙ，K2，K3)。 5. 如申請專利範圍第3項或第4項之用於屈光眼科手術 的系統’其特徵在於該電腦（C)經程式化以使得所選區域 (Ml，M2 )能夠由使用者對於該影像（Κ1，κ2，Μ )進 行標記。 6. 如前述申請專利範圍中第1項至第$項任一項之用於 屈光眼科手術的系統，其特徵在於該電腦（c)經程式化以 便藉由光學同調斷層掃描術獲得之量測結果來分析一待切 割之角膜表面是否顯現一不規則物（j，N )該等。 7. 如申請專利範圍第6項之用於屈光眼科手術的系 統，其特徵在於所陳述之分析包括確定該角膜表面之梯度c 17