使用位置-定向分析的用于眼科對接的基于成像的引導系統的制作方法
【專利摘要】一種成像引導對接系統可以分離被成像眼科目標的傾斜和位置，并將其以直觀方式向眼外科醫生呈現。對接系統可以包括用于成像患者眼部分的眼科成像系統，確定眼被成像部分的位置和定向的圖像處理器，耦接至所述眼科成像系統并基于確定的位置和定向引導眼科對接的引導系統。在某些實現中，成像系統成像內眼結構以確定其定向，并且視頻成像系統視頻成像前眼結構以確定前眼結構的位置。能夠向外科醫生顯示確定的位置和定向。眼科程序的對準也可由這一成像能力輔助，例如將IOL放置并居中于晶狀體囊內。
【專利說明】使用位置-定向分析的用于眼科對接的基于成像的引導系統
[0001]相關申請的交叉引用
[0002]本申請在35USC § 119下要求于2011年8月26日提交的美國申請序列號N0.13/218,628的優先權，該申請的全部內容通過引用結合在此。
【技術領域】
[0003]本專利文獻涉及用于眼科對接的系統和技術。更具體地，本專利文獻涉及提供基于位置-定向分析以將眼科系統對接至患者的眼的基于成像的引導系統的系統和方法。
【背景技術】
[0004]激光外科系統的廣泛引入和接受使眼科應用進入精度和控制的新紀元。實現這一高度控制的關鍵之一在于眼相對于激光外科系統的固定化。在許多設備中，通過將患者接口固定至激光器的物鏡并在隨后將其對接至眼(通常通過真空抽吸)來執行這一固定化。在其他系統中，患者接口的一部分對接至眼，另一部分對接至物鏡，隨后外科醫生將兩部分輕柔地對準和鎖定在一起。
[0005]這些系統的精度和可用性的一個因素依賴于患者接口在中心位置對接至眼。這一中心對接或居中能夠將激光系統物鏡的光軸與眼的光軸對準。由于激光束典型地相對于物鏡的光軸被引導和控制，因此通過居中對接實現的眼光軸與物鏡光軸的對準能夠實現激光束在眼內的高度控制。
[0006]然而，出于諸多原因，與諸如瞳孔或角膜緣的眼可見結構的居中對接通常是有挑戰性的。患者經常會在對接期間(甚至是違背他們自己意愿地)移動他們的眼睛。同樣，即便患者接口在對接程序開始時相對于眼居中，眼球也會由于與眼接觸后患者接口施加的壓力而在對接期間向一側轉動。進一步地，眼結構的形狀可能會是橢圓形或具有一定程度的不規則性。另外，角膜緣和瞳孔通常不是同心的。在這些典型情況下，眼中心無法被完整地良好定義:例如，患者接口相對于瞳孔居中并不會使其相對于角膜緣居中。
[0007]在用于白內障手術的系統中會產生另外一層的復雜性。白內障程序的目標是晶狀體，但由于晶狀體是內眼結構并且實質上透明，因此可見性受限。此外，晶狀體通常不與包括角膜緣和瞳孔的眼可見結構同心。由于所有這些原因，患者接口相對于可見性有限的晶狀體居中是困難的。如果代替地將患者接口相對于可見角膜緣居中，則很可能導致接口與可見性有限的內部晶狀體的未對準。在此情況下，在白內障手術期間激光束將與角膜緣對準并對接的患者接口的中心作為基準的情況下，激光束可能偏離作為白內障手術目標的晶狀體的中心。
[0008]晶狀體偏心的原因很多。在許多眼中，晶狀體在解剖學上就是偏心的。此外，由于晶狀體僅由軟性睫狀肌保持就位，因此對接的壓力也會將晶狀體推向一側或使其傾斜。
[0009] 某些系統通過嘗試將患者接口與晶狀體而非可見瞳孔對準來補償晶狀體的偏心。然而，晶狀體的透明性使得外科醫生難以確定晶狀體的精確位置和傾斜并相應地對準患者接口。
[0010]某些系統利用成像系統成像晶狀體以輔助患者接口的對準。然而，這類成像系統的使用也會遇到問題。
【發明內容】
[0011]一種視頻成像系統或視頻顯微鏡可被用于輔助患者接口的對準并由此輔助對接。然而，視頻顯微鏡主要用于成像眼的可見結構(諸如，角膜緣和瞳孔，并且可能無法成像和評估作為眼內部基本透明結構的晶狀體的定向。使用光學相干斷層攝影術(OCT)系統代替視頻顯微鏡具有OCT成像系統能夠有效成像晶狀體的優點。然而，OCT成像處理典型地較慢并且無法提供快到足以用于對接處理的圖像。
[0012]一種加速OCT成像處理的方法是僅選擇性地成像目標晶狀體，由此以更快的速率生成圖像。例子包括僅沿著相對于光軸橫向的一維掃描線或圓而非整個二維來成像晶狀體的掃描OCT系統。這些掃描OCT成像系統由于僅捕捉有限或選定的成像信息而能夠以更快的速率生成圖像。然而僅獲取有限成像信息會在嘗試將患者接口相對于眼未對準晶狀體居中時遇到如下描述的其他類型的挑戰。
[0013]晶狀體會以不同的方式相對于成像系統并由此與患者接口(PI)的光軸未對準。晶狀體光軸會相對于PI光軸傾斜，并且晶狀體的中心會相對于PI光軸移位或位移。外科醫生可以分析OCT圖像并執行補償晶狀體移位和晶狀體傾斜的補償動作以將患者接口對準晶狀體。
[0014]為了這些這兩類補償動作，外科醫生需要從晶狀體的OCT圖像中分開標識移位和傾斜。然而，快速掃描OCT系統提供的有限成像信息典型地重疊有關該移位和傾斜的信息。因此，在使用掃描OCT成像系統時，外科醫生通過嘗試頭腦分析掃描OCT圖像以分離晶狀體的移位和傾斜來開始對接處理。
[0015]在這一分離嘗試期間，外科醫生需要確定以相對應PI光軸的特定方向移位晶狀體特定距離并相對于PI光軸在特定方式上傾斜晶狀體特定角度。
[0016]一旦移位與傾斜分開，外科醫生還需要確定激光系統的臺架進行移位補償移動的方向和幅度并相應地移動臺架。
[0017]隨后，外科醫生還需要補償晶狀體的確定傾斜。由于大多數成像或激光系統的光軸無法傾斜，因此傾斜補償動作可以包括指令患者旋轉手術眼，手動選擇眼球，或調節固定光系統。由于典型地第一居中嘗試僅會改善對準或補償，因此通常需要以迭代的方式和變化的次序或組合來重復這些步驟。
[0018]如果外科醫生成功分離并確定移位和傾斜，則移位和傾斜補償動作(很可能是迭代的)結果是PI變得相對于晶狀體良好居中。因此，外科醫生可以將居中并對準的PI對接在眼上。
[0019]然而，使用不處理圖像并由此不向外科醫生提供引導的這類“未經處理圖像”系統存在諸多問題。這些問題包括頭腦上分離掃描OCT圖像中重疊的移位和傾斜對于在外科程序緊迫時間壓力下沒有計算處理和引導的外科醫生而言并不是容易執行的。這會潛在地導致PI以未居中的位置對接在眼上。更壞的情況是外科醫生甚至可以做出增大而非減小未對準的調整，因此迭代對準處理不好收斂或者僅在若干次錯誤的步驟之后開始收斂。[0020]“雙未經處理圖像”系統的進一步低效在于晶狀體的OCT圖像典型地呈現在與視頻顯微鏡顯示分開的專用OCT顯示或屏幕上。因此，在外科醫生使用OCT和視頻圖像兩者用于對準處理的系統中，外科醫生必須分析OCT顯示上的晶狀體圖像和分開的視頻顯示上的可見眼結構。在這兩個顯示上的圖像典型地來自不同的視點，具有不同的放大程度，并且可能使用不同的基準規范。因此，移位和傾斜的分離需要在兩個完全不同的圖像之間進行有挑戰性的并行分析。在兩類不一致的成像信息之間來回處理和轉換的需要會使得外科醫生負擔過重，由此破壞居中和對接處理的效率。
[0021]為了響應于這些調整，本專利文獻公開了一種分離被成像眼科目標的傾斜和位置，并將其以直觀方式向眼外科醫生呈現的成像引導對接系統。在某些實現中，一種眼科對接系統可以包括具有圖像處理器和耦接至所述眼科成像系統的引導系統的眼科成像系統，其中眼科成像系統被配置為成像患者眼的一部分，圖像處理器被配置為通過分析所述圖像確定眼被成像部分的位置和定向，而引導系統則被配置為基于確定的位置和定向引導所述眼科對接。
[0022]眼被成像部分可以是晶狀體或眼前段的另一結構、特征部或地標。位置和定向可以相對于各種基準確定，諸如成像系統的光軸、成像系統的內部基準鏡、外科系統的光學元件的內表面，或前段的眼科結構或層。
[0023]在另一實現中，一種眼科對接系統可以包括具有圖像處理器的眼科成像系統，其中眼科成像系統包括被配置為成像患者眼的內眼結構的深度域眼科成像系統以及被配置為視頻成像眼的前眼結構的視頻成像系統，其中所述眼被成像部分包括內眼結構和前眼結構，并且所述圖像處理器包括被配置為從內眼結構的圖像確定內眼結構定向的深度域圖像處理器以及被配置為基于所述前眼結構的圖像確定所述前眼結構的位置的視頻圖像處理器。
[0024]在某些實現中，一種引導眼科對接的方法可以包括使用眼科成像系統成像患者眼的一部分，通過使用圖像處理器分析所述圖像確定眼被成像部分的位置和定向，以及基于確定的位置和定向使用引導系統引導眼科對接。
[0025]在某些實現中，一種眼科對接系統可以包括:具有圖像處理器的眼科成像系統，其中眼科成像系統被配置為成像患者眼的一部分，并且所述圖像處理器被配置為處理所述圖像以識別眼的眼科結構，并確定眼被成像部分相對于基準的未對準；以及耦接至所述眼科成像系統的引導系統，其被配置為基于確定的未對準引導眼科對接。
[0026]在某些實施例中，一種眼科引導系統可以包括:具有圖像處理器的眼科成像系統，其中眼科成像系統被配置為成像患者眼的一部分，并且所述圖像處理器被配置為處理所述圖像以識別眼的眼科結構，并確定眼被成像部分相對于基準的位置；以及耦接至所述眼科成像系統的引導系統，其被配置為基于確定的位置引導基于超聲的眼外科程序。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0027]圖1A-圖1B例示了眼的各種未對準。
[0028]圖1C例示了 “雙未處理圖像”系統的兩個顯示器。
[0029]圖2例示了成像引導對接系統。
[0030] 圖3A-圖3B例示了完全對準的晶狀體的掃描和OCT圖像。[0031 ]圖4A-圖4B例示了傾斜的晶狀體的掃描和OCT圖像。
[0032]圖5A-圖5B例示了移位的晶狀體的掃描和OCT圖像。
[0033]圖6例示了傾斜且移位的晶狀體的掃描OCT圖像。
[0034]圖7A-圖7B例示了移位和傾斜標識符的視頻顯微鏡顯示。
[0035]圖8A-圖8B例示了具有臺架和固定光的引導系統的實現。
[0036]圖9A-圖9C例示了移位和傾斜未對準的補償階段。
[0037]圖1OA-圖1OB例示了視頻顯微鏡顯示的兩個附加實現。
[0038]圖1lA-圖1lB例示了對接系統的實施例。
[0039]圖12例示 了一種操作成像引導對接系統的方法。
[0040]圖13例示了另一種操作成像引導對接系統的方法。
【具體實施方式】
[0041]本專利文檔中的實現和實施例提供了一種包括能夠分離并標識患者眼移位和傾斜的成像系統并且能夠以集成且適配的方式呈現該移位和傾斜信息以避免外科醫生負擔過重的眼科對接系統。這一對接系統可以幫助增加眼外科系統(諸如，激光白內障手術系統)的患者接口與眼對接的精確性和方便性。
[0042]圖1A-圖1B例示了患者接口(PI) 50與其PI接觸透鏡51相對于眼I的未對準。眼I中的周知結構包括角膜2、虹膜3以及由角膜緣5與虹膜3分開的鞏膜4。虹膜3的開口限定瞳孔6。晶狀體7是眼I的內部結構，由軟性睫狀肌8保持就位。
[0043]圖1A如上所述例示了晶狀體7出于各種原因偏離眼I的光軸10，以使得晶狀體7的晶狀體光軸11從眼光軸10偏移一橫向矢量Λ ’ = ( Λ ’ X，Λ ’ y)，并由此從PI50的PI光軸52偏離一橫向矢量Λ = (ΛΧ，Ay)。為了簡明，該橫向位移或移位矢量將被簡單表示為Λ’和Λ。
[0044]圖1A例示了使用傳統方法引導對接系統的挑戰之一。即使外科醫生相對于由眼I的可見結構(諸如瞳孔6)定義的眼光軸10對準和居中患者接口 50，難以看見的內部晶狀體7的晶狀體光軸11仍然偏離患者接口 50的PI光軸52。
[0045]圖1B例示了晶狀體7和患者接口 50的另一未對準形式。即使晶狀體7的中心位于眼光軸10上并且即使眼光軸10與PI光軸52相一致，晶狀體光軸11仍可能相對于PI光軸52傾斜。一般地，這一傾斜可由歐拉角Φ = (θ，φ)描述，其將被通稱為傾斜角Φ。
[0046]圖1C例示了未對準或偏心的眼I在視頻顯微鏡60的視頻顯示65上看上去如何。這一視頻顯微鏡60通常顯示靶向圖案68以引導外科醫生將ΡΙ50對準或居中于眼I。
[0047]一些“雙未處理圖像”系統可以提供第二圖像來引導外科醫生對接ΡΙ50:成像系統70能夠如分開的成像顯示75所示提供眼I的截面或掃描視圖。截面圖能夠示出由含水前房12分隔開的角膜2和晶狀體7。晶狀體7可由前囊層14和后囊層16包封。在眼科程序期間，通常施加肌肉弛緩劑以松弛虹膜3并由此擴張瞳孔6。至少出于這一原因，擴張的瞳孔6通常甚至不出現在截面或掃描圖像上。
[0048]如上所述，當操作這類“雙未處理圖像”系統時，期望外科醫生在視頻顯微鏡60的顯示65上進行監視的同時，結合視頻顯示65的視頻圖像分析顯示75上的截面圖像，在頭腦中分離晶狀體7的傾斜和移位并執行補償動作。然而，在兩種不同類型的圖像之間重復地來回移動并由此在沒有計算處理和引導的情況下翻譯圖像信息會導致外科醫生負擔過重并消耗過多時間。
[0049]圖2例示了可以促進簡化的I且更有效的成像引導對接的圖像引導眼科對接系統100。對接系統100可以包括可含有圖像處理器120的眼科成像系統110，其中該眼科成像系統Iio能夠被配置為成像患者19的眼I的一部分。成像能夠以各種方式執行。例如，成像束可由成像系統110生成，隨后經分束器BSl耦接入對接系統100的光學器件130并導入眼I。從眼I返回的返回成像束則可由相同的分束器BSl重新引導或轉向進入成像系統110以形成眼I的圖像。
[0050]圖像處理器120能夠被配置為通過分析由返回的成像束生成的圖像判定眼成像部的位置和定向。位置可由相對于諸如PI光軸52的基準的移位△表示，而定向則可由相對于PI光軸52的傾斜Φ表不。
[0051]被成像的部分可以包括內眼結構的部分及其前部或可見結構的部分。例如，圖1C例示了眼的被成像部分包括角 膜2的一部分、前囊層14的一部分和后囊層16的一部分的情況。在其他實現中，眼的被成像部分尤其可以包括晶狀體囊層、晶狀體目標區域、晶狀體
7、晶狀體7的硬化核、角膜緣5、虹膜3、瞳孔6、角膜內皮、角膜上皮或眼I前段的眼結構。
[0052]對接系統100還可以包括耦接至眼科成像系統110的引導系統140，其被配置為基于確定的位置和定向引導眼對接。引導系統140可以包括視頻顯微鏡的視頻顯微鏡或成像系統110的顯示。引導系統140可別配置為通過為眼外科醫生顯示圖像和引導信息來引導眼對接。
[0053]對接系統100可以是還能執行其他功能的大型眼科系統的一部分。例如，對接系統100能夠并入外科激光器101，其中外科激光器101的外科激光束能夠在分束器BS2耦接到光學器件130內以引入眼I。外科激光器101能夠執行白內障程序，諸如晶狀體7的分裂或晶狀體7的溶解。其還能夠執行角膜內程序，諸如創建緣釋放切口或創建用于超聲晶狀體切除尖端的進入切口。外科激光器101還可以執行LASIK相關程序，包括角膜2內的合蓋切口。
[0054]對接系統100還可以是更大或更復雜成像系統的一部分，諸如不執行外科程序的外科顯微鏡。作為替換，其可以執行眼I前段部分的成像。最后，該對接系統100可以是各種診斷系統的一部分，諸如采取無需涉及與眼的直接物理接觸的對準系統的形式。
[0055]眼科成像系統110可以包括各種成像系統，諸如時域光學相干斷層攝影術(OCT)系統、頻域OCT系統、基于分光計的OCT系統、基于超聲的系統、基于顯微鏡的系統、電子成像系統、數字成像系統、Purkinje成像系統、結構照明系統、裂隙燈系統或Scheimpflug成像系統。如下將討論這些成像系統之間可能實質的差異。
[0056]眼科成像系統110可以包括通過將成像束引至弧、線、環、圓、橢圓、星形、具有重復特征部的線段、二維圖案和二維網格中的至少之一的點來執行掃描的掃描成像系統。成像系統Iio可以在掃描點處的深度范圍內成像眼的被成像部分。
[0057]業已在共同擁有的如下專利文獻中描述了能夠有利地結合在此描述的成像引導眼科對接系統100的圖像引導眼科對接系統的實現-X Juhasz和K.Vardin的美國專利申請“Image-Guided Docking for Ophthalmic Surgical Systems”,申請號:12/815，179，其通過引用全文結合在此。[0058]圖3A例示了成像系統110的實現。成像系統110例如可以包括將成像束引導至通常相對于PI光軸52橫向定向的掃描圓或環112的點(X，y)的基于分光計的OCT(SB-OCT)系統。在成像激光束從掃描圓112的特定點(X，y)返回時，其攜帶關于共享該相同U，y)橫向坐標的、來自最小深度d(min)和最大深度d(max)之間的深度范圍的所有深度d的眼結構的成像信息，這有時被稱為A掃描。注意到時域OCT系統順序獲取來自不同深度的A掃描成像信息，而基于分光計的OCT系統則同時獲取來自所有深度的A掃描成像信息。在此深度d可從不同的基準點測得，基準點包括SB-OCT系統的基準鏡、光學器件130內部的基準點、與角膜2相接觸的PI接觸透鏡51的遠中面、或者甚至是眼I內的眼結構或地標。這些眼科成像系統能夠收集并返回來自最小深度d(min)和最大深度d(max)之間的成像范圍的成像信息，其中最小深度d(min)實質上為O微米(O μ )，由PI接觸透鏡51測得，并捕捉角膜成像信息，而最大深度d (max)為5，000 μ、7，000 μ甚至10，000 μ，捕捉覆蓋直至后囊層16的眼前段大部分的成像信息。
[0059] 沿著掃描圓112在后續點(X，y)進行的眼的A掃描能夠合成為眼的掃描圖像，這有時被此外B掃描。B掃描本質上展開來自掃描圓112和d(min)-d(max)成像范圍定義的成像圓柱體113的眼圖像。這一展開的圖像可由掃描變量加標簽或索引:以例如弧度定義的沿掃描圓112的長度或角度掃描變量α。
[0060]圖3Β例示了從成像圓柱體113展開的完全對準且居中晶狀體7的B掃描的圖像。可見地，掃描束在深度d(前)處沿著整個圓形掃描定位前囊層(ACL) 14，于是生成在此例中為約3，400 μ的深度d=d(前)處沿著角度掃描變量α的整個2 π弧度范圍的水平線的ACL掃描圖像114。類似地，成像圓柱體113的后囊層(PCL)掃描圖像116是約7，800μ的深度d=d(后)處的水平線。出于簡明的考慮，未示出接近d=0y深度處的角膜2的圖像。
[0061]如上所述，圖1所示的“雙未處理圖像”系統的一個挑戰在于它們向外科醫生提供視頻顯微鏡圖像和不同外觀的截面或掃描OCT圖像，并且提示外科醫生快速分析這些不一致的圖像以分離并判斷晶狀體7的移位和傾斜。這些任務難度相當大，并且會潛在地是外科醫生負擔過重，特別是在手術的時間壓力的情況下。
[0062]成像引導對接系統100的實施能夠通過使得眼科成像系統110不僅向外科醫生顯示用于分析的圖像，該成像系統110本身還對圖像執行圖像識別處理來減輕這一問題。圖像識別處理可以具有在帶噪聲的原始圖像內識別ACL和PCL并生成相應的ACL掃描圖像114和PCL掃描圖像116的能力。一旦已由成像系統110生成ACL和PCL掃描圖像114和116，圖像處理器120就能夠分析生成的圖像以計算分離晶狀體7的移位和傾斜，并且引導系統140能夠以便于外科醫生的方式顯示確定的移位和傾斜，由此將外科醫生從迄今為止需要的頭腦分析中解放出來。
[0063]引導系統140的傳統顯示能夠例如將移位和傾斜信息并入同一視頻顯微鏡圖像。在其他情況下，第二圖像能夠獨立地但是以與視頻顯微鏡上的圖像相一致的方式顯示，其中第二圖像可以示出傾斜信息而視頻顯微鏡圖像則示出移位信息。該第二圖像可以與視頻圖像在同一顯示器上顯示，僅位于該顯示器的不同區域內，或是位于分開第二顯示器上。
[0064]由圖像處理器120執行的圖像識別處理可以起到相當作用，這是因為在原始OCT圖像中，ACL/PCL114/116可以僅顯示為反射稍多于其相鄰區域的光的圖像點區域。雖然這些更多的反射區域的輪廓通常無法清楚限定，特別是在圖像噪聲可觀、存在系統噪聲、存在附加圖像線段、某些圖像線段交叉、或是圖像中存在偽像的情況下。
[0065]為了甚至是在有噪聲圖像中識別囊層并判定晶狀體的移位和傾斜，在某些實現中，圖像處理器120能被配置為通過使用晶狀體7的幾何模型確定晶狀體7的位置和定向來分析識別層的掃描圖像。例如，圖像處理器120能夠嘗試將球體、橢球體或橢圓曲線擬合至增強反射區域，并且如果這些區域能夠足夠良好地擬合幾何模型的球體或橢球體，就把這些反射區域識別為囊層的掃描圖像。這些區域的邊緣例如能被確定作為圖像密度梯度呈現局部最大化的點。也可以實現各種各樣的模擬圖像識別方法。將結合下圖的情境描述未對準及其分析。
[0066]圖4A例示了當晶狀體7的中心位于PI光軸52上但晶狀體光軸11相對于PI光軸52傾斜一傾斜角Φ時的“純傾斜”情況。
[0067]圖4B例示了在未對準情況下，囊層的掃描圖像通常是角度掃描變量、角度或相位α的函數的正弦線。例如，在圖4Α的“純傾斜”情況下，ACL掃描圖像114和PCL掃描圖像116可以是從其沿掃描角α對準的最大值看來作為角度掃描變量α的函數的“同相”正弦線。
[0068]圖5Α例示了當晶狀體光軸11相對于PI光軸52對準但晶狀體7的中心偏離PI光軸52—移位Λ時的“純移位”情況。
[0069]圖5Β例示了在該純移位情況下，ACL掃描圖像114和PCL掃描圖像116仍然可以是正弦的，但它們相對于彼此有S = Ji弧度的相移的“異相”。該相移δ使得ACL掃描圖像114的最大值與PCL掃描圖像116的最小值對準。典型地，該相移δ可以相對于傾斜角Φ幾何相關。
[0070]還應注意到ACL和PCL掃描圖像114和116的圖像幅度或最小和最大深度可以以幾何關系與相移δ和傾斜角Φ相關。
[0071]圖6例示了在一般情況下當晶狀體7進行移位和傾斜二者時，ACL/PCL掃描圖像114/116呈現為純傾斜和純移位圖像的結合。相應地，ACL掃描圖像114和PCL掃描圖像116可由一般相移δ=αΑ(π?η)-αΡ(π?η)分隔開。相移δ還等于在圖6中經過2π時測得的δ = a A (max) - α P (max) 0在此,α A(min)指代掃描角或相位α，其中ACL掃描圖像114具有其最小dA(min),由此具有其最低或最深深度。其他項aP(min)、a A (max) a P (max)則與ACL/PCL掃描圖像114/116的情境中類似定義。
[0072]更一般地，圖像處理器120可被配置為不僅確定ACL/PCL圖像114/116的極值，還在任何程序之后確定前囊層的掃描圖像114的前相和前幅度以及后囊層的掃描圖像116的后相和后幅度，并且從上述前相、前幅度、后相和后幅度確定晶狀體的位置和定向。
[0073]例如，圖像處理器120可以確定ACL掃描圖像114的諸如a A(min)或a A (max)的特征前相ct A,以及對應于上述特征前相aA(min)或aA(max)的諸如深度dA(min)或dA(max)的相應特征前幅度或圖像深度dA。此外，圖像處理器120還可以確定PCL掃描圖像116的諸如α P (min)或α P (max)的特征相位α P,以及對諸如對應深度dP (min)或dP(max)的相應特征圖像深度dP。
[0074] 使用這些相位和幅度，圖像處理器120能夠從分析如上確定的相位和深度或幅度的各種組合中進行并確定移位矢量△的未知分量(Λχ，Ay)以及傾斜角Φ的未知歐拉角(θ, Φ):[0075](Δχ, Δy, θ，φ) =Fl ( α A, dA, α P, dP) (I)
[0076]其中Fl是能夠作為與ACL/PCL掃描圖像114/116的深度最大值或最小值對應確定的掃描角度和深度的各種組合或配對的其自變量的函數。
[0077]如前所述，分析可以涉及使用囊層的模型。例如，分析可以假設囊層14和16可被建模作為球形或橢球形的部分，并且通過將ACL/PCL圖像114/116擬合至該球形或橢球形行進至對該球形或橢球形的參數的確定。
[0078]存在有多種替換方法來執行這一分析。能夠有利地實現這一分析的某些技術已經在共同擁有的專利文檔中描述:1.Goldshleger等人題為“Imaging Surgical TargetTissue by Nonlinear Scanning”的美國專利申請,專利申請號12/619，606,其全文通過引用合并在此。
[0079]替換分析的例子包括圖像處理器120確定沿著掃描變量α的ACL掃描圖像114的前最大深度dA(max)和前最小深度dA(min) ,PCL掃描圖像116的后最大深度dP(max)和后最小深度dP(min),并且從這些極值中確定移位和傾斜:[0080]( Δ X, Δ y, θ，φ) =F2 (dA (min), dA (max), dP (min), dP (max)) (2)
[0081]其中F2是其自變量的另一函數。
[0082]掃描角度和深度能夠根據各種其他規則而被確定、選擇和分析。雖然相應函數Fn(xl，…xm)(其中m可以是2，3，4或以上)以及分析的細節可以不同地行進，但是提取移位Λ和傾斜φ的整體方案仍然相同。
[0083]在某些實現中，圖像處理器120可被配置為僅確定囊層掃描圖像中的一幅圖像的相位和幅度，并從中確定晶狀體7的位置或移位以及定向或傾斜。
[0084]圖7Α-圖7Β例示了可以包括諸如視頻顯微鏡顯示器142的顯示單元142的引導系統140。引導系統140能夠耦接至圖像處理器120以使得顯示單元142能夠基于確定的被成像眼部分的位置顯示位置或移位未對準指示符，并且基于確定的被成像眼部分的定向顯示定向或傾斜未對準指示符，上述兩者都是由圖像處理器120使用上述方法之一處理SB-OCT圖像而確定的。眼I本身僅僅是非常示意性地指示，其中僅清楚示出瞳孔6和虹膜3并且為了清楚消除了陰影。
[0085]一般地，位置未對準指示符可以包括基于確定的被成像眼部分的位置的眼位置或移位指示符144以及位置或移位基準或基準圖案148-s。對接系統100的操作者能夠通過將眼位置或移位指示符144與位置基準148-s對準來減輕眼被成像部分的未對準。在其中眼被成像部分包括晶狀體7的實施例中，眼位置和移位指示符144的實施例可以表示晶狀體位置或晶狀體移位，由此將被參考作為眼/晶狀體移位指示符144。
[0086]進一步地，定向未對準指示符可以包括基于眼被成像部分的確定定向的眼定向或傾斜指示符146以及定向或傾斜基準148-t。對接系統100的操作者能夠通過將眼定向或傾斜指示符146與定向或傾斜基準148-s對準來減輕眼被成像部分的定向未對準或傾斜。在其中眼被成像部分包括晶狀體7的實施例中，眼傾斜指示符146可以表示晶狀體傾斜，并由此將被參考作為眼/晶狀體傾斜指示符146。
[0087]圖7A例示了其中移位基準148-s和傾斜基準148_t被并入顯示單元142上的單個目標、十字準線或基準圖案148的實施例。在其他實現中，基準148-s和148-t可以是分開的，例如并排顯示的兩個目標圖案，在分開的顯示屏上顯示的兩個基準圖案，或是在相同顯示內的分開區域內。
[0088]圖7A-圖7B例示了眼移位指示符(或傾斜指示符)144和眼傾斜指示符(或傾斜指示符)146可以是顯示單元142上的標記或圖標,諸如示出的X和O標記。成像系統110能夠以在相應移位和傾斜指示符144和146被操縱至集成基準圖案148的中心時眼移位和眼傾斜被完全補償或消除的方式來被校準。
[0089]圖8A例示了某些對接系統100能夠包括由臺架控制器152控制的臺架150，其能夠實質上橫向與患者接口 50的PI光軸52和光學器件130移動。臺架150可被配置為容納或接合患者接口 50可被固定至 的光學器件130的物鏡154。使用這一設計，對接系統100的操作者能夠操作臺架150以移動或調節物鏡154、患者接口 50及其接觸透鏡51，藉此減小并最終消除眼的移位或位置未對準。
[0090]引導系統140可以通過在顯示單元142上顯示晶狀體移位指示符標記或圖標144而在此程序中輔助外科醫生。外科醫生能夠實質上使用基準148作為十字準線或目標來移動臺架150以移動移位指示符144更靠近基準148的中心或原點。到達十字準線148中心的移位指示符144能夠指示外科醫生眼的位置未對準或移位Λ已被消除。
[0091]類似地，引導系統140可以在顯示單元142上顯示傾斜指示符146以通過將傾斜指示符146移至基準或十字準線148的中心來輔助外科醫生減少并最終消除定向未對準。
[0092]晶狀體傾斜無法通過傾斜激光系統光學軸來補償，因為大多數激光系統或光學器件不允許這類傾斜。此外，移動臺架150可能也無法補償晶狀體的傾斜未對準。因此，在對接系統100的某些實施例中，外科醫生可以選擇口頭指令患者以使得患者旋轉被成像眼，由此減小其定向未對準。外科醫生可以在患者旋轉眼時監視傾斜圖標或指示符146的移動，并根據患者動作給出新的指令。以迭代方式給出指令可以輔助外科醫生將傾斜圖標146移至十字準線148的中心，由此減小并最終消除傾斜未對準。
[0093]圖8Α例示了在對接系統100的其他實現中引導系統140可以包括固定光系統160，其被配置為使得外科醫生和操作者能夠調整該固定光系統160的固定光165，由此引導患者執行眼旋轉或側向移動的至少一種。固定光165可被如圖所示投射到非對接或控制眼lc。
[0094]圖SB例示了固定光165還可通過固定光系統的替換實施例而被投射至對接眼Id。
[0095]固定光系統160可以有利地組合其他固定光系統，例如在如下共同擁有的專利文獻中描述的那樣:T.Juhasz 等人題為 “Electronically Controlled Fixation Light forOphthalmic Imaging Systems”的美國專利申請,專利申請號12/885，193,其全文通過引用合并在此。
[0096]圖9A-圖9C例示了減小未對準處理的步驟。圖9A例示了在晶狀體7甚至與眼I本身未對準的情況下相對于PI光軸52 (也被稱為系統光軸28)具有傾斜Φ和移位Δ兩者的晶狀體光軸11。
[0097]圖9B例示了在外科醫生已通過向患者給出口頭指令、通過手動移動眼I或通過調節固定光165使得患者眼旋轉之后的處理階段。在此階段，傾斜未對準Φ被減小或優選被消除，使得晶狀體光軸11變得與PI光軸52對準或平行，但仍具有殘余移位未對準△’。傾斜未對準Φ的減小或消除在視頻顯示器142上由眼/晶狀體傾斜指示符146已經移至基準圖案148中心來表示，而眼/晶狀體移位指示符144仍然偏離基準圖案148的中心。[0098]圖9C例示了在外科醫生已經移動臺架150補償殘余移位Λ’之后的第二階段。在此階段，晶狀體光軸11和PI光軸52 (或系統光軸28)可被完全對準，并可能整體重合。在該殘余移位Λ ’也被消除之后，眼/晶狀體傾斜指示符146和眼/晶狀體移位指示符144都被移至基準圖案148的中心。
[0099] 圖1OA例示了在某些實現中，對接系統100可被配置為不僅基于已經處理SB-OCT圖像的圖像處理器120顯示移位和傾斜圖標/指示符144和146，還向外科醫生提供附加計算的對接引導。圖像處理器120不僅確定相對于基準圖案148在哪里顯示眼/晶狀體傾斜指示符146和眼/晶狀體移位指示符144，還可被配置為計算未對準減小響應并且還將其顯示給系統的操作者。具體地，圖像處理器120可以基于所確定的眼被成像部分的位置和眼科對接系統的位置基準的未對準計算位置未對準，并且基于算出的位置未對準顯示包括移位校正指示符144的位置未對準或移位指示符144的實施例。
[0100]在示出的實現中，移位校正指示符144是在視頻監視器142上顯示的指示臺架的方向需要被移動以減小移位未對準的矢量。矢量的幅度可以指示臺架移動的幅度。移位校正指示符矢量144可以通過顯示的數字校準建議(諸如臺架應該以什么精確方向移動多少暈米)來補充。
[0101]圖1OA還例示了基于眼被成像部分的確定定向(諸如晶狀體光軸11)與眼科對接系統的定向基準(諸如系統光軸28或PI光軸52)的未對準計算的作為傾斜指示符146 —部分的類似的傾斜校準指示符146。引導系統140可以基于算出的定向未對準在視頻監視器或顯示單元142上顯示定向未對準或傾斜校正指示符146。傾斜校正指示符146可以包括其量值和方向(可由數字值補充)能夠指示固定光系統160的固定光165應該移動多少以及移動方向以補償傾斜的傾斜校正矢量。
[0102]圖1lA示出了成像引導對接系統100的另一實施例。在該對接系統100中，引導系統140以及可能通過其的圖像處理器120可以電子耦接至未對準減小系統177。未對準減小系統177可以具有減小被成像眼相對于PI光軸52或一般地相對于光學器件130的一個或多個未對準的能力。
[0103]未對準減小系統177可以包括具有臺架控制器152的臺架150，或固定光源160，或兩者。在這些實現中，引導系統140可以不僅如圖1OA的實現所示計算移位和傾斜校正指示符144和146，還可以通過調節臺架150或固定光165將實際的控制信號通過電子耦接至發送至臺架控制器152和固定光系統160中的至少一個以實際執行相應的未對準校準，而無需等待外科醫生的分析或介入。在某些實現中，引導系統140可以包括基于圖像處理器120已經相對應PI光軸52確定傾斜Φ和移位Λ來執行上述控制信號的計算和生成的未對準校正器149。在其他實現中，圖像處理器120本身可以執行這些功能。
[0104]已經從引導系統140接收到控制信號的臺架控制器152能夠移動臺架來調整物鏡154的位置，由此減小眼被成像部分的位置未對準。在其他示例中，已經從引導系統140接收到控制信號的固定光系統160生成或調整用于患者眼的固定光165，以使得或引導眼被成像部分的定向未對準的減小。如前，固定光系統160可以將固定光165投射到控制眼Ic內或對接眼Id內。
[0105]在這類計算機化的實現中移位和傾斜未對準可以主要在引導系統140的電子控制下減小或消除。這些實現可以將外科醫生從實際執行全部或部分未對準補償的任務中解放出來:外科醫生的責任減輕為僅需監督由計算機化對接系統100執行的未對準減輕。
[0106]圖1OB例示了成像系統140的另一實現。在此例中，位置未對準指示符和定向未對準指示符中的至少一個可以包括指示相應未對準的眼晶狀體部分的圖像。
[0107]在示出的例子中，引導系統140可以使用構成集成移位傾斜指示符147的基準圖案148和眼視頻圖像來覆蓋晶狀體7的OCT圖像。在某些實例中，OCT圖像可以僅作為象征，例如基于實際OCT圖像的模型形式的簡化圖像。作為相對于基準148的移位傾斜指示符147的覆蓋晶狀體圖像的位置和定向可以是用于外科醫生的晶狀體7的未對準的移位和傾斜的指示性顯示。在某些情況下，可以指令外科醫生針對基準148的中心而將覆蓋晶狀體圖像147居中由此消除移位，并將橢球形晶狀體圖像147的主軸對準基準圖案148的軸以消除傾斜。
[0108]在移位傾斜指示符147中使用的晶狀體7的OCT圖像例如可以采取如下形式。首先，可以執行圓形OCT掃描，得到正弦OCT圖像。能夠標識與OCT的最大值和最小值相對應的角度掃描角。隨后，可以在很可能跨晶狀體7的中心或至少相對接近中心的最大和最小角之間執行跨晶狀體7的線性掃描。這一線性掃描的結果可以關于晶狀體7的移位和傾斜相當有指示性。于是，在視頻顯微鏡顯示器142上顯示經由線性掃描獲取的晶狀體的OCT圖像作為移位傾斜指示符147能夠輔助外科醫生有效減小或消除未對準。
[0109]對接系統100的主要功能是輔助患者接口 50與眼I的對接。在對接之前生成眼被成像部分的圖像并結合目標基準圖案148提供移位和傾斜指示符144和146的上述實施例也執行該功能。
[0110]對接系統100的性能能夠通過實現能夠不僅在眼科對接之前并可在對接期間重復成像眼被成像部分的成像系統110而進一步改善。
[0111]在對接程序期間顯示一幅或幾幅更新圖像的系統能夠提供有關外科醫生動作的有價值的反饋，由此改進對接系統100的精度和性能。
[0112]成像系統110的某些實施例能夠在此方面提供進一步的定性改善。它們不僅能夠在對接期間提供幾幅更新圖像，而是能夠提供對接程序的基本實況的圖像。基本實況反饋能夠向外科醫生遞送即時信息，由此以改善的精度居中對接并以若干不同方式優化處理。
[0113]通常使用的實況視頻圖像的刷新率典型地為24幀/秒。因此，能夠以20-25幀/秒或更高速率提供圖像的成像系統能夠為外科醫生提供看上去基本實況的圖像。而幀率或刷新率小于20-25幀/秒的系統則可能無法被感知為實況視頻成像，而是會卡住或跳動的圖像，甚至會從對接程序中分心。
[0114]在此方面，本發明的成像系統110的實施例可被如下分類。時域OCT或TD-OCT系統執行A掃描(B卩，對相續對應于單個橫向(x，y)坐標的深度范圍成像)。因此，TD-OCT A掃描耗時較長，并且TD-OCT系統每秒將僅能進行幾百至幾千的A掃描。在某些實現中，其性能甚至會更慢。為了獲取具有合理分辨率的OCT圖像，可能會要求將沿著點(x，y)的線獲取的幾百張A掃描合成為B掃描。因此，TD-OCT可以生成1-10幀/秒刷新率(通常每秒只有一幀或幾幀)的B掃描，這些圖像在外科醫生看來相當卡頓并且為對接處理提供慢于實況的反饋。因此，TD-OCT系統無法在對接的實際速度下提供足夠快到確認或勸阻外科醫生的未對準調整的反饋。
[0115] 這一慢成像性能具有缺點。例如，眼科對接系統100被配置為在對接之前引導并輔助PI50與眼I的對準。在此預對接階段，患者19仍然能夠移動眼I。具體地，患者呼吸并上下移動眼。在慢速成像中，TD-OCT成像系統無法跟上眼隨呼吸的上下運動，導致該TD-OCT成像系統顯示運動偽像，諸如圖像中的跳動和不連續的圖像線。
[0116]相反地，基于分光計的或SB-OCT系統同時收集點(x，y)處來自所有深度的圖像數據。這些圖像有時仍被稱為A掃描，即使不涉及順序掃描。由于從不同深度平行或同時收集圖像數據的特性，因此該SB-OCT系統每秒能夠進行500，000次A掃描。因此，能夠以每秒20幀以上的刷新率(可能達到每秒1000幀)生成包含如上幾百A掃描的相同B掃描。
[0117]注意到在此實際顯示這些圖像也需要時間，并受到OCT顯示單元142的電子性能的限制。上述刷新率表征成像系統110的圖像獲取速度。取決于電子和數據傳輸限制因素，顯示器的速度可能更慢。
[0118]SB-OCT系統的性能可以通過使用專用處理器以及存儲在專用存儲器中的預計算掃描圖案以快速驅動成像束掃描而進一步加速，這在上述A.Juhasz和K.Vardin的美國專利申請 “ Image-G uided Docking for Ophthalmic Surgical Systems，，有所描述。
[0119]給出了位于20-25幀/秒實況視頻速率相對側的SB-OCT和TD-OCT成像系統的成像速度，由此使用SB-OCT成像系統的成像系統110的實施例能夠為外科醫生提供沒有運動偽像的及時、平滑的實況反饋信息，而典型的TD-OCT成像系統則無法為外科醫生提供平滑的實況反饋，并且趨向于顯示運動偽像。具有實況成像反饋的系統如上所述定性改善精度的對接程序。
[0120]進一步地，優質的成像速度允許SB-OCT成像系統110創建復雜得多、銳利且細節豐富的圖像，并且仍然提供該圖像作為實況視頻。例子包括晶狀體7的二維圖像或沿著若干圓形掃描晶狀體7以映射出晶狀體7的實際形狀，而非使用模型并依賴于有關晶狀體7的幾何形狀的假設。
[0121]影響成像系統110各實施例長期性能的最后一個因素是SB-OCT系統不具有移動部件，由此其可靠性和服務能力相當令人滿意。相反地，TD-OCT系統具有快速移動部件，這與OCT裝置基準臂中的基準鏡的移動相關聯。顯然，TD-OCT系統中移動部件的存在增加了故障和未對準的可能性，于是可能降低其整體性能，需要更頻繁的現場服務，并且仍然面對長期性能劣化的可能性。
[0122]總之，TD-OCT系統至少出于如下原因而不會等效于SB-OCT系統。(i)TD_0CT不提供實況成像或是具有可用于高精度對接和外科處理的刷新率的反饋圖像。(ii)TD-OCT系統趨向于顯示運動偽像。(iii)TD-OCT系統還難以提供2D掃描圖像或高精度的細節豐富圖像。(iV)最后，TD-OCT成像系統需要比SB-OCT系統頻繁得多的現場服務和維護。由此可知TD-OCT系統和SB-OCT系統足夠不同，以致于對于許多應用而言，它們并不是一般性OCT系統的等效實施例。相反，將逐情況分析用于特定應用時它們性能之間的差異程度。
[0123]圖1lB例示了對接系統100的其他實現可以從由視頻成像系統180創建的視頻圖像中獲取一些未對準信息。在這些對接系統100中，眼科成像系統110的實施例可以包括能夠生成眼I的內眼結構的深度域圖像的OCT或深度域成像系統110。圖像處理器120能夠包括可以從內眼結構的深度域圖像中確定內眼結構的定向的深度域圖像處理器120。
[0124]此外，對接系統100和更具體地引導系統140能夠包括可以包括視頻圖像處理器182以及可以類似于視頻顯微鏡顯示器142的視頻顯示器184的視頻成像系統180。視頻成像系統180可被配置為視頻成像眼的前眼結構，并且視頻圖像處理器182可被配置為從前眼結構的視頻圖像中確定前眼結構的位置。如前所述，視頻成像系統180可被耦接至眼科成像系統110并且能夠配置為使用由圖像處理器120確定的內眼結構的確定定向在視頻顯示器184上顯示定向未對準指示符，并且使用由視頻圖像處理器182確定的前眼結構的確定位置在視頻顯示器184上顯示位置未對準指示符。
[0125]在某些實現中，深度域圖像處理器120能夠執行圖像識別處理以識別內眼結構(可以是晶狀體7或其囊袋或其硬化核)圖像中的ACL掃描圖像114的一部分和PCL掃描圖像116的一部分。
[0126]深度域圖像處理器120可以基于執行結合圖6描述的任何方法并由此涉及掃描圖像的相位和幅度的圖像識別處理的結果來確定被成像內眼結構的定向或傾斜未對準。
[0127]視頻圖像處理器18 2可以執行視頻圖像識別處理以識別視頻圖像中的前眼結構的圖像，并且基于視頻圖像識別處理的結果確定前眼結構的位置。被成像的前眼結構例如可以是眼瞳孔6或角膜緣5。
[0128]如已經關于圖4-圖6所描述的，由深度域圖像處理器120進行的分析不僅可以確定內眼結構的晶狀體7的定向，還可以確定其位置。因此，在某些實現中，對接系統100可以確定兩個位置:作為由深度域圖像處理器120確定的被成像內眼結構的位置，以及作為由視頻成像系統180確定的前眼結構的位置。由于內眼結構可能無法完全對準眼，因此兩個位置可能不同。
[0129]使用前眼結構的位置或使用由這兩個位置生成的中間或平均位置將患者接口 50與被成像內眼結構對準對于諸多目的而言都可以是有利的。
[0130]圖7A-圖7B和圖1OA例示了在由深度域成像系統110和視頻成像系統180執行的圖像識別步驟之后，視頻顯示器184能夠顯示與被成像內眼結構的確定定向相關且包括眼定向指示符146和定向基準148的眼定向未對準指示符。在被成像內眼結構是晶狀體7的實施例中，外科醫生可以通過將晶狀體傾斜指示符146對準定向基準148來減小晶狀體傾斜未對準。如參考圖7-圖10所述，外科醫生尤其可以通過指令患者19旋轉對接眼，通過手動選擇眼1，或通過調節固定光源160來實現這一對準。
[0131]視頻顯示器184還可以顯示包括與視頻成像前眼結構的確定位置相關的眼位置指示符144以及眼科對接系統的位置基準148的位置未對準指示符。如前所述，眼科對接系統100的操作者能夠通過將晶狀體位置指示符對準位置基準148來減小晶狀體位置的未對準。如參考圖7-圖10所述，外科醫生可以通過操作臺架150減小這一位置未對準。
[0132]圖1lB的對接系統100可被用于與圖2、圖8A-圖8B和圖1lA在前描述的實施例中的任何塊或單元結合使用。例如，對接系統100可以包括固定光源160，其被配置為相對于位置未對準指示符和定向未對準指示符中的至少一個調節固定光165。
[0133]圖12例示了引導眼科對接的方法300的實施例，該方法可以包括:使用眼科成像系統110成像310患者19的眼I的一部分；通過使用圖像處理器120分析圖像來確定320眼I被成像部分的位置和定向；以及基于確定的位置和定向使用引導系統140引導330眼科對接。
[0134]成像310可以包括成像晶狀體囊、前囊層ACL14、后囊層PCL16、晶狀體目標區、晶狀體7、晶狀體7的核、角膜2、虹膜3、角膜緣5、瞳孔6、角膜內皮和角膜上皮中的至少一個。[0135]在成像310包括成像眼晶狀體7的一部分的實施例中，確定320可以包括執行圖像識別處理以在圖像中識別前囊層ACL14的ACL掃描圖像114并識別后囊層PCL16的PCL掃描圖像116。
[0136]如參考圖6所述，一旦執行圖像識別，確定320還可以包括確定ACL掃描圖像114的前相位和前幅度以及PCL掃描圖像116的后相位和后幅度，并且從上述前相位、前幅度、后相位和后幅度確定晶狀體7的位置和定向。
[0137]在其他實施例中，確定320可以包括確定沿掃描變量的前囊層的前最大深度和前最小深度以及后囊層的后最大深度和后最小深度；并且從上述如最大深度、如最小深度、后最大深度和后最小深度中確定晶狀體7的位置和定向。
[0138]在又一個實施例中，確定320可以包括在圖像中識別晶狀體的囊層部分的圖像；確定囊層的相位和幅度；以及使用所確定的相位和幅度確定晶狀體的位置和定向。
[0139]引導330可以包括基于所確定的眼的被成像部分的位置顯示位置未對準指示符，并且基于所確定的眼的被成像部分的定向顯示定向未對準指示符。
[0140]引導330還可以包括基于所確定的眼的被成像部分的位置和眼科對接系統的位置基準148-s顯示作為位置未對準指示符的一部分的眼或晶狀體位置指示符144，基于所確定的眼的被成像部分的定向和眼科對接系統的定向基準148-t顯示作為定向未對準指示符的一部分的眼或晶狀體定向指示符146。定向基準148-t和位置基準148-s可以是相同的目標(target)或基準圖案148。
[0141]引導330還可以包括顯示位置未對準指示符以輔助眼科對接系統100的操作者操作臺架150，由此減小眼或晶狀體位置未對準。進一步地，引導330還可以包括顯示定向未對準指示符146以輔助外科醫生指令患者19轉動眼，或手動旋轉眼，或調整固定光源160以減小眼定向未對準。
[0142]方法300可以包括成像310、確定320和引導330的重復執行。引導330可以包括根據眼科對接期間重復的成像310和確定320更新位置未對準指示符和定向未對準指示符的顯示。引導方法300的這一重復執行可以為外科醫生提供有價值的反饋，從而改善對接處理的精度。進一步的定性改善可以通過以諸如20-25幀/秒或更快的實況視頻刷新率更新圖像或重復成像來實現。以這一視頻率重復方法300能夠為外科醫生提供實況視頻反饋。
[0143]圖13例示了引導眼科對接的替換方法400，該方法可以包括:使用深度域成像系統110成像410患者眼的內眼結構；使用圖像處理器120從內眼結構的深度域圖像中確定內眼結構的定向420 ;使用視頻成像系統180視頻成像430眼的前眼結構；使用視頻圖像處理器182從前眼結構的視頻圖像中確定前眼結構的位置440 ;以及使用引導系統140或視頻顯示單元184顯示450根據內眼結構的確定定向的定向未對準指示符，以及根據前眼結構確定位置的位置未對準指示符。
[0144] 對準引導系統140的另一實施例可以包括為患者接口 50在眼科對接系統100的遠端、其光學器件130或其物鏡154上的精確附接提供引導的系統。在LASIK程序中創建的角膜合蓋的精度對于哪怕是PI光軸52和系統光軸28的最小未對準(即便是十微米量級)也非常敏感。因此，通過在將患者接口 50附接至系統100的遠端之前和期間甚至在任何對接處理啟動之前應用基于成像的引導系統140成像患者接口 50并基于PI50和物鏡154的被成像的未對準為外科醫生提供調整PI50的指導，能夠使性能得到大幅改善。
[0145]又一應用可以是不使用引導系統140輔助對接程序，而是結合基于超聲的晶狀體乳化外科系統引導包括由眼外科醫生插入超聲乳化尖端的各外科步驟的精確靶向。
[0146]在另一實現中，眼科引導系統140可被耦接至包括基于分光計的OCT(SB-OCT)成像系統的眼科成像系統110。成像系統110可被配置為生成由外科程序修改的眼科區域的實況圖像。在某些實現中，圖像刷新率可以是20-25幀/秒或以上。
[0147]在以上的說明書中，多個系統包括一個或多個可編程處理器，而多個方法步驟包括基于相應存儲的程序起作用的處理器。在這些系統中，存在其中系統包括與處理器相關聯并且能夠存儲相應程序的存儲器系統以及存儲在存儲器系統中的程序裝置的實施例。例如，圖像處理器120、引導系統140、臺架控制器152、未對準減小系統177和視頻圖像處理器182都具有包括與這些處理器相對應并且能夠存儲用于這些處理器的程序或程序裝置的(可能位于計 算機可讀介質上的)存儲器或存儲器系統的實施例。
[0148]雖然本說明書包含各種特例，但是這些例子不應被解釋為對本發明的范圍或其聲明范圍的限制，而只是對具體實施例的特定特征的描述。在本說明書中分開實施例的上下文中描述的某些特征也可以在單個實施例中組合實現。相反地，在單個實施例的上下文中描述的各個特征可以在多個單獨的實施例中或在任何合適的子組合中實現。此外，雖然以上描述的各特征以特定組合其作用，并且最初是這么聲明的，但是所聲明組合中的一個或多個特征正在某些情況下可從該組合中去除，并且所聲明的組合可以得到子組合或子組合的變體。
【權利要求】
1.一種眼科對接系統，包括: 眼科成像系統，包括圖像處理器，其中 所述眼科成像系統被配置為成像患者的眼的一部分，以及 所述圖像處理器被配置為通過分析所述圖像確定眼的被成像部分的位置和定向；以及耦接至所述眼科成像系統的引導系統，其被配置為基于所確定的位置和定向引導眼科對接。
2.如權利要求1所述的眼科對接系統，所述眼科成像系統包括: 時域光學相干斷層攝影術(OCT)系統、頻域OCT系統、基于分光計的OCT系統、基于超聲的系統、基于顯微鏡的系統、電子成像系統、數字成像系統、Purkinje成像系統、結構照明系統、裂隙燈系統和Scheimpflug成像系統中的至少一種。
3.如權利要求1所述的眼科對接系統，所述眼科成像系統包括: 掃描成像系統，其被配置為: 通過將成像束引至弧、線、環、圓、橢圓、星形、具有重復特征部的線段、二維圖案和二維網格中的至少之一的點來執行掃描，以及 在所述掃描的各點處的深度范圍內成像眼的被成像部分。
4.如權利要求1所述 的眼科對接系統， 所述眼的被成像部分包括晶狀體囊、前晶狀體囊層、后晶狀體囊層、晶狀體目標區、晶狀體、核、角膜、虹膜、角膜緣、瞳孔、角膜內皮和角膜上皮中的至少一個。
5.如權利要求1所述的眼科對接系統，其中: 所述眼的被成像部分包括眼晶狀體的被成像部分；以及 所述眼科成像系統被配置為執行圖像識別處理以在所述圖像中識別所述晶狀體的前囊層的掃描圖像以及所述晶狀體的后囊層的掃描圖像。
6.如權利要求5所述的眼科對接系統，其中: 所述圖像處理器被配置為通過使用所述晶狀體的幾何模型來分析被識別層的掃描圖像，以確定所述晶狀體的位置和定向。
7.如權利要求5所述的眼科對接系統，其中: 所述圖像處理器被配置為 確定所述前囊層的掃描圖像的前相位和前幅度以及所述后囊層的掃描圖像的后相位和后幅度，以及 從所述前相位、所述前幅度、所述后相位和所述后幅度確定所述晶狀體的位置和定向。
8.如權利要求5所述的眼科對接系統，其中: 所述圖像處理器被配置為 沿掃描變量確定前囊層的前最大深度和前最小深度以及后囊層的后最大深度和后最小深度，以及 從所述前最大深度、所述前最小深度、所述后最大深度和所述后最小深度中確定所述晶狀體的位置和定向。
9.如權利要求1所述的眼科對接系統，其中: 所述引導系統包括顯示單元；以及 所述引導系統被配置為在所述顯示單元上顯示基于所確定的所述眼的被成像部分的位置的位置未對準指示符，以及 基于所確定的所述眼的被成像部分的定向的定向未對準指示符。
10.如權利要求9所述的眼科對接系統，其中: 所述位置未對準指示符包括 基于所確定的所述眼的被成像部分的位置的眼位置指示符，以及 所述眼科對接系統的位置基準，其中 所述眼科對接系統的操作人員能夠通過將所述眼位置指示符對準所述位置基準來減小眼位置未對準；以及 所述定向未對準指示符包括 基于所確定的所述眼的被成像部分的定向的眼定向指示符，以及 所述眼科對接系統的定向基準，其中 所述眼科對接系統的操作人員能夠通過將所述眼定向指示符對準所述定向基準來減小眼定向未對準。
11.如權利要求9所述的眼科對接系統，其中: 所述眼科引導系統被配置為 顯示所述位置未對準指示符以輔助所述眼科對接系統的操作人員操作所述眼科對接系統的臺架以減小眼位置未對準，以及 顯示所述定向未對準指示符以輔助所述眼科對接系統的操作人員讓所述患者旋轉眼以減小眼定向未對準。
12.如權利要求11所述的眼科對接系統，其中: 所述引導系統包括固定光系統，該固定光系統被配置為使得操作人員能夠調節所述固定光系統的固定光以引導患者執行眼旋轉和眼橫向運動中的至少一種。
13.如權利要求9所述的眼科對接系統，其中: 所述位置未對準指示符和所述定向未對準指示符中的至少一個包括指示相應未對準的眼晶狀體的一部分的圖像。
14.如權利要求1所述的眼科對接系統，其中: 所述眼科成像系統被配置為在所述眼科對接期間重復成像所述眼的被成像部分。
15.如權利要求14所述的眼科對接系統，其中: 所述眼科成像系統包括基于分光計的OCT成像系統，該基于分光計的OCT成像系統被配置為使用至少20幀/秒的刷新率成像所述眼的被成像部分。
16.如權利要求1所述的眼科對接系統，所述眼科成像系統包括: 深度域成像系統，其被配置為產生患者的眼的內眼結構的深度域圖像；以及 被配置為生成眼的前眼結構的視頻圖像的視頻成像系統，其中 所述眼的被成像部分包括內眼結構和所述前眼結構。
17.如權利要求16所述的眼科對接系統，所述圖像處理器包括: 深度域圖像處理器，其被配置為從所述內眼結構的深度域圖像確定內眼結構的定向；以及 視頻圖像處理器，其被配置為從所述前眼結構的視頻圖像中確定所述前眼結構的位置。
18.如權利要求17所述的眼科對接系統，其中: 所述深度域圖像處理器被配置為 執行圖像識別處理以在所述內眼結構的深度域圖像中識別所述眼晶狀體前囊層的一部分的圖像以及所述眼晶狀體后囊層的一部分的圖像，以及基于所述圖像識別處理的結果確定所述內眼結構的定向。
19.如權利要求17所述的眼科對接系統，其中: 所述視頻圖像處理器被配置為 執行視頻圖像識別處理以在所述視頻圖像中識別所述前眼結構的圖像，以及 基于所述視頻圖像識別處理的結果確定所述前眼結構的定向。
20.如權利要求17所述的眼科對接系統，其中: 所述深度域圖像處理器被配置為確定被成像的內眼結構的位置；以及所述眼科對接系統被配置為使用所確定的所述內眼結構的位置和所確定的所述前眼結構的位置判定所述眼的被成像部分的位置。
21.如權利要求16所述的眼科對接系統，所述引導系統包括: 視頻顯示單元，其被配置為顯示 與所述內眼結構的定向相關的定向未對準指示符，以及 與所述前眼結構的位置相關的位置未對準指示符。
22.—種引導眼科對接的方法，所述方法包括: 使用眼科成像系統成像患者的眼的一部分； 通過使用圖像處理器分析所述圖像確定眼的被成像部分的位置和定向；以及 基于所確定的位置和定向使用引導系統引導眼科對接。
23.如權利要求22所述的方法，所述成像包括: 成像晶狀體囊、前晶狀體囊層、后晶狀體囊層、晶狀體目標區、晶狀體、核、角膜、虹膜、角膜緣、瞳孔、角膜內皮和角膜上皮中的至少一個。
24.如權利要求22所述的方法，其中: 所述成像包括成像眼的晶狀體的一部分； 所述確定包括執行圖像識別處理以由所述圖像處理器在所述圖像中識別所述前囊層的掃描圖像以及所述后囊層的掃描圖像。
25.如權利要求24所述的方法，所述確定包括: 確定所述前囊層的掃描圖像的前相位和前幅度以及所述后囊層的掃描圖像的后相位和后幅度，以及 從所述前相位、所述前幅度、所述后相位和所述后幅度確定所述晶狀體的位置和定向。
26.如權利要求22所述的方法，所述引導包括: 顯示基于所確定的所述眼的被成像部分的位置的位置未對準指示符，以及 顯示基于所確定的所述眼的被成像部分的定向的定向未對準指示符。
27.如權利要求22所述的方法，所述引導包括: 顯示所述位置未對準指示符以輔助所述眼科對接系統的操作人員操作所述眼科對接系統的臺架以減小眼位置未對準，以及 顯示所述定向未對準指示符以輔助所述眼科對接系統的操作人員讓所述患者旋轉眼以減小眼定向未對準。
28.如權利要求22所述的方法，所述成像包括: 利用深度域成像系統成像患者的眼的內眼結構；以及 利用視頻成像系統視頻成像眼的前眼結構，其中 所述眼的被成像部分包括內眼結構和所述前眼結構。
29.如權利要求28所述的方法，所述確定包括: 利用深度域圖像處理器從所述內眼結構的圖像確定內眼結構的定向；以及 利用視頻圖像處理器從所述前眼結構的圖像中確定所述前眼結構的位置。
30.如權利要求22所述的方法，所述引導包括: 在視頻顯示單元上顯示: 與所述內眼結構的定向相關的定向未對準指示符，以及 與所述前眼結構的位置相關的位置未對準指示符。
31.如權利要求30所述的方法，所述方法包括: 在所述眼科對接期間重復成像眼的所述部分、確定所述眼的被成像部分的位置和定向、顯示所述位置未對準指示符以及顯示定向未對準指示符。
32.一種眼科對接系統，包括: 眼科成像系統，包括圖像處理器，其中 所述眼科成像系統被配置為成像患者的眼的一部分，以及 所述圖像處理器被配置為 處理所述圖像以識別眼的眼科結構，以及 確定眼的被成像部分相對于基準的未對準；以及 引導系統，其耦合到所述眼科成像系統，被配置為基于所確定的未對準來引導眼科接□。
33.如權利要求32所述的眼科對接系統，所述未對準包括: 位置未對準和定向未對準。
34.如權利要求32所述的眼科對接系統，其中: 所述圖像處理器被配置為計算未對準減小補償。
35.如權利要求34所述的眼科對接系統，其中: 所述眼科對接系統被配置為基于所述未對準減小補償來執行未對準減小響應。
36.如權利要求35所述的眼科對接系統，其中: 所述眼科對接系統包括臺架；并且 所述未對準減小響應包括所述臺架被操作來減小位置未對準。
37.如權利要求35所述的眼科對接系統，其中: 所述眼科對接系統包括固定光系統；并且 所述未對準減小響應包括所述固定光系統被操作來減小定向未對準。
【文檔編號】A61B3/14GK103957774SQ201280041549
【公開日】2014年7月30日 申請日期:2012年8月8日 優先權日:2011年8月26日
【發明者】A·朱阿茲, I·戈德史利格 申請人:愛爾康手術激光股份有限公司