專利名稱：外科治療屈光不正用的裝置的制作方法
技術領域：
本發明屬于醫學眼科領域，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。在設計用于這種目的的激光眼外科裝置時，最重要的任務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。因此現實的任務就是把不均勻和不對稱的激光輻射分布轉變成均勻分布。
公知的外科治療屈光不正用的裝置包括依序設置在一個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到所要求分布的整形器以及一個投射透鏡(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旋轉反射鏡系統，其作用類似于
OBe光學棱鏡的一種作用。在這里是使光束作為整體繞著光軸旋轉來調整能量密度在激光束截面上的分布。這時，雖然各個單個輻射脈沖仍保持著不均勻性，但是通過對序列輻射脈沖取平均的結果就可實現均勻化。用公知系統只能對能量密度在截面上分布為平滑和單調的激光才能進行有效地均勻化。對于實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，但是這個方法會損失大量的能量，從而使手術的質量降低并使手術的時間延長。
本發明的任務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，該組件的結構適合于對每個脈沖輻射的橫截面上的能量密度分布進行均勻化，而且適合于對從激光器輸出的任意的輻射分布的均勻化。
本發明的特征在于，外科治療屈光不正用的裝置中包括有在一個光軸上依序設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到所要求分布的整形器以及一個投射透鏡。按照本發明的使能量密度分布均勻的組件是由一個可變的矩形截面的光導制成的。
可以把光導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的前面安裝一個附加透鏡。
附加透鏡最好安裝在垂直光軸的平面內，并且可以在該平面內振動。
此外，也可以把光導做成棱臺的形狀(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，安裝的棱臺應能適合于在較小底面幾何中心附近、在與光軸垂直的兩個互相垂直的方向振動。
根據本發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，大大地提高了手術的質量，同時，可以使手術的時間至少縮短兩倍。
此外，本發明的裝置在結構上比功能類似的現有裝置更為簡單。
下面通過結合附圖描述具體的實施方案來說明本發明。
圖1概略地示出了本發明的外科治療屈光不正用的裝置的側視圖，在該裝置中裝有平行六面體形狀的光導;
圖2與圖1相同，為其俯視圖;
圖3與圖1相同，為其側視圖，其中安裝的光導是棱臺狀(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中劃分成多個區段的圖形;
圖6是激光輻射的能量密度E(縱座標軸)沿著與激光器發射光束的軸線垂直的方向(橫座標軸)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光軸上依序設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的輻射路徑設置的附加透鏡4，又在它的后面依次設置的矩形截面的波導5，使能量密度在光束截面上達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。
設置的附加透鏡可以在與光軸垂直的平面內獨立地沿著兩個互相垂直方向振動，它的邊框與傳動裝置9伸出的部件相連接。
透鏡4在子午面內和赤道面內具有不同的焦距f1、f2(在圖中的焦點分別用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5的形狀是截面為正方形的平行六面體，它的內壁表面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設計計算過的狹縫的旋轉圓盤，或者使用能使輻射吸收沿著截面發生變化的元件。
投射透鏡7把光導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′是棱臺狀(即將一個棱錐截去頂部而成的圖形)的波導11。安裝時應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”在兩個互相垂直的方向上振動，這兩個方向都垂直于光軸，為此該棱臺的較大底面與一振動傳動裝置9伸出的部件相連接。棱臺(波導11)是由對激光輻射透明的材料，如氟化鎂制成整體，棱錐外表面需經精密加工，以達到光學上的要求。
按照本發明在圖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，在這個條件下，在距離為S＝f1( (c)/(a) +1)＝f2( (c)/(b) +1)的觀察平面H處，進入光導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5的工作段長度)在條件1＝n(S-f1)＝m(S-f2)下，其中，n.m＝2、4、6…，為任意偶數，射入波導5的輻射光束13被分成(n+1)(m+1)個基本光束，它們受到光導5的壁的不同次數的反射。所有這些光束充滿光導5的整個輸出端。
圖5示出將輸入光束13劃分為35個部分的實例，其中n＝6m＝4，曲線14為激光器1的輸出光束12的等強度線;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個部分，其中的每個部分都投射到光導的輸出端(平面P)，并充滿整個輸出端。
光導5輸出端平面P上的能量密度分布是由(n+1)(m+1)束輻射構成的干涉圖樣。光導5輸出端的坐標點(x，y)處的強度
式中E1，E2…為相應的波束在點(x，y)處的強度，
為干涉項，其中每一項都與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。
如果把強度分布對干涉圖樣的周期t取平均，則由于cos δij＝0，得到
。
由此可見，在對干涉圖樣的周期t取平均后，從波導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。例如對于將輸入光束13任意劃分成(n+1)(m+1)個相等的部分，能量密度的均方根偏差縮小了(n+1)(m+1)]]>倍。
現在來估算干涉圖樣周期的數值。
為簡單起見，只研究兩束光在中空光導內的干涉，也就是通過裝置但不從壁上反射的一束光與經過一次反射的一光束的干涉，兩個鄰近的最大強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，在相鄰的兩個最大(最小)強度之間的距離要比這個數值小一些，精確地計算出干涉圖樣是非常困難的，因而采用上述的數值t≈10μm作為波導輸出處的強度分布干涉的不均勻尺度的上限估算值。在眼外科手術過程中會自發地發生對小的周期t進行所需的平均。這是因為在使用約500-1000個激光脈沖的手術過程中，由于眼睛的偶然運動，患者心臟的跳動，呼吸;儀器振動等原因會引起干涉圖樣完全變模糊;所說的眼睛運動是指由眼睛固有的、并非是由醫生和患者控制的振蕩，其頻率可達300赫茲(眼球的震顫)不管這些因素如何，由于透鏡4在兩個彼此垂直方向上的振動，使光導5的輸出的干涉圖樣被完全均勻化。
對于組件3的上述參數，透鏡4以大于10-20μm(MKM)的振幅振蕩就可以使與一個序列脈輻射相對應的干射圖樣完全均勻化，同時也使激光器1輻射強度中的尖銳峰值(過熱點)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5輸出端(平面P內)的激光輻射能量密度在光束12的橫截面上的分布。
從光導5端部輸出的輻射束通過能完成在橫截面上達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施該手術所規定的要求來調整。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元件。此后，輻射光束17經透鏡7投射到接受手術的眼睛角膜8上，透鏡7應按照滿足平面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11的輸入端。
這束輻射光13穿過光導11，光導11呈四棱臺形(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11的輻射光束13的中央部分穿過光導而不受反射，但光束13的邊緣部分則受到一個面的1、2、3…P次反射，同時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)束光經過光導11的輸出端，所有的這些光束充滿在整個輸出端，這樣就完成了能量密度均勻化。從光導11輸出的輻射在子午面和赤道面內的孔徑角(α1，α2)分別為α1＝2pβ1α2＝2qβ2式中β1，β2分別是子午面內和赤道面內棱錐頂點處的角光導11的長度1應同時滿足條件1≥a′-a″2tga121≥b′-b″2tga22]]>由于棱臺的較大的底面圍繞中心“O”沿著兩個相互垂直方向迴轉產生的角度改變，將入射光束分成(2p+1)(2q+1)個某種新的子光束，從而完成了輻射能量密度對時間的第二次均勻化。
棱臺輸出端的強度分布是(2p+1)(2q+1)個子光束干涉的結果。
現在來估算干涉圖樣的周期。為此，先研究穿過光導但不受光導壁反射的光束和受到張角為β的錐體側面一次反射的光束的干涉。
相靠近的兩個最大值(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于眼科手術來說根本沒有影響。
棱臺的較大的底面相對于點“O”迴轉的一個小角度γ的范圍為0.01弧度，由于這個迴轉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]]>這樣小的數值對手術根本沒有影響。
不難看出，由于光導輸入端的這些振動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。
權利要求
1.一種外科治療屈光不正用的裝置，包括在一個光軸上依序設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5制成。
2.一種如權利要求1所述的裝置，其特征在于光導(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前面裝有附加透鏡(4)。
3.一種如權利要求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，并且在該平面內振動。
4.一種如權利要求1所述的裝置，其特征在于光導11的形狀為一棱臺(即將棱柱的頂部截去后剩余部分的幾何圖形)，并且使該棱臺的較大的底面朝向激光器(1)。
5.一種如權利要求4所述的裝置，其特征在于該棱臺可以圍繞較小底面的幾何中心(“O”)在與光軸垂直的兩個互相垂直的方向上振動。
全文摘要
本發明屬于醫學領域。外科治療屈光不正用的裝置包括在一個光軸上依序設置的脈沖激光器，使調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所需分布的整形器(6)，以及投射透鏡(7)。按照本發明，均勻組件(3)可由截面為矩形的光導制成，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)光導也可以做或四棱臺形狀。
文檔編號G02B26/08GK1045227SQ90101400
公開日1990年9月12日 申請日期1990年2月16日 優先權日1989年2月17日
發明者斯瓦托斯萊·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 申請人:“眼顯微外科”科學技術綜合部