Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, и может использоваться в рефракционной хирургии для коррекции зрения при близорукости, дальнозоркости и астигматизме.
Известны способы коррекции рефракционных свойств роговицы глаза путем изменения кривизны ее внешней поверхности при селективном удалении тканей лазерным импульсным излучением ультрафиолетового диапазона длин волн. Главным условием успешной коррекции зрения является точность выполнения операции - удаление ткани роговицы на заранее определенных участках и на заданную глубину таким образом, чтобы полученная в итоге кривизна роговицы соответствовала расчетной. Для ограничения участка роговицы, подлежащего удалению, применяются специальные маски, шаблоны и другие средства, а глубина абляции ограничивается количеством импульсов лазерного излучения, которое рассчитывается исходя из требуемой глубины абляции, плотности энергии излучения и других параметров.
Например, по пат. США 4729372 известен способ коррекции рефракционных свойств роговицы глаза, по которому перед операцией выбирают диаметр зоны абляции роговицы и исходя из значений требуемой глубины абляции в центре роговицы, плотности энергии излучения и других параметров рассчитывают необходимое количество импульсов лазерного излучения. Затем воздействуют на роговицу глаза лазерным излучением, одновременно контролируя количество импульсов. При совпадении количества импульсов с расчетным операцию прекращают.
Устройство, реализующее этот способ (см. там же), содержит лазер, излучающий в ультрафиолетовом диапазоне длин волн, оптическую систему, обеспечивающую доставку лазерного излучения к обрабатываемой поверхности роговицы, а также блок контроля и управления.
Однако этот способ и устройство, его реализующее, не могут обеспечить необходимую точность коррекции рефракционных свойств роговицы глаза вследствие погрешностей, возникающих как при расчетах количества импульсов излучения, так и непосредственно при проведении операции. Глубина абляции может оказаться существенно больше или меньше расчетной, поэтому планируемый результат коррекции зрения не достигается.
Для устранения неопределенностей, имеющих место при любой реальной операции по коррекции рефракционных свойств роговицы глаза, целесообразно осуществлять мониторинг in situ, т.е. контроль изменяющихся параметров роговицы глаза в процессе проведения операции. Для обеспечения необходимой точности коррекции зрения (Δ=0,25 диоптрий) необходимо измерять толщину аблированного слоя роговицы с точностью по меньшей мере 2-3 мкм, поскольку, например, при диаметре зоны абляции 5 мм коррекция зрения на одну диоптрию достигается при глубине абляции в центре роговицы, равной 8 мкм.
Ближайшим аналогом разработанного способа является способ коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при мониторинге in situ методом оптической когерентной томографии, известный по пат. США 6004314. По этому способу формируют лазерное излучение в УФ диапазоне длин волн с заданным поперечным профилем, одновременно формируют пучок низкокогерентного оптического излучения ближнего ИК диапазона длин волн, который разделяют на два пучка, совмещают направление распространения первого пучка с направлением распространения лазерного излучения, доставляют первый пучок и лазерное излучение на роговицу глаза и производят абляцию ткани роговицы лазерным излучением. При этом второй пучок низкокогерентного оптического излучения направляют на референтное зеркало, осуществляя одновременно сканирование первого пучка в направлении его распространения внутри роговицы глаза путем изменения по заданному закону разности оптических длин путей для первого и второго пучков по меньшей мере на несколько десятков длин волн низкокогерентного оптического излучения. Информативное излучение, которым является излучение, отраженное от внешней и внутренней поверхностей роговицы, смешивают с излучением, отраженным от референтного зеркала, и детектируют смешанное излучение на доплеровской частоте, формируя тем самым томографический сигнал. В детектированном томографическом сигнале определяют расстояние между максимумами, обусловленными скачком показателя преломления на границах раздела сред "воздух - внешняя поверхность роговицы" и "внутренняя поверхность роговицы - жидкость". Толщина удаленной ткани роговицы (или глубина абляции) определяется разницей между начальным и текущим расстоянием между упомянутыми максимумами. Профиль аблированной ткани роговицы глаза определяют, осуществляя сканирование первого пучка по поверхности роговицы.
Устройство, реализующее этот способ, описано в том же патенте и содержит оптически связанные с роговицей глаза офтальмологический хирургический микроскоп, УФ лазер, на выходе которого установлен формирователь поперечного профиля лазерного излучения, оптический когерентный томограф, блок совмещения и доставки излучений, обеспечивающий совмещение и доставку излучения лазера и излучения оптического когерентного томографа на роговицу глаза, а также блок обработки и индикации, связанный с лазером и оптическим когерентным томографом. Блок совмещения и доставки излучений включает оптически связанные блок переноса изображения оптического когерентного томографа и два элемента совмещения, выполненные в виде поворотных зеркал, первое из которых выполняет функцию совмещения направлений распространения излучений лазера и оптического когерентного томографа и функцию доставки указанных излучений на второй элемент совмещения, а второе - функцию совмещения направления распространения излучений лазера и оптического когерентного томографа с оптической осью офтальмологического хирургического микроскопа и функцию доставки излучения лазера и излучения оптического когерентного томографа на роговицу глаза.
Недостатком способа коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии по пат. США 6004314, так же, как и устройства, его реализующего, является возможность измерения с достаточно высокой точностью глубины абляции роговицы в процессе операции только в случае, когда направление доставки пучка ближнего ИК излучения близко к 0o относительно нормали к роговице глаза, а также трудность получения информации о полном профиле аблированного слоя. Это обусловлено тем, что в известном способе в качестве информативного используют излучение, отраженное от наружной и внутренней поверхностей роговицы. Поэтому излучение оптического когерентного томографа и роговица глаза должны быть взаимно ориентированы таким образом, чтобы отраженное информативное излучение поступало обратно в излучатель томографа, т.е. в излучатель первого пучка. Однако при рефлекторном смещении глаза во время операции, а также при изменении кривизны роговицы во время операции, происходит изменение угла падения ближнего ИК излучения на роговицу, что препятствует приему отраженного информативного излучения. Вследствие этого информация о текущей глубине абляции может быть потеряна, что снижает эффективность коррекции рефракционных свойств роговицы глаза. Для получения профиля аблированного слоя, т.е. при сканировании излучения томографа по поверхности роговицы, необходимо одновременное соответствующее изменение пространственной ориентации роговицы таким образом, чтобы угол падения излучения томографа на роговицу оставался близким к 0o по отношению к нормали. Перемещение глаза в процессе проведения операции весьма затруднительно, поэтому фактически этот способ обеспечивает надежное измерение глубины абляции только в центре роговицы глаза.
Недостатком устройства, реализующего способ, являющийся ближайшим аналогом разработанному, является, кроме сказанного выше, несовершенная система совмещения и доставки излучений. В блоке совмещения известного устройства доставка лазерного УФ излучения и ближнего ИК излучения томографа осуществляется одним и тем же элементом совмещения. Между тем, мощность УФ лазерного излучения настолько велика, что под его воздействием оптическое покрытие, используемое в элементах совмещения и обеспечивающее одновременно доставку ближнего ИК излучения, быстро теряет свои свойства в ближнем ИК диапазоне длин волн. Это приводит к необходимости частой замены элементов совмещения, при этом непосредственно сам процесс измерения глубины абляции неустойчив во времени, что также снижает эффективность коррекции рефракционных свойств роговицы глаза.
Таким образом, задачей, на решение которой направлено настоящее изобретение, является разработка способа коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии и устройства для его реализации с улучшенными эксплуатационными характеристиками, обеспечивающих повышение эффективности коррекции рефракционных свойств роговицы глаза за счет обеспечения устойчивого во времени in situ мониторинга абляции роговицы глаза в процессе операции как в центре роговицы глаза, так и по ее профилю.
Сущность разработанного способа коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии заключается в том, что так же, как и в способе, который является ближайшим аналогом, фиксируют пространственное положение глаза, формируют лазерное излучение в УФ диапазоне длин волн с заданным поперечным профилем, одновременно формируют пучок низкокогерентного оптического излучения ближнего ИК диапазона длин волн, который разделяют на два пучка низкокогерентного оптического излучения ближнего ИК диапазона длин волн. Совмещают направление распространения одного из упомянутых пучков, который является первым пучком, с направлением распространения лазерного излучения, доставляют первый пучок и лазерное излучение на роговицу глаза и производят абляцию ткани роговицы лазерным излучением. При этом второй пучок низкокогерентного оптического излучения направляют на референтное зеркало, осуществляя одновременно сканирование первого пучка в направлении его распространения внутри роговицы глаза путем изменения по заданному закону разности оптических длин путей для первого и второго пучков по меньшей мере на несколько десятков длин волн низкокогерентного оптического излучения. Смешивают информативное излучение от роговицы глаза и излучение, отраженное от референтного зеркала, детектируют смешанное излучение на доплеровской частоте, формируя тем самым томографический сигнал, который используют для определения толщины роговицы глаза до начала абляции и в процессе ее. Глубину абляции в направлении распространения первого пучка внутри роговицы глаза определяют по разности толщин роговицы глаза до начала абляции и в процессе ее, а осуществляя сканирование первого пучка по поверхности роговицы, определяют профиль аблированной ткани роговицы глаза.
Новым в разработанном способе является то, что абляцию ткани роговицы глаза и in situ мониторинг методом оптической когерентной томографии осуществляют при упомянутом фиксированном пространственном положении глаза, а первый пучок низкокогерентного оптического излучения направляют под углом ϕ к нормали поверхности роговицы глаза, где
π/2>ϕ>min{ϕ1,ϕ2},
где ϕ1= NA/G;
ϕ2= Gd/2a*;
NA - числовая апертура излучателя оптического когерентного томографа;
G - заданное увеличение оптической системы, обеспечивающей доставку первого пучка на роговицу глаза;
а* - толщина роговицы до начала абляции (мкм);
d - апертура излучателя оптического когерентного томографа (мкм), при этом информативным излучением является оптическое излучение, обратнорассеянное роговицей глаза, а толщину роговицы глаза до начала абляции и в процессе ее определяют как аргумент экстремального значения нормы уклонения томографического сигнала, полученного при однократном сканировании в направлении распространения первого пучка низкокогерентного оптического излучения внутри роговицы глаза, от эталонной функции.
В частном случае упомянутой нормой уклонения является корреляционная близость упомянутого томографического сигнала с эталонной функцией, а в качестве экстремального значения используют глобальный максимум упомянутой корреляционной близости.
В другом частном случае упомянутой нормой уклонения является среднеквадратичное уклонение упомянутого томографического сигнала от эталонной функции, а в качестве экстремального значения используют глобальный минимум упомянутого среднеквадратичного уклонения.
Сущность разработанного устройства коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии заключается в том, что так же, как и устройство, которое является ближайшим аналогом, оно содержит оптически связанные с роговицей глаза офтальмологический хирургический микроскоп, УФ лазер, на выходе которого установлен формирователь поперечного профиля лазерного излучения, оптический когерентный томограф, блок совмещения и доставки излучений, оптически связанный с офтальмологическим хирургическим микроскопом, с выходом оптического когерентного томографа и с выходом формирователя поперечного профиля лазерного излучения и включающий оптически связанные блок переноса изображения оптического когерентного томографа и два элемента совмещения, а также блок обработки и индикации, связанный с лазером и оптическим когерентным томографом.
Новым в разработанном устройстве является то, что взаимное пространственное положение глаза и излучателя оптического когерентного томографа фиксировано в процессе коррекции рефракционных свойств роговицы глаза и в процессе упомянутого мониторинга, при этом нормаль поверхности роговицы глаза ориентирована под углом ϕ к направлению доставки излучения оптического когерентного томографа на роговицу глаза, а величина угла ϕ определяется соотношением
π/2>ϕ>min{ϕ1,ϕ2},
где ϕ1= NA/G;
ϕ2= Gd/2a*;
NA - числовая апертура излучателя оптического когерентного томографа;
G - заданное увеличение блока совмещения и доставки излучений;
а* - толщина роговицы до начала абляции (мкм);
d - апертура излучателя оптического когерентного томографа (мкм).
В частном случае в блоке совмещения и доставки первый элемент совмещения выполняет функцию совмещения направления распространения излучения оптического когерентного томографа с оптической осью офтальмологического хирургического микроскопа и функцию доставки излучения оптического когерентного томографа на роговицу глаза, а второй элемент совмещения выполняет функцию совмещения направления распространения излучения лазера с направлением распространения излучения оптического когерентного томографа и функцию доставки излучения лазера на роговицу глаза, при этом первый и второй элементы совмещения прозрачны для видимого диапазона длин волн.
В настоящем изобретении реализована доставка низкокогерентного оптического излучения томографа на роговицу глаза под заданным, отличным от нуля, углом ϕ к нормали поверхности роговицы глаза, что позволяет при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии использовать в качестве информативного излучение, обратнорассеянное роговицей глаза. Это, в свою очередь, позволяет осуществлять мониторинг при неизменном, зафиксированном единожды перед началом измерений, пространственном положении глаза. При этом толщину роговицы глаза до начала абляции и в процессе ее определяют как аргумент экстремального значения нормы уклонения томографического сигнала, полученного при однократном сканировании в направлении распространении первого пучка внутри роговицы глаза, от эталонной функции. Использование этого информативного параметра обеспечивает высокую точность измерений (не менее 2 мкм). Кроме того, в разработанном устройстве доставка лазерного УФ излучения и ближнего ИК излучения томографа осуществляется разными элементами совмещения, что увеличивает срок службы этих элементов. Все это позволяет обеспечить необходимый технический результат - высокую эффективность коррекции рефракционных свойств роговицы глаза.
На фиг.1 представлена структурная схема разработанного устройства, реализующего разработанный способ коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии.
Фиг.2 иллюстрирует алгоритм определения толщины роговицы глаза.
Устройство по фиг. 1 содержит оптически связанные с роговицей 1 глаза офтальмологический хирургический микроскоп 2, лазер 3, излучающий в УФ диапазоне длин волн, оптический когерентный томограф 4, формирователь 5 поперечного профиля лазерного излучения и блок 6 совмещения и доставки излучений. Блок 6 оптически связан с офтальмологическим хирургическим микроскопом 2, с выходом оптического когерентного томографа 4 и с выходом формирователя 5 и включает оптически связанные блок 7 переноса изображения оптического когерентного томографа и, соответственно, первый и второй элементы 8, 9 совмещения. Лазер 3 и оптический когерентный томограф 4 связаны с блоком 10 обработки и индикации.
Оптический когерентный томограф (ОКТ) 4 может быть выполнен, например, по пат. RU 2148378 и включает источник 11 низкокогерентного оптического излучения и оптоволоконный интерферометр 12, включающий оптически связанные светорасщепитель 13, измерительное плечо 14 и опорное плечо 15, а также фотоприемник 16. На конце опорного плеча 15 установлено референтное зеркало 17. Измерительное плечо 14 снабжено поперечным сканером 18, а опорное плечо 15 содержит сканер 19 по глубине, связанный с источником управляющего напряжения (на чертеже не показан).
Блок 6 предназначен для совмещения излучения ближнего ИК оптического когерентного томографа 4 и УФ излучения лазера 3 вдоль оптической оси офтальмологического хирургического микроскопа 2. При этом первый элемент 8 выполняет функцию пропускания для излучения видимого диапазона длин волн и функцию отражения для излучения ближнего ИК диапазона длин волн, а второй элемент 9 выполняет функцию пропускания для излучения видимого и ближнего ИК диапазона длин волн и функцию отражения для излучения УФ диапазона длин волн. Элементы 8, 9 прозрачны для видимого диапазона длин волн и могут быть выполнены, например, в виде поворотных зеркал.
Формирователь 5 поперечного профиля лазерного излучения может быть выполнен по ст. S.N. Bagaev, A.M. Razhev, A.A. Zhupikov, "New 223 nm eximer laser surgical system for photorefractive keratectomy". Conference on Lasers in Ophtalmology, SPIE, Vol. 3564, pp. 94-100, и включает в этом случае оптически связанные поворотное зеркало 20, телескоп 21, гомогенизатор 22, вращающуюся маску 23 и объективы 24.
В качестве лазера 3 может быть использован эксимерный лазер. В конкретной реализации был использован ArF (193 нм) эксимерный лазер, разработанный в Институте лазерной физики СО РАН. Максимальная излучающая энергия этого лазера составляет 400 мкДж при длительности импульсов 12 нс и эффективности более 1% в активной газовой среде He:Ar:F2. В другой конкретной реализации был использован KrCl (223 нм), разработанный в том же институте. Максимальная излучающая энергия этого лазера составляет 200 мкДж при длительности импульсов 12 нс в активной газовой среде Не:Кr:НСl. Указанные лазеры достаточно компактны, не требуют водяного охлаждения и позволяют обеспечить плотность энергии в импульсе на поверхности роговицы порядка 250 мкДж/см2, а также позволяют изменять частоту следования импульсов в пределах 1-20 Гц.
Пространственное положение роговицы 1 фиксировано в процессе коррекции рефракционных свойств роговицы глаза и в процессе мониторинга, при этом нормаль 25 поверхности роговицы 1 ориентирована под углом ϕ к направлению доставки излучения оптического когерентного томографа 4 на роговицу 1 глаза, а величина угла ϕ (см. фиг.1) определяется соотношением
π/2>ϕ>min{ϕ1,ϕ2},
где ϕ1= NA/G;
ϕ2= Gd/2a*;
NA - числовая апертура излучателя оптического когерентного томографа 4;
G - заданное увеличение блока 6, которое определяется увеличением оптической системы блока 7;
а* - толщина роговицы до начала абляции (мкм);
d - апертура излучателя оптического когерентного томографа 4 (мкм).
Значения углов ϕ1, ϕ2 определяются условием отстройки от отраженной компоненты ИК излучения и приема только обратнорассеянного роговицей 1 ИК излучения, при этом значение угла ϕ1 ограничено конечным значением числовой апертуры излучателя оптического когерентного томографа 4, а значение угла ϕ2 ограничено конечным значением апертуры излучателя оптического когерентного томографа 4, а также конечным значением толщины роговицы 1.
В конкретной реализации min{ϕ1, ϕ2} составляет 0,017; величина G составляет 5, NA составляет 0,15; d=4 мкм, а*=600 мкм.
В качестве источника 11 может быть использован, например, суперлюминесцентный полупроводниковый диод. В конкретной реализации был использован суперлюминесцентный полупроводниковый диод на центральной длине волны 830 им при длине когерентности 18 мкм и с мощностью 3 мВт.
Интерферометр 12 в конкретной реализации представляет собой интерферометр Майкельсона и может быть выполнен оптоволоконным, в частности на анизотропном волокне, например, типа PANDA.
Светорасщепитель 13 также может быть выполнен оптоволоконным, например, по ст. R.H. Stolen et al. "Polarization-selective 3dB fiber directional coupler". Opt. Lett. Vol.10, No.11, 1985, pp.574-575.
В качестве фотоприемника 16 может быть использован фотодиод.
Блок 10 предназначен для формирования изображения роговицы 1 путем отображения интенсивности обратнорассеянного когерентного излучения и может быть выполнен, например, аналогично блоку обработки и индикации по ст. В.М. Геликонов и др. "Когерентная оптическая томография микронеоднородностей биотканей", Письма в ЖЭТФ, том. 61, вып.2, с. 149-153, который включает последовательно соединенные полосовой фильтр, логарифмический усилитель, амплитудный детектор, аналого-цифровой преобразователь и компьютер. Блок 10 обеспечивает также вычисление толщины роговицы 1 в соответствии с приведенным ниже алгоритмом.
Поперечный сканер 18 предназначен для сканирования упомянутого первого пучка излучения по поверхности роговицы 1. В качестве поперечного сканера 18 могут использоваться, например, поперечные сканеры, конструкции которых приведены в пат. США 5321501.
Сканер 19 предназначен для изменения разности оптических длин плеч интерферометра 12 по меньшей мере на несколько десятков рабочих длин волн источника 11 и обеспечивает необходимое сканирование по глубине порядка 2 мм. В конкретной реализации устройства по фиг.1 референтное зеркало 17 выполнено неподвижным, а сканер 19 выполнен по пат. РФ 2100787, 1997 г., в виде оптоволоконного пьезоэлектрического преобразователя, содержащего по меньшей мере один пьезоэлектрический элемент, выполненный с возможностью формирования в нем электрического поля и характеризующийся высоким обратным пьезоэффектом, жестко скрепленные с пьезоэлектрическим элементом электроды, а также оптическое волокно, жестко скрепленное с электродами. Размер пьезоэлектрического элемента в направлении, приблизительно ортогональном вектору электрического поля существенно превышает размер пьезоэлектрического элемента в направлении, приблизительно совпадающем с вектором электрического поля, при этом длина оптического волокна существенно превышает диаметр пьезоэлектрического элемента.
Устройство включает также нацеливающий лазер, используемый для настройки (на чертеже не показан).
На фиг.2а показана реализация томографического сигнала S(z), полученного при однократном сканировании в направлении распространения первого пучка внутри роговицы 1. На фиг.2б показан вид эталонной функции 
Фиг.2в иллюстрирует аппроксимацию томографического сигнала S(z) эталонной функцией 
с параметрами 
соответствующими экстремальному значению нормы уклонения томографического сигнала S(z) от эталонной функции 
Работа предложенного устройства для коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии будет понятна из описания реализации разработанного способа.
Способ коррекции рефракционных свойств роговицы глаза при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии с помощью разработанного устройства реализуется следующим образом.
Перед началом операции после обследования зрения и роговицы 1 глаза пациента рассчитывают размеры, и глубину подлежащего удалению слоя для достижения желаемой коррекции рефракционных свойств роговицы 1 путем изменения ее кривизны. Перед операцией известными методами удаляют эпителий с участка роговицы 1, подлежащего абляции. Затем фиксируют положение глаза известными методами, например с помощью кольцевых фиксаторов - присосок, в таком положении, что нормаль 25 поверхности роговицы 1 ориентирована под углом ϕ к направлению доставки излучения оптического когерентного томографа 4 на роговицу 1.
Формируют лазерное излучение в УФ диапазоне длин волн с заданным поперечным профилем с помощью лазера 3 и блока 5. Одновременно формируют пучок низкокогерентного оптического излучения ближнего ИК диапазона с помощью источника 11 ближнего ИК диапазона, входящего в состав оптического когерентного томографа 4. Пучок ближнего ИК диапазона разделяют на два пучка с помощью светорасщепителя 13 оптического когерентного томографа 4. Направление распространения первого пучка, совмещают с направлением распространения лазерного излучения и доставляют первый пучок низкокогерентного оптического излучения и лазерное излучение на роговицу 1 под углом ϕ к нормали 25 поверхности роговицы 1 с помощью блока 6 совмещения и доставки излучений. При этом блок 7, входящий в состав блока 6, осуществляет перенос изображения торца излучателя оптического когерентного томографа 4 на первый элемент 8, который выполняет функцию совмещения направления распространения излучения оптического когерентного томографа 4 с оптической осью офтальмологического хирургического микроскопа 2 и функцию доставки излучения оптического когерентного томографа 4 на роговицу 1 глаза. Второй элемент 9 выполняет функцию совмещения направления распространения излучения лазера 3 с выхода блока 5 с направлением распространения излучения оптического когерентного томографа 4 и функцию доставки излучения лазера 3 на роговицу 1 глаза. Совмещение направления распространения излучения лазера 3 с оптической осью офтальмологического хирургического микроскопа 2 позволяет оперирующему хирургу наблюдать аблируемый участок роговицы 1 в процессе абляции.
Второй пучок низкокогерентного оптического излучения направляют на референтное зеркало 17 интерферометра 12, осуществляя при этом сканирование первого пучка в направлении его распространения внутри роговицы 1 путем изменения по заданному закону разности оптических длин путей для первого и второго пучков по меньшей мере на несколько десятков длин волн низкокогерентного оптического излучения с помощью сканера 19. Смешивают информативное излучение от роговицы 1 и излучение, отраженное от референтного зеркала 17, при этом информативным излучением является оптическое излучение, обратнорассеянное роговицей 1 глаза. Детектируют смешанное излучение на доплеровской частоте с помощью фотоприемника 16, формируя тем самым томографический сигнал.
Производят абляцию ткани роговицы 1 лазерным излучением, а томографический сигнал используют для определения глубины абляции ткани в направлении распространения первого пучка низкокогерентного оптического излучения внутри роговицы 1 по разности толщин роговицы 1 глаза до начала абляции и в процессе ее. При этом толщину а* роговицы 1 до начала абляции и в процессе ее определяют с помощью блока 10 как аргумент экстремального значения нормы уклонения томографического сигнала, полученного при однократном сканировании в направлении распространения первого пучка внутри роговицы 1, от эталонной функции.
При этом в одном частном случае упомянутой нормой уклонения является корреляционная близость упомянутого томографического сигнала с эталонной функцией, а в качестве экстремального значения используют глобальный максимум упомянутой корреляционной близости
где 
корреляционная близость томографического сигнала S(z), полученного при однократном сканировании в направлении распространения первого пучка внутри роговицы 1, с эталонной функцией 
z - координата в направлении распространения первого пучка внутри роговицы 1 глаза;
полный набор параметров, однозначно определяющих эталонную функцию (см. фиг.2).
В другом частном случае упомянутой нормой уклонения является среднеквадратичное уклонение упомянутого томографического сигнала от эталонной функции, а в качестве экстремального значения используют глобальный минимум упомянутого среднеквадратичного уклонения
где 
среднеквадратичное уклонение томографического сигнала S(z), полученного при однократном сканировании в направлении распространения первого пучка внутри роговицы 1 глаза, от эталонной функции 
(см. фиг. 2).
Осуществляя сканирование первого пучка по поверхности роговицы 1 с помощью поперечного сканера 18, определяют профиль аблированной ткани роговицы 1 глаза.
При достижении необходимой глубины съема ткани роговицы 1 абляцию прекращают отключением лазера 3.
Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, и может использоваться в рефракционной хирургии для коррекции зрения при близорукости, дальнозоркости и астигматизе. В изобретении реализована доставка низкокогерентного оптического излучения томографа на роговицу глаза под заданным, отличным от нуля, углом ϕ к нормали поверхности роговицы глаза: π/2>ϕ>min{ϕ1,ϕ2}, где ϕ1 = NA/G; ϕ2 = Gd/2a*; NA - числовая апертура излучателя оптического когерентного томографа; G - заданное увеличение оптической системы, обеспечивающей доставку первого пучка на роговицу глаза; а* - толщина роговицы до начала абляции, мкм; d - апертура излучателя оптического когерентного томографа, мкм. Это позволяет при in situ мониторинге методом оптической когерентной томографии использовать в качестве информативного излучение, обратнорассеянное роговицей глаза, и осуществлять мониторинг при фиксированном пространственном положении роговицы. При этом толщину роговицы глаза до начала абляции и в процессе ее определяют как аргумент экстремального значения нормы уклонения томографического сигнала, полученного при однократном сканировании в направлении распространения первого пучка внутри роговицы глаза, от эталонной функции. Использование этого информативного параметра обеспечивает высокую точность измерений (не менее 2 мкм) и высокую эффективность коррекции рефракционных свойств роговицы глаза. Кроме того, в разработанном устройстве доставка лазерного УФ излучения и ближнего ИК излучения томографа осуществляется разными элементами совмещения, что увеличивает срок службы этих элементов. 2 с. и 3 з.п.ф-лы, 2 ил.
π/2>ϕ>min{ϕ1,ϕ2},
где ϕ1 = NA/G;
ϕ2 = Gd/2a*;
NA - числовая апертура излучателя оптического когерентного томографа;
G - заданное увеличение оптической системы, обеспечивающей доставку первого пучка на роговицу глаза;
а* - толщина роговицы до начала абляции, мкм;
d - апертура излучателя оптического когерентного томографа, мкм,
при этом информативным излучением является оптическое излучение, обратнорассеянное роговицей глаза, а толщину роговицы глаза до начала абляции и в процессе ее определяют как аргумент экстремального значения нормы уклонения томографического сигнала, полученного при однократном сканировании в направлении распространения первого пучка низкокогерентного оптического излучения внутри роговицы глаза, от эталонной функции.
π/2>ϕ>min{ϕ1,ϕ2},
где ϕ1 = NA/G;
ϕ2 = Gd/2a*;
NA - числовая апертура излучателя оптического когерентного томографа;
G - заданное увеличение оптической системы, обеспечивающей доставку первого пучка на роговицу глаза;
а* - толщина роговицы до начала абляции, мкм;
d - апертура излучателя оптического когерентного томографа, мкм.
| US 6004314 А, 21.12.1999 | |||
| УСТРОЙСТВО ДЛЯ ФОРМИРОВАНИЯ ПРОФИЛЯ ЛАЗЕРНОГО ИЗЛУЧЕНИЯ | 1998 |
|
RU2129853C1 |
| RU 97109115 C1, 20.05.1999 | |||
| ЕР 0453014 А1, 23.10.1991. | |||
