用于角膜散光实时定位装置的光源的制作方法

本发明涉及角膜散光实时定位装置，更具体地涉及用于角膜散光实时定位装置的光源。

背景技术：

本发明是一种角膜散光实时定位装置的光源，专利CN103156572的部分内容以引用的方式并入本文中。

散光是一种常见的人眼屈光不正现象，指眼球在不同经线上屈光力不一致，或同一经线的屈光度不等，以致进入眼内的平行光线不能在视网膜上形成焦点，而形成焦线的现象。散光在临床上分为规则散光和不规则散光两种。屈光力差别最大的两条经线为主径线，两条主经线相互垂直，为规则散光；各子午线的散光弯曲度不一致，为不规则散光。其中规则散光可通过Toric人工晶状体矫正。

Toric人工晶状体植入手术在术前需要利用角膜曲率计或角膜地形图仪对角膜散光大小和轴向进行精确测量，并利用网上计算软件先行计算所植入的人工晶状体轴位、切口位置。为了达到矫正术前角膜散光的效果，需要术中对Toric IOL散光轴标记线和角膜屈光力最强的子午线重合。CN103156572发明的角膜散光实时定位装置可以在手术过程中实时地检测患者角膜散光轴向，极大地方便了手术操作。

角膜散光实时定位装置包括手术显微镜、摄像装置、图像处理装置及显示装置，摄像装置的输出与图像处理装置连接，图像处理装置的输出与显示装置连接，手术显微镜镜头上同轴设有圆环状灯体，该灯体可拆卸的安装在手术显微镜镜头。

其基于的原理是椭圆拟合，采用一个圆环状光源，通过对圆环状光源在角膜上的反射影像进行椭圆拟合，标示出椭圆的长轴方向，从而标示出角膜散光轴向。

其具体工作步骤是：灯体的光线在人眼中反射，摄像装置对从手术显微镜中观察到的反射影像进行拍摄，并将影像输送至图像处理装置中，图像处理装置中设有对影像进行椭圆拟合的单元，椭圆拟合单元获取反射像上的点集数据、拟合出椭圆并标示轴向，图像处理装置将根据椭圆轴向及术源性散光标出手术切口位置和晶体放置位置输送至显示装置显示，医生采取手动的方式将显示的结果标记在患者角膜上，然后进行手术操作；或者通过直接观察显示装置上的位置标示进行操作。

其中，灯体投射到角膜平面，反射形成一个椭圆这一环节极为重要。椭圆的情况，包括形状、大小、位置、精确性将直接决定后续拟合所获得的散光轴向结果的正确性和精确性。而所获椭圆的情况取决于灯体形状、灯体与角膜相对位置。

如前所述，Toric人工晶状体植入手术只针对规则散光病人，然而即便是规则散光患者，也不代表角膜在各个区域都是规则散光，散光的大小和轴位与检测时的测量孔径有关，会随着测量孔径的变化而变化。临床上通过角膜曲率计或是角膜地形图仪对角膜散光进行检测。在角膜散光大小和轴向测量中，医生更建议的是采用角膜曲率计进行手动测量，可以获得更高的可重复性和测量精度。角膜曲率计的有效测量范围大约在中心4mm以内，这也是Toric人工晶状体发挥作用的最有效的光学区。

在角膜散光实时定位装置中，如果装置的光源直径过大，会导致拟合所需的投射像的尺寸超出角膜曲率计的检测范围，则所拟合的散光轴向极有可能与角膜曲率计测量的结果不同，影响检测和轴向标示准确性。并且装置占用空间太大容易影响手术操作。

同时，如果装置的光源直径过小，会导致图像采集系统所获得的拟合椭圆的长轴尺寸过小。拟合椭圆的长轴尺寸过小带来的问题包括：（1）椭圆与术前检查孔径不同引起轴位标示准确性的问题；（2）术中椭圆极易受到患者动作、环境的影响而导致椭圆中心移位，引起大幅度的轴向标示误差，以及术中轴向标记抖动，并且，这种过小尺寸的椭圆中心移位极难被施术者辨识而加以排除；（3）椭圆光斑尺寸过小，容易与其它位置的杂散光斑相互混淆，比如术中角膜、巩膜甚至眼眶上的杂散光斑的干扰，而导致拟合椭圆寻找困难，影响手术效率。

综上所述，角膜散光实时定位装置的光源直径不宜过大或过小，其在角膜表面投射的拟合椭圆大小应与术前检查时采用的检测孔径基本一致，且易于辨识。

现有角膜散光实时定位装置的缺点在于，没有考虑到投射影像的尺寸对散光实时定位准确性的影响。如专利CN103156572附图3中所示，装置在人眼角膜投射像的椭圆长轴尺寸仅为1.63mm~1.78mm（根据人眼角膜直径范围约10.5~11.5mm推算）。该装置的光源尺寸过小，导致其在角膜上的投射像的椭圆长轴尺寸过小，进而引起散光轴位判断与术前标记不一致，或是术中标记剧烈抖动，或是大幅度的轴向标示误差等问题。

技术实现要素：

本发明提出一种角膜散光实时定位装置的光源，所述光源为圆环形，具有适中的直径，在实际手术操作环境下，光源经角膜投射后，获得与术前角膜曲率半径测量时采用的孔径基本一致的投射像大小，保证拟合所得角膜散光轴位精确，轴向定位与术前角膜散光检测结果一致，减小定位误差，并降低术中轴位扰动。

根据本发明，提出了一种用于角膜散光实时定位装置的光源，所述光源用于在角膜上投射影像进行椭圆拟合来确定角膜散光轴位置，其特征在于，所述光源包括同心的一个或多个圆环形发光体，在实际手术操作环境下，所述光源的一个或多个圆环形发光体中的至少一个的发射光经角膜投射后，获得与术前角膜曲率半径测量时采用的孔径基本一致的投射像大小。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体中的至少一个在角膜上的投射像的直径或椭圆长轴尺寸在1.8~3.5mm之间。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体中的至少一个在角膜上的投射像的直径或椭圆长轴尺寸在2.0~3.0mm之间。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体中的至少一个在角膜上的投射像的直径或椭圆长轴尺寸在2.2~2.8mm之间。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的直径均在65~215mm之间。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的直径均在70~160mm之间。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的直径均在80~140mm之间。

在一个实施例中，能够通过机械或电动的方式控制所述一个或多个圆环形发光体的亮或灭。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体处于不同的高度水平。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的发射光直接照射到角膜上。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的发射光经过光学系统后照射到角膜上。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的发射光是单色光。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的发射光是白光。

在一个实施例中，所述光源还包括可调光学装置，所述可调光学装置构造成调节所述一个或多个圆环形发光体在人眼角膜的投射像的大小。

在一个实施例中，所述一个或多个圆环形发光体的发射光的方向是可调的，以便调节所述一个或多个圆环形发光体在人眼角膜的投射像的大小。

在一个实施例中，所述光源还包括设置在所述一个或多个圆环形发光体外围的环形反射镜，用于改变所述一个或多个圆环形发光体的入射角度和方向。

附图说明

图1是现有技术的角膜散光实时定位装置的示意图；

图2是现有技术的角膜散光实时定位装置的灯体的示意图；

图3是光源、角膜以及光源在角膜上的投射像的数学和光学关系的示意图；

图4a和4b示出了本发明的一个实施例；

图5a和5b示出了本发明的一个实施例；

图6a和6b示出了本发明的一个实施例；

图7a和7b示出了本发明的一个实施例；并且

图8a和8b示出了本发明的一个实施例。

具体实施方式

现有的角膜散光实时定位装置包括灯体，并通过对该灯体在角膜上的反射影像进行椭圆拟合，标出椭圆的长轴向方向，从而标示出角膜散光轴向。如图1所示，现有的角膜散光实时定位装置包括手术显微镜1、摄像装置2、图像处理装置3、显示装置4以及灯体5。摄像装置2对通过手术显微镜1观察到的影像进行摄像，该摄像装置2的输出与图像处理装置3连接，以便将所摄影像输出到图像处理装置3中。灯体5设置在手术显微镜1的镜头上。如图2所示，灯体5包括环形灯座501和电源电路503，该环形灯座501上设有圆环形的光源502。环形灯座501和手术显微镜1的镜头的轴线重合。灯体5采用可拆卸地方式安装在手术显微镜1的镜头上。

摄像装置2对从手术显微镜1中观察到的影像进行摄像，并将影像输送至图像处理装置3中，图像处理装置3中设有对圆环形光源502在角膜上反射影像进行椭圆拟合的单元，图像处理装置3对输入的影像进行处理后标出所拟合的椭圆的长轴方向并输送至显示装置4进行显示。椭圆拟合单元可以通过内部程序实现，具体可以采用C++语言编写，在Microsoft Visual Studio 2008环境下实现。软件通过摄像装置2获取手术视频原图后，首先通过一定的阈值将图像二值化，再利用Opencv自带寻找轮廓函数，通过条件控制筛选出圆环形光源的反射像，并将反射像上的点集存入一个数组，将获取到的边缘点数据，用最小二乘法便可拟合出椭圆，在椭圆的长轴向方向画出一条线，即为角膜散光轴向，并标示手术切口位置和人工晶状体植入位置，并将结果显示在显示装置4如液晶显示屏上。

其中灯体光源100的尺寸、光源100与角膜200的间距H、角膜200的曲率半径（或K值）、投射像300的尺寸之间存在数学和光学关系，如图3所示。

在本发明的实施例中，角膜散光实时定位装置的圆环形光源处于实际的临床状态，人眼角膜曲率半径约在6.8~8.6mm之间，光源与角膜的间距约在100~400mm之间，优选地约在100~300mm之间。

在本发明的一些实施例中，光源100可以包括一个圆环形发光体101，该圆环形发光体101可以例如由排列成圆环的多个LED组成，如图4a和图4b所示。在实际手术操作环境下，光源100的一个或多个圆环形发光体101中的至少一个的发射光经角膜投射后，能够获得与术前角膜曲率半径测量时采用的孔径基本一致的投射像大小，也就是说，至少一个圆环形发光体101在角膜上的投射像（即角膜反射像，其形状为圆形或椭圆形）的直径（当投射像为圆形时）或椭圆长轴尺寸（当投射像为椭圆形时）与术前角膜曲率半径测量时采用的孔径基本一致。在本发明的一些实施例中，投射像的直径或椭圆长轴尺寸为1.8~3.5mm；优选为2.0~3.0mm；更优选为2.0~2.8mm。对应地，角膜散光实时定位装置的光源100的直径为65~215mm；优选为70~160mm；更优选为80~140mm。表1示出了根据本发明的一些实施例的数据。

在本发明的一个实施例中，如图5a和图5b所示，光源100可以包括多于一个圆环形发光体101，例如两个、三个或更多个。这些圆环形发光体101是同心的并且具有不同的直径，每个圆环形发光体101可以例如由排列成圆环的多个LED组成。在本发明的一个实施例中，能够通过机械或电动的方式（例如旋钮、开关、软件等方式）控制不同的圆环形发光体101的亮或灭，供不同手术环境选择，以获得更好的手术效果。在操作中，可以首先使一个圆环形发光体发光，然后观察该圆环形发光体在角膜上的投射像的直径或椭圆长轴尺寸是否处于合适的范围。如果该圆环形发光体在角膜上的投射像的直径或椭圆长轴尺寸处于合适的范围，则继续进行手术的后续步骤。如果该圆环形发光体在角膜上的投射像的直径或椭圆长轴尺寸未处于合适的范围，则关闭该圆环形发光体并且使另一个圆环形发光体发光，直到某一个圆环形发光体在角膜上的投射像的直径或椭圆长轴尺寸处于合适的范围为止。

在本发明的一个实施例中，在光源100包括多于一个圆环形发光体101的情况下，这些圆环形发光体101的高度可以是相同的。在本发明的一个实施例中，在光源100包括多于一个圆环形发光体101的情况下，这些圆环形发光体101的高度可以是不同的，如图6a和图6b所示。

在本发明的一个实施例中，在灯座上设有亮度调节单元，采用3V、300mA可调节直流电源作为工作电源，通过LED专用恒流可调光电路调节光源亮度。

在一些实施例中，在光源100的附近可以增加可调光学装置，如反射镜、透镜或镜组等，可以通过该可调光学装置来调节光源100在人眼角膜投射像的大小。如图7a和图7b所示的一个实施例，在光源100的外围安装一圈具有预定斜度的反射镜102，光源通过反射镜102反射后，形成一个与原先光源不同大小的光圈，成像于角膜平面。

在一个实施例中，光源100的一个或多个圆环形发光体101本身的发光方向是可调的，以便调节一个或多个圆环形发光体101在人眼角膜的投射像的大小。如图8a和图8b所示，一个或多个圆环形发光体101可以由一圈或多圈可以调节发光方向的光点阵组成，其发光方向可以通过机械、电子等装置进行调节。在一个实施例中，可以在一个或多个圆环形发光体101的外围安装环形反射镜102，改变一个或多个圆环形发光体101的入射角度和方向，可以使一个或多个圆环形发光体101经反射镜102反射后的反射光形成不同尺寸的光圈，投射到角膜表面。在一个实施例中，反射镜102可以与一个或多个圆环形发光体101所在的平面垂直。

在一些实施例中，光源100的发射光可以直接照射到角膜上。

在另一些实施例中，光源100的发射光可以经过光学系统后照射到角膜上。该光学系统可以包括本领域技术人员已知的任何光学元件。

在一些实施例中，光源100的发射光可以是单色光，也可以是白光。在一些实施例中，光源100可以由同一种波长的LED组成，也可以由不同波长的LED组成。

尽管已经参照（一个或多个）示例性实施例描述了本发明，但本领域技术人员将会理解的是，本发明不限于本文所描述的确切结构和组成部分，而且在不偏离如所附权利要求限定的本发明精神和范围的情况下，从前面的描述可明白各种修改、变化和变形。本发明不受步骤的所示排序的限制，因为一些步骤可以按照不同的顺序和/或与其它步骤同时进行。因此，本发明不限于所公开的（一个或多个）具体实施例，而是将会包括落在所附权利要求的范围内的所有实施例。