专利名称：获得生物组织表面形状的方法及装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于获得生物组织表面形状的方法及装置。
一种已知的测量角膜形状的方法使用在视力矫治手术前或手术后，或也用于调试隐形眼镜，此方法以运用所谓的角膜散光仪为基础。在此方法中，角膜的泪膜层上的聚光环(所谓的博拉希多环Placido-Ringe)之反射借助一摄像机加以纪录并分析。此时，在眼睛的前方放置一个照明装置，其前部设有一带聚中环状槽的薄盘，其中心再设置一个摄像机。为获知待测角膜形状的特征，将从泪膜层上反射并由摄像机纪录下的光线--呈由角膜的弯曲而变形的环状图形--与一个已知的、角膜半径为7.8mm的参照眼睛的角膜形状相比较。为重构每个角膜的表面形状，使用者首先借助十字线手工地确定约20个环的中心。之后，通过该中心在角膜上以每个间隔1°作180个经线，经线和环的交点的间距随着环的半径的增大而增加到达300μm，从而产生180(经线)×20(环)×2(交点)=7200数值点，而可求出角膜的弯曲度。这种已知方法和装置的缺点是由于照明装置和摄像机的集中配置，直径至少为1.5mm的中心面积纪录部下有关数据，然而，恰恰是这个范围内的数据特别重要。此外，与标准眼睛的形状偏差比通常情况下大的角膜，譬如中央扁平的角膜，其形状的测量错误不可避免。尤其是，7200个数值点对于用于求知角膜形状所必须的内推法在某些情况下不能令人满意，这个数值点的数目实际上说明了一个上限，因为经线由于其最终的线宽不而能以小于1°的间隔划分。
因为上述的方法和装置在手术剥离过程中不能加以控制，故对于大于-6的屈光度视力矫正时尤会出现误差。虽然这种矫正可由使用者或说是手术人员为制作所谓的“列线图“而进行统计分析以避免今后的手术中出现错误，但这种解决方法是并不令人满意的。
另外，一种已工业化生产的、用于光学测量各种无生命的物质表面的所谓的条纹投影法已为人所知，它能进行可靠的、无接触的和快速的测量。条纹投影法的基本构思是结合几何光学的三角测量和古典的干涉仪的机械测量可能性，其数学关系在附页中详述。这种方法和装置特别是用于快速测量，因为只需进行唯一的一次摄影，此时，以合适的条纹图首先投影到待测的表面上，条纹被干涉或通过以合适的结构(栅格、玻璃上的腐蚀结构、液晶基体、微镜Mikrospiegel)构图产生，从表面分散的散射光以角膜表面形状分解的条纹图的形状，以一和投影或辐射方向呈α角度进行监测，并借助合适的算法进行评估。所需的傅利叶级数变换过去很费时，但借助目前的计算机技术则可很快地求算出。
然而，对于测出条纹图的反差较小时，对条纹图进行评估则有问题，此时，偶尔会出现阶段测量错误，在面积的跳跃上它可以被观察到。已知的增加反差的办法是对物体加以强分散层(Bedampfen)或是加入荧光色素。后者尤其推荐用于眼科治疗中，如由威德克等人的《应用光学》第34期，3644页始，1995(Windecker et al,AppliedOptics)，在条纹投影法中推荐将角膜前的泪膜层增加氢化荧光素，以便求得角膜表面的形状。在此方法中，将由白光通过滤色镜滤出的蓝色光引导到角膜上，此时，作为激活饵获得的结果是，预设的、富含氢化荧光素的泪膜层发射绿光。美国专利US5,406,342中描述了一个类似的方法(及一个相应的装置)，此方法中，在含有荧光化液体的角膜上由两个方向投影的两个部分图形相互重叠，产生可进行分析的波纹图形(Moire-Muster)。从液体膜层辐射的荧光束在穿过一光学透镜后，通过用摄像机连续录下两个半图而统一，并通过特制的算法进行分析评估。由两个方向的光束的投影--作为对滤色镜的补充-有助于避免对直接反射的监测。该反射在角膜上某处产生，该处的平面法线平分光束和观察方向之间的夹角，而且始终在监测单位对投影图形的波长敏感时出现。
其它使用荧光照射眼睛以于确定角膜形状的方法和装置在US-A-4,995,716,、US-A-4,761,071、US-A-5,159,361中有描述。
这些方法和装置的缺点是，泪膜层因具有局部及个别不同的厚度，使得通过对它的测量不能可靠的推算出角膜的表面。因为荧光介质分布在泪膜层上，散射光由泪膜层的全部厚度提供，故测量精度不大于泪膜层的厚度，其最大为200μm。此外，在角膜上皮层不存在或者上皮层被翻离开光路时，液体会进入角膜组织，从而会加大深度的分辨率。此外，在这种情况下角膜的表面形状会标化，因为它会放大。由此看来，使用以上已知方法或装置的先决条件是要有完好的上皮层，而它却恰恰在手术前要去掉，因此这种测量不能在诸如手术时进行。
另外，英国专利GB-A-2 203 831中描述了一种借助荧光射线检测肿瘤的装置，为此，待检测的生物组织(肿瘤)用一个发射UV-范围的光源进行照射，该组织为此为发射荧光射线而激活，荧光射线由一探测系统探测而后测量。这种已知装置只适合于检查生物组织如肿瘤的组织特性，而不能确定生物表面的形状。
本发明的公开本发明的任务是进一步发展本文开头所述的方法和装置，使生物组织的形状可以以简单的方式获知，同时无需其它手段，尤其是无需荧光液体。测量结果可运用于手术治疗。
本发明的任务是通过本文开头所述的方法如此实现的，即将生物组织直接用一借助激活射线产生的照射图进行照射，使得照射过的组织范围为发射一由荧光射线组成的荧光图而被激活，将荧光图进行探测并为计算组织表面形状进行评估。
本发明的任务是如此加以实现的，根据本发明的装置，带有至少一个产生一激活射线的射线源，一由激活射线直接在生物组织上产生照射图样的装置，使得被照射的生物组织区域为发射一由荧光射线组成的荧光图样被激活，至少一个用于探测由生物组织发出的荧光射线的探测仪，以及一个由探测的荧光射线计算出生物组织的表面形状的评估单元。
本发明的优点在于，无需激活任何为生物组织预设的、以及必要时富含一种合适物质以发射荧光射线的薄层，而只需激活生物组织本身。为此，即或射线的强度和波长如此选择，使得其进入组织的深度小，同时，真正只有最外层的组织范围(如2-3μm)被荧光激活。此时，待探测的荧光图基本相应于之前投影到组织上的、通过弯曲的待测组织的表面而变形的射线图，以及观察方向和照射方向之间的夹角。未被照射的组织范围此时不被激活放射荧光射线。因为一个所不希望的荧光物质的空间分布--如对于组织上的荧光液体薄层而言--不存在，则不会出现测量错误，同样，因为这种预先设置的液体薄层而使组织涨大的问题也可避免。
根据本发明的方法和装置，特别是对角膜而言，可以放发荧光或其它安置到眼睛上的标识液体，因此能以很简单的方式将角膜表面通过荧光射线直接表示，而不必走预先设置发荧光的薄层这一不精确的弯路。
根据本发明，射线源产生一波长基本位于紫外线波长范围内的激活射线。这种情况下，紫外线仅仅进入角膜几个微米(紫外线波长范围上面直至接近红外(IR)对角膜是透明的)，因此，由角膜发射的荧光射线基本上是来自组织的最外层，也就是精确地代表了组织的表面形状。另外，测量可在足够短的时间内进行，以避免因为眼睛的运动而产生测量错误。
根据本发明的方法和装置，也可测量皮肤的变形极限或表面变化以及其它结构特征(如指纹)。如果可能，在光路上的障碍物--如毛发--可从组织表面去除。待测量组织的表面形状原则上可以是任何的，但不应有大的起伏。
用于评估荧光射线之荧光图形的评估单元最好包括一个带有合适的分析软件、譬如运用已知的数学方法的软件的计算机，这种本身已知的用于评估荧光射线的数学方法将在附页中说明。
因为本发明的方法或装置是建立在生物组织本身的荧光特性上，因此特别适用于在角膜屈光手术中获知角膜的形状，手术时没有泪膜层和上皮层--至少在激活射线的路径上是如此。譬如，手术前和手术期间常常要确定瞬间的组织形状，以使接下来的手术步骤根据当前的结果而调节。通过在手术模式和求知角膜表面形状模式两者之间来回开关，这就允许用譬如激光进行手术时整个剥离过程的控制/调节，使得手术时可按照随时的监督和相应的反映做出比以往精确的手术矫正。同时，由使用者单独通过统计数据确定的列线图也成为多余，而这种列线图以往在屈光度超过-6时则是必不可少的。
确定生物组织表面形状的射线源和对生物组织镜进行手术的射线源最好是一样的，这样的话就可制备成本较低且结构紧凑的用于确定生物组织表面形状并对生物组织进行手术的装置。根据本发明的方法或装置，可快速而方便地对生物组织进行很精确的矫正，因此，本发明的任务即辅助对生物组织进行手术的方法如此得以实现，即将评估的结果调节地和/或控制地使用到当前的对生物组织手术过程中。
另外，有利的是，荧光射线的探测可用一种装置来进行，这种装置对激活波长的灵敏度由于激活射线和荧光射线之间的波长差本来就非常小。此时使用能对位置区域进行探测的CCD摄像机，如果可能，也可使用一种对紫外光敏感的摄像机。探测装置对激活波长的敏感度也可补充或选择性地通过滤色镜(有色滤色镜或极化滤色镜)来减少，这样的话，探测时不会出现干扰性的直接反射，虽然直接反射如同已知方法和装置一样是无法避免的，但它由于探测装置对其波长不敏感而不会探测，因而不会挡住所希望的信号，就是说，为完整地再现生物组织表面，只需要作一次摄像记录。
由生物组织发射的荧光射线最好以一个与照射方向不同的角度，一般为45°，进行探测，这样的话，荧光射线被立体变形地观察，使得生物组织的表面弯曲可以被精确地测量出来。例如，荧光条纹图样的相邻的条纹在这种立体观测下比正面观测更弯曲，从而获得条纹弯曲更详细地信息。
假如直接的荧光射线仅仅用一个探测以接收，同时照射和观察方不重叠，则和前面已讨论过的一样，我们可得到一个立体变形的荧光图样。当照射图样、也就是荧光图样很细致时，使组织形状地分辨率很高，位于背向探测仪区域的直线则所不希望地拥挤在一起，不再能精确地分辨。因此，最好还使用第二个探测仪，它相应照射方向与第一探测仪对称设置，以探测第一个探测仪不能精确探测的区域。另外，也可选择性地使用一个合适的、放在生物组织前方的镜子，它将荧光射线从背向那个唯一的一个探测仪的生物组织的一侧反射到探测仪上。因此，两个空间的半图同时(用两个探测仪)或前后(用一个探测仪和一个镜子)接纳，并相应用来评估。
为将因立体变形很难照到的生物组织区域更好地处理，可附加或选择性地对生物组织由至少两个照射。为此，在角膜手术中，根据本发明的装置最好对称设置，其中两投影或照射方向与它们之间观察方向所夹的角度相等。同样，除使用若干射线源之外，也可使用多个探测仪。为将生物组织对象进行多侧面的照射，还可使用镜子或其他的光转向器。
生物组织、尤其是角膜最好是用如50-370nm的波长来激活而发荧光，较短的波长如150nm只有技术费用很高时才能产生足够的能量，同时，它产生的荧光射线因仅仅稍稍大一点的波长用目前技术很难探测。相反，波长大于370nm时，如角膜对可见光，因光的照射深度太大，而不能将荧光射线限制在最外层细胞层上，从而不能保证测量的精度，此外，特殊场合下它也可能损害眼睛。
因角膜测量时，眼睛禁不住要动弹，即所谓的眼睛快速扫视，故最好相应地缩短照射时间，最好在20ms(毫秒)以下，否则探测到的荧光图样会变形。新型的激光仪能发射毫微米数量级的脉冲，可能的话也可使用。
因眼睛禁不住要动弹而不得不缩短照射时间的问题，在根据本发明的方法和装置中，均可通过使用至少一个眼睛追踪仪来解决，有了它就可延长照射时间。该眼睛追踪仪把眼睛运动--最好是借助激活射线照射期间--记录为时间的函数，在评估荧光图样时将之考虑进去。激活射线借助所获得的信息跟踪眼睛，以实现较长的照射时间。
此外，可使用一种眼睛追踪仪，它可以和上述的眼睛追踪仪完全相同，在每次用照射图样照射前和每次荧光图样探测后对眼睛的位置进行确定。附加或选择性地也可用眼睛追踪仪在用照射图样照射和荧光图样探测期间对眼睛的位置进行确定。当在用照射图样照射和荧光图样探测期间眼睛的位置发生变化时，停止照射或探测并重新进行对角膜得照射和紧接着得对荧光图样的探测。
实践证明，照射图样以较短的时间间距照射到生物组织是有利的，用这种照射脉冲可达到足够的荧光强度，同时又可防止生物组织因光线感应而剥离。用快速光学元件可在通常的闪光瞬间达到数百次的脉冲。每次测量的重复率，即，由照射而后探测荧光图样的过程，最好在1Hz和1MHz之间。
为防止角膜组织或其它的生物组织受激活射线的持续伤害，优先使用带低能流(能量/面积)的投影。这个能流相应于直径为10mm的圆面积上的能量小于10mJ(毫焦耳)。这样的话也可避免射线损害。激活射线的能量最好在1μJ(微焦耳)到1J(焦耳)之间。
激活荧光的射线，譬如可由激基-缔合物激光发射，它也可用来作角膜加工手术。如使用氩氟激光为射线源时，激活射线2的波长为193nm(纳米)。可发射照射脉冲的激光设备除了激基-缔合物激光外(波长λ=193nm的氩氟激光，λ=248nm的氪氟激光，λ=308nm的氙氯激光，λ=351nm的氙氟激光)，同时还有氮气激光(λ=337nm)，频率放大固体激光(Nd:YAG五倍时λ=213nm，四倍时λ=266nm，三倍时λ=355nm或紫翡翠(Alexandrit))，或用固体充填的颜料激光。有利的是，选择激光的波长应该使荧光射线的强度尽可能的高，这样的话对探测仪的要求就可降低。
选择性地，也可使用相对价廉的、充有含氙或重氢混合气体的闪光灯，它最好通过合适的过滤镜限定再仅仅发射紫外光。因为这种闪光灯在紫外光范围内的输出功率低于激光，故而对探测仪的要求较高。
大多数投影到生物组织如角膜的几何照射图样由带正弦、余弦或矩形强度分布，通过合适的运算方法，可以在诸如条纹宽度和间距为100μm时，测出分辨率为几个毫米的表面。另外，也可选择性地使用一个节点来作评估的光栅，一个孔洞图样，一个由多个对中圆向外延伸、带等角间距设置的直线的图样、一个由两个直线图样组成的波纹图样或其他几何图样。
用来产生几何照射图样的装置最好包括以掩摸，它带平行槽缝或规则设置地孔洞，照射图样通过用激活射线照到组织上而形成。这种图样的强度损失相当小，故对功率较小的照射系统很有利。
也可选择性地使用合适的产品如结构重组的物质(如玻璃)作为产生几何照射图样的装置，这种结构重组的物质中，强分散或吸收的区域已经和高投射度的为重组的区域相替换。这种物质产生正弦形强度曲线分布。
产生几何照射图样的装置也可是本身已广为人知的光学元件，如微透镜，其直径可为100μm，可设置在一窄小、规则结构中的透明玻璃物上，它可放置到射束直径达8mm的激活射线的光路中。如果每个单一的微透镜以圆柱状透镜过程，则可产生条纹图样。其它透镜形式，如半球状，也可使用，得到另一种照射和荧光图样。微透镜可获得较大的景深，对测量弯曲的角膜有利。此外，激活射线的能量利用也好于用部分射线不能射到眼睛的掩摸，而且用亮、暗交替的条纹比用掩摸更可获得较精确正弦形强度分布。
生物组织上的照射图样也可通过干涉而产生，将用单色、聚合的射线源(激光)通过一个射线分配器加以划分，而后在生物组织上重组或集中。此外，组织上的干涉图样也可借助两个相互协调、带相聚合的射线光源来产生。
生物组织上的照射图样也可通过一个微镜区生成，激活射线在此微镜区以合适的方式反射到生物组织上，这种镜子的优点是调整时间短并可产生独特的照射图样，譬如可用300×400个微小镜子均匀设置构成一微镜区。
生物组织上的照射图样也可通过若干图样组成，这些图样可以是上述一种或多种方法产生的图样。
结构充足的荧光射线最好用一足够灵敏的、带高空间分辨率(高像素如1280×1024)的CCD摄像机进行摄录，从而可对荧光图样进行地域分辨式探测(ortsaufgeloeste Detektion地域分辨式探测因评估简单、精度高，故特别首推崇)。通过这种方式，可获得几十万个可评估的数值，如果激活射线波长在紫外线范围，而荧光射线波长在可见光范围，则CCD摄像机的使用更为有利，因为它在可见光范围的灵敏度比在紫外线范围的灵敏度高。尤其是CCD摄像机的物镜在波长大于300nm时充当带通滤波器，使得波长大于300nm的荧光射线被探测，而从生物组织上反射的激活射线，如果其波长在较短的紫外线范围里则不被探测。
射线强度较弱时，CCD摄像机可和一个放大器相连，这根使用闪光等时一样。
本发明的其它有优点的实施例可见于从属权利要求的特征中。
以下根据附图对本发明的一个实施例作进一步的说明，其中
图1是用于将射线图投影到角膜上及探测产生的荧光图形的装置第一实施例构成示意图；图2是用于图形投影和探测的第二实施例构成示意图；图3是一用CCD摄像机观察到的眼睛角膜的荧光图形，它是通过将图相应的射线图照射到角膜上产生；和图4是射线延伸的简要示意图(用以说明附页中的数学推导)。
穿过掩模4的激活射线2的强度和波长如此选择，使得它仅射入角膜8a几个微米，譬如采用紫外光即可。激活射线2激活角膜，使它在被照射的区域内发射荧光射线，而未被照射的角膜区域内不发射荧光射线，以此方式，角膜8a发射与照射图样相应的、因角膜弯曲而变形的荧光图样27，该图样27呈角度α，用第三透镜系统9在穿过第二光阑10后照到探测装置11的感应器11而得，探测器12可以是诸如通过图形加强器(图中未示出)加强的CCD摄像机2。为获得角膜表面形状的全部所需的信息，仅用探测器2作一次记录即可。为此，探测器2与由计算机构成得评估单元(图中未示出)相连，它可借助评估程序算出角膜8a的形状。
当使用氩氟激光为射线源时，激活射线2的波长为193nm(纳米)，同样推荐使用的频率大五倍得Nd:YAG激光，发射波长为213nm的激活射线，以角膜8a的被照射的生物组织区域为基础的荧光射线14的在这种情况下最大数值为300-450nm，在这个范围内的波长的探测花费不大，譬如用CCD摄像机12就可。
角膜8a上应尽可能没有泪膜层，以防止泪膜对激活射线2的吸收，这个必要性与角膜手术时的必要条件配合得很好，因为角膜手术一般在无泪膜的眼睛8b上进行，这种方法和装置因此特别适合与交替的对角膜的形状进行测量以及用同一种射线源、譬如紫外光源进行手术的组合情况。角膜形状测定的结果可以立刻使用于紧接着的手术步骤中，以借助激光或调节角膜的剥离。在接着的测量过程中，先前的手术结果可立刻被检测并调节下一步的手术步骤。这种交替式的过程最好由计算机控制。
使用大面积剥离角膜的激光束时，测量角膜表面以保护角膜期间，至少在激活射线2的光路-也就是射线源和角膜8a之间--要插入一个强度减弱器15(图1中用虚线绘出)，该强度减弱器在手术时再从光路中取出。插入和取出强度减弱器的过程最好由计算机控制进行。
在另一个未绘出的实施例中，使用直径为2mm的激光束以将角膜进行小范围的剥离，此时，激光束被扫描式地引过角膜。因此，测量角膜表面时，用于产生较大的面积照射图样的激光束用至少一个光束扩展器(图中未示出)加以扩展，光束扩展器安放于射线源1和角膜之间的光路上。手术期间，光束扩展器要全部移离激活光束2的光路。
图2绘出的本发明装置的第二实施例中，两个探测装置12、22在角膜8a前相对设置，其中两个观察方向(角膜和探测仪之间的中央连接线)在图中与照射方向(与激活射线2的中央线束重合)的夹角α、β相等。此实施例中，射线源1直接放置于角膜的对面。和图1中的第一实施例类似，照射图样26在经过第三光阑17、第一透镜系统3、产生照射图样26的中央装置4以及第二透镜系统6后，照射到人眼睛8b的角膜8a上。在此实施例中，荧光图样27的荧光射线14穿过第三透镜系统9和第二光阑10后，被从两侧进行探测，以获得较高的清晰度。这样的话，对一个弯曲的组织表面而言，即使背向探测仪方向12、22的组织侧面用其它探测仪22、12也可精确地加以确定。譬如，如果照射图样26由规则地间隔设置的、位于一假想的四方格上的交叉点的圆构成时，这些圆由于探测仪12的背侧的立体变形而挤在一起，直至甚至不能再分辨出来。这样的生物组织范围就可用它对面的探测仪22来精确地加以确定。反之，探测仪22背面的生物组织范围也可用另一探测仪来确定。
在另外一个未绘出的实施例中，生物组织8a被由两个方向照射，譬如，一光束分配器将激活射线2由射线源1分开，借助一个或多个光线转向仪-如镜子--转向到生物组织8a上。也可选择性地使用多个射线源1。这种构造也可参见图2，只是图2中的那两个探测仪12、22要换成两个射线源1以及图2中的那个射线源1要换成一个探测仪12，此时产生照明图样26的装置4以及透镜系统3、6、9和光阑7、10、17的位置也相应调整。
图3绘出了由CCD摄像机12记录下来的反转的条纹状荧光图样，它是根据图1的试验装置在将角膜用条纹状照射图样26探测而得。条纹状照射图样26借助一氩氟-缔合物-激光(λ=193nm)及带平行开孔的掩膜4而获得，同时只投影到角膜8a的要进行激光手术的、也即要不同程度剥离的中央位置范围。角膜8a上出现的能量约为2mJ，激光束的直径为8mm。直接于这个区域相连的未被照亮的邻区18同样还是角膜8a的一部分。如必要，将照射图样26照射前后纪录的图形进行数字式减法，则可提高反差，也就是提高了本方法的精密度。
纪录图3所示的荧光图样27时，角膜8a上未加有外部的液体薄层或泪膜层，角膜8a最上表层被激活射线2产生的照射图样直接照射的区域被激活，发射荧光射线14。此外，角膜8a的上皮层在手术前已被除去。上皮层也可选择性地在划开口子后连同下面的部分基质一道移离激活射线的光路，手术后再恢复原位。
图3中向上挤靠的条纹是因为相对照射方向倾斜的观察方向或是眼睛8b立体变形的结果。(参见图1，其中指向探测仪12的生物组织的侧面相应于图3中荧光图样27的下部区域，而背向探测仪12的生物组织的侧面则相应于图3中荧光图样27的上部区域。)尽管以上的实施例均是针对测量眼睛角膜的表面性状的说明，但本发明的方法和装置可同样以相应的方式运用到其它生物组织的检测中。
附页以下借助图4对主要的数学关系加以说明，该数学关系用于分析评估当生物组织8a上投影一条纹图样(照射图样)时所发射的荧光射线。箭头x或y在图中始终表示照射方向或观测方向。P表示物体或生物组织8a产生的条纹间距，数值d表示观察者在角度α下观察到的条纹间距，评估条纹图样时的重要参数之一的有效波长则用λeff表示。
一个重要参数是垂直于观测方向的条纹间距，也用λeff表示，借助图4可有如下表达式λeff=p/sinα=d/tanα＝βL/sinα(1)等式(1)中α是照射方向和观测方向之间的角度，L是照射图样上的条纹间距，它是通过带放大系数β的透镜系统6在物体或生物组织8a上构成，数值d表示观察者视角下观察到的条纹间距。
有效波长λeff模拟干涉法是一个重要数值，据此可确定系统的敏感度。由等式(1)可见，λeff可通过角度α和条纹间距L的变化加以改变。根据所使用的投影法，最高分辨率可达λ/100。
如果使用带cos2--形状的强度--分布投影格(Projektionsgitter)，则通过其在测试物体的表面或生物组织8a上的投影产生一个强度结构，它可由等式(2)加以描述I(x,y)=I0(x,y)+V(x,y)cosφ(x,y)(2)式中，I0(x,y)是背景强度，V(x,y)是条纹反差，φ(x,y)是干涉相位。φ(x,y)干涉相位值说明平行条纹线和物体或生物组织8a轮廓延伸之间的关系。生物组织8a轮廓延伸由等式(1)和(2)在数量上得出z(x,y)＝[φ(x,y)λeff]/4π(3)按照等式(3)，迅速和精确测量相值对决定轮廓延伸必不可少。实时干涉法(Echtzeitinterferometrie)提供了一系列很有效的相位测量方法来解决等式(2)基础上的问题。
称为相位推移法的评估方法的基础时，条纹图样中通过光学参数在全图上的改变，一个有步骤的、确定的相位改变可精确的进行一个周期，而这种改变可以通过推移干涉仪的参照镜或推移投影格而发生。这种测量方法提供的精确度可达所用波长的1/100，但技术上难以实现，与单图投影和评估相比，测量和评估也很费时。
因此，如果为求得相位而只需进行一次纪录则是很有利的。为此，在实时干涉法中运用外差法或载体频率法(Heterodyn--oderTrgerfrequenzverfahren)，此时信号上加入一个地方载体频率f0，从而等式(2)变为I(x,y)=I0(x,y)+V(x,y)cos{2πf0x+φ(x,y)}(4)与等式(5)c(x,y)＝1/2V(x,y)exp{iφ(x,y)}(5)由等式(4)得出I(x,y)＝I0(x,y)+c(x,y)exp{2πif0x}+c*(x,y)exp{-2πif0x}(6)其中*号表示复合共轭。
过滤后由傅立叶级数变换及反变换求得函数c(x,y)，从而相位如下φ(x,y)=tan-1{Im[c(x,y)]/Re[c(x,y)]}(7)其中“Im”、“Re”分别表示复合函数的虚、实部分。
权利要求
1．确定生物组织表面形状的方法，其特征在于生物组织(8a)直接用一借助激活射线(2)产生的照射图样(26)进行照射，使得被照射的生物组织区域激活而发射一由荧光射线(14)构成的荧光图样(27)，将其进行探测并分析评估以计算出生物组织(8a)的表面形状。
2．如权利要求1所述的方法，其特征在于待测量的生物组织(8a)是一眼睛(8b)的角膜(8a)或是指头上的皮肤。
3．如权利要求2所述的方法，其特征在于在确定角膜(8a)的表面形状前，将角膜(8a)上的泪膜层除去。
4．如权利要求3所述的方法，其特征在于在确定角膜(8a)的表面形状前，将角膜(8a)的上皮层至少暂时移离激活射线(2)的光路，使上皮层下的生物组织直接被照射图样(26)照到。
5．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于发射荧光射线(14)的生物组织区域基本上用波长在紫外光(UV)范围内的激活射线(2)加以激活。
6．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于生物组织(8a)至少由两个方向用激活射线(2)照射。
7．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于荧光射线(14)用至少一个探测仪(12,22)、最好用CCD-摄像机来探测。
8．如权利要求7所述的方法，其特征在于对荧光射线(14)进行地域分辨式(ortsaufgeloest)探测。
9．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于对荧光射线(14)在一与照射方向不同的角度(α)进行探测。
10．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于将荧光射线(14)至少部分地用一个光转向仪转向到一个探测仪上，并在该处探测。
11．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于激活射线(2)的波长范围选为150-370nm。
12．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于激活射线(2)的发射持续时间选为1fs至数秒之间。
13．如前述权利要求2-12中任一所述的方法，其特征在于一眼睛追踪仪记录下眼睛的典型运动过程之信息，借助这些信息可将激活射线(2)引导到眼睛(8b)上，以实现较长的照射时间。
14．如前述权利要求2-12中任一所述的方法，其特征在于眼睛(8b)的位置确定借助眼睛追踪仪在每次用照射图样(26)照射前以及在每次探测完荧光图样(27)后进行。
15．如前述权利要求2-12中任一所述的方法，其特征在于在照射图样(26)照射期间以及荧光图样(27)探测期间，眼睛(8b)的位置借助眼睛追踪仪获得，当在照射图样(26)照射期间以及荧光图样(27)探测期间眼睛(8b)的位置有变化时，则停止照射或探测并重新进行眼睛(8b)角膜(8a)的照射和探测荧光图样(27)。
16．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于由照射和紧接着探测荧光图样(27)两步骤组成的测量过程之照射图样(26)以1Hz-1MHz的重复率投影到生物组织(8a)上。
17．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于激活射线(2)的能量选为1mJ至1J之间。
18．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于激活射线(2)借助作为激光(1)或闪光灯构成的射线源(1)产生。
19．如权利要求18所述的方法，其特征在于激光(1)采用频率放大的固体激光、激基缔合物激光、其它气体激光、频率放大的颜料激光、或频率放大的离子激光。
20．如权利要求18所述的方法，其特征在于闪光灯采用含氙混合气或重氢混合气的闪光灯。
21．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于照射图样(26)选用由平行条纹、直角格子、孔洞图样构成的图样，由带从中心向外径向延伸和等角度间隔设置的线的多个对中圆构成的图样，或由两个直线图样构成的波纹图样。
22．如权利要求21所述的方法，其特征在于照射图样(26)至少部分地通过一掩摸(4)进行光学构图，该掩摸(4)带形状呈平行槽缝或规律设置的孔洞的开口。
23．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于照射图样(26)至少部分地通过一凸纹状镜子的光学构成而在吸收和/或散射激活射线(2)以及对激活射线(2)透明的区域内产生。
24．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于照射图样(26)至少部分地通过激活射线(2)的干涉而获得，尤其是通过对产生激活射线(2)的射线源(1)的划分和紧接着的重新组合或通过由两个相互协调的射线源(1)产生的激活射线(2)对生物组织(8a)进行照射而获得。
25．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于照射图样(26)至少部分地通过散射光学元件、最好是显微透镜产生。
26．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于照射图样(26)至少部分地通过规则地设置微镜而产生。
27．如前述任一权利要求所述的方法，其特征在于生物组织(8a)的表面形状由一个评估单元进行计算，它借助已算出的表面形状来控制一激光。
28．如权利要求27所述的方法，其特征在于由评估单元控制的激光及为荧光激活生物组织(8a)所用的射线源(1)--最好是一紫外线激光(1)--二者是一致的。
29．获知生物组织的表面形状、特别是使用权利要求1-28中任一权利要求所述的方法的装置，带有--至少一个产生一激活射线(2)的射线源(1)，--由激活射线(2)直接在生物组织(8a)上产生照射图样(26)的装置(4)，使得被照射的生物组织区域为发射一由荧光射线(14)组成的荧光图样(27)被激活，--至少一个用于探测由生物组织(8a)发出的荧光射线(14)的探测仪，--一个由探测的荧光射线(14)计算出生物组织(8a)的表面形状的评估单元。
30．如权利要求29所述的装置，其特征在于射线源(1)产生一波长基本处在紫外线波长范围内的激活射线(2)。
31．如权利要求29或30所述的装置，其特征在于射线源(1)以激光形式、最好是采用频率放大的固体激光、激基缔合物激光、气体激光、频率放大的颜料激光、或频率放大的颜色激光、或闪光灯--最好是采用含氙混合气或重氢混合气的闪光灯--构成。
32．如权利要求29至31中任一权利要求所述的装置，其特征在于至少还构成有另一个射线源(1)和/或至少一个用于划分激活射线(2)的装置，以便将生物组织(8a)由至少两个方向用激活射线(2)照射。
33．如权利要求29至32中任一权利要求所述的装置，其特征在于至少构成有一附加的探测仪(22)用仪探测形成荧光图样(27)的荧光射线(14)。
34．如权利要求29至33中任一权利要求所述的装置，其特征在于至少构成有一光转向器以将荧光射线(14)转向到探测仪(12,22)上。
35．如权利要求29至34中任一权利要求所述的装置，其特征在于用以产生照射图样(26)的装置(4)包括一个带形状呈平行槽缝或均匀设置的孔洞的掩模(4)。
36．如权利要求29至35中任一权利要求所述的装置，其特征在于用以产生照射图样(26)的装置(4)包括一带有吸收和/或控制激活射线(2)且对激活射线(2)透明的区域的凸纹镜。
37．如权利要求29至36中任一权利要求所述的装置，其特征在于用以产生照射图样(26)的装置(4)包括一最好垂直激活射线(2)的光路设置地散射光学元件，最好是微透镜。
38．如权利要求29至37中任一权利要求所述的装置，其特征在于用以产生照射图样(26)的装置(4)包括在生物组织(8a)上产生干涉图样的装置。
39．如权利要求29至38中任一权利要求所述的装置，其特征在于用以产生照射图样(26)的装置(4)至少包括一微型镜区域。
40．如权利要求29至39中任一权利要求所述的装置，其特征在于探测仪(12)包括一CCD-摄像机(12)。
41．如权利要求29至40中任一权利要求所述的装置，其特征在于射线源(1)的强度、脉冲周期、重复率以及激活射线(2)的波长如此构成，以便能对生物组织(8a)进行手术，如对角膜(8a)进行区域剥离。
42．如权利要求29至41中任一权利要求所述的装置，其特征在于在至少一个射线源(1)和生物组织(8a)之间设置一可放入或取出激活射线(2)光路的强度减弱器(15)或射线展开器。
43．如权利要求29至42中任一权利要求所述的装置，其特征在于构成有一眼镜追踪器以获取典型眼镜活动的信息，借此可将激活射线(2)引到眼睛(8b)上，以延长照射图样(26)在角膜(8a)上的照射时间。
44．如权利要求29至43中任一权利要求所述的装置，其特征在于构成有一眼镜追踪器以在每次照射图样(26)照射前和/或每次探测荧光图样(27)后确定眼睛(8b)的位置。
45．如权利要求29至44中任一权利要求所述的装置，其特征在于构成有一眼镜追踪器以在照射图样(26)照射期间和/或每次探测荧光图样(27)期间确定眼睛(8b)的位置。
46．如权利要求29至45中任一权利要求所述的装置，其特征在于构成有一计算机，它用来求得生物组织(8a)的表面形状，控制激光。
47．如权利要求46所述的装置，其特征在于由计算机控制的激光和用于荧光激活生物组织(8a)的射线源(1)--最好是紫外线激光--二者是一致的。
全文摘要
确定生物组织表面形状的方法,生物组织8a直接用一借助激活射线2产生的照射图样26进行照射,使被照射的生物组织区域激活而发射由荧光射线14构成的荧光图样27,经探测并分析评估以算出生物组织8a的表面形状;用本发明方法的装置,有至少一个产生一激活射线的射线源1,一由激活射线直接在生物组织上产生照射图样的装置4,使被照射的生物组织区域为发射一由荧光射线组成的荧光图样被激活,至少一个用于探测由生物组织发出的荧光射线的探测仪,及一由探测的荧光射线计算出生物组织的表面形状的评估单元。
文档编号G01B11/24GK1313735SQ99810027
公开日2001年9月19日 申请日期1999年8月19日 优先权日1998年8月20日
发明者斯特凡·施林德尔 申请人:生物形状股份公司