利用红外激光射线剥离眼角膜 的方法和装置 本发明涉及修改眼角膜表面的激光外科手术技术，更具体地说，涉及激光外科手术，通称为光折射角膜切除术或PRK，它利用选择性测容积切除眼角膜来对角膜组织直接整型。
近年来，公开了很多为矫正视觉缺陷，象近视，远视，散光而发明的眼角膜刻蚀技术和有关的装置。另外眼角膜刻蚀技术也被用来治疗大量与角膜有关的病理症状。例如授予L’Esperance的美国专利，编号为4,665,913；4,732ml48和4,669,466，授予Trokel的美国专利，编号为5,108,388都描述了通过对前部角膜表面整型来实现光学校正的方法。而且，近来很多用于折射外科手术的原型仪器已经商品化，象加州Visx of Santa Clara的Model 2020，和麻省Summit of Watertown的Model Exci-Med 200。
这些至今公开并生产的商业角膜刻蚀方法和装置大多数是利用具有一定波长的紫外线光，一般是小于200nm的紫外线。例如很多设备是用氟化氩激光器工作在193nm波长。一般来说如此短波长的紫外线具有大于6电子伏特(eV)的高光子能量，作用于角膜组织后，将破坏组织分子内部化合键，使分子分解。这种原理的光化特性的优点是对手术区域周边细胞产生较小地间接热损伤。因为破碎的分子通常只是微小的易挥发碎片，它们在没有烧到基质层时便蒸发了。而且，每一激光脉冲产生的分解深度小于1微米，因此用紫外线可在不损伤基质层结构的最小的风险范围内获得精确的组织剥离。
鉴于这样小的穿透深度，同时要顾及剥离足够深的组织并把整个外科手术过程的时间减至最少，大多数利用准分子激光器的角膜刻蚀技术使用“大面积剥离”。大面积剥离是将激光束作用于相对大的手术部位上，逐渐剥离角膜薄层。光斑大小一般是足于覆盖整个角膜的光学区域的尺寸，即，直径为5至7mm。要保证角膜上所需的光通量密度就需要相对高的紫外线输出能量。已经发现，要保证光通量为150mJ/cm2，以维护至少每个脉冲0.2微米(0.2microns/pulse)的正常剥落速度就需要一个200mJ的紫外线激光器。然而，这样的激光器过于庞大且费用过高。
此外，有效的大面积剥落要求投射光束空间上是均匀的以获得理想平滑的角膜剖面。因此准分子激光束传输系统需要辅加光束整型设备，如旋转棱镜，反射镜或空间积分器。关于光束整型传输系统的详细讨论，请见授予Telfair的美国专利，编号4,911,711，通过参考而将其结合在本文中。当然繁多的光学元件将产生传输损耗，显著地增加了光学系统的复杂性，随之带来的是成本和系统维持护费用的提高。
其它基于利用紫外线激光扫描控制眼角膜选择区域的局部剥离技术已经产生。扫描渐近方法是用相对小的激光点以事先确定好的图案在角膜上快速扫描，使角膜逐渐整型成所需的几何形状。有关使用激光发射器的激光扫描技术的详细讨论请见授予L’Esperance的美国专利，编号为4,665,913或见Lin，J.T.所作“使用扫描设备的角膜整型小型准分子激光发射器”(“Mini-Excimer Laser Corneal ReshapingUsing a Scanning Device”)SPIE会刊第2131卷，医用激光和系统III(1994)。扫描渐近法有很多优点、包括：低功率，低能耗，加之折射修正和平滑剖面剥落，不要求输出激光束具有空间一致性。例如激光扫描在一个锥形光学处理区域上，可用来矫正高度近视，治疗组织脱落将处理区域加大到9mm直径范围可用来矫正远视眼。
基于准分子激光器的激光外科手术在很多应用上也行之有效。如果克服了这种技术所带有的一些限制，它将在激光外科应用上取得重大的进步。例如，准分子激子技术使用有毒气体作为介质，在传输系统中损耗光能，可靠性差，并且具有紫外线通过次级荧光而产生潜在变异的可能性，这将对眼睛非暴露组织产生长期不良影响。
因此，近年已经提出可替代准分子激光器的装置，它涉及来自固体激光器的移频射线。然而，作为频移器件的非线性元件的限制，使得这种激光器的可用波长的下限位于大约205nm，这可能太接近变异区，该变异区在250nm处出现尖峰。另外，多重移位激光器件也面临所需能量输出的困难，并且器件本身相当复杂笨重，导致潜在可靠性问题，同时增加了成本和维护费用。
最近，T.Seiler和J.Wollensak在他的“光剥离角膜近视矫正基本方法”(“Fundamental Mode Phobablation of the Cornea for MyopicCorrection”)，Lasers and Light in Ophtalmology，5，4 199-203(1993)，一书中提出了一种更具吸引力的替代方案。该方案涉及相当于角膜组织主要成分水的吸收峰的大约3微米(microns)右左的中红外波长。特别是一种叫做铒钇铝石榴石激光器(Er：YAG)，发射波长大约为2.94微米，相当于在水中吸收系数超过13000cm-1。这种高吸收导致小于2微米穿透深度的影响范围。
与准分子激光器有关的光剥离机制，即光化学分解是由于分子化合键能量吸收的缘故，与其相反，铒激光器(Er：YAG)是利用水分子光蒸发原理或叫做光热挥发，这一热量引起相变，使角膜组织突发膨胀从而使角膜表面组织脱落。
另外，铒激光器比准分子激光器更具临床应用价值是因为它轻便、高效。它能传输高质量射线光束，传输系统的光损失小，又具有优良的光耦合特性。此外，光蒸发本身比光分解更高效，它可以一次剥离达3微米的组织，从而加快手术过程。中红外射线适合于光纤传输。激光原与传输系统的引入注意的去耦方法，使它更适合手术室内应用。最后，铒激光射线不会变异，避免了潜在的长期有害影响。
由Seiler和Wollensak所描述的铒激光(Er：YAG)角膜刻蚀技术是基于大范围剥离。这个系统目的在于在最少脉冲量下，利用激光束的高斯束面，以每一脉冲获得折射修正。另一基于大范围剥离的系统是cozean等人在PCT申请中描述的，申请号为93/14817。它有一个刻蚀过滤器，用来控制射到角膜上的激光强度从而控制组织剥离的程度。
除了以上这些技术的优点之外，Seiler和Wdlensak，Cozean等人的铒激光器还有一些潜在的缺陷，它们都是大范围剥离技术，因此需要一个平滑均匀的光束面，大脉冲能量或复杂的过滤控制系统。这些系统过去假设剥离是线性的，即光束的能量密度越大的部分，剥离的组织越深。然而在准分子激光剥离中这个假设被证明是错误的，同样在铒激光剥离中也是错误的。
除了以上所讨论的局限性以外，这些控制和传输中红外激光束的技术还有一个缺点，即，眼部非剥离区域的热损伤。这是由于大范围剥离所需的高能脉冲产生的大冲击波和这些系统所需要的过大的能量密度所引起的。另外由于需要高脉冲能量和高质量的激光束，使得光学结构复杂制造困难且不易维护。
从以上讨论可以看出，控制外科角膜处理的方法和设备需要改进。需要有改进的低成本固体激光器来治疗眼睛近视，远视和光散的方法和设备。另外需要有改进的扫描眼睛外表面以及底部Bowan层和基质的中红外扫描激光射线的方法和计算机控制设备，以减少眼睛折射误差和处理角膜表面和角膜表面附近的组织。另外外科角膜组织处理过程中的眼睛跟踪机构也需要改进。
根据本发明的一个方面，提供一种利用中红外射线剥离眼角膜组织的外科方法和装置。该外科方法和装置利用在角膜区域上扫描的短激光脉冲使角膜因光剥离而脱落。光剥离是一种光机械剥落机理，它起因于角膜组织吸收入射光。当角膜组织吸收红外射线时，产生一双向振荡冲击波，它交替压缩和伸展角膜组织。组织碎片破裂分离并在冲击波伸展期间被冲击排出。
根据本发明的一个特点，激光传输系统包括激光源，例如Q-switched铒激光器(Er：YAG)，它发射中红外光谱范围内的脉冲射线，其能量密度足以使角膜组织剥离。在最佳实施例中，激光器发射对应于角膜组织主要成份水的最大吸收系数的大约3微米波长射线。激光源最好以重复频率大约5-100Hz，宽度小于50毫微秒(nanosecond)的离散脉冲的形式发射射线。光脉冲将降低组织周围的不良热损伤程度。每一脉冲能量最好在5到30毫焦尔(mJ)范围内。
激光束通过扫描光束传输系统，以预定图案在角膜表面特定中心区域上进行扫描，以便在扫描区域各点上有选择地剥离组织，从而使角膜组织整型为预先制定的形状。扫描光束传输装置由可控制摆动镜面组合而成，将光束瞄准并射向角膜表面。可以利用预定的扫描图案控制角膜的光剥离，包括角膜上皮组织，Bownan层，和角膜基质。以获得所希望的角膜形状的改变。
根据本发明的另一方面，在每次手术前，可以根据所需要的脉冲重叠度与剥落深度之间的特性关系图、与最高手术速度及所要求的剥落后角膜表面的要求的光滑度一致地改变与给定扫描图案关联的光班的尺寸和间隔。给定的扫描图案最好均匀地照射处理区，把扫描线之间的可以辨别的过曝光或欠曝光组织的线减至最少。一个或多个不连续的扫描图案可被用来在每一时间间隔内，将脉冲分配在整个处理区域内，从而将余热分散在整个区域内以使任何局部区域内的温升最小。
根据本发明的最佳实施例，同扫描光束传输系统一起提供的是眼睛跟踪系统，用来在手术过程中对眼睛的运动进行补偿。眼睛跟踪系统检测眼球的运动并产生与相对于激光束轴的眼睛水平准线的偏差成正比的信号。跟踪照射眼睛并将眼睛的重要特征如角膜缘成象在检测器阵列上，以检测眼睛的水平运动。按照本发明的特征，所述检测器阵列包含在垂直方向上和水平方向上以该检测器阵列的中心为中心的至少四个检测器。
在手术中，当眼睛主要特征相对于激光束轴对中时，此特征的图案将与检测器阵列对中心。检测器阵列产生零信号使激光束轴保持在它当前的位置。然而，当眼睛相对于激光束轴不对中时，在检测器上形成的图象也不与其对中，检测器阵列将产生偏差信号，该信号引起激光束轴偏转而正常地作用在角膜组织上。
跟踪光线最好选在近红外区域内以便与周围光线及激光束区分开来。另外，最好以预定的瞬时频率调制跟踪光线以便进一步与周围光线及激光束区分开来。红外或近红外滤光器装在检测器阵列的前部，以进一步提高检测眼睛重要特征的对比度，如角膜缘(limbus)。
根据本发明的另一个特征，在手术装置上装有角膜外形设备，用来判定角膜组织的形状以辅助手术前后的测量。为测定角膜组织的折射还装有空间分辨折射计。在本发明的多个实施例中，上面所述的对准方法再配合角膜外形或折射映象仪表的有源反馈控制，以便进一步控制手术过程。
为得到对本发明的更全面的了解，以及本发明的其他特征和优点，请参考附图以及以下的更详细的说明。
图1是说明包含本发明特征的装置的光学，机械和电气元件功能关系的方框图。
图2是展示的光学元件的示意图。
图3(a)和3(b)说明激光束经过角膜的扫描图案。
图4(a)和4(b)是在角膜上测量到的作为聚焦后的激光束的直径的函数的强度度分布。
图5(a)和5(b)说明激光束从激光系统到手术设备的传输机理。
图6(a)和6(b)说明相对于积分式眼睛跟踪器的检测阵列，眼睛映象的校准和非校准位置。
图7是与图1和图2中眼睛跟踪器有关的电子电路和伺服控制功能实施例示意图。
如图1，2所示。手术装置200包括红外激光源和光学镜片组件，后者顺序地包括：光束镜片30、将在图5中讨论，安全快门40，和部分传输反射镜50，60、它把输出光束10聚焦在病人眼睛70的角膜上、以修正角膜曲率、起到治疗作用。激光源20最好是产生短光脉冲的中红外激光器，以实现将在后面讨论的基于光剥离原理的角膜剥落。激光束10最好以预定图案在角膜表面的特定中心区域上扫描，使角膜曲率按预定控制形状改变。
根据本发明的特征，激光源20最好是固体激光源，发射中红外光谱范围内的脉冲射线，其能量密度足以使角膜组织脱落分解。激光器最好发射角膜吸收峰值处的射线，即波长大约3微米如2.7到3.1微米的射线，与角膜组织主要成份水的最大吸收系数相对应。现已发现，在此波长下，眼睛70的角膜组织对激光能量的吸收在1至2微米深度范围内产生完全吸收。如下面将进一步讨论的，现已发现薄的吸收厚度与短放射脉冲相结合使角膜组织周围的热损伤减轻到次要的程度。
如前所述，依据本发明的特征，这里公开的外科技术是基于称为“光剥离”的原理。角膜组织被中红外扫描激光短脉冲束照射。简言之光剥离是运用光机械剥落原理，使角膜组织吸收入射射线。当角膜组织吸收红外射线时，产生一双向振荡冲击波，它交替地压缩和伸展角膜组织，使组织破裂分离，并在冲击波伸展期间排出。对光剥离的详细讨论请见Jacques，S.L.“Laser-Tissue Interaction：Photochemical，Photothermal，and Photomachanical”Laser in General Sirgery，72(3)，531-558(1992)。因此光剥离是机械剥落过程，所以在剥落后，剩下的组织周围会产生微弱的热量。
激光源20可以用Q-Switched铒钇铝石榴石激光器(Er：YAG)来实现，它传输大约2.94微米的中红外激光束。另外，激光源20也可以是光参量振荡器(OPO)移频的钕或钬掺杂激光器，它发射大约3微米的射线。当然，其它与铒钇铝石榴石激光器(Er：YAG)相似的可用激光源也在本发明范围内。
激光源20最好是发射频率大约5到100赫兹(Hz)，宽度小于50毫微米的离散脉冲，激光脉冲应足够短以使得在光剥离过程始终，照射区域组织周围的水平热损伤限制在小于2微米宽度范围内。激光20的每一脉冲能量最好在5到30mJ内，以便入射激光束14局部地剥离组织，除去角膜极细微的部分。
如图1、2所示，为使外科设备200与眼睛参考方面相关，眼睛70的视线需要与入射激光束传输轴线14真正重合。与习惯上的定义一致，这里用到的术语“视线”或“视觉基线”是指通过瞳孔到达凹点的一束光中的主光线，因此是固定的凹点与瞳孔入口的连线。因此，应该这样理解：视线构成直接由患者限定的、而不是通过对眼睛的某种外部测量来限定的眼睛的量度。此外，对于指定的眼睛，能够唯一地确定视线，并且，对于利用实时患者定位的客观量度来说，视线是唯一可以更改的轴线。
因为严格定义的视线是眼睛视线的中心点，不考虑眼睛对称轴的定点方向，一般认为，为得到最佳光效果，角膜与视线的交叉点形成折射过程光学区域的所希望的中心，力图恢复视觉灵敏度。应当指出，如图1，2所示，外科手术时，眼睛70视线的取向可以是垂直，水平，或者在这两者之间患者感觉舒适的位置，又不影响手术正常操作。
在对角膜实施激光外科手术期间，用已知的方法在医生55的指导下，患者眼睛70的视线须校准到与经过两轴线水平转换调整的激光束轴相一致。医生通过外科显微镜80观察眼睛70，并用已知方法通过事先的校正，判断眼睛70的前部影像中心相对于指示光束轴14位置的十字准线或其它固定参考标记的度数。同时医生借助于观察相对先前调整和显微镜80最佳聚焦固定物体平面，眼睛70成象聚焦的度数，判定眼睛70的轴向位置。从医生55的方向可以将眼睛70角膜的轴向位置调整到与最佳聚焦平面一致。
最好通过患者观察和注视聚焦以建立所需的眼睛70视线的倾角方位。通过固定目标设备90将两个同轴光目标(图中无表示)投影到眼睛70即眼光集中到显微镜80。两个显现的目标定位患者眼睛70不同的轴向距离，并且大家已知的方法预先调整。有关适合的调整技术，诸见Knopp和Yoder的PCT申请，编号为WO94/07908。用此方法当两个目标(图中无表示)出现重叠时，眼睛70的轴线将与显微镜80轴线及激光束14的轴线在角度上真正重合。
在最佳实施例中，手术处理过程中借助于二维眼睛跟踪器100，可以忽略使用上面提到的初步调整方法后病人眼睛70出现的在注意方向上小于5mm的水平移动。下面结合图6，7进一步讨论。眼睛跟踪器100测定眼睛70的运动并产生正比于眼睛水平准线相对于激光束轴14的偏差的信号。眼睛跟踪器产生的信号变换成指令使局部反射镜60产生小角度偏转。这个小角度的偏转改变激光束轴14的方向，使其与眼睛70的即时位置一致。下面结合图7讨论从电子电路发生的这一补偿信号。这个电子电路是由眼睛跟踪器100到镜片60利用一个或多个数据线连接的，在图中由102表示。
眼睛跟踪器100对眼睛70的跟踪照明是由最好集成在显微镜80上的同轴光源120实现的。此光源投射一束相对于显微镜80的光线成8°的小角度光束17。根据本发明的特征，由光源120产生的跟踪光束17的波长和瞬时调制频率应能够最大限定地与房间环境光照和激光源20的射线区分开。检测器和眼睛跟踪器100内部的电子线路及跟踪光束17可实现上述要求。用这种办法周围环境光照与激光束14具有与跟踪光束17不同的瞬时调制和光谱特性，因此，实际上跟踪检测对它们将无反应。
另外，如图1所示，手术系统200最好含有安全快门40，它将在出现下面情况时自动关闭：激光束不能沿着如前所述的路径传输，激光源20脉冲能量监视系统显示激光出现故障；眼睛跟踪器100不能跟踪眼睛运动。
下面进一步讨论，如图1所示，手术装置200装有摄像机140，在手术前校正和手术处理期间，患者眼睛的图像实时显示在监视器150上，录像机160记录该视频图像，以备手术后检量和作为手术过程存档文件。
如图1所示，计算机110具有多种存储和控制功能。尤其是，计算机110通过接线101与激光源20通信从而对其进行控制。另外计算机110用存储的扫描图案和命令通过接线103驱动扫描镜片50，扫描图案和命令由医生55或助理输入计算机。计算机110和安全快门40之间的接线104，将起到对患者，医生和参与人员最大程度的安全作用。计算机110利用接线105监视手术和眼睛跟踪器的状态。另外，如图1所示，计算机110通过接线106与眼睛跟踪器100连接，同时经过接线107与镜片60相联。这样计算机110可以直接地控制镜片60的位置。另一种替代的方案使计算机110能够将扫描和眼睛跟踪器功能一起结合到单个镜片如镜片60上，因此接线103可以去掉。
下面进一步介绍，手术装置200最好含有角膜外形设备180或空间分辨折射计190，如图1所示。角膜外形装置180可以用来测定角膜组织形状以辅助手术前和手术后眼球形状或曲率测量。另一个供选择的实施例可以包括空间分辨折射计(SRR)190，用来测定角膜组织的折射率。
检查图1和图2可以注意到，在本发明的正常功能中，镜片50和60的局部反射特性起着重要的作用。当眼睛跟踪器100的射线透过镜片50时，激光光束12被镜片50反射。这一功能是由例如镜片50表面的镀面，即通常称为“热镜”来完成的。这个镀层是分色的，换句话说，镀层对不同波长的光有着不同的反射和传递特性。激光源20所发出的射线具有大约2.9微米波长，镜片50对它应有高反射性，而眼睛跟踪器100发生的射线大约在0.8到1.0微米之间，镜片50对它有高的透光性。
与此相似，最好选择镜片60上的分色光镀层使其在激光20的波长下有高反射性，而对于医生用的可见光波长具有大致相等的反射性和穿透性，用来在固定目标90和同轴光源120的波长上，观察眼睛与手术设备的对准情况以及手术进程。由于在可见光范围内这是可能的，固定目标90和同轴光源120的波长相近并且远离激光器20的波长。镜片50和60由于倾斜角度和镜片基层厚度有限，会产生小的水平位移，但这种固定的位置很容易在装置设计时得到补偿，本专业的普通技术人员会明白如何去做。
另外，在光束15和16之间的镜片130虽然不是分色的但也具有局部透光性。该镜片上的镀层对于眼睛跟踪器光源120和大部分可见光具有大致相等的反射和透光特性。用这种方法，如前所述光束15的部分能量将被改变方向变为光束18进入摄像机140。显然，镜片130是一个光束分解棱镜，通常具有胶合的双元立方体形式，并在内部表面镀有局部反射层。
如前所述，如图1，2所示的手术设备200最好具有计算机控制扫描运动功能。使得中远红外脉冲激光束14以预定的图案连续顺序地照射眼睛70的角膜中部的各邻接的小区域，如图3(a)，3(b)所示。在所有情况下，处理区域的直径为9mm。聚焦的激光射线点的尺寸是大约0.5到0.2mm外接圆直径。
如图3(a)所示，激光束14直线式扫描或称为光栅扫描310覆盖了以处理区域315为中心的方形区域。当计算机预测到激光能量将碰到区域以外的角膜组织时，就将激光束14关闭。如图3(b)所示，激光束14以被处理区域325为中心，以同心圆322的图案扫描。如图3(a)和3(b)所说明的方式，激光束14从起点到终点可以连续地运行。另一种操作模式是将扫描点变成坐标位置覆盖整个处理区域，以不连续的快速激光定位扫描。目的是为了减少由于连续照射，在扫描路径周围区域产生的余热。在这个实施例中，扫描仪具有随机定位能力。
基于这里所公开的图3(a)，3(b)所示的扫描图案，或其它对于本专业的普通技术人员显而易见的连续或非连续扫描方式，相邻扫描路径是重叠的。以这种方式，整个处理区域315，325上的照射是均匀的。这种照射是以两条扫描线之间过曝光或欠曝光组织的最小可辨线进行的。请注意不连续扫描的特征是在每一个时间间隔内将脉冲分配到整个区域，时间间隔比整个扫描序列短，因此可以更好地把余热散布在整个表面，以降低任何局部区域的热量和温升。计算机110一旦确定了扫描图案，操作即可在角膜表面上间断地进行以取得最大平滑度和最低的热效应。
角膜表面激光束扫描的实现是靠控制局部反射镜片50对于两轴的倾斜度，以使反射激光束的以适当的方式产生偏离。在计算机110对手术处理的初始控制下，把这个扫描运动信号送到与镜片50相连的电子驱动摇摆机构。
在被处理区域315，325的不同点上，扫描运动的速率是变化的。这个变化与医生55规定的算法相一致，或多或少地剥落局部的角膜组织，使角膜前表面对光的折射能力得到预期的改变，以修正患者眼睛的视觉缺陷。以变化的速度驱动扫描镜片可以矫正散光或筒形光，这个变化的速度是所述图案中围绕光传播轴旋转的位置的函数。比起剥除角膜正交径线附近的组织，这种方法可以使激光束14剥离一条径线附近的更多的角膜组织。可以在正常的对称的扫描图案上叠加不对称的扫描运动，以便同时修正球状或简状折射视觉偏差。
如图4(a)所示，为了有助于对处理区域315，325进行均匀照射，在角膜表面，聚焦激光束14的强度分布理想情况就是一个旋转对称的梯形。图4(b)中的高斯曲线趋近于图4(a)中理想化强度分布。注意，对于接触角膜表面的小的光束直径即达到2mm，准分子激光器组织剥离分布与高斯曲线形状相近，而与光束密度曲线无关。而对于中等直径，即，从2mm到4mm，剥离分布接近于准分子激光器的束强度分布。对于大直径，即从4mm到7mm以上，剥离分布与光束强度分布相比，边缘比中间更深。
光剥离与上面讨论的准分子激光剥离相似，当激光点直径小于2mm时，一般来说激光束强度分布对于设计或剥离图案不是严格要求的。与光蒸发原理的光热效应剥离角膜组织不同，光剥离属于光学机械效应。因此，剥离图案依赖于光束直径，而不是特定的强度分布。这样，作为本发明的又一优点，由于本发明基于脉冲直径，而对于光束强度分布中的小变量不特别敏感，因此，激光器设计工作变得轻松。
如前所述，激光束10利用光束传输镜片组30传输到手术装置200的主要部分，由图5(a)和5(b)更加详细表示。应注意，对于手术室经常拥挤的环境，为使传播光束从激光系统中有效分离，设备最好是能灵活装配。如图5(a)所示，光束传播镜片含有聚焦镜头160，将激光束10聚光并射入分离机构162的入孔，如图为一条软光缆。光缆应具有在一定距离内传输强红外激光射线的能力，无光缆本身损坏或激光能量严重损耗。
光缆162可以看成是单一或多纤维束组成的可以传输特定波长激光20的物质，如玻璃蓝室石，或其它晶体。注意到在红外波长范围内，由于增加分离光束传输镜片30所产生的损耗一般相当小。另外，利用软空心波导管可将激光束耦合到扫描器。
最好利用光缆162把激光20连接到手术装置200主要部位上，并可以在手术装置200附近灵活定位。而不必要在一个特定位置上。如图5(a)所示，从光纤162的输入孔射出的激光射线被转换透镜164接收形成一个输出孔163的映象。如图1所示，局部反射镜50和60将此映象经11，12，13传播定位到眼睛70的角膜前表面。在手术装置组装期间，转换透镜164的成象平面被定位，以便处于显微镜80最佳聚焦平面上。光缆162可以是蓝玉石产品，商业上可从Saphikon公司得到，其产品专利技术，见美国专利编号5,349,590。
另一个光束传输镜30的实施例如图5(b)所示，图5(b)中用灵活的万向节臂166代替图5(a)中的光缆。万向节臂166可以灵活地绕B-C，C-D，D-E，E-F和F-G轴旋转，这可以相对于手术设备200的主要部份，方便激光束20的定位。不再需要激光束20占据特定的位置。激光射线在万向节臂输入输出孔的聚光和转换过程由透镜168和170完成。其原理与对图5(a)中相应的光学器件的描述实际上是一样的。万向节臂166可以是光导臂，其商业产品可以从DantecMeasurements Technology，公司得到，其专利技术见美国专利编号4,896,015。
另外一种光束传递系统实施例，是将激光器放置在相对于手术器械200的主要部份手术显微镜臂的某一固定位置上。这样的布置需要某种刚性转换装置传输射线，并需要更加小心地进行光学调整，同时增加额外的封装限制。由于这样那样的原因，光束分离装置最好采用图5(a)和图5(b)所示的系统。
在所有光折射剥离手术中(PRK)，正确的对中处理被认为是重要的环节。手术中眼睛70的失调会导致不均匀散光，眩光现象，降低视觉分辨力和对比灵敏度。因此如前所述，手术设备200最好应有眼睛跟踪器100，它测定眼睛70的运动并产生正比于眼睛70的水平准线相对于激光束轴14的偏差的信号。Knopp，等人的PCT申请编号WO94/02007公开了有关眼睛跟踪器的技术，处此作为参照。
眼睛跟踪器100测定患者眼睛70的横向运动，将眼睛的主要特征成象在如图6所描绘的检测器阵列上。由眼睛跟踪器100成象的眼睛细节是透明角膜与构成眼球70的半透明白色巩膜的圆形交线305。
图中305，即大家熟知的眼缘。人类眼睛眼缘的直径大约为12mm，且很容易通过圆形轮廓看到，与白色的巩膜比较，通过透明的角膜可看到眼组织下部的固有颜色。从前面看，眼缘有色或调色圆形区域的移动和白色巩膜提供眼睛70测光反差轴对称特性，有助于这里讨论的眼睛跟踪。在最佳实施例中，在检测器前面安装红色或近红外滤光器可以增加对比反差使兰色或绿色瞳孔在检测器阵列300上呈现棕色瞳孔。
如图6(a)所示，最好当眼睛70的眼缘细节相对于激光束轴14对中时，透镜320所形成的眼缘图象位于检测阵列300中心。在此对中的状态下，检测阵列300中的四个检测器分别从眼缘图象305接收相等的光能，经过相关电子装置(图中没有表示)产生零信号，信号经过102连接传送给跟踪镜片60，使镜片60保持在当前位置不动。
当眼睛70相对于激光束轴14不完全对中时，检测阵列300上眼缘图象305或多或少产生偏心如图6(b)所示。在这种偏心状态下，检测阵列300的四个检测元件接收不等的光能，前面提到的电子装置产生与水平位置成正比的误差信号，这个误差信号驱动镜片60机构，引起镜片60偏转，使图象回到它的中心位置。
所以，眼睛跟踪器100的功能是保持激光束轴14与眼睛70角膜之间对中条件。用这种方法，激光射线经光束14施加在角膜上，好象眼睛一直处于中心位置没动。另外，为了实时跟踪，上面所述的跟踪算法在每一脉冲间隔内至少完成一次。在所给实施例中，每一脉冲宽度小于50毫微秒，频率为100赫兹，脉冲间隔时间为10毫秒，即眼睛跟踪器的响应时间最好小于10毫秒。
可以理解，施加于镜片50上的扫描算法，和前面解释过的施加于镜片60的眼睛跟踪一算法可以结合在一起施加在单个镜片上，如镜片60。在本实施例中，镜片50是一个固定光束分离镜。这种结构可以降低硬件成本，但系统逻辑操作复杂，同时增加了对单个镜片60角度范围要求。使用两个分离镜片会减小对每个镜片角度的范围要求，同时可以简化设计，制造和对分离扫描，眼睛跟踪器功能的调试。
如前所述，眼睛70的前照射光是眼睛跟踪器100正常工作所必需的。此照射光由安装在显微镜80上的同轴光源120提供。同轴光源120向眼睛70投射一束跟踪光束17。此光束通过角膜，底部眼组织和眼缘305周围的巩膜形成不同的反射和散射性，透镜320以适当的放大倍数将它们成象在检测器阵列300上。
在本发明的最佳实施例中，光束17的波长选在近红外光波长范围内，大约0.8到1.0微米。人眼对这种波长的灵敏度很低，所以由角膜表面反射到显微镜80的光束17非常少，不会影响医生55通过显微镜80对患者眼睛的观察。另外，由于人眼70对近红外光可见度低，所以前照射的近红外光也不会妨碍患者眼睛通过安装在定位目标设备90的可见光或目标进行定位。
此外，光源20的强度可以用合适的瞬时频率进行调整。以便进一步地与不可调整的房间环境光相区分，或与经过用电子电路进行适当同步过滤的激光束14相区分。该电子电路与检测器阵列300相连接。检测器阵列300对于激光源20发出的红外射线不敏感，所以在眼睛跟踪器100工作期间，它将不对激光束14产生反应。
凭借跟踪光束17与激光束14小角度重合，在角膜中心附近和眼缘305的内部发生角膜组织对跟踪光束17的镜象反射。这种反射不会妨碍眼跟踪系统检测眼睛运动，因为这种反射不会被透镜320成象在检测器阵列300上。目前已发现，在以PCT申请编号WO94/02007为代表的先有技术中，使用瞬时调制红外光源，和选择眼睛70角膜上来自光源光束17适当的入射角度，会得到显著的改进。
图7示意地示出用于驱动跟踪镜片60的伺服系统50的实施例，同时还包括来自眼跟踪器100内部的跟踪检测器300相关的输入信号和控制。在本发明的最佳实施例中，如图2标以300的四个检测器，每一个都包括单元件PIN硅光探测器，基于特殊功能仪表的需要，也选用双元件探测器。
来自检测器的电压信号301送到放大器330，放大后的信号331分路直接进入解码器340。该解码器由信号122控制瞬间与照射眼睛的跟踪光源120同步，保证只有适当频率的光才能作为跟踪信号。如前所述，这个同步用来瞬时鉴别用于跟踪的反射光，进一步地在周围光线背景下增加信号电平。从解码器输出的选通信号341被馈入逻辑电路510。
逻辑电路510包括伺服系统关键环节，并作为闭环跟踪反馈的中央转换器。该逻辑电路把来自检测器阵列300，经过放大解码的信号转换成与目标位置相对应的命令信号，控制跟踪元件，在本实施例中，即跟踪镜片60。如图6所示，可以理解，沿直径方向相对放置的两个检测器产生随着眼缘305的图象沿与x，y轴方向运动而变化的电信号输出。
每一对检测器信号的算术差值，实际上与对应轴上图象偏离中心位置或零位置的位移成正比。逻辑电路510形成并处理偏差信号，然后产生控制镜片位移命令511。这个位移命令被送到伺服驱动器520。驱动器520交替地激励与镜片60相连的马达550，从而使镜片60绕本身轴线旋转。在此方法中，根据在两维方向上追踪目标的需要，可能要修改镜片60的角度定向。
与镜片60机械上相连的变换器540提供反馈信号经接线541送到逻辑电路510。变换器540一般包括位置传感元件，在最佳实施例中，它简单，易用。变送器540使得相对于预先选定的位置，跟踪元件即镜片60的运动稳定。另外，当跟踪镜片60到达到移动范围端点时，变送器540测定运动并将不再跟踪运动。当跟踪器不再跟随眼睛运动时，计算机110终止激光源20的工作，或闭合快门40。
在最佳实施例中，如前所述，镜片60的参考位置对应于患者视线在仪器光学轴上的校正位置。当医生55将患者校正后，计算机110选定这个参考位置。注意，图7中从眼跟踪器300到跟踪镜片60标示的信号301、521、541，在图1中由接线102集中表示。注意，为清楚起见，图7只画出伺服系统四个伺服驱动器520，变送器540，马达550中的两个。
同多数伺服系统一样，图7所示系统是一个基于将偏差信号调回零的零偏移测量系统。除了图7所描述的系统外，还有其它伺服控制系统，在足够高的速率下，精确测量并控制眼睛的位移。这样的伺服控制系统也包括在本发明范围内。
如前所述，角膜外形装置可用于辅助手术前后对眼睛形状或曲率的测量。只要根据本发明修改定位参考目标，任何在商业上可用的外形仪器都可用于此用途。另外的实施例在此位置装有空间分辨折射计(SRR)，用于测量整个角膜的真正折射率。
考虑到本发明所研究角膜外形测量和独立折射的角膜外科方法集成的需要，在不同眼科仪器之间建立共同参考面的能力是更重要的。一般公认，精确测量和确定眼睛的折射状态是任何折射外科手术成功所必须的。
利用眼系统计算解剖制造的角膜外形，可以提供手术前后对角膜外形的测定。最近出现的其它仪器，如Orbtek，Inc公司的Orbscan产品可以给出角膜局部形状的信息，这对于优化某种类型折射误差，如散光的矫正很有帮助。然后，对于眼睛同一位置的反复测量，仪器测量的结果必须是一致的，才能使这些仪器有效地工作。在这方向，前面所述的眼跟踪和定位技术将起作用，它是唯一针对患者而不是针对仪器的。包括这种校正方法在内，作为手术期间的有源反馈信号，也允许在手术过程中测量角膜外形，以达到增加手术精度，消除影响预测的不良变化的目的。Smith的美国专利，编号No.5,350,374描述了安装有源反馈控制环路用于手术过程中的可能性。这个控制环境基于一种特殊的角膜外形设备。
在各种实施例中，本发明也力图使用与各种可利用的角膜测量设备兼容的外形反馈，以结合先有技术设备的许多优点，但是，扩大了它们的范围，以便包括使用扫描光束传输系统的中红外激光折射剥离(PRX)手术。
另一外形设备是折射成象设备，即，使用空间分辨折射(SRR)方法。关于SRR的详细讨论见Webb.R.M.，Murray Penny，C.，Thompson，K.P.，所写“Measurement of Ocular Local Wavefront Distortion With aSpahally Resolved Refractometer”Applied Opfice，31，19，3678-3686(1992)。折射计(SRR)利用患者通过小孔校正两个固定源点测量瞳孔上角膜每一点的折射率。通过角膜，这个小孔被转换映象到分别进行折射测量的角膜每一点上。因为光折射剥离的目的是纠正患者的折射误差，所以折射计(SRR)映象对于光折射剥离(PRK)系统是理想的输入，它改善了折射通道内的折射率测量，和外形系统的功率映象。这个手术前的输入数据可以帮助确定剥离外形和图案，另外，折射计(SRR)在手术期间用来对眼睛映象。
当然，这里给出的实施例及各种说明，解释只是对本发明原理的阐述。本专业的普通技术人员可以在没有超出本发明的范围，也不违反本发明的精神的情况下进行各种修改。