ES2199386T3

ES2199386T3 - Dispositivo para el control y para la eliminacion del epitelio.

Info

Publication number: ES2199386T3
Application number: ES98102550T
Authority: ES
Inventors: Kristian Hohla
Original assignee: Technolas GmbH
Current assignee: Technolas GmbH
Priority date: 1992-10-01
Filing date: 1993-09-30
Publication date: 2004-02-16
Anticipated expiration: 2013-09-30
Also published as: AU4819893A; ATE286701T1; GR3031591T3; JPH06277247A; US5634920A; DE69332839T2; AU671668B2; WO1994007447A3; ES2235268T3; US5683379A; CA2126667A1; JP2908564B2; DE69333740D1; EP0860156A3; DK0662810T3; DE69333740T2; JP2001157689A; US20020099362A1; DE69332839D1; EP0860156A2

Abstract

UN APARATO Y UN METODO PARA CONTROLAR UN APARATO PARA ELIMINAR TEJIDO DEL OJO, QUE LLEVA A CABO DIVERSOS TIPOS DE CORRECCIONES UTILIZANDO UN HAZ RELATIVAMENTE AMPLIO, AUNQUE OSCILANTE, O VIBRATORIO, PARA EVITAR QUE SE FORMEN CRESTAS DE REFUERZO DURANTE EL PROCESO DE ESCISION DEL TEJIDO. ADEMAS, DIVERSOS TIPOS DE CORRECCIONES, COMO LA CORRECCION DEL ASTIGMATISMO Y LA HIPERMETROPIA, SE DESEMPEÑAN USANDO UN HAZ AMPLIO QUE SE PASA SOBRE EL AREA A EXTIRPAR USANDO DISPAROS SUPERPUESTOS. ADICIONALMENTE, EL EPITELIO EN EL AREA A TRATAR SE ELIMINA USANDO UN COLORANTE FLUORESCENTE INFRARROJO PARA TEÑIR EL EPITELIO, Y SE OBSERVAN ENTONCES LOS PATRONES FLUORESCENTES DEL AREA DE EPITELIO A QUITAR. UNA VEZ QUE UNA CIERTA AREA YA NO ES FLUORESCENTE TRAS LOS DISPAROS DEL LASER, SE APLICAN ENTONCES OTROS DISPAROS MENORES, ELIMINANDO SELECTIVAMENTE EL EPITELIO DE LAS REGIONES RESTANTES. LOS PATRONES DE FLUORESCENCIA SE OBSERVAN DE NUEVO, Y SE REPITE EL PROCESO HASTA QUE YA NO QUEDA MAS EPITELIO. EN ESTE MOMENTO, SE ELIMINA TODO EL EPITELIO, Y SE CREA UN MAPA DEL ESPESOR EPITELIAL INICIAL EN CADA PUNTO DEL AREA DE LA QUE SE ELIMINO EL EPITELIO.

Description

Dispositivo para el control y para la eliminación del epitelio.

Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención

La invención se refiere a un aparato para modificar quirúrgicamente la curvatura de la córnea del ojo, y más en particular a un aparato para corregir suavemente varios defectos de la córnea.

2. Descripción de la técnica relacionada

Desde el desarrollo inicial de las lentes correctoras, se ha desarrollado formas nuevas y mejores de corregir defectos visuales. Desde la lente bifocal y el uso prolongado de lentes de contacto blandas hasta las incisiones y conformación de la córnea, el campo de oftalmología ha visto grandes avances en la comodidad, seguridad, y exactitud de la corrección de varios defectos visuales, incluyendo miopía, hipermetropía, y astigmatismo.

Aunque las lentes correctoras todavía tienen amplia aplicación general, los oftalmólogos están centrando la atención en la cirugía para corregir tales defectos. Una de las técnicas quirúrgicas más populares es la queratotomía radial, en la que un cirujano forma hendiduras radiales en la superficie externa de la córnea, lo que permite reconfigurar la córnea y dar lugar a una córnea modificada para corregir las deficiencias visuales del paciente. Esta técnica ha seguido desarrollándose, pero la llegada del láser y su introducción en el campo de la medicina ha dado origen a un método de cirugía ocular nuevo y potencialmente revolucionario. Específicamente, el desarrollo del láser excimer y su aplicación a la cirugía ocular ha abierto un nuevo acercamiento a la cirugía oftalmológica.

El láser excimer produce luz coherente de una longitud de onda muy corta de alrededor de 193 nm. A estas longitudes de onda y las altas energías resultantes, el láser excimer quita, o ablade, tejido al nivel molecular sin calentamiento significativo del tejido adyacente. Así, en vez de ``quemar'' tejido, el láser excimer rompe literalmente los enlaces moleculares, y el tejido abladido es expulsado de la superficie abladida dejando que una superficie relativamente sin dañar cure virtualmente sin cicatriz. Este aspecto del láser excimer se conoce ahora y se describe mejor, por ejemplo, en la Patente de Estados Unidos 4.784.135 titulada ``Procedimientos quirúrgicos y dentales de ultravioleta lejano'', concedida el 15 de noviembre de 1988.

La palabra ``excimer'' en láser excimer se tomó inicialmente de su principio operativo molecular. El láser excimer se basaba inicialmente en la acción láser de dímeros excitados, tal como xenón, criptón o flúor en forma de Xe_{2}, Kr_{2} o F_{2}. La palabra ``excimer'' aplicada a láseres es ahora un nombre inexacto, puesto que el láser excimer más popular utilizado en cirugía ocular ni siquiera usa dímeros: utiliza fluoruro de argón. El láser excimer también es un láser bombeado, en el sentido de que se utiliza otro láser para estimular la acción láser de la mezcla de fluoruro de argón en la cavidad de láser. ``Láser excimer'' se ha llegado a aplicar ahora a un grupo completo de láseres con longitudes de onda ultravioleta inferiores a 400 nm.

Cuando se utiliza en cirugía oftalmológica, el láser excimer es preferiblemente pulsado, puesto que permite la aplicación de altas energías sin calentamiento térmico. Estos pulsos son ráfagas muy cortas de luz láser de alta energía aplicadas a la córnea. Por ejemplo, tal láser se pulsa típicamente a entre 1 a 50 Hz con una duración de pulso de 10 a 20 ns. Sin embargo, un inconveniente del láser excimer es que la densidad de energía sobre el haz tiende a tener inhomogeneidades de escala tanto grande como pequeña. La aplicación del láser excimer para procedimientos quirúrgicos se describe en la Patente de Estados Unidos 4.784.135 titulada ``Procedimientos quirúrgicos y dentales de ultravioleta lejano'', concedida el 15 de noviembre de 1988. Para los antecedentes históricos del desarrollo y la aplicación del láser excimer a cirugía oftálmica, véase el capítulo 1 del Color Atlas/Text of Excimer Laser Surgery, © 1993 Igaku-Shoin Medical Publishers, Inc.

Ya en 1983 reconocieron los investigadores la posible aplicación de luz láser excimer en la reconfiguración de la córnea. Desde entonces, se ha desarrollado varios sistemas para reconfigurar la córnea, usando varias técnicas tal como agujeros circulares de tamaño variable para corregir la miopía, agujeros en forma de aro de tamaño variable para corregir hipermetropía, y agujeros en forma de hendidura de tamaño variable para corregir astigmatismo. Estas técnicas se han llegado a denominar colectivamente queratotomía fotorrefractiva. Se ha reconocido que el uso de tales agujeros para corregir miopía, por ejemplo, una serie de disparos de láser excimer usando tamaños de punto progresivamente menores podría abladir una porción de la córnea para formar efectivamente una ``lente correctiva'' en la córnea. Estas técnicas se explican, por ejemplo, en la Patente de Estados Unidos 4.973.330 titulada ``Aparato quirúrgico para modificar la curvatura de la córnea del ojo'', concedida el 27 de noviembre de 1990, y en la Patente de Estados Unidos 4.729.372 titulada ``Aparato para realizar cirugía oftálmica con láser'', concedida el 8 de marzo de 1988. Los expertos en la materia de cirugía oftalmológica con láser han desarrollado ampliamente las necesarias configuraciones de exposición usando estos agujeros de tamaño variable para proporcionar una cantidad apropiada de corrección a varios grados de miopía, hipermetropía y astigmatismo, y una combinación de estas condiciones.

Sin embargo, estos sistemas de agujeros múltiples tienen varios inconvenientes. Tienden a ser complicados e inflexibles, requieren varias ruedas o máscaras de agujeros y solamente proporcionan una forma estándar de corrección de la miopía e hipermetropía con simetría circular y astigmatismo con simetría cilíndrica. Sin embargo, el ojo humano tiende a tener defectos más sutiles. Así sería ventajoso un sistema que pudiese acomodar estos defectos y proporcionar soluciones más adaptables, así como unos componentes físicamente más simples.

Un aparato para abladir tejido del ojo se muestra en la Patente de Estados Unidos 4.973.330, antes indicada. Este aparato incluye un láser excimer, cuyo haz láser choca en la córnea, coincidiendo el eje del haz láser con el eje óptico del ojo. Además, un diafragma de campo limita la zona del punto de láser en la córnea iluminada por el haz láser, y el tamaño de este diafragma de campo se pone de manera temporalmente variable según el perfil de la zona a extraer de manera que el grosor de la zona a extraer sea una función de la distancia del eje óptico del ojo.

El sistema descrito en la Patente de Estados Unidos 4.973.330 permite de esta forma establecer la ``energía láser depositada'' en la córnea en función de la distancia del eje óptico del ojo, pero solamente bajo la condición de que la distribución de energía (es decir, la potencia del punto de haz láser) sea homogénea, o al menos axialmente simétrica. Sin embargo, ésta es una condición que los láseres excimer en particular no siempre cumplen. La distribución no homogénea de potencia da lugar a extracción no axialmente simétrica. Además, el sistema descrito en la Patente de Estados Unidos 4.973.330 solamente permite la corrección de aberraciones esféricas, no astigmatismo.

Un aparato basado en la misma idea fundamental se conoce por la Patente de Estados Unidos 4.994.058 titulada ``Configuración superficial usando láseres'', concedida el 19 de febrero de 1991. Dicho aparato emplea una ``máscara destructible de diafragma de campo'' en lugar de un diafragma de campo que tiene un agujero temporalmente variable.

Otra clase de aparato para conformar la córnea por medio de quitar tejido se conoce por las varias patentes de L'Esperance. Éstas incluyen la Patente de Estados Unidos 4.665.913 titulada ``Método para cirugía oftalmológica'', concedida el 19 de mayo de 1987; la Patente de Estados Unidos 4.669.466 titulada ``Método y aparato para análisis y corrección de errores refractivos anormales del ojo'', concedida el 2 de junio de 1987; la Patente de Estados Unidos 4.718.418 titulada ``Aparato para cirugía oftalmológica'', concedida El 12 de enero de 1988; la Patente de Estados Unidos 4.721.379 titulada ``Aparato para análisis y corrección de errores refractivos anormales del ojo'', concedida el 26 de enero de 1988; la Patente de Estados Unidos 4.729.372 titulada ``Aparato para realizar cirugía oftálmica con láser'', concedida el 8 de marzo de 1988; la Patente de Estados Unidos 4.732.148 titulada ``Método para realizar cirugía oftálmica con láser'', concedida el 22 de marzo de 1988; la Patente de Estados Unidos 4.770.172 titulada ``Método de escultura por láser de la porción de uso óptico de la córnea'', concedida el 13 de septiembre de 1988; la Patente de Estados Unidos 4.773.414 titulada ``Método de escultura por láser de la porción de uso óptico de la córnea'', concedida el 27 de septiembre de 1988; y la Patente de Estados Unidos 4.798.204 titulada ``Método de escultura por láser de la porción de uso óptico de la córnea'', concedida el 17 de enero de 1989. En dicho aparato, un haz láser con un punto de enfoque pequeño es desplazado por un sistema de exploración bidimensional sobre la zona a extraer. Este aparato, que opera como un ``escáner'', tiene la ventaja de que puede generar cualquier perfil bidimensional de energía depositada ``sobre la zona a extraer''. A causa del pequeño tamaño del punto del haz, el período de tratamiento, sin embargo, es muy grande, puesto que la potencia por unidad de zona no se puede elevar por encima de un valor ``crítico'' específico.

Así, las técnicas corrientes no afrontan adecuadamente la distribución de energía no lineal de un láser excimer. El láser excimer incluye no linealidades a escala tanto grande como pequeña en su distribución de energía. Esto puede producir ablación excesiva y ablación insuficiente de algunas zonas del ojo bajo tratamiento. Así, sería deseable proporcionar un sistema que homogeneice además la energía efectiva depositada en el ojo.

Los sistemas que usan agujeros para crear una serie de tamaños de disparo progresivamente menores también tienen el inconveniente de crear rebordes pronunciados en la zona de tratamiento de la córnea. Especialmente cerca de la periferia de la zona de tratamiento, se necesita típicamente varios disparos para crear la profundidad necesaria de ablación a cada tamaño de punto particular. La profundidad de ablación típica para cada disparo es 0,2 \mum. Cuando se requieren múltiples disparos a un solo tamaño de agujero, la profundidad del reborde se refuerza, creando un reborde efectivo de algunos múltiplos de 0,2 \mum. Por ejemplo, cinco disparos darían lugar a una altura de reborde de 1,0 \mum. Estos rebordes pronunciados en la zona de tratamiento pueden conducir a nuevo crecimiento epitelial no deseado, especialmente al corregir defectos de muchas dioptrías. Un sistema que minimiza tales rebordes promovería la curación epitelial más suave, evitando el excesivo crecimiento nuevo y dejando que el ojo corregido conserve su corrección durante un período más largo de tiempo y con más estabilidad.

Antes de abladir, las técnicas excimer más corrientes también requieren raspar físicamente la capa epitelial del ojo. Éste puede ser un procedimiento traumático para el paciente, y requiere un alto grado de precisión por parte del cirujano. Así, son deseables métodos alternativos, menos invasivos, de extracción del epitelio antes de la ablación de la córnea.

Se conoce un dispositivo según el preámbulo de la reivindicación 1 por WO93/14430.

El aparato según la invención proporciona corrección de la córnea usando de forma óptima ``pulido'' u ``oscilación'' de láser en los que los disparos siguientes usados para abladir el ojo son movidos aleatoriamente o de otro modo desde un eje central de tratamiento para evitar la formación de grande rebordes en la zona de tratamiento.

\newpage

Además, en lugar de usar varias formas de agujeros, se desplaza un haz relativamente grande a lo largo de la línea de corrección de hipermetropía o astigmatismo deseada, creando una línea de disparos de solapamiento. Si se necesita más corrección, se crean líneas de solapamiento usando varios tamaños de haz, formando así la curva de corrección deseada en la córnea.

Además, usando esta técnica de haz de exploración, se corrigen varios defectos ópticos no simétricos, tal como un astigmatismo ``curvado'', modificando la línea de avance de los disparos de solapamiento o generando de otro modo una secuencia de disparos para abladir apropiadamente un defecto no simétrico.

Además, al usar el aparato según la invención, el epitelio se puede quitar usando ablación por láser. El epitelio se colorea primero con un colorante fluorescente a infrarrojos. El epitelio se ablade después continuamente usando un haz que cubre la zona de epitelio a extraer hasta que un dispositivo de exploración de infrarrojos reconoce que se ha quitado alguna porción del epitelio, como indica una falta de fluorescencia. Después, manualmente o bajo control por ordenador, se reduce el tamaño de punto y se abladen las zonas que todavía emiten fluorescencia hasta que ya no fluorescen. Esto se repite hasta que se ha quitado el epitelio de toda la zona de tratamiento. Esta técnica también puede representar el grosor inicial del epitelio antes de la extracción.

Breve descripción de los dibujos

Se puede obtener una mejor comprensión de la presente invención cuando la siguiente descripción detallada de la realización preferida se considera en unión con los dibujos siguientes, en los que:

La figura 1A es un diagrama simplificado que ilustra un sistema típico de cirugía ocular por láser excimer en el que se puede implementar el aparato según la invención.

La figura 1B es un diagrama más detallado que ilustra el sistema de la figura 1A.

La figura 2A es una vista a lo largo del eje central de la zona de tratamiento que ilustra una configuración típica de ablación por haz grande para corregir miopía.

La figura 2B es un perfil lateral de la figura 2A, ilustrando además el uso de zonas de transición.

La figura 3A es una vista a lo largo del eje central de la zona de tratamiento ilustrando oscilación aleatoria.

La figura 3B es una vista a lo largo del eje central de la zona de tratamiento que ilustra oscilación circular.

Las figuras 4A y 4B son ilustraciones que muestran una configuración de disparos para corrección astigmática.

La figura 5 es una ilustración de una zona de tratamiento que ilustra una configuración de tratamiento de disparos para un astigmatismo curvado.

Las figuras 6A y 6B son ilustraciones que muestran una configuración de disparos para tratamiento de
hipermetropía.

Las figuras 7A y 7B son perfiles laterales de la córnea que ilustran radios de curvatura inicial y final sobre una zona de tratamiento para corrección de miopía y hipermetropía.

La figura 8 es una ilustración de configuraciones de disparo usada para corregir aberraciones no simétricas generales del ojo.

La figura 9 es un diagrama de flujo que ilustra una rutina de cálculo usada para efectuar corrección de astigmatismo, hipermetropía, y miopía usando la oscilación aleatoria o circular y exploración de haz grande.

Las figuras 10 y 11 son diagramas de flujo que ilustran una rutina de astigmatismo usada por la rutina de cálculo de la figura 9.

La figura 12 es un diagrama de flujo que ilustra una rutina de hipermetropía usada por la rutina de cálculo de la figura 9.

La figura 13 es un diagrama de flujo de una rutina de oscilación aleatoria usada por la rutina de cálculo de la

\hbox{figura 9.}

La figura 14 es un diagrama de flujo de una rutina de oscilación circular usada por la rutina de cálculo de la

\hbox{figura 9.}

Las figuras 15 y 16 son vistas a lo largo del eje de tratamiento del ojo que ilustran la ablación del epitelio según la invención.

Descripción detallada de la realización preferida

La figura 1A muestra un láser excimer 20 que suministra un haz a una homogeneizadora de haz 24 que también incluye componentes de enfoque. La homogeneizadora de haz 24 proporciona después un haz relativamente homogéneo 22 a un diafragma de campo en forma de un diafragma 36, que es regulado por una unidad de control 64 de tal manera que limite el punto de láser en un ojo 44 a una zona cuyo tamaño máximo está entre aproximadamente 10% y aproximadamente 90% de la zona de la región en la que se ha de extraer el tejido cuando se lleva a cabo ablación para corregir astigmatismo o hipermetropía. Este tamaño máximo preferido depende más de la forma y tamaño de la zona a abladir que de cualquier porcentaje fijo, y podría ser, por ejemplo, entre 20% y 80%. Cuando más grande es el tamaño del punto que se puede usar, mejor, porque eso reduce el tiempo de tratamiento.

Además, se facilita una unidad de manipulación de haz en forma de un espejo de exploración 42 que también se regula por la unidad de control 64. El espejo de exploración 42 mueve el eje del haz 22 sobre al menos una parte de la región en el ojo 44 en la que se ha de extraer el tejido.

La invención proporciona así un sistema de cirugía ocular 10 para conformar la córnea quitando tejido con el que la extracción de perfiles no axialmente simétricos se puede realizar en un tiempo relativamente más corto. Además, el sistema de cirugía ocular 10 compensa cualquier distribución no homogénea de energía sobre el punto de haz.

Mediante esto, no sólo se puede iluminar un punto muy pequeño, como en el caso de una unidad de exploración, sino que también se puede iluminar una región relativamente grande de manera que el tratamiento se puede producir de forma relativamente rápida. Para acortar el tiempo de tratamiento, se prefiere mantener el tamaño del punto de láser en el ojo 44 lo más grande que sea posible mientras sea posible, por ejemplo a al menos 50% del tamaño de la región a tratar.

El espejo de exploración 42 se puede inclinar, a modo de ilustración, en torno o alrededor de al menos un eje. Se describe elementos de espejo que se puede usar, y en particular que pueden ser basculados alrededor de dos ejes, en la Patente de Estados Unidos 4.175.832, por ejemplo.

Además, la unidad de control 64 puede regular el tamaño del punto de láser en el ojo 44 en correlación al movimiento del eje de haz (mediante el uso del espejo de exploración 42) en el ojo 44, regulando así exactamente la energía depositada en una zona específica del ojo 44. Así, se puede generar perfiles no axialmente simétricos en la superficie de la córnea del ojo 44. Se puede usar tipos diferentes de diafragmas 36, por ejemplo óvalos o círculos con centros bloqueados.

Además, el espejo de exploración 42 se puede colocar en el haz 22 no sólo después del diafragma 36, sino también antes del diafragma 36. Entonces sería preferible mover el diafragma 36 sincrónicamente con el espejo de

\hbox{exploración
42.}

Al corregir aberraciones esféricas, la unidad de control 64 mueve preferiblemente el espejo de exploración 42 de tal manera que el haz 22 oscile de un disparo a otro en al menos una dirección, tal como ilustra la flecha 12. Tal oscilación compensa la inhomogeneidad de la distribución de energía sobre el haz 22. Esta oscilación halla aplicación independientemente del tamaño máximo del haz.

Para corregir astigmatismo, el espejo de exploración 42 mueve el eje del haz 22 entre al menos dos direcciones, ninguna de las cuales es colineal con el eje de tratamiento del ojo 44. Esto permite tratar un ojo astigmático, que, sin limitación por la teoría, la más moderna investigación indica que no tiene un vértice, sino dos. Es decir, tiene la forma de jorobas de camello. Además, la unidad de control 64 regula el espejo de exploración 42 de tal manera que el eje del haz 22 oscile al menos unidimensionalmente alrededor de cada dirección, compensando así la homogeneidad del
haz 22.

Para corregir hipermetropía, el eje del haz 22 se mueve preferiblemente en una superficie de campana de forma cónica, siendo también posible superponer una oscilación al menos unidimensional para compensar la inhomogeneidad del haz 22. Mediante el desplazamiento en una superficie de campana de forma cónica, se proyecta sobre el ojo 44 una configuración circular de disparos de solapamiento.

Al adaptar el diafragma 36 a la forma típica de la sección transversal de los haces de láser excimer, el diafragma 36 también puede tener una forma no axialmente simétrica, girándose el diafragma 36 para homogeneizar la energía depositada durante el movimiento del eje del haz 22 en la campana cónica. La homogeneización se mejora si el giro del diafragma 36 se produce de forma asíncrona a la rotación del eje del haz 22 en la campana cónica.

La figura 1B muestra detalles adicionales del sistema típico de cirugía ocular 10 en el que se implementaría el aparato según la invención. Un láser excimer 20 proporciona un haz pulsado 22 a una homogeneizadora de haz 24 después de la reflexión de la óptica 26. También se ha previsto un obturador 28 para bloquear la transmisión del haz pulsado 22 a la homogeneizadora de haz 24. El láser excimer 20 es un láser excimer típico conocido en la materia. Proporciona preferiblemente un haz de 193 nm de longitud de onda con una energía de pulso máxima de 400 mJ/pulso. El láser excimer 20 proporciona preferiblemente potencia máxima en el lugar de tratamiento de 1 W, con una frecuencia de pulsos de 10 Hz y una longitud de pulso de 18 ns. Naturalmente, se podría usar otros varios láseres excimer, y el método según la invención también tiene aplicación donde se utiliza un láser distinto de un láser excimer. A modo de ejemplo, la longitud de onda de la luz del láser es preferiblemente inferior a 400 nm, porque eso proporciona la acción de ablación deseada con reducido calentamiento térmico. Además, se puede obtener otras energías de pulso, tal como hasta 200 mJ/pulso, con velocidades de repetición típicas de 60 a 100 pulsos por segundo con una longitud de pulso típica de 10 a 30 ns. De nuevo, todos estos son meramente valores típicos, y uno se puede apartar de ellos. Se puede hallar otros ejemplos de tales sistemas láser en la Patente de Estados Unidos 4.665.913 titulada ``Método para cirugía oftalmológica'', concedida el 19 de mayo de 1987, y la Patente de Estados Unidos 4.729.372 titulada ``Aparato para realizar cirugía oftalmológica con láser'', concedida el 8 de marzo de 1988.

La homogeneizadora de haz 24 incluye preferiblemente equipo físico estándar de homogeneización y enfoque, que se puede basar tanto en la mezcla óptica del haz como en la rotación del haz. Para un ejemplo de equipo físico típico de homogeneización del haz, véase la Patente de Estados Unidos 4.911.711 titulada, ``Aparato de escultura para corregir curvatura de la córnea'', concedida el 27 de marzo de 1990. Obsérvese que previendo la ``oscilación'' como se explica más adelante, la homogeneizadora de haz 24 puede ser más simple que el equipo físico de homogeneización del haz mostrado en dicha referencia. Desde la homogeneizadora de haz 24, el haz pulsado 22 es reflejado después por la óptica 30, que también pasa un haz láser piloto rojo de un láser piloto 32. Este láser piloto 32 es preferiblemente un láser de helio-neón de 633 nm de menos de 1 mW de potencia. El haz piloto rojo del láser piloto 32 también puede ser bloqueado por un obturador 34. El láser piloto 32 se alinea de manera que su recorrido óptico coincida con el haz pulsado 22. El láser piloto 32 realiza las funciones de centrar el haz 22 en el eje de tratamiento del ojo 44, y también realiza el enfoque en el ojo 44, como se explica más adelante. Además, puede proporcionar un punto óptico de fijación para el paciente, aunque también se podría prever un láser o fuente de luz diferente para dicha finalidad.

Desde la óptica 30, el haz pulsado 20 (ahora también coalineado con el haz del láser piloto 32) pasa después por un diafragma regulable 36, que permite regular el tamaño del haz antes de entrar en la óptica final. Después del diafragma 36, una lente de modo de punto 38, cuando está en posición, proporciona mayor concentración del haz 22, que permite la ablación por punto de algunos defectos en el ojo por un médico que realiza cirugía terapéutica en vez de refractiva. La lente de modo de punto 38 se desplaza así a y de posición dependiendo de si se desea tratamiento terapéutico o refractivo.

Después de la lente de modo de punto 38, una lente de enfoque 40 dirige el haz 22 sobre el espejo de exploración 42, que después refleja el haz 22 sobre un ojo del paciente 44. Obsérvese que la porción del haz 22 del láser piloto 32 se utiliza para regular la distancia del ojo 44 de todo el sistema de cirugía ocular 10 y para obtener el centrado, como se explicará más adelante. La lente de enfoque 40 enfoca luz de tal manera que cuando el ojo 44 esté a la distancia óptima, el haz 22 se enfoque correctamente sobre el ojo 44.

Estas varias lentes y espejos se combinan así para formar un sistema óptico que proporciona un haz excimer a la córnea. El sistema óptico crea un punto de láser en la córnea, y el tamaño de punto se puede regular, junto con su posición. Se apreciará fácilmente que se podría usar una amplia variedad de diferentes sistemas para proporcionar ópticamente tal haz. Por ejemplo, se podría usar una lente para regular el tamaño de punto en vez de un agujero, y en lugar de un espejo de exploración, el paciente o el ojo del paciente 44 se podría mover físicamente para proporcionar disparos en posiciones diferentes en el ojo 44.

También se ha dispuesto en el sistema según la invención un láser de enfoque 46, cuyo haz también puede ser bloqueado por un obturador 48. El láser de enfoque 46 es preferiblemente un láser de helio-neón verde que proporciona un haz de una longitud de onda de 535 nm y menos de 1 mW de potencia. El haz del láser de enfoque 46 avanza a través de la óptica 50 y choca en el ojo 44 a un ángulo. La distancia del ojo 44 del sistema de cirugía ocular 10 se regula de tal manera que tanto el haz del láser piloto 32 como el haz del láser de enfoque 46 choquen en la superficie del ojo 44 en el mismo punto.

También se ha dispuesto una máscara de fijación opcional 52, que es conocida en la técnica y se utiliza para estabilizar el ojo 44 durante la cirugía. Puede incluir componentes de extracción de residuos, y está unida típicamente al ojo 44 mediante un aro de aspiración de vacío o mediante ganchos. Una unidad de purga de gas limpio 54 garantiza que la óptica y los haces en el sistema estén libres de residuos flotantes.

Se ha previsto un microscopio 56 para el médico observe el progreso durante la ablación de la superficie del ojo 44. El microscopio 56 es preferiblemente el ZEISS OPMI ``PLUS'' pieza número 3033119910, con 3, 4, 5, 6 y 9,0 aumentos. La iluminación de campo se obtiene con una fuente de luz fría no representada, que es preferiblemente el Schott KL1500 Electronic, ZEISS pieza número 417075. Este microscopio 56 enfoca mediante el espejo de exploración 42 y también enfoca mediante un espejo divisor 58. El espejo divisor proporciona además una vista del ojo 44 a una unidad vídeo de infrarrojos 60, que se utiliza para la ablación epitelial explicada más adelante. La unidad vídeo de infrarrojos 60 proporciona preferiblemente una salida de imagen a una pantalla de captura vídeo 62 y a una unidad de control 64. La unidad vídeo de infrarrojos 60 es preferiblemente sensible tanto a luz infrarroja como a luz visible.

La unidad de control 64, que es típicamente un ordenador de alto rendimiento compatible con IBM PC de International Business Machines Corp., controla además preferiblemente todos los componentes del sistema de cirugía ocular 10, incluyendo los obturadores 28, 34 y 48, el diafragma 36, la lente de modo de punto 38, y el espejo de

\hbox{exploración 42.}

La figura 2A muestra una vista superior simplificada de la córnea de un ojo típico 44 en el que se ha realizado corrección de miopía. Una zona de tratamiento 100 de una anchura S está centrada en un eje de tratamiento 102, que no corresponde necesariamente al eje óptico del ojo 44. La zona de tratamiento 100 está limitada por un primer aro exterior de ablación 104, mostrándose aros de ablación siguientes 106 a 114 espaciados más ampliamente hacia el centro del eje de tratamiento 102 (obsérvese que preferiblemente los disparos más pequeños se realizan en primer lugar).

Esta mayor separación es de efecto topográfico, como en un sistema típico, el cambio del radio de punto entre disparos puede ser realmente constante, pero realizando un mayor número de disparos hacia la periferia de la zona de tratamiento 100. Aunque solamente se representa seis zonas de ablación, en una configuración de ablación típica se utiliza un mayor número de tamaños de punto, y también se realiza un mayor número de disparos. La función de ablación para calcular la profundidad de ablación necesaria para miopía se explica más adelante en unión con la

\hbox{figura 7A.}

Al realizar corrección de miopía de muchas dioptrías, el uso de la función de ablación estándar explicada más adelante puede dar lugar a una profundidad de ablación excesiva a lo largo del eje de tratamiento 102. Como se ilustra en la figura 2B, la ecuación estándar para ablación miópica daría lugar, por ejemplo, a una curva 120 que conduciría a una alta profundidad de ablación a lo largo del eje de tratamiento 102, y también daría lugar a bordes pronunciados 122 en la esquina de la zona de tratamiento 100. Por razones de sencillez, la figura 2B muestra el efecto de tratamiento en una superficie plana en vez de la superficie de la córnea. Para tan alto grado de corrección, el uso de zonas de transición puede reducir considerablemente los efectos de borde al curar y también puede reducir la profundidad de ablación central a lo largo del eje de tratamiento 102. Estas zonas de transición 124 y 126 crean efectivamente una lente multifocal. En la figura 213 se representa dos zonas de transición 124 y 126 que dan lugar a una curva de ablación menos pronunciada 128. La primera de estas zonas de transición 124 se crea realizando una ablación miópica sobre la anchura completa S de la zona de tratamiento 100 usando un menor grado de corrección que la corrección última deseada. Sin embargo, solamente se realizan los disparos de un radio que cae en el radio de la zona de transición 124, dejando así una superficie abladida uniformemente dentro de la zona de transición 124 para tratamiento adicional. Esto da lugar a una curva inicial 130.

A continuación se realiza otra serie de disparos de ablación miópica usando la función de ablación miópica explicada más adelante usando un grado de corrección algo mayor pero usando una ``zona de tratamiento'' más pequeña (en la práctica real, los disparos más pequeños se realizan preferiblemente en primer lugar). Esta curva resultante y la zona uniformemente abladida 132 crean la segunda zona de transición 126. Finalmente, se realiza una serie de disparos para la corrección completa deseada, pero usando una zona de tratamiento de nuevo más estrecha, dando lugar a la curva final 134. El uso de zonas de transición es conocido en la técnica de queratotomía fotorrefractiva, y se describe, por ejemplo, en el capítulo 6 de Color Atlas/Text of Excimer Laser Surgery, © 1993 Igaku-Shoin Medical Publishers, Inc. Estas zonas de transición 124 y 126 reducen la creación de bordes pronunciados 122, que podrían dar lugar de otro modo a configuraciones indeseables de recrecimiento epitelial, y también reducen la profundidad de ablación última a lo largo del eje de tratamiento 102.

Siguen dos tablas típicas que muestran zonas de transición. Para tratamiento de corrección de -9,00 dioptrías de miopía sobre una zona de tratamiento 100 de 5 mm, se podría usar las zonas de transición siguientes:

Nº	Min.		Max.	Corrección
	[mm]		[mm]	[dioptrías]
1	0,50	-	4,00	-9,00
2	4,00	-	4,20	-7,50
3	4,20	-	4,40	-6,00
4	4,40	-	4,60	-4,50
5	4,60	-	4,80	-3,00
6	4,80	-	5,00	-1,50

Usando esta tabla, primero se realizaría una corrección de miopía estándar usando la ecuación explicada más adelante para la corrección de -9,00 dioptrías deseada, pero en cambio sobre una zona de tratamiento de 4,00 mm de ancho. Esto proporciona corrección plena en la zona media de 4,00 mm. Después, se crea una transición abladiendo de 4,00 a 4,20 mm usando la menor corrección de -7,50 dioptrías. Esto se repite para las entradas siguientes de la tabla, formando así zonas de transición de un mayor radio de curvatura.

Sin las zonas de transición, se abladirían 88 \mum en el eje de tratamiento 102; con las zonas de transición, solamente se ablade 71 \mum, 20% menos. Esto es bueno para la estabilidad de la córnea.

Un ejemplo de tratamiento para -12,00 dioptrías sobre una zona plena de tratamiento 100 de 7 mm se ilustra a continuación:

\newpage

Nº	Min.		Max.	Corrección
	[mm]		[mm]	[dioptrías]
1	0,50	-	2,00	-12,00
2	2,00	-	2,20	-11,54
3	2,20	-	2,40	-11,08
4	2,40	-	2,60	-10,62
5	2,60	-	2,80	-10,15
6	2,80	-	3,00	-9,69
7	3,00	-	3,20	-9,23
8	3,20	-	3,40	-8,77
9	3,40	-	3,60	-8,31
10	3,60	-	3,80	-7,85
11	3,80	-	4,00	-7,38
12	4,00	-	4,20	-6,92
13	4,20	-	4,40	-6,46
14	4,40	-	4,60	-6,00
15	4,60	-	4,80	-5,54
16	4,80	-	5,00	-5,08
17	5,00	-	5,20	-4,62
18	5,20	-	5,40	-4,15
19	5,40	-	5,60	-3,69
20	5,60	-	5,80	-3,23
21	5,80	-	6,00	-2,77
22	6,00	-	6,20	-2,31
23	6,20	-	6,40	-1,85
24	6,40	-	6,60	-1,38
25	6,60	-	6,80	-0,92
26	6,80	-	7,00	-0,46

Las figuras 3A y 3B muestran una configuración de ablación correspondiente a uno de los aros de ablación 104 a 114 de la figura 2A, pero usando la ``oscilación'' o ``pulido'' por láser según la invención. El término ``oscilación'' se utiliza en el sentido de que se añade al haz 22 pequeñas fluctuaciones aleatorias o pseudoaleatorias para ``alisar'' errores particulares que de otro modo se acumularían. Suponiendo que uno de los aros de ablación 104 a 114 de la figura 2A incluye cinco disparos a un tamaño de punto particular, las figuras 3A y 3B muestran el efecto logrado según el aparato de la invención. En la figura 3A se representa el eje de tratamiento 102, en el que se centraban los disparos en sistemas pasados, como se representa en la figura 2A.

Sin embargo, los centros de los cinco disparos se distribuyen preferiblemente de forma aleatoria en una zona de oscilación 140, estando el eje central de cada disparo lejos del eje de tratamiento 102. Cinco disparos usando centros distribuidos aleatoriamente 142 a 150 dan lugar a cinco disparos individuales de ablación con láser excimer 152 a 160. El radio de la zona de oscilación 140 es preferiblemente algo inferior al radio de los disparos propiamente dichos. Como se puede ver, cualquier refuerzo, es decir, altura de reborde superior a una altura de reborde de monodisparo, se produce solamente incidentalmente, y en general los rebordes se distribuyen sobre una banda de oscilación 162. Esto proporciona un efecto de ``alisado'', reduciendo la altura media del reborde.

La figura 3B muestra una forma alternativa de realizar este pulido, en el que los centros de disparo 142 a 150 se distribuyen uniformemente alrededor de la periferia de la zona de oscilación 140. Este caso garantiza que ninguno de los disparos de ablación 152 a 160, aunque del mismo radio, formen rebordes de refuerzo.

De esta manera, se logra una superficie más lisa del ojo 44 durante la ablación para corregir miopía. Este pulido, u oscilación, también se podría describir como una ``oscilación'' del punto de láser en la córnea. Esta oscilación también podría ser unidimensional en vez de bidimensional, y también se podría crear haciendo vibrar el ojo del paciente 44, tal como haciendo vibrar la máscara 52 o el paciente. Por ejemplo, se podría colocar un pequeño vibrador mecánico en la mesa del paciente o en la máscara 52. Esto podría proporcionar después la oscilación necesaria. Como se puede apreciar fácilmente, tal técnica de oscilación se puede aplicar a otras formas de corrección, tal como usando agujeros anulares y agujeros hendidos para corregir hipermetropía y astigmatismo, como se conoce en la técnica. Además, la oscilación se podría aplicar a cualesquiera otras configuraciones de disparo tal como para hipermetropía y astigmatismo, reduciendo así los efectos de la altura de reborde y la inhomogeneidad del haz 22.

\newpage

La figura 4 ilustra una configuración de exploración de haz grande usada para corregir astigmatismo según el sistema de la invención. En la técnica anterior se usaba en general hendiduras de tamaño variable para efectuar esta corrección, que requiere más equipo físico y configuraciones de corrección generalmente inflexibles.

Sin embargo, el aparato descrito corrige astigmatismo dentro de la zona de tratamiento 100, aquí con una anchura S y longitud L, mediante una serie de líneas 170 y 172 creadas por una serie de disparos de solapamiento en la zona en la que corregir el astigmatismo. En el diagrama se representa solamente la primera línea 170 y la segunda línea 172, usando la primera línea creada tamaños de punto más pequeños que la segunda línea 172. Se utilizan un menor o mayor número de líneas para proporcionar el grado deseado de corrección de astigmatismo. Esto da lugar al perfil de ablación representado en la figura 4B. Este perfil corresponde en general a la curvatura necesaria para una ablación de miopía, cuya fórmula se explica a continuación en unión con la figura 7A.

Una configuración típica usada para ablación para corregir astigmatismo con una corrección de -2,00 dioptrías implicaría disparos de:

Nº	Tamaño del punto	Disparos
1	1,067	11
2	1,679	8
3	2,141	7
4	2,484	7
5	2,726	6
6	2,885	6
7	2,977	6
8	3,019	6
9	3,022	6
10	3,000	6

En cada tamaño de punto se crea una línea correspondiente a las líneas 102 y 104, y preferiblemente los puntos se solapan aproximadamente 88%. Esto crearía una curvatura modificada apropiada correspondiente a una corrección de -2,00 dioptrías para astigmatismo. Se extenderían sobre una anchura S de 3 mm de la zona de tratamiento 100.

La figura 5 es una ilustración de configuraciones de disparo usadas para corregir astigmatismo no simétrico. En este caso, solamente se representa una sola línea de tratamiento 174; se usaría típicamente un mayor número de líneas, pero para mayor claridad, la línea única 174 ilustra el tratamiento de un astigmatismo curvado que no se extiende linealmente a través de un eje de tratamiento 102 del ojo 44. De esta forma se puede corregir una mayor variedad de tipos de astigmatismo.

La figura 6A ilustra la exploración de haz grande según la invención usada para corregir hipermetropía sin utilizar agujeros anulares. En cambio, solamente se utiliza el único diafragma 36 para regular el tamaño de punto, y se crea un aro circular de ablación 180 sobre la zona de tratamiento 100, como conocen los expertos, al realizar ablación hipermetrópica, usando múltiples aros de diferentes tamaños de punto y varios solapamientos. El perfil aproximado de ablación se representa en la figura 6B. La fórmula para la curvatura para ablación hipermetrópica se explica a continuación en unión con la figura 7B.

Se notará que los disparos para ablación hipermetrópica se extienden más allá de la zona de tratamiento 100 de anchura S. Los disparos fuera de esta zona no realizan corrección óptica, pero en cambio proporcionan una transición suave en el borde de ablación hipermetrópica. Además, aunque el aro circular de ablación 180 no se representa extendiéndose hasta el centro del eje de tratamiento 102, la serie final de disparos al tamaño de disparo más grande se extiende preferiblemente muy cerca de dicho eje, para proporcionar un perfil liso desde el centro del eje de tratamiento 102 al borde de la zona de tratamiento 100.

Una configuración típica de disparos para corrección hipermetrópica de 5,00 dioptrías implicaría disparos de:

Nº	Tamaño del punto	Disparos	Solapamiento
1	2,000	1052	99,25[%]
2	2,469	128	95
3	3,060	104	95
4	3,966	80	95
5	4,600	27	87

En esta configuración cada serie de disparos se utiliza para crear un aro con centros a un radio de 2,5 mm del eje de tratamiento 102 del ojo 44. En este caso, el solapamiento preferido es variable por aro de tratamiento, y se ilustra en la tabla.

Como se puede apreciar mejor, aunque las configuraciones de disparo ilustradas usan agujeros circulares, se podría usar otra forma de agujero para crear la configuración de corrección hipermetrópica y la configuración de corrección de astigmatismo según la invención. Por ejemplo, se podría usar una forma de disparo oval, y dicho óvalo se podría girar durante la corrección hipermetrópica, de tal manera que un eje del óvalo apunte al eje de tratamiento 102 del ojo 44. Alternativamente, el óvalo se podría girar de forma asíncrona con la rotación alrededor del eje de tratamiento 102, reduciendo así más los efectos de la inhomogeneidad del haz 22.

Las figuras 7A y 7B ilustran varios atributos matemáticos de los perfiles de ablación de las configuraciones de ablación anteriores. La figura 7A muestra un perfil de ablación típico para ablación miópica y la figura 7B ilustra un perfil de ablación típico para ablación hipermetrópica. En ambos, el radio inicial de la córnea del ojo 44 se da por R_{OLD} y el nuevo radio deseado de la córnea del ojo 44 se da por R_{NEW}. La zona de tratamiento absoluta 100 se designa de una anchura S, que corresponde a la zona efectiva que realiza la función correctiva. Es típicamente de entre 2 y 8 mm, pero puede ser mayor o menor. La profundidad de ablación en cualquier punto dentro de la zona de tratamiento 100 de anchura S se da por una variable A, que significa profundidad de ablación. La distancia del eje de tratamiento 102 se da por una variable \rho.

Para calcular el nuevo radio R_{NEW}, se utiliza el radio antiguo R_{OLD} y una corrección dióptrica deseada D_{CORR} en la ecuación siguiente:

NEW\_RADIUS(R_{OLD},D_{CORR})=\frac{n-1}{\frac{n-1}{R_{OLD}} + D_{CORR}}

NEW_RADIUS devuelve un parámetro indicando el nuevo radio de corrección necesario, R_{NEW}, a R_{OLD} y D_{CORR} dados. Ambos R_{OLD} y R_{NEW} se miden en metros, y son típicamente entre 5 y 15 mm.

La fórmula para calcular la profundidad de ablación necesaria para corregir miopía como se ilustra en la figura 7A se da a continuación:

MYO\_ABLATE(\rho, R_{OLD}, S, D_{CORR})=

\sqrt{R^{2}_{OLD} - \rho^{2}} - \sqrt{\left(\frac{R_{OLD} (n-1)}{n-1+R_{OLD}D_{CORR}}\right)^{2}- \rho^{2}} - \sqrt{R^{2}_{OLD}-\frac{S^{2}}{4}} + \sqrt{\left(\frac{R_{OLD} (n-1)}{n-1+R_{OLD}D_{CORR}}\right)^{2} - \frac{S^{2}}{4}}

La función de ablación miópica MYO_ABLATE devuelve una profundidad de ablación necesaria a una distancia particular \rho del eje de tratamiento 102, dado el radio de curvatura no corregido del ojo 44 R_{OLD}, una zona de corrección deseada S, y un grado deseado de corrección D_{CORR}. La función MYO_ABLATE también proporciona el grado apropiado de corrección a lo ancho S de un canal usado para corregir astigmatismo, como se ilustra en las figuras 4A y 4B.

Volviendo a la figura 7B, la fórmula para ablación hipermetrópica se da a continuación:

HYP\_ABLATE(\rho, R_{OLD}, D_{CORR})=

\sqrt{R^{2}_{OLD} - \rho^{2}} - \sqrt{\left(\frac{R_{OLD} (n-1)}{n-1+R_{OLD}D_{CORR}}\right)^{2} - \rho^{2}} + \frac{R_{OLD} (n-1)}{n-1+R_{OLD}D_{CORR}} - R_{OLD}

La función de ablación de hipermetropía HYP_ABLATE solamente usa tres parámetros, puesto que no precisa zona óptica de corrección S.

Estos algoritmos específicos para crear curvaturas apropiadas son conocidos en la técnica y se pueden ver en MUNNERLYN, C. Y KOONS, S., PHOTOREFRACTIVE KERATECTOMY: A TECHNIQUE FOR LASER REFRACTIVE SURGERY, Cataract Refract Surg., Vol. 14, (enero 1988).

Además, en las rutinas para llevar a cabo ablación explicadas a continuación en unión con las figuras 9-14, se necesita la inversa de estas ecuaciones. Aunque las ecuaciones anteriores devuelven una profundidad de ablación necesaria a un valor particular de \rho para un grado dado de corrección, las ecuaciones inversas hacen exactamente lo contrario. Devuelven el valor particular de \rho al que se necesita una profundidad de ablación particular dado un grado particular de corrección. Estas ecuaciones se dan a continuación:

INV\_MYO\_ABLATE(R_{OLD}, S; A, D_{CORR})= 2(R^{2}_{OLD} + R^{2}_{NEW})-(C-A) ^{2} - \left(\frac{R^{2}_{OLD} + R^{2}_{NEW}}{C-A}\right)^{2}

donde

C=\sqrt{R^{2}_{NEW} - (S/2)^{2}} - \sqrt{R^{2}_{OLD} - (S/2)^{2}}

y

R_{NEW}=NEW\_RADIUS(R_{OLD}, D_{CORR})

INV\_HYP\_ABLATE(R_{OLD}, A, D_{CORR})= 2(R^{2}_{OLD} + R^{2}_{NEW}) - (C-A)^{2} - \left(\frac{R^{2}_{OLD} + R^{2}_{NEW}}{C-A}\right)^{2}

donde

C=R_{NEW} - R_{OLD}

y

R_{NEW}=NEW\_RADIUS(R_{OLD}, D_{CORR})

La función de ablación miópica inversa INV_MYO_ABLATE devuelve un parámetro indicando la distancia correspondiente a \rho desde el centro de ablación en metros dado una profundidad de ablación A, también en metros. También usa los parámetros R_{OLD}, S y D_{CORR}.

La función de ablación hipermetrópica inversa INV_HYP_ABLATE también devuelve un radio desde el centro de ablación en metros correspondiente a \rho, dada una profundidad de ablación A a una cierta corrección D_{CORR}. Devuelve \rho indicando a qué distancia del centro de ablación se hallará una cierta profundidad de ablación.

La figura 8 ilustra cómo el sistema, usando dirección del eje de ablación y tamaños de punto variables puede corregir cualquier topografía del ojo 44 que sea anormal, incluyendo topografías no simétricas. En la figura 8 se ilustra una línea de una topografía de tratamiento deseada 190. Ésta se podría recuperar, por ejemplo, de un sistema de topografía ocular computerizada que indique varias anomalías en la superficie del ojo 44. Usando tal sistema de topografía, el sistema de cirugía ocular 10, usando la unidad de control 64, realiza después una serie de disparos, que, por razones de sencillez, se ilustran como ocho disparos 192 a 206. En la práctica real, se podría utilizar probablemente un número mucho mayor de disparos. Como el sistema conoce la ablación necesaria en cada punto, crea un mapa de la topografía deseada y realiza ablación usando varios tamaños de disparo dirigidos a varios puntos para efectuar la corrección necesaria. De esta forma se puede corregir una amplia variedad de defectos no simétricos de la córnea, tal como formas de manzana y banana, así como cualquier otra forma anormal.

La figura 9 es un diagrama de flujo que ilustra una rutina CALCULATE 700 que se ejecutaría preferiblemente en la unidad de control 64. La rutina CALCULATE 700 calcula una serie de configuraciones de disparo necesarias para efectuar la ablación deseada del ojo 44 para corregir una variedad de condiciones. En la realización descrita, se crean configuraciones de disparo para corregir astigmatismo, hipermetropía, y miopía como se describe en unión con las figuras anteriores 2A a 7. Además, la oscilación ilustrada en las figuras 3 y 4 se aplica a configuraciones de disparo de corrección de miopía.

Preferiblemente, la rutina CALCULATE 700 se ejecuta en la unidad de control 64, que realiza los cálculos de disparo necesarios antes de empezar una secuencia de ablaciones. Teniendo todos los puntos precalculados, no hay retardo de cálculo, de modo que cada disparo sucesivo puede ser disparado en secuencia rápida, tan pronto como esté listo el láser excimer 20. Esto proporciona tiempos de tratamiento más rápidos y menos dificultad al obtener el centro del paciente en un punto óptico de fijación.

\newpage

Comenzando en el paso 702, la rutina CALCULATE 700 pone una variable START_DITHER a 1. Esta variable indica el primer disparo de ablación al que ha de comenzar la oscilación, y se explica mejor más adelante. Obsérvese que todos los disparos de ablación se almacenan preferiblemente en una matriz, y START_DITHER indica una posición dentro de DICHA matriz. El control pasa del paso 702 al paso 704, donde la rutina 700 determina si se desea corrección de astigmatismo. Ésta es preintroducida por el médico, incluyendo tanto el ángulo como el grado de corrección astigmática, junto con la zona de tratamiento máximo. Como es fácilmente evidente, la rutina 700 podría también pedir un grado de curvatura para la línea de corrección astigmática en el caso de astigmatismo no simétrico, e incluso proporcionar mayor corrección hacia uno u otro extremos de la región astigmática.

Si se desea corrección astigmática, el control pasa del paso 704 al paso 706, donde se ejecuta una rutina ASTIGMATISM 750 (explicada más adelante en unión con las figuras 10A y 10B), creando las configuraciones de disparo apropiadas para la corrección astigmática deseada. Estas configuraciones de disparo, por ejemplo, corresponden a las explicadas en unión con las figuras 4A y 4B.

Una vez que se calcula la configuración de disparos para corrección astigmática en el paso 706, el control pasa al paso 708, donde START_DITHER se pone a una variable LAST_VECTOR. LAST_VECTOR apunta al último disparo calculado en la matriz para una pasada de ablación. En este caso, apunta al último vector calculado por la rutina ASTIGMATISM 750. Dado que astigmatismo implica disparos de solapamiento en vez de disparos de refuerzo potencial, la oscilación no se realiza preferiblemente durante la corrección de astigmatismo en la realización descrita, aunque podría serlo.

A partir del paso 704, si no se desea corrección de astigmatismo, y del paso 708 en cualquier caso, el control pasa después al paso 710, donde la rutina CALCULATE 700 determina si se desea corrección de miopía. En caso negativo, se desea corrección de hipermetropía, de modo que el control pasa al paso 712 donde se ejecuta una rutina HYPEROPIA 850, a explicar más adelante en unión con la figura 12. Como la corrección de hipermetropía es similar a la corrección de astigmatismo, pero con los disparos en un círculo más bien que en una línea, no se realiza preferiblemente oscilación (aunque se podría realizar) en la realización descrita, de modo que el control pasa después al paso 714, donde la rutina 700 vuelve a una rutina maestro, que después permite al médico iniciar la ejecución de la secuencia de disparos calculada por la rutina CALCULATE 700.

Si se determinó en el paso 710 que se desea corrección de miopía, la rutina CALCULATE 700 pasa después al paso 716, donde determina si se solicitan zonas de transición. En caso afirmativo, se debe formar múltiples series de disparos miópicos, creándose la serie inicial de ``zonas de transición'' realizando una corrección de miopía. Esto se explicó anteriormente en unión con la figura 2B. De modo que el control pasa al paso 718 donde se ejecuta una rutina MYOPIA para crear una zona de transición. Esto crea una secuencia estándar de disparos de corrección de miopía para la zona de transición.

Pasando de nuevo al paso 716, se determina de nuevo si se requieren más zonas de transición. Si se ha calculado la secuencia de disparos de la última zona de transición, o si no se necesita, el control pasa después al paso 720, donde se ejecuta de nuevo la rutina MYOPIA, esta vez para realizar la corrección final de miopía.

La creación de series de secuencias de disparos para corregir miopía es conocida en la técnica. Dada la profundidad de ablación necesaria determinada por la función MYO_ABLATE descrita anteriormente, se crea una configuración de disparos usando tamaños de disparo apropiados para conformarse a la profundidad de ablación necesaria en cada punto que irradia del eje de tratamiento 102.

El control pasa después al paso 722, donde se ejecuta una rutina DITHER 940 o 970 como se describe más adelante en unión con las figuras 13 y 14, realizando oscilación, o randomización, en todos los disparos de START_DITHER establecidos en el paso 702 o el paso 708 a LAST_VECTOR, que se describió anteriormente en unión con el paso 708. En este punto, el cálculo de la secuencia de disparos de ablación está completo, de modo que el control pasa al paso 714 donde la rutina CALCULATE 700 vuelve al programa principal de manera que el médico pueda ejecutar la pasada de ablación tal como se almacena ahora en la matriz.

Las figuras 10 y 15 son un diagrama de flujo de la rutina ASTIGMATISM 750 que se utiliza para calcular los vectores de disparo necesarios para crear ``canales'' de líneas de solapamiento para corregir un grado de astigmatismo dióptrico deseado a lo largo de un eje particular. Se crea un número apropiado de canales, usando preferiblemente cada canal tamaños de punto progresivamente más grandes. Comenzando en el paso 752, la profundidad necesaria de la ablación general se calcula en la parte más profunda de la serie de canales. Esto se realiza usando la función de ablación miópica MYO_ABLATE, descrita anteriormente en unión con la figura 7A. Una variable MAX_ABLATE se pone al valor devuelto por MYO_ABLATE usando \rho = 0, indicando la profundidad necesaria en el centro del canal (el punto más profundo). También se pasa a MYO_ABLATE el radio de curvatura no corregido R_{OLD}, la corrección dióptrica necesaria D_{CORR}, y la anchura de la zona de tratamiento de astigmatismo S. Obsérvese que S es igual a la anchura de la zona de tratamiento de astigmatismo, no la longitud.

El control pasa después al paso 754, donde se calcula la profundidad de ablación necesaria por canal. Esto se calcula preferiblemente como MAX_ABLATE anteriormente, pero estableciendo en cambio una variable ABLATE, que indica la cantidad de ablación por canal, a un valor igual a MAX_ABLATE dividido por 10. Esto indica que se ha de hacer preferiblemente diez canales, aunque pueden ser necesarios menos cuando se calcula la cantidad de ablación por canal.

El control pasa después al paso 756, donde se iguala una variable DEPTH a la calculada previamente MAX_ABLA- TE menos ABLATE. DEPTH indica la cantidadde ablación que queda por realizar para proporcionar el grado deseado de corrección.

El control pasa después al paso 758, donde se calcula un diámetro de punto mínimo MIN_SPOT_DIAM, indicando el diámetro de punto más pequeño a usar para crear un canal. MIN_SPOT_DIAM se iguala a dos veces el radio devuelto por la función de ablación miópica invertida INV_MYO_ABLATE. INV_MYO_ABLATE se reclama con el radio inicial de curvatura R_{OLD}, con A puesto a DEPTH más ABLATE/2, con D_{CORR} como el grado de corrección dióptrica deseada, y con S como la anchura de la zona de tratamiento. El valor devuelto llamando esta función es el radio al que se realizará 95% de la profundidad de ablación general necesaria, y este radio estará preferiblemente relativamente cerca del centro del eje de tratamiento, es decir, el radio será pequeño en comparación con la anchura general de cada canal.

Pasando al paso 760, un diámetro de punto máximo MAX_SPOT_DIAM se iguala a S, que es simplemente la anchura de la zona de tratamiento de astigmatismo 100 (no la longitud).

Pasando al paso 762, se introduce un bucle que crea una serie de canales para proporcionar el grado general de corrección de astigmatismo necesario. En primer lugar, en el paso 762 se determina si DEPTH es mayor que cero. De nuevo, DEPTH es la profundidad restante necesaria para abladir, que será mayor que cero cuando no se hayan creado canales suficientes para proporcionar el grado deseado de corrección.

Si DEPTH es mayor que cero, el control pasa al paso 764, donde el diámetro de punto SPOT_DIAM se iguala a dos veces el resultado devuelto por INV_MYO_ABLATE, cuando dicha función se reclama con A igual a DEPTH. Esto devuelve el radio en el que la ablación última necesaria es igual a DEPTH. Cuando DEPTH es inicialmente casi igual a la profundidad general de ablación necesaria, el diámetro de punto inicial será así pequeño.

Pasando al paso 766, el diámetro de punto SPOT_DIAM se corrige empíricamente. Esto se realiza estableciendo SPOT_DIAM igual a (1 + (0,3\cdotSEN(\pi\cdot(SPOT_DIAM - MIN_SPOT_DIAM) / (MAX_SPOT_DIAM - MIN_SPOT_ DIAM)))). Esto realiza un ajuste empírico al diámetro de punto para proporcionar mejores resultados y conformar mejor la corrección general a la curva deseada necesaria para corregir astigmatismo.

Pasando al paso 768, una variable STEP indicando la cantidad a mover el blanco de punto en cada disparo sucesivo se iguala a SPOT_DIAM\cdot(DEPTH_PER_SHOT/ABLATE). DEPTH_PER_SHOT es la cantidad de ablación por disparo, y es típicamente 0,2 \mum. Después, en el paso 770 se iguala una variable OVERLAP a 100\cdot(SPOT_DIAM - STEP)/SPOT_DIAM. Ésta es la cantidad de solapamiento en porcentaje necesario para cada disparo.

Pasando al paso 772, se reclama una rutina LINE 800, explicada más adelante en unión con la figura 11, con \theta puesto al ángulo al que crear la línea de astigmatismo, una variable LENGTH puesta a una longitud predeterminada de la serie de disparos de astigmatismo más 2\cdotSPOT_DIAM, indicando SPOT_DIAM el tamaño de punto, y OVERLAP.

Habiéndose creado la serie de disparos para la línea, el control pasa a 774, donde DEPTH se reduce en ABLATE, que es la cantidad a abladir por canal. El control itera después al paso 762, donde el valor reducido de DEPTH se compara de nuevo con cero. Este bucle se repite, creando líneas de disparos con diámetros de punto progresivamente más grandes, hasta que DEPTH es inferior a cero. DEPTH será menor que cero cuando se hayan calculado virtualmente todos los disparos de ablación necesarios para efectuar el grado deseado de corrección.

Una vez que DEPTH es inferior a cero, el control pasa al paso 776, donde se determina si DEPTH más ABLATE es mayor que DEPTH_PER_SHOT. En caso negativo, no se deberá realizar otra línea de ablación, porque proporcionaría demasiada corrección, de modo que el control pasa después al paso 778 donde la rutina ASTIGMATISM 750 vuelve a la rutina CORRECTION 700.

Si en el paso 776 el ``residuo'' de ablación todavía necesario no excede de DEPTH_PER_SHOT, el control pasa en cambio al paso 780. Allí, SPOT_DIAM se pone al diámetro de punto máximo de S, que es la anchura de la zona de tratamiento 100 para la línea de canales de astigmatismo, STEP se iguala a SPOT_DIAM\cdotDEPTH_PER_SHOT/(ABLA- TE + DEPTH) y OVERLAP se iguala a (SPOT_DIAM - STEP)\cdot100/SPOT_DIAM.

El control pasa después al paso 782, donde se crea un canal final usando las variables puestas en el paso 780 a anchura de punto reclamando la rutina LINE 800. La rutina 750 vuelve después al paso 778.

La rutina ASTIGMATISM 750 crea así una configuración de disparos como se ha descrito anteriormente en unión con la figura 4A.

La figura 11 es un diagrama de flujo de la rutina LINE 800. Esta rutina 800 calcula los disparos para la generación de una línea usada al crear una secuencia de disparos de corrección de astigmatismo. El tamaño de punto deseado se pasa a la rutina 800 en una variable SPOT_DIAM, se pasa un porcentaje de solapamiento en una variable OVERLAP, y la longitud de la línea se determina por una variable LENGTH pasada a la rutina LINE 800.

Comenzando en el paso 802, la rutina LINE 800 calcula primero el tamaño de paso, que es igual a SPOT_DIAM\cdot
(1 - OVERLAP). Pasando al paso 804, el número de disparos requerido se calcula igual al valor truncado de
(LENGTH - SPOT_DIAM + STEP)/STEP. Pasando al paso 806, una variable de contador I se iguala a una variable START_VECTOR que es igual a LAST_VECTOR + 1\cdotLAST_VECTOR se iguala a I a la terminación de la rutina LINE 800.

El control pasa después al paso 808, donde una variable correspondiente al desplazamiento de eje X del eje del tratamiento 102 se iguala a ((LENGTH-SPOT_DIAM)/2)\cdotcos \theta, donde \theta es el ángulo de corrección astigmática deseada. En el paso 810, Y se pone correspondientemente a ((LENGTH-SPOT_DIAM)/2)\cdotsen \theta.

El control pasa después al paso 812, donde se determina si I es igual a START_VECTOR más SHOTS, indicando el final de esta línea de disparos. En caso negativo, el control pasa al paso 814, donde una posición de matriz X_SHOT[I] correspondiente a la posición de disparo de este disparo particular se iguala a X y Y_SHOT[I] se iguala correspondientemente a I. Después, en el paso 816 X se iguala a X + (STEP\cdotcos \theta) e Y se iguala a Y + (STEP\cdotsen \theta). Éste es el incremento delta requerido para el disparo siguiente.

El control pasa después al paso 818, donde I se incrementa, y la rutina itera después al paso 812. Una vez que I es igual a START_VECTOR + SHOTS, indicando el final de esta línea, la rutina vuelve a la rutina ASTIGMATISM 750 en el paso 820.

La figura 12 es un diagrama de flujo de la rutina HYPEROPIA 850 que crea canales circulares alrededor del eje de tratamiento 102. Es similar a la rutina ASTIGMATISM 750, pero crea los canales circulares de un perfil apropiado para corregir hipermetropía en vez de astigmatismo (que usa una función de corrección de miopía).

Comenzando en el paso 852, una variable DEPTH se iguala al parámetro devuelto por HYP_ABLATE explicada anteriormente en unión con la figura 7B, cuando \rho se iguala a S/2 - MIN_SPOT_RADIUS, donde S es el diámetro de la zona de tratamiento apropiada y MIN_SPOT_RADIUS es el tamaño de punto mínimo a usar siempre para ablación de hipermetropía, que se podría poner, por ejemplo, a 200 \mum. HYP_ABLATE se denomina también con R_{OLD} que representa la curvatura no corregida del ojo 44 y D_{CORR} que representa el grado deseado de corrección dióptrica. DEPTH es así igual a la profundidad restante a abladir. Es inicialmente inferior a la profundidad total a abladir, puesto que \rho se estableció justo dentro del círculo de ablación como se indica con S/2 con MIN_SPOT_RADIUS restado, que es el primer radio de punto en el que a abladir.

Pasando al paso 854, una variable ABLATE, que indica la cantidad a abladir para este tratamiento de hipermetropía, se iguala a un parámetro devuelto por HYP_ABLATE llamada con \rho igual a S/2, disminuido dicho parámetro devuelto la cantidad DEPTH. Así, ABLATE es la diferencia de profundidad en el borde de la zona de tratamiento como se indica con S/2 y la profundidad a una distancia MIN_SPOT_RADIUS justo dentro de dicha zona de tratamiento.

Pasando al paso 856, una variable SPOT_DIAM se iguala a MIN_SPOT_RADIUS\cdot2, una variable STEP se iguala a SPOT_DIAM\cdotDEPTH_PER_SHOT/ABLATE, y una variable OVERLAP se iguala a ((SPOT_DIAM - STEP)/SPOT_ DIAM)\cdot100 (es decir, expresado como porcentaje). Así, se disparará al primer canal circular usando el diámetro de punto mínimo como indica MIN_SPOT_RADIUS\cdot2.

Pasando al paso 858, se reclama una rutina CIRCLE_LINE que calcula la serie de disparos necesarios para abladir un canal circular dadas las variables SPOT_DIAM, STEP y OVERLAP. La rutina CIRCLE_LINE corresponde directamente a la rutina LINE 800, a excepción de que el círculo es disparado a un radio fijo dado por S/2, en lugar de ser disparado a lo largo de una línea. Su implementación corresponde a la rutina LINE 800, con la excepción de que cada disparo sucesivo se incrementa a lo largo del radio de \rho igual a S/2, en vez de a lo largo de una línea.

Pasando al paso 860, ABLATE se iguala a un parámetro devuelto por HYP_ABLATE cuando se reclama HYP_A- BLATE con \rho igual a S/2, con dicho parámetro devuelto dividido después por 10. Esto corresponde preferiblemente a diez canales abladidos para formar el perfil de curvatura apropiado para corregir hipermetropía.

Pasando a 862, DEPTH se pone después a DEPTH menos ABLATE, que reduce DEPTH 1/10 de la profundidad total necesaria para abladir el canal hipermetrópico.

La rutina 850 pasa después al paso 864, donde se determina si DEPTH, que indica la profundidad total que queda por abladir, es mayor que cero. En caso afirmativo, quedan canales por abladir, de modo que la rutina pasa al paso 866, donde SPOT_DIAM se iguala al parámetro devuelto por INV_HYP_ABLATE cuando se reclama dicha función con A igual a DEPTH. Esto devuelve después el radio al que se debe producir ablación a una profundidad igual al valor corriente de DEPTH para proporcionar la corrección apropiada para hipermetropía. Sin embargo, este parámetro devuelto es un radio del eje de tratamiento 102. Para calcular el diámetro de punto real, SPOT_DIAM se iguala a
2\cdot(S/2 - SPOT_DIAM). Esto establece SPOT_DIAM a dos veces la diferencia del radio de la zona de tratamiento real menos el radio al que se ha de producir la profundidad de ablación corriente. Esta diferencia en radios por dos es así igual al diámetro de punto para el canal corriente a abladir.

Pasando al paso 868, STEP se iguala a SPOT_DIAM\cdotDEPTH_PER_SHOT/ABLATE. Pasando al paso 870,
OVERLAP se iguala a ((SPOT_DIAM_STEP)/SPOT_DIAM)\cdot100, que establece el solapamiento apropiado en porcentaje.

Usando estos valores de SPOT_DIAM y OVERLAP, y con \rho igual a S/2, en el paso 872 se reclama la rutina CIRCLE_LINE, creando un canal circular. Pasando al paso 874, DEPTH se iguala de nuevo a DEPTH menos ABLATE. La rutina itera después al paso 864, e itera continuamente a través de los pasos 866 a 874 hasta que DEPTH no es mayor que cero.

Cuando DEPTH no es mayor que cero en el paso 864, la rutina 850 prosigue al paso 876, donde se determina si ABLATE más DEPTH es mayor que RESIDUE, donde RESIDUE es un valor arbitrario al que no se ha de abladir otro canal. Este valor es preferiblemente 500 micras, aunque podría ser un valor diferente. Si ABLATE más DEPTH es mayor que RESIDUE, más de dicho valor RESIDUE queda por abladir, de modo que la rutina 850 prosigue al paso 878, donde se crea un canal final usando un SPOT_DIAM de 2\cdot(S/2 - MIN_SPOT_SIZE) y un OVERLAP de ((SPOT_DIAM - STEP)/SPOT_DIAM)\cdot100. Después del paso 876 y el paso 878, la rutina vuelve en el paso 880.

La figura 13 es un diagrama de flujo de una rutina RAND_DITHER 940 que corresponde a la rutina DITHER como se ha observado en el paso 722 de la figura 9. La rutina RAND_DITHER 940 oscila aleatoriamente todos los vectores en la matriz descrita desde START_DITH a LAST_VECTOR. START_DITH se igualó previamente en el paso 702 o el paso 708 de la figura 9 a la primera posición de matriz después de los disparos usados para corrección de astigmatismo. Así, se aplica preferiblemente oscilación a la corrección de miopía, en vez de a la corrección de astigmatismo. La rutina RAND_DITH 970 crea una configuración de disparos como se ilustra en la figura 3A.

La rutina RAND_DITHER 940 comienza en el paso 942 poniendo una variable de contador I a START_DITH. El control pasa después al paso 944, donde una variable intermedia X_DUM se iguala a un número aleatorio RANDOM entre -0,5 y 0,5 por AMPLITUDE por SPOT_SIZE[I]. La variable AMPLITUDE se pasó a la rutina RAND_DITHER 940 indicando la amplitud apropiada de oscilación en porcentaje fraccional de tamaño de punto, y SPOT_SIZE[I] corresponde al tamaño de punto para este disparo particular.

El control pasa después al paso 946, donde la rutina 940 determina si el valor absoluto de X_DUM es mayor que un tamaño limitante denotado por una variable LIMIT, predeterminada por el sistema. Si X_DUM es demasiado grande, el control pasa entonces al paso 948, donde X_DUM se iguala a LIMIT X_DUM/ABS(X_DUM), que establece X_DUM a LIMIT con el signo apropiado unido.

Si X_DUM no era demasiado grande en el paso 946; y en cualquier caso desde el paso 948, el control pasa después al paso 950, donde X_SHOT[I] se iguala a X_SHOT[I] + X_DUM, que proporciona un efecto de oscilación aleatoria según una característica preferida de la invención. El control prosigue después a los pasos 952, 954, 956 y 958, donde Y_SHOT[I] se regula con la oscilación aleatoria puesto que X_SHOT[I] se osciló en los pasos 944 a 950.

El control prosigue después del paso 958 al paso 960, donde la rutina RAND_DITHER 940 determina si
I = LAST_VECTOR, indicando que el último vector deseado ha sido oscilado. En caso negativo, el control pasa al paso 962, donde se incrementa I, y el control itera después al paso 944 para procesar el disparo siguiente.

Si en el paso 960 I es igual a LAST_VECTOR, la rutina RAND_DITHER 940 está completa, de modo que la rutina 940 vuelve después en el paso 964.

La figura 14 muestra una rutina alternativa CIRCLE_DITH 970, que se puede usar en lugar de la rutina RAND_ DITH 940. Una configuración de disparos creada por la rutina CIRCLE_DITH 970 se ilustra en la figura 3B. La rutina CIRCLE_DITH 970 comienza en el paso 972, donde una variable NUM_VECT se pone a LAST_VECTOR - START_VECTOR, que se pasaron por la rutina reclamante. Pasando al paso 974, se determina si NUM_VECT/ROTA- TIONS es inferior a 10. La variable ROTATIONS se pasa a la rutina 970 para indicar cuántas rotaciones circulares hacer alrededor del eje de tratamiento 102 al ajustar todos los disparos. La verificación se hace en 974 para evitar un número excesivo de rotaciones si hay disparos insuficientes. Por ejemplo, si solamente hay veinte vectores, diez revoluciones darían lugar a dos conjuntos de diez disparos separados 180º. Requiriendo arbitrariamente que NUM_VECT/ROTATIONS sea al menos 10, esto evita tal acumulación de disparos, requiriendo que los disparos se distribuyan sobre al menos diez puntos diferentes alrededor del eje de tratamiento 102. Si NUM_VECT/ROTATIONS es inferior a 10, el control pasa al paso 976, donde ROTATIONS se iguala al valor truncado de NUM_VECT/10. Desde el paso 976 y 974, si dicho paso no era verdadero, el control pasa después al paso 978, donde I se iguala a START_VECTOR.

El control pasa después al paso 980, donde X_SHOT[I] se iguala a X_SHOT[I] + (DIAM/2)\cdotcos((2\pi\cdotI\cdotROTA- TIONS)/NUM_VECT). Esto ajusta circularmente el centro de cada disparo. Y SHOT[I] se ajusta correspondientemente en el paso 982.

Desde el paso 982, el control pasa al paso 984, donde se determina si I es igual a LAST_VECTOR. En caso negativo, el control pasa después al paso 986 donde I se incrementa para otra pasada por los pasos 980 y 982 para regular vectores siguientes.

Si a partir del paso 984 I es igual a LAST_VECTOR, el control pasa después al paso 988, donde el control vuelve a la rutina CALCULATE 700.

Se apreciará fácilmente que esta oscilación, o fluctuación, también podría ser aplicada unidimensionalmente, y se podría usar también para corrección de hipermetropía y astigmatismo.

La figura 13 ilustra una imagen devuelta por la unidad vídeo 56 al realizar ablación epitelial usando colorante de infrarrojos y usando el haz de exploración grande según la invención. El epitelio tiene típicamente aproximadamente 50 \mum de grosor. Como el láser excimer preferido 20 utilizado en el sistema S según la invención ablade aproximadamente 0,2 \mum por disparo, se necesitarán 250 disparos iniciales hasta que el epitelio haya sido abladido. En algún tiempo antes de dicho punto, sin embargo, entran en juego las variaciones del grosor epitelial. Por ejemplo, algunos puntos podrían tener 40 \mum de grosor, mientras que otros tienen 60 \mum de grosor.

El sistema S según la invención quita el epitelio detectando cuándo ha eliminado completamente al menos una porción del epitelio, y extrayendo después selectivamente el resto. La figura 15 ilustra una zona de extracción epitelial 1000 en la que un número predeterminado de disparos han sido previamente realizados usando un tamaño de punto el tamaño de la región de extracción epitelial 1000. Después de cada disparo, la unidad vídeo de infrarrojos 56 captura cualquier fluorescencia de infrarrojos emitida por el ojo 44. Esta fluorescencia se crea tiñendo primero el epitelio con un colorante fluorescente a infrarrojos que no tiñe las capas que subyacen al epitelio. Este colorante es preferiblemente fluorescente a infrarrojos para reducir la posibilidad de una acción láser bombeada al ojo 44 de frecuencias dañantes de luz a energías dañantes. Se podría usar otros colorantes, incluyendo colorantes emisores de luz visible, si se garantiza que no se producirá acción láser bombeada que podría dañar el ojo 44. También se prefiere colorante fluorescente a infrarrojos para evitar que cualquier óptico en distracción afecte al paciente mientras se esté abladiendo el epitelio.

Después de un número predeterminado de disparos, la unidad vídeo 56 detectará alguna porción de la región de extracción epitelial 1000 que no fluoresce. Esto indica que no hay colorante fluorescente a infrarrojos en dicha posición, que indica correspondientemente que el epitelio ha sido abladido totalmente en ese punto.

En la figura 15, se representan dos regiones 1002 y 1004 en las que todo el epitelio ha sido quitado por el número predeterminado de disparos. En este punto se reduce el tamaño de punto, y todavía permanece una región 1006 en la que el epitelio, como se indica con el colorante fluorescente a infrarrojos, se ablade más.

Bajo control por ordenador o bajo control médico, la ablación selectiva se lleva a cabo como se ilustra en la figura 14. En la figura 14, la región restante 1006 ha sido abladida más usando tamaños de punto reducidos, formando más regiones epiteliales libres 1008, 1010, 1012, 1014 y 1016. La unidad vídeo 56 observa además la región de extracción epitelial 1000 durante la ablación de cada una de estas regiones restantes, detectando cuándo alguna porción de las regiones no fluoresce. De nuevo, las diferencias de profundidad epitelial a través de cada una de estas regiones puede dar lugar solamente a ablación parcial del epitelio en estas regiones restantes. Por ejemplo, se representa una isla 1018 de epitelio restante en la región 1008 que ha sido abladida más. Tales islas deben ser abladidas más, junto con cualquier porción restante del epitelio 1006 que no haya sido quitada por la ablación siguiente.

Se reconocerá que manteniendo un mapa informático de la región de extracción epitelial 1000, junto con el número de disparos disparados sobre cada punto particular en dicha región, se puede crear un mapa de grosor epitelial. Conociendo la profundidad de ablación de cada disparo, junto con donde cada disparo ha sido disparado, se conoce cuántos disparos recibe un punto particular antes de que se quite todo el epitelio de dicha región. Así se crea un mapa del grosor del epitelio. Este mapa sería similar al creado al corregir aberraciones ópticas no simétricas como se explica en unión con la figura 8.

Se apreciará que la exploración de haz grande y oscilación según la invención no tienen que aplicarse sólo a la superficie del ojo 44. Por ejemplo, la Patente de Estados Unidos 4.903.695 titulada ``Método y Aparato para realizar una queratomileusis u operación análoga'', concedida el 27 de febrero de 1990, describe un método de extraer una porción de la córnea del ojo y después abladir la superficie expuesta. Así, el aparato según la invención también se puede utilizar en la superficie expuesta que resulta de tal procedimiento del tipo de queratomileusis. En tal caso, el eje de tratamiento 102 caería en la porción cortada de la córnea o en la superficie de la córnea de la que se ha cortado una porción.

Claims

1. Un aparato para quitar epitelio de una región de extracción en la córnea del ojo donde el epitelio ha sido tratado con un colorante que fluoresce cuando es estimulado por luz de una longitud de onda apropiada, incluyendo dicho aparato un láser que emite un haz láser que tiene una longitud de onda adecuada para quitar el epitelio, caracterizado por:

a): un sistema óptico que refleja dicho haz láser en la córnea en forma de un punto sustancialmente homogéneo que tiene un tamaño regulable y una posición regulable en la córnea;

b): un sistema de formación de imágenes enfocado en la córnea, siendo capaz dicho sistema de formación de imágenes de detectar fluorescencia del colorante; y

c): un sistema de control acoplado al láser, el sistema óptico, y el sistema de formación de imágenes, siendo dicho sistema de control para disparar dicho láser en respuesta a que dicho sistema de formación de imágenes detecta fluorescencia de toda la región de extracción.

2. El aparato de la reivindicación 1, donde dicho sistema de control, en respuesta a que dicho sistema de formación de imágenes no detecta fluorescencia de alguna porción de la región de extracción, dirige el sistema óptico para reducir el tamaño del punto y la posición del punto correspondiente a una porción de la región de extracción en la que dicho sistema de formación de imágenes detecta fluorescencia.

3. El aparato de la reivindicación 1, donde el colorante fluorescente es un colorante fluorescente de luz IR.

4. El aparato de la reivindicación 1, donde el colorante fluorescente es un colorante fluorescente de luz visible.