ES2217137T3

ES2217137T3 - Optimizacion de la correccion por ablacion de un sistema optico.

Info

Publication number: ES2217137T3
Application number: ES01923348T
Authority: ES
Inventors: John Alfred Campin; George H. Pettit
Original assignee: Alcon Inc
Current assignee: Alcon Inc
Priority date: 2000-03-22
Filing date: 2001-03-22
Publication date: 2004-11-01
Anticipated expiration: 2021-03-22
Also published as: AU5004801A; EP1235538A1; JP2003533277A; DK1235538T3; ATE268150T1; US20020007176A1; AU770888B2; DE60103609D1; CA2375163A1; DE60103609T2; AR032312A1; US6569154B2; EP1235538B1; MXPA01010535A; BR0105551A; WO2001087201A1

Abstract

Sistema de corrección óptica (10) para corregir defectos visuales de un ojo (120), comprendiendo el sistema de corrección óptica: una fuente de luz (12) para generar un haz (18) de radiación óptica; una óptica de enfoque (22) dispuesta en la trayectoria del haz para dirigir el haz a través del ojo, en el que el haz se refleja en la retina (122) del ojo en forma de un frente de onda (24) de radiación que emana del ojo; un analizador de frente de ondas (26) sensible al frente de onda que emana del ojo para determinar la diferencia de caminos ópticos entre una onda de referencia (110) y el frente de onda; un convertidor para calcular una corrección óptica basada en la diferencia de caminos ópticos; un sistema láser de tratamiento (500) para emitir un haz láser (502) que tiene suficiente potencia para la ablación de material corneal (126), consiguiéndose la corrección óptica mediante la extracción de una cantidad seleccionada de material corneal para modificar la forma de la córnea según lo requerido.

Description

Optimización de la corrección por ablación de un sistema óptico.

Antecedentes de la invención Campo de la invención

La presente invención se refiere a la medición y corrección de aberraciones ópticas y, en particular, a un sistema para alcanzar una optimización empírica de una medición y una corrección objetivas de un sistema óptico, tal como el ojo humano.

Descripción de la técnica relacionada

Los sistemas ópticos que presentan un foco imagen real pueden recibir luz colimada y enfocarla en un punto. Dichos sistemas ópticos pueden encontrarse en la naturaleza, como, p.ej., el ojo humano y el de animales, o pueden consistir en sistemas fabricados por el hombre, como, p.ej., sistemas de laboratorio, sistemas de guía, y otros similares. En ambos casos, las aberraciones del sistema óptico pueden afectar a la calidad funcional del sistema.

Un ojo humano perfecto o ideal refleja difusamente un haz de luz que incide sobre la retina tras atravesar la óptica del ojo, que incluye la lente y la córnea. En el caso de un ojo ideal en estado relajado, es decir, sin acomodar para formar un foco en el campo próximo, la luz reflejada sale del ojo en forma de una secuencia de ondas planas. Pero un ojo real presenta generalmente aberraciones que dan lugar a deformaciones o distorsiones en las ondas de luz reflejadas que salen del ojo. Un ojo con aberraciones refleja difusamente un haz de luz, que incide sobre la retina tras atravesar la lente y la córnea, devolviéndolo en forma de una secuencia de frentes de onda distorsionados.

Los procedimientos bien conocidos en la técnica para corregir mediante láser las deficiencias en el enfoque son la queratectomía fotorrefractiva (PRK), que modifica la curvatura corneal, y la cirugía LASIK. Dichos procedimientos utilizan generalmente un láser de excímero de 193-nm para eliminar por ablación tejido corneal. Munnerlyn et al. (J. Cataract Refract. Surg. 14(1), 46-52, 1988) han presentado unas ecuaciones para determinar el volumen específico de tejido a eliminar para alcanzar la corrección refractiva deseada. Frey (patente U.S. nº 5.849.006) expone un procedimiento que utiliza un punto de luz láser de tamaño reducido para extraer un volumen deseado de tejido a fin de realizar la corrección refractiva deseada.

El documento WO-A-99/27334 (Autonomous Technologies Corporation) describe un sistema y un procedimiento para la medición y corrección objetivas de un sistema de enfoque óptico, como uno ojo, comprendiendo el sistema descrito componentes ópticos que están dispuestos en la trayectoria de un haz y dirigen dicho haz para que atraviese el ojo y se enfoque sobre la retina. El haz se refleja difusamente formando un frente de onda y pasa seguidamente por un analizador de frente de ondas que se ha dispuesto en su trayectoria. Un procesador calcula entonces las distorsiones estimando las aberraciones del ojo y prescribe una corrección óptica para dicho ojo.

Sumario de la invención

Un objetivo de la presente invención consiste en proporcionar un sistema para optimizar la corrección por ablación de una córnea humana.

Un objetivo adicional consiste en proporcionar dicho sistema que tiene en cuenta la anisotropía corneal.

Otro objetivo consiste en proporcionar dicho sistema que incluye una atenuación de la potencia de ablación en función del radio.

Un objetivo adicional consiste en proporcionar dicho sistema que utiliza una descripción matemática que puede adaptarse fácilmente en un algoritmo de ablación.

Éstos y otros objetivos se alcanzan con la presente invención, que consiste, tal como se define en la reivindicación 1, en un sistema de corrección óptica para corregir defectos visuales de un ojo. El sistema comprende un analizador de frente de ondas, que es sensible al frente de onda procedente de un ojo, a fin de determinar la diferencia de caminos ópticos entre una onda de referencia y el frente de onda. Además, el sistema comprende un convertidor para proporcionar una corrección óptica basada en la diferencia de caminos ópticos y en la eficacia de ablación, que es una función que depende del radio. La corrección de la eficacia utiliza un polinomio de compensación de la forma A+Bp+Cp^{2}+Dp^{3}+...+Xp^{n}, donde p es un radio normalizado que se define específicamente para la zona óptica y se mide a partir de la parte central de la córnea, tomando dicho radio el valor de 1 en el límite de la zona de corrección óptica.

Se hace incidir sobre la córnea un haz láser que presente la potencia suficiente para eliminar por ablación material corneal. La corrección óptica se realiza extrayendo una cantidad seleccionada de material corneal a fin de modificar la forma de la córnea según lo requerido para la corrección óptica.

Las características que caracterizan la presente invención, tanto a nivel de organización como de procedimiento de trabajo, así como otros objetivos adicionales y ventajas de la misma, podrán comprenderse mejor con la siguiente descripción y los dibujos adjuntos. Debe remarcarse que los dibujos adjuntos se presentan únicamente a título ilustrativo y descriptivo, y no deben entenderse como limitativos del alcance de la presente invención. Éstos y otros objetivos alcanzados, así como las ventajas ofrecidas por la presente invención resultarán más evidentes con la lectura de la descripción, que se presenta a continuación considerada conjuntamente con los dibujos adjuntos.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 es un diagrama esquemático de un sistema para determinar aberraciones oculares.

La Fig. 2 es un gráfico que representa las profundidades de ablación deseadas y alcanzadas en función de la posición radial en el caso de un ojo miope.

La Fig. 3 es un gráfico que representa las profundidades de ablación deseadas y alcanzadas en función de la posición radial en el caso de un ojo hipermétrope.

La Fig. 4A y la Fig. 4B son gráficos que ilustran la función de eficacia de ablación de la presente invención: Fig. 4A representa gráficamente la curva 1-0,3r^{2}, en la que r_{máx}=3,25 mm; la Fig. 4B representa gráficamente la curva
0,95 - 0,3r^{2}- 0,25r^{3}+ 0,3r^{4}.

La Fig. 5 es un diagrama esquemático de un sistema que proporciona un haz láser ablativo dirigido hacia el ojo.

Descripción detallada de las formas de realización preferidas

A continuación se expone haciendo referencia a las Figuras 1 a 5, una descripción de las formas de realización preferidas de la presente invención.

El sistema para corregir defectos visuales de un ojo comprende un analizador de frente de ondas y, en una forma de realización preferida, un sistema 10 (Fig. 1) similar al descrito en la patente U.S. nº 6.271.915. El sistema 10 comprende un láser 12 que genera la radiación óptica utilizada para obtener un haz láser 14 de diámetro reducido. El láser 12 genera un haz colimado de luz láser (haz 14 representado mediante un trazo discontinuo) cuya longitud de onda y cuya potencia son inocuas para el ojo. En el caso de las aplicaciones oftálmicas, las longitudes de onda apropiadas abarcan todo el espectro visible y el del infrarrojo próximo. Por ejemplo, unas longitudes de onda apropiadas oscilan entre aproximadamente 400 nm y 1.000 nm, incluyendo esta gama las longitudes de onda útiles de 550 nm, 650 nm y 850 nm. Si bien se suele preferir trabajar con el espectro visible, debido a que corresponde a las condiciones en las que funciona el ojo, el espectro del infrarrojo próximo puede ofrecer algunas ventajas en determinadas aplicaciones. Por ejemplo, el ojo del paciente suele estar más relajado cuando el paciente no es consciente de que se están realizando mediciones. Independientemente de la longitud de onda de la radiación óptica, la potencia debe mantenerse en las aplicaciones oftálmicas en los niveles que son seguros para el ojo. En el caso de la radiación láser, los niveles de exposición apropiados, que son inocuos para el ojo, pueden encontrarse en las normas norteamericanas "U.S. Federal Performance Standard for Laser Products", que se centran en los productos láser. Si el análisis ha de realizarse con un sistema óptico distinto al ojo, entonces la gama de longitudes de onda de reconocimiento debe incorporar lógicamente la gama de funcionamiento del sistema considerado.

Para seleccionar la parte central de un haz colimado y estrecho de luz láser 14, se utiliza un diafragma iris 16 que intercepta todo el haz de luz láser 14, excepto el haz láser 18 que presenta el tamaño deseado para la aplicación. Según la presente invención, el haz láser 18 presenta un diámetro comprendido entre aproximadamente 0,5-4,5 mm, siendo, a titulo de ejemplo, la gama de 1-3 mm la que se utilizará generalmente. Un ojo con aberraciones importantes utiliza un haz de diámetro más pequeño, mientras que un ojo que presenta únicamente aberraciones leves puede evaluarse con un haz de diámetro mayor. Según cual sea la divergencia de salida del láser 12, se situará una lente en la trayectoria del haz a fin de optimizar la colimación del haz.

El haz láser 18, que se describe a título de ejemplo, es un haz de luz polarizada que se hace pasar por un divisor de haz 20 sensible a la polarización para dirigirlo a un tren óptico de enfoque 22, que permite enfocar el haz láser 18 a través de los componentes ópticos del ojo 120 (p.ej., la córnea 126, la pupila 125, y la lente 124) sobre la retina 122. Se sobreentiende que puede faltar la lente 124 en el caso de un paciente al que se le ha practicado un procedimiento de extracción de cataratas. Sin embargo, esto no afecta a la presente invención.

El tren óptico 22 forma una imagen del haz láser 18, que consiste en una pequeña mancha de luz, en la fovea centralis 123 del ojo o cerca de ella, siendo éste el lugar donde la agudeza visual del ojo es máxima. Obsérvese que el pequeño punto de luz podría reflejarse en otra parte de la retina 122 para determinar aberraciones relacionadas con algún otro aspecto de la visión. Por ejemplo, si la reflexión del punto luminoso se realiza en la zona de la retina 122 que rodea la fovea centralis 123, entonces pueden evaluarse aberraciones relacionadas específicamente con la visión periférica. En cualquier caso, se puede dar al punto luminoso el tamaño apropiado para formar sobre la retina 122 una imagen limitada por difracción en campo cercano. Por lo tanto, el punto luminoso producido con el haz láser 18 en la fovea centralis 123 no presenta un diámetro superior a 100 \mum, siendo éste generalmente del orden de 10 \mum.

El haz láser 18 reflejado difusamente en la retina 122 se ha representado gráficamente mediante líneas de trazo continuo 24 que ilustran el recorrido de vuelta de la radiación a través del ojo 120. El frente de onda 24 incide sobre el tren óptico 22, lo atraviesa y se dirige seguidamente al divisor de haz sensible a la polarización 20. El frente de onda 24 está despolarizado en comparación con el haz láser 18 debido a los procesos de reflexión y refracción que ha sufrido el frente de onda 24 al emanar de la retina 122. Por consiguiente, el frente de onda 24 cambia de dirección en el divisor de haz sensible a la polarización 20 y se dirige a un analizador de frente de ondas 26 como, por ejemplo, un analizador de frente de ondas de Hartmann-Shack (H-S). En general, el analizador de frente de ondas 26 mide las pendientes del frente de onda 24, es decir, las derivadas parciales con respecto a x e y, en una serie de coordenadas transversales (x,y). Esta información sobre las derivadas parciales se utiliza a continuación para reconstruir o describir aproximadamente el frente de onda original mediante una expresión matemática como, por ejemplo, una serie ponderada de polinomios de Zernike.

Los estados de polarización del haz láser incidente 18 y el divisor de haz 20 minimizan la cantidad de radiación láser parásita capaz de alcanzar la parte de sensor del analizador de frente de ondas 26. En algunas situaciones, la radiación parásita puede ser lo suficientemente pequeña en comparación con la radiación devuelta por el blanco considerado (p.ej., la retina 122) como para que resulten innecesarias las consideraciones acerca de la polarización.

La presente invención puede adaptarse a una amplia gama de defectos visuales, alcanzándose por tanto un nuevo progreso en el rango dinámico en lo que respecta a la medición de aberraciones oculares. El aumento en el rango dinámico se logra mediante el tren óptico 22 y/o la parte de sensor de frentes de onda del analizador de frente de ondas 26. El tren óptico 22 comprende una primera lente 220, un espejo plano 221, un espejo de Porro 222 y una segunda lente 224, encontrándose todos estos componentes en la trayectoria del haz láser 18 y del frente de onda 24. La primera lente 220 y la segunda lente 224 son unas lentes idénticas que se mantienen en posiciones fijas. El espejo de Porro 222 puede realizar movimientos lineales, como indica la flecha 223, pudiéndose modificar con dichos movimientos la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224. Debe entenderse, sin embargo, que la presente invención no se limita a una disposición particular del espejo plano 221 y del espejo de Porro 222, pudiéndose utilizar también otras disposiciones ópticas sin apartarse por ello de las enseñanzas y beneficios de la presente invención.

La "posición cero" del espejo de Porro 222 se obtiene al reemplazar el ojo 120 por una fuente calibrada de luz colimada que proporciona un frente de onda de referencia como, por ejemplo, el de una onda plana perfecta 110. Dicha fuente puede realizarse utilizando un haz láser, expandido mediante un telescopio de haz para que presente el diámetro apropiado para cubrir el plano imagen del analizador de frente de ondas 26, y ajustando el espejo de Porro 222 hasta que el analizador de frente de ondas 26 detecte la luz que se está colimando. Obsérvese que las modificaciones en el camino óptico realizadas con el espejo de Porro 222 pueden calibrarse en dioptrías para proporcionar de forma aproximada una corrección esférica en dioptrías.

Para determinar empíricamente la eficacia del tratamiento con un perfil de haz determinado en el cambio de refracción deseado, se agruparon datos obtenidos al practicar in vivo la ablación de córneas humanas utilizando perfiles de ablación conocidos y perfiles de fluencia de haz láser conocidos. Para evaluar los resultados ópticos y, por consiguiente, determinar la eficacia efectiva del tratamiento con determinados perfiles de ablación, se utilizaron la precisión y la ausencia de subjetividad de la medición del frente de onda descrita anteriormente. Cualquier desviación del cambio esperado en la cantidad de aberración puede atribuirse a diferencias relativas en la eficacia de ablación al desplazarse el haz por la superficie corneal.

Se estableció una única función generalizada de eficacia de ablación a partir de datos clínicos obtenidos utilizando tanto perfiles nominales de ablación para ojos miopes como perfiles nominales de ablación para ojos hipermétropes. Los datos obtenidos con dichos perfiles nominales de ablación se obtuvieron utilizando, como en las patentes U.S.
nº 5.849.006 y U.S. nº 5.632.742, un punto de barrido luminoso procedente de un haz estrecho de láser de excímero.

La función de atenuación con simetría radial de la presente invención se determinó analizando gráficos de profundidad de ablación deseada y alcanzada en función de la posición radial normalizada en la córnea de ojos miopes (Fig. 2) y ojos hipermétropes (Fig. 3). En su forma más general, la función de eficacia de ablación presenta la forma polinómica A + Bp + Cp^{2} + Dp^{3} +...+ Xp^{n} descrita anteriormente. En una forma de realización específica, dicha función presenta la forma A + Bp + Cp^{2} + Dp^{3} +Ep^{4}, con coeficientes ejemplares A \cong 0,95, B \cong 0, C \cong -0,3, D = -0,25 y E = 0,3 para un radio de zona óptica de 3,25 mm. La función de eficacia de ablación incluye cualquier dependencia radial que pueda presentar la velocidad de ablación efectiva, como, por ejemplo, la de micrómetros de tejido extirpados por impulso. No obstante, incorpora también cualquier efecto biomecánico o cualquier variación intrínseca en las propiedades ópticas de la córnea que puedan incidir sobre la salida óptica de una forma que varía con el radio.

La función de eficacia o atenuación se utiliza a continuación para modificar el perfil de tratamiento considerando para ello el cambio deseado en la profundidad corneal (el perfil nominal de ablación) y dividiéndolo por la función de atenuación. De esta forma se obtiene un nuevo perfil que, al efectuar la ablación, proporciona el cambio deseado.

En una forma de realización particular, la atenuación se realiza calculando numéricamente la descripción Zernike del perfil de ablación y dividiendo el polinomio de Zernike por el perfil de atenuación que se introduce en el sistema de entrega de haz láser:

P_{entrada} (p\theta) = P_{deseada} (p\theta) /(A + Bp + Cp^{2} + Dp^{3} +...+ Xp^{n})

En una representación gráfica de una forma sencilla de esta función, 1 - 0,3 r^{2}, donde r_{máx} = 3,25 mm (FIG. 4A), la eficacia de ablación, que es una función con dependencia radial, varía entre un valor de aproximadamente 1, que toma en la proximidad de un punto central de la superficie corneal en el que r \cong 0, y un valor de aproximadamente 0,7, que toma en un punto situado a cierta distancia del punto central, en el que r \cong 3,25 mm.

La Fig. 4B representa una versión más detallada de la función de atenuación, 0,95-0,3r^{2}-0,25r^{3}+0,3r^{4}, cuya forma es más compleja. La función concreta, que se aplica para un determinado sistema de tratamiento por láser, puede depender de las características específicas de dicho dispositivo, tales como la energía del haz, etc. Por lo tanto, los coeficientes de la función polinómica de atenuación pueden por tanto ajustarse para optimizar los resultados correspondientes a distintas condiciones particulares de tratamiento.

La corrección óptica tiene también preferentemente en cuenta los índices de refracción de los medios por los que pasa el frente de onda. En una forma de realización particular, el convertidor proporciona la diferencia de caminos ópticos a partir de una reconstrucción de Zernike del frente de onda, dividiéndose la diferencia de caminos ópticos por la diferencia entre el índice de refracción del material corneal y el índice de refracción del aire. La corrección óptica consiste en una modificación prescrita de la curvatura de la superficie corneal del ojo, y la corrección óptica, que se realiza remodelando la curvatura de la superficie corneal del ojo, se basa en la modificación prescrita sin tener en cuenta la topografía resultante de la superficie global de la córnea.

Un sistema 5 de entrega de haz láser ejemplar (fig. 5), un sistema de entrega de haz láser y de seguimiento del ojo, puede comprender, por ejemplo, lo indicado en la patente U.S. nº 5.980.513. La parte de entrega de haz láser del sistema 5 comprende una fuente láser 500 apropiada para el tratamiento, óptica de proyección 510, óptica de espejo para traslaciones X-Y 520, un controlador de traslaciones de haz 530, un divisor de haz dicroico 200, y óptica de espejo para ajustes angulares de haz 300. Los impulsos láser se distribuyen en forma de disparos por todo el área a erosionar o que debe someterse a la ablación, distribuyéndolos preferentemente en una secuencia de tal modo que se logra alcanzar la forma deseada del objeto o de la córnea. El haz láser pulsado se desvía preferentemente para dirigir los disparos a una pluralidad de posiciones distribuidas espacialmente sobre la superficie corneal a fin de formar una pluralidad de puntos de ablación distribuidos espacialmente sobre la superficie corneal. Los distintos puntos de ablación presentan un diámetro predeterminado de, por ejemplo, 2,5 ó 1,0 mm, y pueden presentar una distribución de intensidad definida, por ejemplo, por un perfil gausiano o un perfil de distribución plano.

Cuando la parte de entrega de haz del sistema 5 está funcionando, la fuente láser 500 proporciona un haz láser 502 que incide sobre la óptica de proyección 510. La óptica de proyección 510 ajusta el diámetro y la distancia de enfoque del haz 502 según los requisitos del procedimiento particular que se está utilizando.

Tras salir de la óptica de proyección 510, el haz 502 incide sobre la óptica de espejo para traslaciones X-Y 520, con la que se traslada o desplaza de forma independiente el haz 502 a lo largo los dos ejes de traslación ortogonales según el mando del controlador de traslaciones de haz 530. El controlador 530 consiste generalmente en un procesador programado con una serie predeterminada de traslaciones o desplazamientos bidimensionales del haz 502, dependiendo dicha serie del procedimiento oftálmico que se utilice en particular. Las traslaciones según los ejes X e Y se controlan independientemente mediante un espejo de traslación.

La parte de seguimiento del ojo del sistema 5 comprende un sensor de movimientos oculares 100, un divisor de haz dicroico 200, y óptica de espejo para ajustes angulares de haz 300. El sensor 100 determina la cantidad de movimiento del ojo y utiliza dicha cantidad para ajustar los espejos 310 y 320 para seguir el movimiento del ojo. Para llevarlo a cabo, el sensor 100 transmite en primer lugar la energía lumínica 101-T, que ha sido seleccionada para la transmisión a través del divisor de haz 200. Por otro lado, una vez desplazado el haz según el procedimiento de tratamiento particular utilizado, el haz 502 incide sobre el divisor de haz dicroico 200 seleccionado para reflejar el haz 502 (p.ej., un haz láser cuya longitud de onda es de 193 nm) dirigiéndolo hacia la óptica de espejo para ajustes angulares de haz 300.

La energía lumínica 101-T se ha alineado de tal forma que es paralela al haz 502 cuando incide sobre la óptica de espejo para ajustes angulares de haz 300. Debe señalarse que el termino "paralelo" utilizado en este documento incluye la posibilidad de que la energía lumínica 101-T y el haz 502 coincidan o sean colineales. La óptica 300 ajusta la energía lumínica 101-T y el haz 502 de forma interrelacionada. Por consiguiente, la energía lumínica 101-T y el haz 502 mantienen su paralelismo cuando inciden sobre el ojo 120. Al cambiar la óptica de espejo para traslaciones X-Y 520 la posición del haz 502 independientemente de la óptica 300, el paralelismo entre el haz 502 y la energía lumínica 101-T se mantiene durante todo el procedimiento oftálmico considerado.

La óptica de espejo para ajustes angulares de haz comprende dos espejos rotativos, 310 y 320, que pueden girar de forma independiente. El espejo 310 puede girar en torno al eje 312, como indica la flecha 314, mientras que el espejo 320 puede girar en torno al eje 322, como indica la flecha 324. Los ejes 312 y 322 son perpendiculares entre sí. De esta forma, el espejo 310 puede barrer el haz 502 y la energía lumínica 101-T en un primer plano (p.ej., cenital) mientras que el espejo 320 barre independientemente el haz 502 y la energía lumínica 101-T en un segundo plano (p.e., acimutal) que es perpendicular al primer plano. Tras salir de la óptica de espejo para ajustes angulares de haz 300, el haz 502 y la energía 101-T inciden sobre el ojo 120.

Los movimientos de los espejos 310 y 320 se realizan generalmente mediante servocontroladores/accionamientos motorizados, 316 y 326, respectivamente. En general, los accionamientos 316 y 326 deben ser capaces de reaccionar rápidamente cuando el error medido por el sensor de movimientos oculares 100 es grande. Además, deben proporcionar una ganancia muy elevada a fin de pasar de bajas frecuencias (CC) a aproximadamente 100 radianes por segundo y eliminar prácticamente tanto un error transitorio como uno estacionario.

En particular, el sensor de movimientos oculares 100 proporciona una medición del error que pueda haber entre el centro de la pupila (o un punto descentrado de la pupila que ha escogido el médico) y el punto al que apunta el espejo 310.

La energía lumínica 101-R reflejada por el ojo 120 vuelve a pasar por la óptica 300 y el divisor de haz 200 para ser detectada por el sensor 100. El sensor 100 determina la cantidad de movimiento ocular según los cambios que se producen en la energía reflejada 101-R. Unas señales de control de error, que son indicativas de la cantidad de movimiento ocular, son realimentadas por el sensor 100 a la óptica de espejo para ajustes angulares de haz 300. Las señales de control de error dirigen el movimiento o la realineación de los espejos 310 y 320 en un esfuerzo por poner las señales de control de error a cero. Al realizarlo, la energía lumínica 101-T y el haz 502 se desplazan en correspondencia con el movimiento ocular mientras la posición efectiva del haz 502 con respecto al centro de la pupila es controlado por la óptica de espejo para traslaciones X-Y 520.

Para aprovechar las propiedades del divisor de haz 200, la energía lumínica 101-T debe tener una longitud de onda distinta a la del haz láser 502 utilizado para el tratamiento. La energía lumínica debería encontrarse preferentemente fuera del espectro visible a fin de no interferir o bloquear la visión que tiene el cirujano del ojo 120. Además, en el caso de que la presente invención se utilice en procedimientos de cirugía oftálmica, la energía lumínica 101-T debe ser "segura para el ojo" según la definición del instituto de normativas norteamericano "American National Standards Institute" (ANSI). Pudiendo una variedad de longitudes de onda lumínicas satisfacer los requisitos mencionados, la energía lumínica 101-T puede consistir, a título de ejemplo, en energía infrarroja perteneciente a la zona de longitudes de onda de 900 nm. La luz perteneciente a esta zona satisface los criterios indicados anteriormente y, además, puede obtenerse fácilmente de las fuentes de luz disponibles de costo reducido. Una de dichas fuentes de luz consiste en un láser de GaAs de 905-nm y frecuencia de repetición de impulsos elevada, que funciona a 4 kHz y proporciona un impulso de 10 nJ en 50-ns que es seguro para el ojo según la definición ANSI. También puede utilizarse un sistema de ablación corneal que utiliza radiación de ablación de 193-nm en una gama de fluencias de 100-1.000 mJ/cm^{2} y se basa en la utilización de un punto lumínico pequeño (<2,5 mm). Una forma de realización preferida utiliza un punto <1,0 mm y fluencias de pico de 400-600 mJ/cm^{2}.

Se desprende por consiguiente que la presente invención proporciona un sistema para proporcionar una función de corrección compensadora que se ha adaptado para anular o cancelar la función de eficacia de ablación a fin de poder obtener la forma efectiva deseada para el volumen de extirpación corneal, pudiéndose obtener de este modo un resultado óptico ideal.

En la descripción presentada anteriormente, se utilizan algunos términos en aras de la claridad, brevedad y una mayor comprensión. Sin embargo, no deben deducirse de ellos limitaciones innecesarias relativas a los requisitos de la técnica anterior, debido a que dichas palabras se utilizan en este documento únicamente para fines descriptivos y deben, por consiguiente, interpretarse ampliamente. Además, las formas de realización del dispositivo ilustrado y descrito en el presente documento constituyen únicamente ejemplos, por lo que el alcance de la presente invención no se limita a los detalles exactos de la construcción descrita.

Una vez descritos la invención, la construcción, el funcionamiento y la utilización de la forma de realización preferida de la presente invención, y los nuevos resultados útiles y ventajosos que se obtienen de la misma, y las construcciones provechosas y novedosas, y las variantes mecánicas razonables de los mismos evidentes para cualquier experto en la materia, se exponen a continuación en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

1. Sistema de corrección óptica (10) para corregir defectos visuales de un ojo (120), comprendiendo el sistema de corrección óptica:

una fuente de luz (12) para generar un haz (18) de radiación óptica;

una óptica de enfoque (22) dispuesta en la trayectoria del haz para dirigir el haz a través del ojo, en el que el haz se refleja en la retina (122) del ojo en forma de un frente de onda (24) de radiación que emana del ojo;

un analizador de frente de ondas (26) sensible al frente de onda que emana del ojo para determinar la diferencia de caminos ópticos entre una onda de referencia (110) y el frente de onda;

un convertidor para calcular una corrección óptica basada en la diferencia de caminos ópticos;

un sistema láser de tratamiento (500) para emitir un haz láser (502) que tiene suficiente potencia para la ablación de material corneal (126), consiguiéndose la corrección óptica mediante la extracción de una cantidad seleccionada de material corneal para modificar la forma de la córnea según lo requerido,

caracterizado porque comprende

un convertidor para calcular una corrección óptica según la diferencia de caminos ópticos y en una función de eficacia de ablación con dependencia radial, que utiliza un polinomio de compensación de forma A + Bp + Cp^{2} + Dp^{3} +...+ Xp^{n}, en el que p es un radio normalizado medido a partir de una parte central de la córnea (126), alcanzando dicho radio el valor de 1 en el borde externo de la zona de corrección óptica, variando la función de eficacia de ablación con dependencia radial entre un valor de aproximadamente 1,0, que toma en la proximidad de un punto central de la superficie corneal en el que r \approx 0, y un valor de aproximadamente 0,7, que toma en el borde externo de la zona de corrección óptica, en el que el radio óptico es de aproximadamente 3,25 mm; y

en el que el convertidor calcula la diferencia en caminos ópticos mediante el uso de una reconstrucción de Zernicke del frente de onda, y en el que la diferencia de caminos ópticos se divide por la diferencia entre el índice de refracción del material corneal y el índice de refracción del aire.

2. Sistema según la reivindicación 1, en el que la función de eficacia de ablación se utiliza para modificar un perfil de tratamiento, considerándose para ello el cambio deseado en la profundidad corneal o el perfil de ablación nominal, determinándose numéricamente la descripción Zernicke del perfil de ablación y dividiéndose el polinomio de Zernicke por el perfil de atenuación que se introduce en dicho sistema de tratamiento por láser:

3. Sistema según la reivindicación 1, en el que el polimonio considerado presenta la forma A + Bp + Cp^{2} + Dp^{3} +Ep^{4}, con coeficientes A \approx 0,95, B \approx 0, C \approx -0,3, D \approx -0,25 y E \approx 0,3 para un radio óptico de aproximadamente
3,25 mm.

4. Sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, que comprende además un rastreador ocular (25) para controlar los movimientos del ojo y ajustar las posiciones del haz láser en respuesta a dichos movimientos.