ES2217137T3 - Optimizacion de la correccion por ablacion de un sistema optico. - Google Patents
Optimizacion de la correccion por ablacion de un sistema optico.Info
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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.
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.
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.
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.
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}.
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.
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.
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 (4)
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:
P_{entrada} (p\theta) =
P_{deseada} (p\theta) /(A + Bp + Cp^{2} + Dp^{3} +...+
Xp^{n})
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.
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.
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