ES2223453T3 - Dispositivopara cirugia fotorrefractiva de la cornea para el casode trastornos visuales de orden superior. - Google Patents

Abstract

Dispositivo para la cirugía fotorrefractiva de la córnea o el procedimiento LASIK con el que pueden corregirse trastornos visuales de orden superior, que comprende - un aberroscopio (12, 14, 16 22, 24, 28) para medir con respecto a una posición definida del ojo la aberración de onda W(x, y) de todo el sistema óptico formado por el ojo a corregir, - medios (48) para determinar de tal forma un perfil de fotoablación a partir de la aberración de onda medida que al efectuarse una fotoablación según dicho perfil de fotoablación se minimiza la aberración de onda del ojo tratado, y - una fuente de radiación láser (30) y medios (32, 38, 40, 48) para controlar la radiación láser con respecto a una determinada posición del ojo, siendo ésta la posición con respecto a la cual se ha definido el perfil de fotoablación, incluyendo los medios (48) para determinar el perfil de fotoablación a partir de la aberración de onda medida unos factores de corrección (Ai) introducidos en un ordenador que tienen en cuenta los cambios que sufren las características ópticas del ojo a consecuencia del proceso de curación tras la intervención quirúrgica y según los cuales se modifica el perfil de fotoablación determinado a partir de la aberración de onda medida.

Description

Dispositivo para cirugía fotorrefractiva de la córnea para el caso de trastornos visuales de orden superior.

La presente invención se refiere a un dispositivo para la cirugía fotorrefractiva de la córnea que permite corregir trastornos visuales de orden superior.

La queratectomía fotorrefractiva (en inglés: Photorefractive Keratectomy) constituye hasta la fecha un procedimiento ampliamente utilizado para la corrección de ametropías de orden inferior, tales como miopía, hipermetropía, astigmatismo, astigmatismo miope e hipermétrope. Por el término "queratectomía fotorrefractiva (PRK)" se entiende generalmente una intervención quirúrgica que afecta únicamente a la superficie de la córnea una vez se ha extraído el epitelio. Una vez extraído el epitelio, la membrana de Bowman o la estroma de la córnea se encuentran al descubierto, pudiéndose entonces extirpar capas de las mismas utilizando un láser. Se suele distinguir generalmente la PRK del procedimiento LASIK (Laser In situ Keratomileusis). En el caso del procedimiento LASIK se corta primero con un microquerátomo una lamela corneal (denominada colgajo o "flap") de aprox. 100 \mum a 200 \mum de espesor y con un diámetro de 8 a 10 mm, dejando sin embargo una pequeña parte sin cortar para que sirva de "charnela". Se dobla el colgajo (flap) disponiéndolo a un lado y, a continuación, se realiza la ablación (extirpación) de material estando la estroma, y no la superficie de la córnea, directamente expuesta a la radiación láser. Una vez realizado este tratamiento con láser, se vuelve a dar la vuelta al colgajo disponiéndolo de nuevo como si fuese una tapa en su sitio original. La cicatrización tras esta intervención quirúrgica se produce generalmente de forma relativamente rápida.

La invención que se describe a continuación sirve tanto para la PRK como también particularmente para el procedimiento LASIK.

Tanto en la PRK como en el procedimiento LASIK se extirpa material corneal. Esta extirpación de material depende de la densidad de energía láser (energía por unidad de superficie) que incide sobre la córnea. Se conocen actualmente distintos procedimientos de manipulación y guiado de haz, como, por ejemplo, el denominado procedimiento de barrido con rendija (slit scanning), en el que se hace incidir mediante una rendija en movimiento la radiación sobre la zona a tratar, el de barrido puntual (scanning-spot), en el que se hace incidir una mancha de radiación de tamaño reducido sobre la zona a rebajar, o, también, el de ablación completa (full-ablation o wide-field ablation), en el que la radiación incidente cubre de una vez toda la zona a rebajar, mientras que la densidad de energía varía a lo largo y ancho del perfil del haz a fin de extraer la cantidad deseada de material corneal. En el estado de la técnica actual se conocen distintos algoritmos apropiados para dichos procedimientos de guiado de haz con los que se consigue extraer la cantidad de material necesaria para que la córnea presente finalmente el radio de curvatura deseado.

En el procedimiento de "barrido puntual" (scanning-spot) mencionado anteriormente se utiliza un haz láser focalizado que presenta un diámetro relativamente pequeño (0,1-2 mm) y que se hace incidir mediante un dispositivo de guiado de haz sobre distintos puntos de la córnea, desviándolo sucesivamente mediante un dispositivo de barrido (escáner) a fin de extraer la cantidad deseada de material corneal. La remoción de material se realiza según un perfil de ablación. En el caso de la PRK y del procedimiento LASIK pueden utilizarse en particular escáneres galvanométricos (véase el artículo de G.F. Marshall publicado en LASER FOCUS WORLD, junio de 1994, pág. 57). Mientras tanto se conocen también otras técnicas de barrido para guiar el haz láser.

Según el estado de la técnica actual, los denominados trastornos visuales de orden inferior (p.ej., miopía, hipermetropía, astigmatismo) se tratan en base a los denominados datos de refracción del ojo del paciente, es decir, el valor de dioptrías obtenido para el ojo del paciente es el que determina el perfil de ablación según el cual se eliminará (extirpará por ablación) el material corneal (véase el artículo de T. Seiler y J. Wollensak en LASERS AND LIGHT IN OPTHALMOLOGY, Vol. 5, nº 4, pág. 199-203, 1993). Según dicho estado de la técnica, se hace incidir en base a un determinado valor de dioptrías del ojo del paciente la radiación láser de tal forma sobre la córnea que se elimina material según un perfil de ablación que corresponde, por ejemplo, en el caso de una corrección de miopía, a una parábola. En otras palabras, el perfil de ablación se establece únicamente en base al valor de dioptrías y no en base a las anomalías locales del sistema óptico formado por el ojo.

También en el artículo de J.K. Shimmick, W.B. Telfair, et al., publicado en JOURNAL OF REFRATIVE SURGERY, Vol. 13, mayo/junio 1997, pág. 235-245, se describe la corrección de trastornos visuales de orden inferior mediante queratectomía fotorrefractiva, correspondiendo los perfiles de ablación utilizados a formas parabólicas determinadas teóricamente. Sólo como comentario adicional, se propuso que se podría complementar el perfil de ablación con algunos factores de corrección empíricos que tuviesen en cuenta la interacción entre el láser y el tejido para que el resultado final alcanzado con el ojo correspondiese a una ablación paraboloidal.

Un problema que surge particularmente en la queratectomía fotorrefractiva y en LASIK es el posicionamiento relativo entre haz láser y ojo. En el estado de la técnica actual se conocen varios procedimientos para solventarlo, como, por ejemplo, el utilizado con los denominados "Eye-trackers", que consisten en unos dispositivos que detectan los movimientos del ojo a fin de dirigir conforme a dichos movimientos oculares (seguimiento) el haz láser utilizado para la ablación. El estado de la técnica correspondiente a este procedimiento se describe, por ejemplo, en el documento DE 197 02 335 C1.

Como se mencionó anteriormente, los procedimientos de cirugía fotorrefractiva de la córnea que se utilizan en el estado de la técnica actual para corregir trastornos visuales de orden inferior consisten esencialmente en "procedimientos globales" en el sentido de que la corrección se basa en un valor de dioptrías (global) del ojo. La corrección de dichos trastornos visuales de orden inferior puede realizarse, por ejemplo, con lentes esféricas o astigmáticas o, también, mediante una corrección fotorrefractiva de la córnea.

Sin embargo, la formación de imágenes en el ojo no sólo está afectada por los denominados trastornos visuales de orden inferior, sino también por defectos de imagen de orden superior. Estos defectos de imagen de orden superior aparecen sobre todo después de una intervención quirúrgica en la córnea o en una parte interna del ojo (operaciones de cataratas). Dichas aberraciones ópticas pueden ser la causa por la que a pesar de corregirse quirúrgicamente un trastorno de orden inferior no se consigue alcanzar toda la agudeza visual (visus). P. Mierdel, H.-E. Krinke, W. Wigand, M. Kaemmerer y T. Seiler describen en DER OPHTALMOLOGE, nº 6, 1997, pág. 441, un sistema de medida para determinar la aberración de un ojo humano. Dicho sistema de medida permite medir las aberraciones (defectos de imagen) que se producen con luz monocromática, y no sólo las debidas a la córnea, sino también las debidas a todo el sistema ocular de formación de imágenes, determinándose estas últimas en función de la posición, es decir, el sistema de medida permite determinar con un poder de resolución determinado y para determinados puntos en la pupila del ojo la magnitud de la aberración debida a todo el sistema óptico formado por el ojo a corregir. Dichas aberraciones del ojo se tratan en el artículo de P. Mierdel et al. describiéndolas matemáticamente como aberraciones de onda. Por una aberración de onda se entiende la variación espacial de la distancia entre el frente de onda real de un punto luminoso central y una superficie de referencia, que presenta, por ejemplo, una forma esférica ideal. Se puede utilizar por tanto como sistema de referencia espacial la superficie esférica del frente de onda ideal. Un hecho también bien conocido según el estado de la técnica actual es que en el caso de un frente de onda ideal plano puede escogerse una superficie plana como sistema de referencia en la medición de aberraciones.

El principio de medición según el trabajo de P. Mierdel, T. Seiler et al. mencionado anteriormente constituye también un paso inicial en la realización de la presente invención. Consiste esencialmente en la formación de distintos haces individuales paralelos entre sí a partir de un haz de rayos colimado y de diámetro suficientemente grande que se hace incidir sobre una máscara perforada. Los distintos haces individuales inciden seguidamente sobre una lente convergente (denominada lente del aberroscopio), por lo que en el caso de un ojo emétrope se enfocan a una cierta distancia por delante de la retina del ojo. El resultado son unas proyecciones claramente visibles de los orificios de la máscara sobre la retina. Según el principio de la oftalmoscopia indirecta, se utiliza también una videocámara CCD para obtener una imagen de esta distribución de puntos luminosos proyectados sobre la retina sobre la superficie sensora de dicha cámara. En el caso de un ojo ideal libre de aberraciones, el dibujo de puntos luminosos proyectados sobre la retina no presenta ninguna distorsión y corresponde exactamente al dibujo de perforaciones de la máscara de orificios. Si existe en cambio una aberración, entonces los distintos puntos luminosos proyectados sufren individualmente un corrimiento debido a que los haces individuales correspondientes atraviesan distintas zonas de la córnea o pupila y se desvían del recorrido ideal según el efecto óptico que tienen sobre ellos las irregularidades existentes en el ojo. A partir del corrimiento de los puntos luminosos sobre la retina se determina finalmente mediante un procedimiento de aproximación la aberración de onda como función de posición definida en la superficie de la pupila. En dicho estado de la técnica se describe también la representación matemática de esta aberración de onda mediante el denominado "relieve de la aberración de onda" Este "relieve de la aberración de onda" proporciona para cada punto de la pupila (coordenadas x-y) un valor para la aberración de onda W(x,y) que se representa como un valor de altura sobre las coordenadas x e y. Cuanto más alto es el "relieve" tanto mayor es la distorsión de la imagen en el ojo correspondiente a la zona considerada de la pupila. Para cada haz de luz incidente existe, en primera aproximación, una relación de proporcionalidad entre la desviación con respecto a la posición ideal que presenta el punto luminoso correspondiente sobre la retina y la pendiente del "relieve de la aberración de onda". La aberración de onda puede definirse por tanto como una función de posición referida a un valor de referencia arbitrario sobre el eje óptico del sistema. Unas posiciones ideales de puntos luminosos sobre la retina que no han sufrido distorsiones y que pueden proporcionar el valor de referencia son, por ejemplo, cuatro puntos centrales muy poco separados entre sí. Dichos puntos representan una zona central de la córnea/pupila con un diámetro de aproximadamente 1 a 2 mm, habiéndose comprobado en la práctica que dicha zona central puede considerarse ampliamente como libre de aberraciones de orden superior.

El "relieve de la aberración de onda" puede describirse matemáticamente de varias formas para representarla mediante una expresión cerrada (una función). Se pueden utilizar, p.ej., aproximaciones en forma de una suma de polinomios de Taylor o también de polinomios de Zernike. Los polinomios de Zernike presentan la ventaja de que sus coeficientes están directamente relacionados con los tipos de aberraciones bien conocidos (aberración esférica, coma, astigmatismo, distorsión). Los polinomios de Zernike constituyen un conjunto completo de funciones ortogonales. En el artículo de J. Liang, B. Grimm, S. Goelz y J.F. Bille, "Objective Measurement of Wave Aberrations of the Human Eye with the use of a Hartmann-Shack Wave-Front Sensor", Optical Society of America, 11(7):1949-1957, julio de 1994, se expone cómo puede calcularse el frente de onda (o aberración de onda) a partir de los corrimientos de los puntos de una red. A partir de la función diferencial del frente de onda puede determinarse el propio frente de onda. El frente de onda es el resultado de un sistema de ecuaciones. También el artículo de H.C. Howland y B. Howland, "A Subjective Method for the Measurement of Monochromatic Aberrations of the Eye", Journal of the Optical Society of America, 67(11):1508-1518, noviembre de 1977, describe un procedimiento para evaluar la aberracción monocromática y determinar los primeros quince coeficientes de Taylor. Se podrá por tanto recurrir a estos resultados del estado de la técnica.

Una medición de la aberración y de la calidad de la imagen sobre la retina de un ojo humano se describe también en el artículo de Junzhong Liang y David R. Williams, "Aberrations and retinal image quality of the normal human eye", Journal Optical Society America A, Vol. 14, nº 11, noviembre de 1997, pág. 2873-2883.

En el documento WO 99/27334 (publicado posteriormente a la fecha de prioridad de la presente solicitud de patente) se mide la aberración de onda que presenta un ojo, utilizándose a continuación dicha medición para la ablación.

En el estado de la técnica actual se conoce también el intento de determinar individualmente y en función de la posición perfiles de ablación (perfiles de extirpación) para un ojo a corregir, basándose en particular dicho intento en mediciones topográficas de la superficie de la córnea; véase C.E. Martínez, R.A. Applegate et al., ARCH OPHTALMOL, Vol. 116, agosto de 1998, pág. 1053-1062. Dichas medidas topográficas de la superficie corneal proporcionan sin embargo únicamente datos sobre la curvatura de la córnea, es decir, datos de altura correspondientes a distintos puntos de la superficie corneal. Si bien estos datos permiten calcular la aberración, sólo proporcionan información sobre los trastornos de orden superior de la superficie corneal y no valores de aberración debidos a todo el sistema óptico del ojo. El poder separador del ojo (visus) no depende sin embargo únicamente de la superficie de la córnea, sino también de todo el sistema óptico formado por el ojo a corregir (p.ej., también por la lente ocular), siendo por tanto conveniente efectuar una mejora en este sentido.

El objetivo de la presente invención consiste en proporcionar un dispositivo para la queratectomía fotorrefractiva que permita tratar los trastornos visuales de orden superior proporcionando resultados más satisfactorios.

El dispositivo según la presente invención que satisface dicho objetivo se describe en la primera reivindicación de patente.

La presente invención se basa en el hecho de que, tras aplicar un procedimiento PRK o LASIK, el ojo suele modificar sus características ópticas durante el proceso curativo y que estas modificaciones deberían tenerse en cuenta en la determinación del perfil de fotoablación.

En las reivindicaciones subordinadas se describen las formas de realización preferidas de la presente invención.

La medición de las características ópticas del ojo a tratar puede efectuarse también según un procedimiento distinto: en dicho procedimiento, o en uno de los dispositivos basados en dicho procedimiento que se describe con más detalle a continuación, se calcula directamente el perfil de ablación a partir de los puntos proyectados sobre la córnea y la retina. El término "proyectar" se utiliza aquí para indicar que se hace incidir un haz luminoso de diámetro reducido sobre la córnea, formándose de este modo sobre la córnea el punto mencionado anteriormente, y que de dicho haz prosigue su propagación hasta alcanzar la retina, formándose por tanto también otro punto en la retina. Estos puntos son manchas luminosas. A partir de la desviación de la posición del punto luminoso sobre la retina con respecto a una posición teórica (esta posición teórica es la que se obtendría en el caso de un ojo libre de aberraciones) puede deducirse (véase más abajo) una variación en la curvatura de la superficie corneal, proporcionando dicha variación información acerca de la función diferencial (en sentido matemático) del perfil de ablación buscado. Si este procedimiento se utiliza con un número suficientemente elevado de haces de luz que inciden sobre distintas zonas del ojo, entonces puede deducirse la función diferencial del perfil de ablación correspondiente a toda la superficie de interés del ojo y determinarse matemáticamente a partir de dicha función diferencial el propio perfil de ablación. La presente invención incluye también los medios operativos para efectuar este procedimiento y, en particular, los medios para hacer incidir sobre el ojo haces seleccionados de luz cuyas posiciones y ángulos de incidencia están bien definidos, los medios para medir la desviación de un punto luminoso sobre la retina con respecto a la posición teórica, y los correspondientes medios de cálculo numérico para obtener los perfiles de fotoablación a partir de las medidas de las posiciones de los haces luminosos sobre la retina.

A continuación se describe con más detalle un ejemplo de realización de la presente invención con referencia a los dibujos adjuntos. En particular,

la figura 1, ilustra esquemáticamente la aberración de onda,

la figura 2, ilustra esquemáticamente un aberroscopio que sirve para medir la aberración de onda de todo el sistema óptico formado por un ojo a tratar, y

la figura 3, ilustra esquemáticamente una disposición de medida y control para efectuar una queratectomía fotorrefractiva del ojo, así como medios para deducir un perfil de fotoablación y medios para controlar la radiación láser.

La figura 1 ilustra esquemáticamente la aberración de onda de un ojo comentada anteriormente, es decir, la diferencia entre un frente de onda asférico real y un frente de onda ideal. A designa el eje óptico del sistema y F el foco, siendo este último también el origen imaginario de la radiación en el caso de un frente de onda ideal.

La figura 2 ilustra esquemáticamente la marcha de rayos ópticos en un videoaberroscopio que permite medir la aberración de onda de un ojo 10. Se ensancha a aproximadamente 12 mm el diámetro de un haz de luz verde procedente de un láser de HeNe (543 nm) y se subdivide seguidamente dicho haz mediante una máscara perforada 12, que comprende una pluralidad de orificios equidistantes, en un número correspondiente de haces paralelos de luz. Como puede apreciarse en la figura 2, estos haces individuales, ilustrados esquemáticamente mediante líneas punteadas, se propagan paralelamente al eje óptico A del sistema. Mediante una lente del aberroscopio 14 (lente convergente) dispuesta frente al ojo 10 se refractan dichos haces de tal forma que se enfocan a una cierta distancia por delante de la retina 20 (foco F). La lente del aberroscopio presenta un poder refringente de, p.ej., +4 dpt en el caso de un ojo de visión normal. En el caso de un ojo ideal sin aberraciones, se forma de este modo sobre la retina 20 un dibujo de puntos luminosos completamente libre de distorsiones. La pupila está indicada en la figura mediante el número de referencia 18.

Si el ojo 10 presenta en cambio aberraciones, entonces los distintos puntos luminosos del dibujo sufren una desviación en función de la aberración, ya que cada haz individual atraviesa la pupila 18 en un lugar distinto bien determinado y se desvía de su recorrido ideal según el efecto óptico que las irregularidades existentes producen sobre dicho haz. La desviación con respecto al recorrido ideal corresponde al efecto que causa la aberración óptica de todo el sistema óptico formado por el ojo 10 sobre el haz de luz que atraviesa la pupila en dicho lugar bien determinado. Los distintos haces individuales sobre la córnea están igualmente separados entre sí en la dirección x e y, siendo la distancia constante entre ellos de 1,0 mm, y presentan un diámetro de, por ejemplo, 0,5 mm. El conjunto de rayos paralelos cubre un área de la córnea de 8 x 8 mm.

Mediante una lámina semitransparente 16 y con la ayuda de una lente del oftalmoscopio 22 y un objetivo 24 para la obtención de una imagen de la retina se forma sobre la superficie sensora 28 de una cámara CCD la imagen del dibujo de puntos luminosos proyectado sobre la retina 20 a fin de poder procesar numéricamente el dibujo de puntos luminosos generado. La medida de la desviación de los puntos luminosos con respecto a los puntos equidistantes de la estructura regular correspondiente a un ojo sin aberraciones permite evaluar la aberración de onda W (x, y) como una función de posición definida sobre la superficie de la pupila del ojo. Dicha función de posición puede expresarse de forma aproximada mediante un conjunto de polinomios como, p.ej., los polinomios de Taylor o los de Zernike. La presente invención utiliza preferentemente los polinomios de Zernike debido a que sus coeficientes K_{i} están directamente relacionados con las aberraciones como, la aberración esférica, el coma, el astigmatismo y la distorsión. Utilizando los polinomios de Zernike Z_{i} (x,y), la aberración de onda W puede expresarse de la forma siguiente:

W \ (x,y) = \sum_{i} \ C_{i} \ x \ Z_{i}(x,y)

(x,y) hacen referencia a las coordenadas cartesianas definidas en el plano de la pupila.

Si se determinan, p.ej., los 14 primeros coeficientes C_{i} (i = 1,2, ... ,14) de los polinomios de Zernike, se obtiene una descripción suficientemente exacta de la aberración de onda W(x,y) expresada en función de las coordenadas definidas sobre la plano libre de la pupila. Se obtiene entonces de este modo el denominado relieve de la aberración de onda, es decir, una representación tridimensional de una función en el sistema de coordenadas de posición x e y mediante la que se indican los trastornos locales de aberración. Además de los polinomios de Zernike existen también otras posibilidades para describir matemáticamente el frente de onda como, por ejemplo, las series de Taylor. En el ejemplo de realización explicado en el presente documento se utilizan únicamente polinomios de Zernike.

A partir de dicha aberración de onda W(x,y) se determina mediante un ordenador 48 (figura 3) el denominado perfil de fotoablación. El ordenador calcula por tanto a partir del dibujo de puntos luminosos la aberración de onda expresada como función de un número determinado de coeficientes de Zernike y determina seguidamente a partir de la aberración de onda un perfil de fotoablación, es decir, proporciona los datos que indican hasta qué profundidad debe eliminarse (extirparse por ablación) material corneal en un punto determinado de la pupila para disminuir así la aberración de onda. El perfil de ablación, es decir, el espesor de la capa de material a extirpar en función de la posición (coordenadas x-y), puede determinarse de varias formas a partir del frente de onda (aberración):

El cálculo del perfil de ablación para el ojo a corregir se realiza por principio utilizando un modelo de ojo conveniente.

Se proyecta matemáticamente la aberración de onda sobre la superficie de la córnea considerando para ello las características geométricas del ojo, como, p.ej., el espesor de la córnea, la distancia entre la superficie posterior de la córnea y la superficie anterior de la lente, la distancia entre la superficie anterior de la lente y la superficie posterior de la lente, la distancia entre la superficie posterior de la lente y la retina. En el cálculo del perfil de ablación se tienen además en cuenta los índices de refracción de los distintos elementos ópticos del ojo (p.ej., película lacrimal: n=1,337, córnea: n=1,37, humor de la cámara ocular: n=1,337; etc.). El frente de onda describe esencialmente diferencias en el tiempo de propagación de la luz, es decir, el recorrido óptico. Si se divide el recorrido óptico por el índice de refracción, se obtiene el espacio geométrico recorrido. Se puede deducir por tanto a partir de la proyección del frente de onda sobre la córnea el perfil de ablación correspondiente. Utilizando un procedimiento de tipo iterativo, se presupone matemáticamente la profundidad de ablación en un punto de la córnea (en el caso de LASIK se considera la profundidad del material a extirpar de la estroma) y se calcula la incidencia de esta ablación sobre las diferencias de caminos ópticos de los rayos. El objetivo consiste en compensar los caminos ópticos de los rayos en todos los puntos de la córnea de tal forma que se reduce al máximo la aberración de onda. Debe tenerse en cuenta que el frente de onda puede tomar también en este cálculo valores que significan físicamente una agregación de tejido (es decir, un aumento en el espesor de la córnea), siendo esto generalmente imposible en la práctica. Esto implica que se tendrá que ajustar en consonancia el perfil de ablación, es decir, habrá que desplazar todo el perfil de ablación de tal forma que el perfil deseado para la córnea pueda alcanzarse únicamente por ablación (sólo por extracción de tejido).

La aberración de onda no sólo puede calcularse en el plano de la pupila (pupila de entrada; inglés: entrance pupil), sino también directamente en la superficie de la retina. Considerando los índices de refracción pertinentes, se obtiene entonces el perfil de ablación efectivo para un determinado diámetro de la pupila.

Según la presente invención, se efectúa una corrección de la aberración de onda W(x,y) a partir de la cual se determina el perfil de ablación a fin de tener en cuenta con dicha corrección el proceso curativo del ojo tras la intervención quirúrgica. Esto es necesario al haberse demostrado que el proceso curativo implica modificaciones en las características ópticas del ojo y que estas modificaciones deben tenerse en cuenta en la aberración de onda para poder obtener finalmente unos resultados óptimos. Esto se realiza de la forma siguiente:

Se introducen en la ecuación presentada anteriormente, en la que la aberración de onda W(x,y) se expresa como una suma de polinomios de Zernike Z_{i}(x,y), unos factores de corrección (denominados "fudge factors"):

W(x,y) \ = \ \sum\limits^{n}_{i=0} \ A_{i} \ x \ C _{i} \ x \ Z_{i}(x,y)

En comparación con la ecuación anterior, se han agregado por tanto en la suma de polinomios de Zernike multiplicados por coeficientes de Zernike unos factores de corrección A_{i} que permiten incluir empíricamente el proceso de cicatrización. En otras palabras, la función de aberración precedente, W(x,y), describe el frente de onda a corregir en el ojo teniendo en cuenta las variaciones postoperatorias que sufren las distintas aberraciones ópticas (Z_{i}) a consecuencia de la cicatrización. Los coeficientes de Zernike especialmente relevantes desde el punto de vista clínico son los de orden cero hasta ocho. Los coeficientes C_{i} de dichos polinomios describen, como ya se mencionó anteriormente, la magnitud de la aberración determinada a partir de la medición descrita anteriormente.

Se ha demostrado empíricamente, que los valores clínicamente relevantes de los coeficientes de corrección A_{i} se encuentran en la gama de -1000 < 0 < +1000. Se encontró también empíricamente que los factores de corrección clínicos A_{i} toman distintos valores para los distintos coeficientes C_{i}. La relación funcional A_{i} = f_{i} (C_{i}) es distinta para cada coeficiente C_{i}, es decir, la función f_{i} es distinta para cada coeficiente C_{i}.

Se ha demostrado también, que la función a_{i} = f_{i} (C_{i}) depende también del sistema láser utilizado para efectuar el tratamiento terapéutico y esto es así debido a que el propio proceso curativo tras la intervención depende del sistema láser utilizado. Esto significa que es generalmente imposible indicar datos (abstractos) de validez general para los factores de corrección clínicos A_{i} y que estos factores de corrección tendrán por tanto que determinarse empíricamente (experimentalmente) para cada sistema láser que se vaya a utilizar, manteniéndose no obstante válida la gama de valores típicos de -1000 < 0 < +1000 indicada anteriormente, sobre todo en el caso del sistema láser con nombre comercial "Allegretto" de la empresa Wave-Ligth, Erlangen, Alemania, que utilizaron los autores de la presente invención.

Como ya se señaló anteriormente, si no se utilizan los factores de corrección A_{i} mencionados anteriormente, los perfiles de ablación calculados en base a la aberración de ondas pueden implicar una sobrevaloración o infravaloración de las distintas aberraciones a consecuencia del proceso curativo tras la intervención fotorrefractiva, que en el caso concreto del procedimiento LASIK incluye, entre otros, la cicatrización del colgajo (flap) reubicado sobre la estroma. Por ejemplo, para la corrección de un coma de aproximadamente Z_{7} = 0,3 \mum, se tendrá que extraer la cantidad de material corneal correspondiente a un coma de Z_{7} = 0,5 \mum para que una vez cicatrizada la herida (p.ej., tras aprox. 7 días para la cicatrización del epitelio) el resultado obtenido sea el de Z_{7} = 0 ("Z" representa aquí ejemplarmente un coeficiente de Zernike).

Los factores de corrección A_{i} obtenidos según lo indicado anteriormente se introducen en el ordenador para que el programa de cálculo los utilice (automáticamente) en la determinación del perfil de ablación que se utilizará finalmente.

El cálculo del perfil de ablación a partir de la aberración de onda puede realizarse también alternativamente partiendo directamente de la proyección de puntos luminosos sobre la córnea y sobre la retina. Un haz de luz que incide sobre la córnea con ángulo de incidencia y coordenadas conocidas y entra seguidamente en el ojo, forma una imagen sobre la retina según las propiedades ópticas del ojo. Al conocerse la posición y el ángulo de incidencia del haz luminoso sobre la córnea, resulta posible reproducir la trayectoria óptica de dicho haz mediante una medida de su posición sobre la retina. Si se detecta que la posición del haz luminoso sobre la retina difiere de la posición teórica ideal (esta posición teórica corresponde a la proyección que se obtiene en ausencia de aberraciones), entonces puede determinarse la aberración existente a partir de dicha variación en la posición. La luz se refracta en función de la curvatura geométrica de la superficie corneal y las aberraciones restantes que presenta el sistema formado por el ojo. La variación en la posición del haz de luz sobre la retina puede expresarse en función de una variación análoga en el ángulo de incidencia del haz. Este ángulo de incidencia es proporcional a la función diferencial de la superficie corneal. Mediante un procedimiento iterativo puede deducirse de dicha variación en la posición del haz luminoso sobre la retina y de dicha variación asociada del ángulo de incidencia una alteración (patológica) de la curvatura de la superficie corneal. Esta variación en la curvatura de la superficie corneal describe por tanto la función diferencial del perfil de ablación (buscado). Si este procedimiento se realiza con un número suficientemente elevado de haces de luz que pasan por distintos puntos del ojo (p.ej., utilizando la proyección de una red sobre la córnea), se obtiene la función diferencial completa del perfil de ablación (buscado). A partir de ella puede calcularse entonces el perfil de ablación utilizando procedimientos matemáticos bien conocidos (p.ej., la interpolación Spline seguida de una integración).

Se ha encontrado que los perfiles de ablación obtenidos a partir de medidas del frente de onda requieren en algunos casos la inclusión de una zona de transición, ya que en caso contrario podrían quedar a veces restos de material en los límites del perfil de ablación, es decir, se formaría un escalón sobre la córnea. Para evitar la formación de dicho escalón y asegurar una superficie corneal lisa y sin desniveles debe preverse alrededor del perfil de ablación una zona de transición que se extiende hacia fuera presentando una anchura de aprox. 0,5 mm a 3 mm.

La figura 3 ilustra esquemáticamente el sistema de mando y cálculo numérico requerido para realizar una fotoablación según el perfil de fotoablación calculado. La fotoablación se realiza tanto superficialmente sobre la córnea como intraestromalmente.

Como láser 30 para la fotoablación resulta especialmente indicado el láser de excímero (193 nm). También son muy indicados el láser de estado sólido de Er:YAG que emite a una longitud de onda de 2,94 \mum o un láser de estado sólido que emite en el ultravioleta (p.ej., el de Nd:YAG que emite a 213 nm).

La radiación láser se desvía mediante un dispositivo de barrido galvanométrico (escáner) 32 y el haz láser desviado 34 se dirige hacia el ojo 10.

Junto con el haz láser 34 se dirige también coaxialmente otro haz procedente de una fuente de posicionamiento 36 hacia el ojo 10. El haz 50 de la fuente de luz de posicionamiento 36 define un eje de referencia A estacionario en el espacio.

El ojo 10 suele moverse en la práctica con respecto al eje A. Para adaptar (redirigir) el haz de tratamiento 34 y, por consiguiente, el perfil de ablación a dichos movimientos oculares, se ilumina el ojo con radiación infrarroja (sin ilustrar) y se registran mediante una cámara CCD 28 una serie de imágenes del ojo a una determinada videofrecuencia. La iluminación 42 del ojo genera, por lo tanto, unas imágenes en la cámara CCD 28 que son procesadas electrónicamente. La señal de salida electrónica 442 de la cámara CCD 28 pasa a un dispositivo de tratamiento de imágenes 40, introduciéndose seguidamente el resultado del tratamiento de imágenes en un ordenador 48 que evalúa dicho resultado y controla el escáner 32. El tratamiento de imágenes y el posicionamiento del ojo, así como la adaptación de los movimientos del escáner y, por consiguiente, la del perfil de ablación a la posición momentánea del ojo son aspectos bien conocidos en la técnica (véase el documento DE 197 02 335 C1). El ordenador 48 envía por tanto una señal de posicionamiento 46 al escáner 32 a fin de dirigir el haz láser 34 de tal forma que la extirpación se realiza según el perfil de ablación que se definió para una determinada posición del ojo y con respecto a la cual se determinó también la aberración de onda. Realizando de esta forma la fotoablación de la córnea pueden corregirse los trastornos ópticos de todo el ojo. El perfil de ablación esculpido según lo descrito anteriormente es el perfil de ablación que se ha determinado a partir de la medida del frente de onda y que ha sido modificado con los factores de corrección empíricos descritos anteriormente a fin de incluir los efectos de la cicatrización.

En la forma de realización ejemplificativa presentada anteriormente, la aberración de onda se determina a partir de la desviación que sufren los puntos de una red (p.ej., según el trabajo de J. Liang et al.). Pero la aberración de onda puede medirse también de otras formas (p.ej., según el trabajo citado anteriormente de H.C. Howland y B. Howland o, también, según un trabajo de G. Smith, R.A. Applegate y H.C. Howland publicado en Ophtal. Physiol. Opt. Vol. 16, nº 3, pág. 222-229, 1996, o según el trabajo de G. Walsh, W.N. Charman y H.C. Howland publicado en Optical Society of America, 1984, pág. 987-992).

Claims (3)

1. Dispositivo para la cirugía fotorrefractiva de la córnea o el procedimiento LASIK con el que pueden corregirse trastornos visuales de orden superior, que comprende

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un aberroscopio (12, 14, 16 22, 24, 28) para medir con respecto a una posición definida del ojo la aberración de onda W(x,y) de todo el sistema óptico formado por el ojo a corregir,

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medios (48) para determinar de tal forma un perfil de fotoablación a partir de la aberración de onda medida que al efectuarse una fotoablación según dicho perfil de fotoablación se minimiza la aberración de onda del ojo tratado, y

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una fuente de radiación láser (30) y medios (32, 38, 40, 48) para controlar la radiación láser con respecto a una determinada posición del ojo, siendo ésta la posición con respecto a la cual se ha definido el perfil de fotoablación,

incluyendo los medios (48) para determinar el perfil de fotoablación a partir de la aberración de onda medida unos factores de corrección (A_{i}) introducidos en un ordenador que tienen en cuenta los cambios que sufren las características ópticas del ojo a consecuencia del proceso de curación tras la intervención quirúrgica y según los cuales se modifica el perfil de fotoablación determinado a partir de la aberración de onda medida.

2. Dispositivo según la reivindicación 1, caracterizado porque comprende un dispositivo (38, 40, 48) para determinar la posición momentánea del ojo y un dispositivo (48) para adaptar el perfil de fotoablación a dicha posición del ojo.

3. Dispositivo según cualquiera de las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizado porque los factores de corrección se incluyen de la forma siguiente en la aberración de onda W(x,y) calculada:

W(x,y) \ = \ \sum\limits^{n}_{i=0} \ A_{i} \ x \ C_{i} \ x \ Z_{i}(x,y)

donde Z_{i} son los polinomios de Zernike, C_{i} son los coeficientes de dichos polinomios, A_{i} son los factores de corrección, e i es un índice correlativo que toma valores de 0 a n, siendo n el número de polinomios de Zernike utilizados.