ES2223874T3

ES2223874T3 - Medicion objetiva y correccion de sistemas opticos que utiliza el analisis de frente de ondas.

Info

Publication number: ES2223874T3
Application number: ES01941464T
Authority: ES
Inventors: Rudolph W. Frey; James H. Burkhalter; Neil Zepkin; Edward Poppeliers; John A. Campin
Original assignee: Alcon Inc
Current assignee: Alcon Inc
Priority date: 2000-05-08
Filing date: 2001-05-03
Publication date: 2005-03-01
Anticipated expiration: 2021-05-03
Also published as: CA2376111A1; BR0106431A; PT1210003E; ATE272355T1; DE60104633D1; AU7481601A; MXPA01013365A; DE60104633T2; JP2008149164A; WO2001085016A2; JP2003532476A; EP1210003B1; CA2376111C; WO2001085016A3; EP1210003A2; DK1210003T3

Abstract

Dispositivo óptico de corrección (300) para determinar una corrección de los defectos visuales de un ojo, comprendiendo el sistema óptico de corrección: una fuente de energía para generar un haz de radiación óptica; una óptica de enfoque dispuesta en el camino del haz para dirigir el haz a través del ojo (120), en el que el haz se refleja desde la retina del ojo como un frente de ondas (130) de radiación que emana del ojo; un analizador de frente de ondas (26) dispuesto en el camino del frente de ondas que emana de una córnea (126) del ojo para determinar una diferencia de camino óptico entre una onda plana (110) y el frente de ondas; y un convertidor (40, 90) para proporcionar una corrección óptica que, si se sitúa en el camino del frente de ondas, provoca que el frente de ondas se presente aproximadamente como una onda plana, medios para compensar la geometría curvada de la córnea que comprenden: - medios para medir las pendientes del frente de ondas (130) en un plano de referencia (131),- medios para proyectar dichas pendientes medidas de frentes de onda de regreso a los puntos de origen en la córnea del ojo asumiendo que presentan un radio de curvatura nominal, - medios para calcular un punto en el que dicho haz sale de la córnea, y - medios para reconstruir el frente de ondas basado en las pendientes medidas en las posiciones calculadas de la córnea.

Description

Medición objetiva y corrección de sistemas ópticos que utiliza el análisis de frente de ondas.

Campo de la invención

La invención se refiere generalmente a la medición y a la corrección de aberraciones ópticas, y más particularmente a una medición objetiva y corrección de sistemas ópticos, tales como sistemas del ojo humano.

Antecedentes de la invención

Los sistemas ópticos que presentan un foco de imagen real pueden recibir luz colimada y enfocarla en un punto. Estos sistemas ópticos pueden encontrarse en la naturaleza, por ejemplo, en los ojos humanos y animales, o pueden estar fabricados por el hombre, por ejemplo, sistemas de laboratorio, sistemas de guiado, y similares. En cualquier caso, las aberraciones en el sistema óptico pueden afectar al rendimiento del sistema. A título de ejemplo, se utilizará el ojo humano para explicar este problema.

Un ojo perfecto o ideal refleja de forma difusa un rayo de luz incidente desde su retina a través de la óptica del ojo que comprende un cristalino y una córnea. Para un ojo ideal de este tipo en estado relajado, es decir, que no está acomodado para proporcionar enfoque en el campo cercano, la luz reflejada sale del ojo como una secuencia de ondas planas. Sin embargo, un ojo presenta normalmente aberraciones que provocan la deformación o distorsión de las ondas de luz reflejada que salen del ojo. Un ojo con aberraciones refleja de forma difusa un rayo de luz incidente procedente de su retina pasando a través de su cristalino y córnea como una secuencia de frentes de onda distorsionados.

Existen varias tecnologías que intentan proporcionar al paciente una mejora de la agudeza visual. Ejemplos de estas tecnologías incluyen el remodelado de la córnea utilizando cirugía láser refractiva o implantes intracorneales, añadiendo lentes sintéticas al sistema óptico utilizando implantes de lentes intraoculares y gafas con cristales pulidos de precisión. En cada caso la magnitud del tratamiento correctivo, se determina normalmente situando lentes esféricas y/o cilíndricas de poder dióptrico conocido en el plano de las gafas (aproximadamente 1,0-1,5 centímetros anterior a la córnea) y literalmente preguntar al paciente qué lentes o combinación de lentes le proporcionan la visión más clara. Esta es una medición imprecisa de las verdaderas distorsiones en el frente de ondas reflejado porque: 1) se aplica una única compensación esfero-cilíndrica a través de todo el frente de ondas, 2) la visión se comprueba a intervalos discretos (es decir unidades de dioptría) de corrección refractiva, y 3) se utiliza una determinación subjetiva por parte del paciente para determinar la corrección óptica.

De este modo, la metodología habitual para determinar los errores refractivos en el ojo es menos precisa que las técnicas disponibles actualmente para corregir las aberraciones oculares.

Otro método para medir los errores refractivos se da a conocer en la patente U.S. nº 5.258.791 de Penney et al., "Autorrefractómetro objetivo resuelto espacialmente", que muestra el uso de un autorrefractómetro para medir la refracción del ojo en varias posiciones discretas a través de la superficie de la córnea. El autorrefractómetro está diseñado para proporcionar un rayo estrecho de radiación óptica a la superficie del ojo, y para determinar cuando el rayo incide en la retina utilizando un sistema de tratamiento de la imagen de la retina. Tanto el ángulo de la dirección de la propagación del rayo con respecto al eje óptico del sistema como la posición aproximada en la que incide el rayo en la superficie de la córnea del ojo se pueden ajustar de forma independiente. Sin embargo, existe una reducida incertidumbre o error en la posición del punto de incidencia del haz en la córnea, debido a la superficie curvada de la córnea. Para cada punto de incidencia a lo largo de la superficie de la córnea, la refracción del ojo correspondiente a este punto de la superficie puede determinarse ajustando el ángulo en el que el haz incide en la córnea hasta que el haz refractado en el iris incide en la fovea centralis. El ajuste del ángulo de propagación del haz puede realizarse ya sea manualmente por el paciente o automáticamente por el autorrefractómetro, si se incorpora un bucle de retroalimentación que comprenda un componente de tratamiento de la imagen de la retina.

La patente US nº 5.258.791 de Penney adicionalmente da a conocer el uso de mediciones de autorrefractómetro al determinar la variación adecuada de la forma de la córnea para proporcionar emetropía, una condición de un ojo normal cuando haces paralelos o rayos de luz se enfocan exactamente en la retina y la visión es perfecta. Ello se consigue al obtener primero una medición precisa de la topografía de la superficie de la córnea utilizando un dispositivo separado disponible comercialmente. A continuación se realiza un análisis matemático utilizando una topografía corneal inicial en cada punto de referencia de la superficie, la refracción medida en cada punto de la superficie, y la ley de Snell de la refracción, para determinar un cambio deseado en el contorno de la superficie en cada punto de referencia. Los cambios de contorno en los diversos puntos de referencia se combinan entonces para conseguir un único perfil de cambio de forma para ser aplicado en la totalidad de la superficie de la córnea.

Una gran limitación en el enfoque descrito en la patente US nº 5.258.791 de Penney es que se desea una medición separada de la topografía de la córnea para realizar el análisis según la ley de Snell del cambio de refracción que se requiere. Ello incrementa significativamente el tiempo y el coste de un diagnóstico de evaluación completo tal como sería deseable. Además, la precisión del análisis del cambio de refracción dependerá de la precisión con la que se efectúe la medición topográfica y la precisión de la medición del autorrefractómetro. Adicionalmente, cualquier error en la orientación espacial de un mapa topográfico con relación a un mapa de refracción degradará la precisión del perfil de corrección necesario. Existe todavía otra limitación a las aproximaciones conocidas, tales como las descritas en la patente US nº 5.258.794 de Penney a título de ejemplo, cabe mencionar que los puntos de prueba de la superficie de la córnea se examinan secuencialmente. El movimiento del ojo durante el examen, tanto voluntario como involuntario, puede introducir errores sustanciales en la medición de la refracción. La patente US nº 5.258.791 de Penney indica la detección de este movimiento de los ojos al incluir deliberadamente puntos de medición fuera de la pupila, es decir, en la zona de la córnea sobre el iris, en la que el retorno desde la retina será obviamente cero a intervalos específicos en la secuencia de examen. Sin embargo, este enfoque puede todavía permitir que existan errores sustanciales no detectados de movimiento del ojo entre tales puntos de referencia del iris.

A título de ejemplo, un método y sistema conocidos en la técnica, se dan a conocer en el documento de Junzhong Liang et al titulado "Objective Measurement Of Wave Aberrations Of The Human Eye With The Use Of A Hartmann-Shack Wave-Front Sensor", publicado en el Journal of the Optical Society of America, volumen 11, nº 7, de julio de 1994, páginas 1949-1957. Liang et al dan a conocer el uso de un sensor de frente de ondas para medir las aberraciones oculares al medir los frentes de onda que emergen del ojo por la reflexión retiniana de un punto de luz láser enfocado en la fóvea de la retina. El frente de ondas real se reconstruye utilizando una estimación del frente de ondas con polinomios de Zernike.

La técnica de medición imprecisa que consiste en colocar lentes de poder dióptrico conocido delante de la córnea y preguntar al paciente qué lente o combinación de lentes le proporciona la visión más clara se ha mejorado con el uso de autorrefractómetros, tal como se describe en la patente US nº 5.258.791 de Penney, o con la utilización de sensores de frente de ondas tal como se describe en el documento de Liang et al. Los datos de refracción resueltos espacialmente, en combinación con la medición del contorno de la superficie existente de la superficie anterior del ojo, permiten un cálculo de un nuevo contorno detallado resuelto espacialmente que proporciona una visión corregida. Sin embargo, podría suponer una mejora en esta técnica si tales correcciones de visión pudieran realizarse sin la necesidad de datos de contorno, y adicionalmente, sin la necesidad de retroalimentación por parte del paciente en cuanto a las lentes apropiadas. Liang et al da a conocer el uso de un sensor de frente de ondas Hartmann-Schack para medir aberraciones oculares midiendo los frentes de onda que emergen del ojo por la reflexión retiniana de un punto de luz láser enfocada en la fóvea de la retina. Un haz paralelo de luz láser pasa a través de divisores de haz y un par de lentes que conducen el haz a un punto focal en la retina mediante la óptica del ojo. La posible miopía o hipermetropía del ojo que se está midiendo se determina por los movimientos de una lente dentro del par de lentes. Entonces se asume que la luz enfocada en la fóvea está reflectada de forma difusa y que actúa como una fuente puntual situada en la retina. La luz reflejada pasa a través del ojo y forma un frente de ondas distorsionado delante del ojo como resultado de las aberraciones oculares. El frente de ondas con aberraciones se dirige luego al sensor de frente de ondas.

Una fuente puntual de radiación en la retina podría ser ideal para tales mediciones. Sin embargo, cuando el ojo perfecto recibe un haz colimado de luz, la mejor imagen posible en la retina es un punto de difracción limitada. Tal como se ha ilustrado a título de ejemplo en los informes de Penney et al y Liang et al, expuestos anteriormente, y que son habituales para los expertos en la materia, los haces paralelos o colimados se utilizan con la óptica del ojo que se está midiendo para lograr este punto de difracción limitada para tales mediciones objetivas. Con el fin de realizarlo, un procedimiento para cada paciente incluye una lente correctiva o una combinación de lentes y sus ajustes correspondientes para acomodarse a la agudeza visual específica de ese paciente. Proporcionar una lente correctiva o combinación de lentes, así como su ajuste para su uso resulta laborioso, se necesita tiempo y comporta un coste adicional. Eliminar la necesidad de tales ópticas correctivas es deseable y se elimina una variable en el sistema óptico de medición que habitualmente presenta muchas variables. Adicionalmente, existe la necesidad de proporcionar características ópticas de un ojo sin requerir la retroalimentación por parte del paciente. A título de ejemplo, el paciente puede ser un animal salvaje o doméstico, vivo o muerto.

El sensor de frente de ondas Hartmann-Shack dado a conocer por Liang et al incluye dos capas idénticas de lentes cilíndricas con las capas dispuestas de tal forma que las lentes en cada capa son perpendiculares entre sí, tal como da a conocer adicionalmente la patente U.S. nº 5.062.702 de Bille. De esta forma, las dos capas funcionan como una matriz bidimensional de pequeñas lentes esféricas que divide la onda luminosa que entra en sub-aperturas. La luz a través de cada sub-apertura se enfoca en el plano focal de la matriz de lentes donde reside un módulo de imagen de dispositivo de carga acoplada (CCD).

El sistema según Liang et al se calibra al incidir una onda luminosa plana ideal en la matriz de lentes de modo que un patrón de referencia o calibración de puntos de enfoque forma la imagen en el CCD. Puesto que el frente de ondas ideal es plano, cada punto referido al frente de ondas ideal está situado en el eje óptico de la correspondiente lente. Cuando un frente de ondas distorsionado pasa a través de la matriz de lentes, los puntos de imagen en el CCD se desvían con relación al patrón de referencia generado por el frente de ondas ideal. Cada desvío es proporcional a una pendiente local, es decir, a las derivadas parciales del frente de ondas distorsionado, estas derivadas parciales se utilizan para reconstruir el frente de ondas distorsionado, mediante la estimación modal del frente de ondas utilizando polinomios de Zernike.

Sin embargo, el sistema dado a conocer por Liang et al resulta efectivo sólo para ojos que presenten una visión bastante buena. Los ojos que padecen una miopía considerable (visión de cerca) podrían provocar que los puntos enfocados se solaparan en el CCD, ocasionando de ese modo que la determinación de la pendiente local resultara prácticamente imposible de realizar en los ojos que presentaran esta condición. De forma similar los ojos que presentan una hipermetropía considerable (visión de lejos) deflectan los puntos de enfoque de tal forma que no inciden en el CCD ocasionando de nuevo que la determinación de la pendiente local resulte prácticamente imposible para los ojos que presenten esta condición.

Sumario de la invención

La presente invención se refiere a un sistema óptico de corrección tal como se define en la reivindicación 1. Las formas de realización preferidas se detallan en las reivindicaciones dependientes.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1A es una vista esquemática de un ojo ideal que refleja la luz desde su retina como un frente de ondas plano;

La figura 1B es una vista esquemática de un ojo con aberraciones que refleja la luz desde su retina como un frente de ondas deformado;

La figura 1C es una vista esquemática del frente de ondas distorsionado con relación a un plano de referencia para mostrar el error del frente de ondas o diferencia en el camino óptico como una función de la distancia transversal en la dirección de propagación;

La figura 1D es una vista esquemática que ilustra el uso de un plano de referencia;

La figura 2 es un esquema simplificado del sistema para determinar las aberraciones oculares según las características esenciales de la presente invención;

La figura 3 es una vista esquemática de un analizador de frente de ondas de Hartmann-Schack;

La figura 4 es una vista en perspectiva de una parte de la placa de tratamiento de imagen con orificios y una matriz plana de celdas sensibles a la luz que comprende el sensor de frente de ondas de la figura 3 en el que la deflexión de una parte de frente de ondas asociada a un ojo con aberraciones se muestra en comparación con una parte de frente de ondas asociado con un frente de ondas de calibración o plano;

La figura 5 es una vista en planta de un área designada en la matriz plana de celdas sensibles a la luz asociada con el correspondiente orificio;

La figura 6 es una vista esquemática de otro analizador de frente de ondas;

La figura 7 es una vista esquemática de una disposición de técnica anterior adecuada para uso oftálmico;

La figura 8 es una vista esquemática de una córnea que muestra el espesor del material de la córnea que debe ablacionarse como parte de una corrección óptica;

La figura 9 es una vista en alzado lateral de una forma de realización de la presente invención que ilustra un paciente que se encuentra situado para la medición;

La figura 10 es una vista en alzado por el extremo de la forma de realización de la figura 9;

La figura 11 es una vista en perspectiva ampliada de una parte de posicionado de un paciente de la forma de realización de la figura 9;

La figura 12 es una vista en planta desde la parte superior de elementos ópticos de la forma de realización de la figura 9;

La figura 12A ilustra un camino óptico de una diana de fijación de la figura 12;

La figura 12B ilustra un camino óptico de imagen de vídeo de la figura 12;

La figura 12C ilustra un camino óptico de una sonda láser de la figura 12;

La figura 12D ilustra un camino óptico de un frente de ondas reemitido de la figura 12;

La figura 12E ilustra un camino óptico de un frente de ondas de calibración de la figura 12;

Las figuras 12F y 12G son vistas en alzado desde la parte delantera y en planta desde la parte superior de un soporte de lentes de prueba que es útil para formas de realización de la presente invención aquí descritas;

La figura 13 es un diagrama de bloques que ilustra los componentes eléctricos de una forma de realización de la figura 9;

La figura 14 es una imagen ampliada de un ojo que ilustra una imagen de centrado;

La figura 15 es un diagrama de bloques que ilustra un flujo de etapas operativas utilizadas en una forma de realización de la presente invención;

La figura 16 es una vista ampliada de un ojo que muestra una alineación del ojo antes de la medición;

La figura 17 es una imagen ampliada de un ojo que ilustra una verificación de la alineación del ojo antes de la medición del mismo;

La figura 18 es un diagrama de líneas que ilustra un patrón de registro del ojo;

La figura 19 ilustra una imagen de CCD rechazada;

La figura 20 ilustra una imagen de CCD que incluye centroides;

La figura 21 es una imagen ampliada de un centroide;

La figura 22 ilustra una imagen disponible para un cirujano de un centroide de referencia que se ha medido;

La figura 23A ilustra un filtro espacial que se puede utilizar en una forma de realización de la presente invención;

La figura 23B ilustra una imagen de CCD con ruido antes del filtrado para proporcionar una imagen tal como la que se ilustra con referencia a la figura 20;

La figura 24A es un dibujo en tres dimensiones de una reconstrucción de un frente de ondas según la presente invención;

La figura 24B ilustra una aberración de orden superior del frente de ondas de la figura 23;

La figura 25 ilustra un efecto geométrico de una superficie curvada de la córnea en la medición de un frente de ondas según la presente invención;

Las figuras 26A y 26B ilustran perfiles de profundidad de ablación para la cirugía en un ojo miope y en un ojo hipermétrope, respectivamente, según la presente invención;

La figura 26C ilustra una función de eficiencia de la ablación para una forma de realización según la presente invención.

La figura 27A es un dibujo esquemático que ilustra la modificación de la ampliación en la forma de realización de la figura 12; y

La figura 27B es un dibujo esquemático que ilustra los elementos ópticos de la presente invención.

Descripción detallada de la invención

La presente invención se describirá en este punto de forma más completa a continuación con referencia a los dibujos adjuntos, en los que se muestran ejemplos de la técnica anterior y se muestran unas formas de realización de la presente invención a título de ilustración y ejemplo. Esta invención puede, sin embargo, realizarse de muchas formas y no debe limitarse a las formas de realización aquí presentadas. Más bien, estas formas de realización se proporcionan para que esta descripción resulte extensiva y completa, y refleje completamente el alcance de la invención a los expertos en la materia. En todo el documento números similares se refieren a elementos similares.

Por medio de ejemplos ilustrativos, la presente invención se describe con referencia al diagnóstico y corrección de un ojo humano. Sin embargo, debe entenderse que lo que se da a conocer en la presente invención es aplicable a cualquier sistema óptico que presente un enfoque de imagen real que pueda ser o que pueda adaptarse para reflejar de forma difusa un punto enfocado de radiación desde una parte posterior del sistema óptico de regreso a través del sistema óptico como un frente de ondas de radiación. Así, la presente invención puede utilizarse en ojos humanos o animales de pacientes que puedan estar vivos o muertos, o en cualquier sistema óptico realizado por el hombre.

La corrección del ojo humano que puede utilizarse en conjunción con o basado en la información de diagnóstico proporcionada por formas de realización de la presente invención incluyen, a título de ejemplo, el pulido o preparación de gafas y lentes, con conocimientos que son bien conocidos en la técnica, tal como los que se describen en "Geometric, Physical, and Visual Optics" de Michael P. Keating, Ph.D. publicado por Butterworth Publishers, 80 Montvale Avenue, Stone, MA 02180, Copyright 1988. La cirugía láser utiliza láseres que pueden foto-ablacionar el tejido de la córnea mediante el uso de láseres excímer de haz ancho, que son bien conocidos en la técnica, tal como los que se dan a conocer en la patente U.S. nº 5.163.934 de Trokel, corrección de la presbiopía mediante queratectomía foto-refractiva dada a conocer en la patente U.S. nº 5.395.356 de King et al y sistemas de haz estrecho tal como se describen en la patente U.S. nº 5.849.006 de Frey et al en conjunción con un procedimiento Lasik que son bien conocidos en la técnica.

El método para utilizar el análisis de frente de ondas para determinar una corrección óptica apropiada se introducirá con referencia al ejemplo de un ojo y a la ayuda de dibujos esquemáticos de las figuras 1A, 1B, y 1C, tal como se ha dado a conocer en nuestra solicitud de patente internacional WO-99/27334. Tal como se ha descrito anteriormente con referencia a un ojo ideal, y con referencia en este punto a la figura 1A, el ojo ideal emetrópico o perfecto 100 refleja de forma difusa un haz de luz incidente (no se muestra por razones de claridad) desde la parte posterior de su retina 102 (es decir, la fovea centralis 103) a través de la óptica del ojo que comprende el cristalino 104 y córnea 106. Para un ojo ideal 100 de estas características en estado relajado, es decir que no se acomoda para proporcionar un enfoque en el campo cercano, la luz reflejada (representada por flechas 108) sale del ojo 100 como una secuencia de ondas planas, una de las cuales está representada por una línea recta 110. Sin embargo, tal como se ilustra con referencia a la figura 1B, un ojo típico 120 habitualmente presenta aberraciones que causan deformaciones o distorsiones de una onda reflejada que sale del ojo, cuando el ojo con aberraciones 120 refleja de forma difusa un haz de luz incidente (por el mismo motivo, no se muestra por razones de claridad) desde la parte posterior de su retina 122 de la fovea centralis 123 a través del cristalino 124 y la córnea 126. Para el ojo con aberraciones 120, la luz reflectada 128 sale del ojo 120 como una secuencia de frentes de onda distorsionados, uno de los cuales está representado por una línea ondulada 130.

Con referencia ahora a la figura 1C, un sistema de coordenadas se define por conveniencia, cuando la x positiva está en dirección hacia arriba en el plano de la figura, la y positiva está en posición hacia el exterior desde el plano de la figura, y la z positiva está hacia la derecha a lo largo de la dirección de propagación. El frente de ondas distorsionado 130 está aquí descrito de forma matemática como W(x,y). Un método para medir distorsiones en el frente de ondas 130 se realiza mediante la determinación de la separación espacial \Deltaz entre un plano de referencia 131 (a título de ejemplo, un plano análogo al frente de ondas ideal 110) a una distancia conocida Z_{0} desde el ojo 120 a cada punto (x,y) del frente de ondas distorsionado 130 mientras el borde conductor del frente de ondas 130 atraviesa la distancia z_{0}. Ello se describe matemáticamente como:

(1)\Delta z (x, y) = z_{0} - W(w, y)

Estas mediciones \Deltaz definen las diferencias de camino óptico debidas a aberraciones en el ojo 120 que se está examinando, a título de ejemplo. Una corrección apropiada consiste en eliminar estas diferencias de camino óptico. A título de ejemplo, una corrección de este tipo se realiza en el plano de referencia 131.

Dependiendo de la terapia de corrección deseada (a título de ejemplo, ablación de tejido corneal, adición de lentes sintéticas), la cantidad de material que se retira o que se añade en cada coordenada (x, y) puede calcularse directamente si el índice de refracción del material en cuestión es conocido. Para muchos procedimientos, tales como implantación de lentes intraoculares o queratotomía radial, un análisis de frente de ondas puede efectuarse de forma repetitiva durante un procedimiento para proporcionar información de retroalimentación como el punto final apropiado del procedimiento.

En términos de ejemplo ilustrativo, las diferencias \Deltaz(x, y) entre el frente de ondas distorsionado 130 y el frente de ondas ideal 110 son la consecuencia de aberraciones en el ojo. La corrección estas aberraciones consiste en introducir una diferencia de camino óptico en el plano de referencia 131 de valor \Deltaz(x, y) negativo. Si el enfoque del tratamiento, a título de ejemplo, consiste en eliminar tejido de la superficie de la córnea 126 por ablación láser, entonces una elección para la posición del plano de referencia 131 es tangencial a la superficie de la córnea 126 (es decir a z=0). Ello se ilustra esquemáticamente con referencia a la figura 1D, tal como se ha dado a conocer en nuestra solicitud de patente internacional WO- 99/27334 en la que la curvatura de la córnea 126 está sumamente exagerada para proporcionar claridad en la ilustración. Entonces, la ablación se efectúa de forma discontinua en cada coordenada (x,y) a lo largo de la córnea 126 mediante la aplicación de un haz láser y un sistema de seguimiento del ojo tal como el descrito en las patentes U.S. nº 5.980.513; nº 5.849.006; y nº 5.632.742, comúnmente propiedad de la presente invención.

La profundidad adecuada de la ablación de la córnea en cualquier coordenada transversal (x,y) está, dentro de un error reducido, dado por:

(2)\Delta z (x,y)/(n_{c}-1)

cuando n_{c} es el índice de refracción del tejido de la córnea o 1,3775. El método descrito en detalle a continuación calcula \Deltaz(x,y) al medir primero las pendientes locales en el frente de ondas 130, es decir \deltaW(x,y)/\deltax y \deltaW(x,y)/\deltay, en varios puntos en las direcciones transversales x e y en el plano de referencia 131 y luego generar una descripción matemática de W(x,y) que presenta pendientes con la concordancia mejor posible con los valores determinados experimentalmente. Una de tales pendientes \deltaW(x,y)/\deltax está ilustrada con referencia de nuevo a la figura 1D. Al realizar esto, se introduce un pequeño error debido al hecho de que el frente de ondas distorsionado 130 es medido en el plano de referencia 131 mientras que el frente de ondas 130 emerge de una superficie curvada de la córnea justo posterior al plano de referencia 131. A título de ejemplo, un error E_{x}(x,y) es el desplazamiento lateral en la dirección x en cada posición (x,y) en el plano de medición (es decir, plano de referencia 131) de la superficie curvada de la córnea. Un error similar se pondrá de manifiesto para cualquier corrección que implique superficies ópticas curvadas. El error se incrementará generalmente con ambos desplazamientos (x,y) desde el punto de tangencia y el error local de frente de ondas.

Para cirugía refractiva, el error puede ser insignificantemente reducido. La magnitud del error E_{x}(x,y) puede determinarse para cada posición de medición (x,y) medida en una coordenada arbitraria, por ejemplo, (x_{0},y_{0}) al proyectar la posición de regreso al punto de origen en la córnea 126. Ello se explica matemáticamente con referencia de nuevo a la figura 1D, en la que a título de ejemplo, se asume que el error está en el plano de la figura, es decir, el plano definido por y=y_{0}, aunque es bastante sencillo desde el punto de vista matemático extender el análisis para incluir errores en la dimensión y. La cuantificación de una línea L que traza la propagación del frente de ondas 130 medido en (x_{0},y_{0}) en el plano de referencia z_{0} desde la superficie de la córnea al plano de referencia es:

(3)L(x) = z_{0} - \frac{(x-x_{0})}{\delta W (x_{0}, y_{0})/\Delta x}

Si la superficie de la córnea en el plano de la figura está descrita por la expresión S(x_{0},y_{0}), entonces el punto de origen para el frente de ondas 130 en cuestión puede encontrarse al hallar el punto de intersección entre L(x) y S(x, y_{0}). Matemáticamente, se halla el valor x', que satisface la ecuación L(x') = S(x_{0},y_{0}). El error E_{x} (x_{0},y_{0}) viene dado como Ex(x_{0},Y_{0}) = x'-x_{0}. Extendiendo el análisis para considerar errores en la dirección y puede producir una expresión similar para E_{y} donde E_{y} (x_{0}, y_{0}) = y'-y_{0}. Aunque estos errores transversales son significativos, pueden compensarse al desplazar lateralmente la aberración calculada en cada coordenada (x, y) por las cantidades E_{x}(x,y) y E_{y}(x,y).

En el caso de córneas humanas, el error transversal en la mayoría de circunstancias será poco significativo. El error será cero en el origen en el que el tejido corneal y el plano de referencia 131 son tangentes. Para córneas humanas, el tejido es aproximadamente esférico con un radio de curvatura de aproximadamente 7,5-8,0 mm. El radio de tratamiento es habitualmente no mayor de 3 mm y el radio de curvatura del frente de ondas local casi nunca excederá 50 mm (un error de refracción de 20 dioptrías). El error transversal E en un radio de tratamiento de 3 mm para un radio local de frente de ondas de curvatura de 50 mm es menor que 40 \mum.

Para realizar el análisis de frente de ondas de forma compatible con procedimientos correctivos tales como los descritos anteriormente, se mide la magnitud de separación espacial de las partes que componen un frente de ondas 130 con relación a las partes componentes correspondientes del frente de ondas 110 plano o ideal. Se trata del sistema y el método de la presente invención que permite que tal separación pueda medirse de forma objetiva y precisa incluso para ojos 120 que presenten una aberración sustancial incluyendo aquellos que presentan defectos graves tales como una miopía o hipermetropía graves.

Para la parte de evaluación o medición de la presente invención, la pupila del paciente debería idealmente dilatarse a aproximadamente 6 mm o más, es decir, la medida habitual de la pupila humana en condiciones de poca luz. Menores dilataciones o no dilatar en absoluto podría también evaluarse o medirse. De esta forma, el ojo se evalúa mientras está utilizando la mayor área de la córnea para que así cualquier corrección que se efectúe a partir de tal medición tenga en cuenta la mayor área utilizable de la córnea del ojo del paciente. Bajo la luz del día se utiliza una menor cantidad de córnea, cuando la pupila está considerablemente más retraída, por ejemplo, del orden de 3 milímetros. La dilatación puede producirse naturalmente al implementar la parte de medición de la presente invención en un entorno con luz tenue tal como una habitación débilmente iluminada. La dilatación puede también inducirse mediante el uso de agentes farmacológicos.

Haciendo referencia ahora a la figura 2 tal como se ha dado a conocer en nuestra solicitud de patente internacional WO-99/27334, se ilustra un esquema simplificado de una forma de realización de ejemplo del dispositivo 10. El dispositivo 10 comprende un láser 12 para generar la radiación óptica utilizada para producir un haz láser de diámetro reducido 14. El láser 12 genera un haz de luz láser colimada (representada por líneas de trazos para el haz 14) de una longitud de onda y una potencia que es segura para el ojo. Para aplicaciones oftálmicas, las longitudes de onda apropiadas podrían incluir la totalidad del espectro visible y el espectro cercano al infrarrojo.

Para seleccionar un núcleo colimado de menor diámetro del haz de luz láser 14, se utiliza un diafragma iris 16 para bloquear todo el haz de luz láser 14 excepto el haz láser 18 de la medida deseada para su utilización. El haz láser 18 presentará un diámetro en el rango de aproximadamente 0,5-4,5 milímetros siendo normalmente de 1-3 milímetros, a título de ejemplo. Un ojo con una aberración grave utiliza un haz de menor diámetro mientras que un ojo con sólo ligeras aberraciones puede evaluarse con un haz de diámetro mayor. Dependiendo de la divergencia de salida del láser 12, puede situarse una lente, tal como se describirá a continuación, en el camino del haz para optimizar la colimación del haz.

El haz láser 18, tal como se ha descrito en la presente memoria a título de ejemplo, es un haz polarizado que pasa a través de un divisor de haz sensible a la polarización 20 para dirigirse a un tren óptico 22, este tren óptico funciona para enfocar el haz láser 18 a través de la óptica del ojo 120 (por ejemplo, la córnea 126, la pupila 125 y el cristalino 124) a la retina 122. Deberá entenderse que el cristalino 124 puede no estar presente en el caso de un paciente que se ha sometido a una operación de cataratas. En el ejemplo ilustrado en la figura 2, el tren óptico 22 proyecta el haz láser 18 como un punto de luz de pequeñas dimensiones en o cerca de la fovea centralis 123 del ojo, donde la visión del ojo es más aguda. Debe resaltarse que el punto de luz de pequeñas dimensiones puede reflectarse en otra parte de la retina 122 para determinar las aberraciones relacionadas con otros aspectos de la visión del sujeto

La reflexión difusa del haz láser 18 de regreso desde la retina 122 se representa en la figura 2 por líneas continuas 24 indicativas de la radiación que pasa de regreso a través del ojo 120. El frente de ondas 24, descrito anteriormente con referencia a la figura 1B como un frente de ondas distorsionado 130 incide en y pasa a través del tren óptico 22 y en y a través del divisor de haz sensible a la polarización 20. El frente de ondas 24 no está polarizado con relación al haz láser 18 debido a la reflexión y a la refracción tal como el frente de ondas 24 emana de la retina 122. Por consiguiente, el frente de ondas 24 se dirige al divisor de haz sensible a la polarización 20 y se dirige hacia un analizador de frente de ondas 26 como por ejemplo un analizador de frente de ondas Hartmann-Shack (H-S). En general, el analizador de frente de ondas 26 mide las pendientes del frente de ondas 24, es decir, las derivadas parciales con relación a x e y, en diversas coordenadas transversales (x,y), tal como se ha descrito anteriormente con referencia a las figuras 1C y 1D. Esta información de derivadas parciales se utiliza luego para reconstruir o aproximar el frente de ondas original con una expresión matemática tal como una serie ponderada de polinomios de Zernike.

La mejora del rango dinámico se logra con el tren óptico 22 y/o una parte de sensor de frente de ondas del analizador de frente de ondas 26. Continuando con referencia a la figura 2, el tren óptico 22 comprende una primera lente 220, un espejo plano 221, un espejo de Porro 222 y una segunda lente 224 todos los cuales están situados a lo largo del camino del haz láser 18 y el frente de ondas 24. La primera lente 220 y la segunda lente 224 son lentes idénticas que se mantienen en posiciones fijas. El espejo de Porro 222 puede desplazarse con movimientos lineales, tal como se indica por la flecha 223 para modificar la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224.

El rango dinámico del dispositivo 10 se ha mejorado adicionalmente al proporcionar una disposición mejorada del sensor de frente de ondas 28, tal como se ilustra con referencia a las figuras 3 y 4, tal como se ha dado a conocer en nuestra solicitud de patente internacional WO-99/27334.

Como se ilustra con referencia a la figura 4, tal como se ha dado a conocer en nuestra solicitud de patente internacional WO-99/27334, cuando el frente de ondas 24 incide en la placa 32, una parte del frente de ondas 24, indicado por la flecha 25, pasa a través del orificio 34 para iluminar la matriz plana 36. Hasta un primer orden, la imagen resultante formada por cada parte de tal frente de ondas 25 es una sombra positiva del orificio respectivo 34. Sin embargo, se produce una difracción tal como está determinado por el diámetro D de cada orificio 34, la longitud de onda \lambda de la fuente de luz (por ejemplo el frente de ondas 24) y la distancia de separación F entre la placa 32 y la matriz plana 36. El valor de F se varía por el dispositivo de posicionado 42 para ajustar la ganancia basada en el paciente particular tal como se explicará con mayor detalle a continuación.

Un método que se utiliza para determinar el centroide 29 de cada punto 27 de forma no ambigua con respecto a un punto causado por otro de los orificios 34, asigna un único número de celdas 38 a cada orificio 34. Las "áreas asignadas" se designan, tal como se ilustra con referencia a la figura 5, también como se ha descrito en nuestra solicitud de patente internacional WO- 99/27334, a título de ejemplo, con una rejilla espesa de líneas 39. Deberá entenderse que las líneas de rejilla 39 no son fronteras físicas entre celdas 38 sino que se muestran simplemente para ilustrar áreas únicas designadas que contienen una pluralidad de las celdas 38. Se anticipa que se utilizarán otras estrategias de centroides que no necesitan tales particiones de la matriz 36 proporcionadas en lo que se da a conocer en la presente invención.

A título de ejemplo, un analizador de frente de ondas que sustituya la placa 32 descrita con referencia a la figura 3, con una matriz bidimensional de idénticas lentes esféricas 33, podría utilizarse, tal como se ilustra con referencia a la figura 6, como también se ha dado a conocer en nuestra solicitud de patenteinternacional WO-99/27334. En una disposición de este tipo, la matriz de lentes 33 puede accionarse por el dispositivo de posicionamiento 42 de tal forma que la distancia de separación F es independiente de la longitud focal f que define el plano focal de la matriz de lentes 33 que está representada por la línea de trazos 35.

Independientemente de la estructura del sensor de frente de ondas, el procesador 40 calcula cada centroide bidimensional 29 de cada punto 27 generado por el frente de ondas 24. La magnitud de la desviación del centroide bidimensional relativa al centroide del punto de calibración para cada área designada asociada con un orificio correspondiente 34 (o sub-apertura de la matriz de lentes 33) está dividida por la distancia de separación F para generar una matriz de pendientes locales del frente de ondas, es decir, \delta W(x, y)/ \Deltax y \delta W(x, y)/ \Deltay en las coordenadas (x, y) de los centros de los orificios 34. Con el fin de simplificar, éstos podrán indicarse por P(x, y) = \delta W(x, y)/\Deltax y Q(x,y) = \delta W(x, y)/\Deltay, respectivamente.

Existen diferentes métodos para utilizar los datos de las derivadas parciales para calcular los frentes de onda distorsionados 130 y 24, tal como se han descrito anteriormente con referencia a las figuras 1B y 2. A título de ejemplo, estas aproximaciones pueden incluir la utilización de series de Fourier y series de Taylor.

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

Brevemente, el frente de ondas W(x, y) se expresa como una suma ponderada de los polinomios individuales en los que C_{i} son los coeficientes ponderados, y Z_{i} (x,y) son los polinomios de Zernike hasta cierto orden. Ello se describe adicionalmente en nuestra solicitud de patente internacional WO-9927334.

Se describe aquí un método según la presente invención para identificar puntos individuales y correlacionar su geometría. El dispositivo se configura de tal forma que el eje óptico está alineado con el centro de una apertura particular en la cara de entrada del sensor de frente de ondas. Esta apertura está situada en o cerca del centro de la cara de entrada. Si el haz de la sonda que entra en el ojo también está alineado con el eje del sistema óptico, entonces debido a la naturaleza reversible de los rayos de luz, un punto de luz se verá siempre directamente detrás de apertura alineada. Es decir, siempre se verá un punto en el sensor CCD en esta posición, independientemente de las aberraciones del frente de ondas, y siempre se corresponderá con la apertura de solape. Los puntos inmediatamente adyacentes se desplazarán de forma mínima de sus posiciones de "cero pendiente". Cuando uno se desplaza más allá del punto central de referencia, generalmente se producirán mayores desplazamientos de los puntos. Utilizando este conocimiento, identificar todos los puntos en un patrón CCD y establecer sus relaciones geométricas es un proceso relativamente sencillo.

A continuación se calculan los desplazamientos del centroide desde los que produce un haz de luz perfectamente colimada, que corresponde a la visión ideal y emetrópica, y se utilizan para determinar la pendiente del frente de ondas en cada posición del patrón. La posición de los centroides para un haz de luz colimada puede medirse tanto directamente en una etapa de calibración anterior al examen del paciente, o puede tomarse a partir de un patrón de referencia calculado que está basado en la construcción del sensor de frente de ondas.

Se pueden utilizar exposiciones múltiples para verificar la incorrecta alineación del ojo o el movimiento del ojo durante las exposiciones individuales. Si el movimiento del ojo durante las exposiciones no puede analizarse con éxito al adquirir múltiples exposiciones, entonces el dispositivo 10 puede aumentarse con la adición de un seguidor de ojo 25, ilustrado con referencia de nuevo a la figura 2. En el presente documento se ilustra una posible situación del seguidor de ojo 25. Sin embargo, debe entenderse que el seguidor de ojo 25 puede situarse en cualquier lugar en el dispositivo 10. Un seguidor de ojo de este tipo se da a conocer en dicha patente U.S. nº 5.980.513 normalmente incluida con la presente invención. De esta forma el análisis del frente de ondas se realiza incluso durante un movimiento limitado del ojo.

Una sola exposición de calibración puede también utilizarse para determinar las sensibilidades relativas de las celdas individuales. Ello se realiza con luz colimada uniforme habiendo retirado la placa 32. A continuación se registran las respuestas de las celdas individuales. Para cada apertura de transmisión de luz (por ejemplo el orificio 34), el centroide, en el caso colimado, sirve como un origen dedicado para el orificio en cuestión. La desviación desde el "origen" de cada orificio al centroide causado por el frente de ondas 24 (tal como se observa en este sistema de coordenadas) se determina por la dirección de la superficie de la onda correspondiente a ese orificio. Si \Deltax(m, n) es el componente x del centroide (m,n)-ésimo y F es la separación de la placa, entonces el valor P para el centroide (m,n)-ésimo es:

(6)P(m,n) = \Delta x(m, n)/ \Delta z = \Delta x (m, n)/F

La expresión correspondiente para Q es:

(7)Q(m,n) = \Delta y(m, n)/ \Delta z = \Delta y (m, n)/F

Así, cada P(m, n) y Q(m, n) representa las derivadas parciales de W(x, y) con respecto a x e y para las coordenadas (x, y) de cada orificio 34. Para un enfoque de Zernike de orden m del frente de ondas original, las P y las Q determinadas experimentalmente se utilizan en las siguientes ecuaciones para calcular los coeficientes de ponderación C_{i} apropiados, tal como sigue:

(8)P(m, n) = \frac{\delta W (x, y)}{ \Delta x} = \sum\limits^{n}_{i=0} C_{i} \frac{\Delta zi (x, y)}{ \delta x}

(9)Q(m, n) = \frac{\delta W(x, y)}{ \Delta x} = \sum\limits^{n}_{i=0} C_{i} \frac{\Delta zi (x, y)}{ \delta x}

Al utilizar el enfoque por mínimos cuadrados (m,n)/\partial para minimizar el error entre las pendientes reales del frente de ondas en el lado izquierdo en las ecuaciones anteriores y las aproximaciones de Zernike en el lado derecho, pueden obtenerse valores óptimos para los coeficientes de ponderación.

En un posible enfoque para calcular un centroide (x_{c}, y_{c}), cada orificio 34 está asignado a su área dedicada de la matriz 36 o (i _{m,n} \pm \Deltai, j _{m,n} \pm \Deltaj). Este cuadrado de múltiples células sensibles a la luz es suficientemente grande para que las imágenes de orificios adyacentes nunca se solapen, y que contengan toda la iluminación de este orificio. El cuadrado contiene 4 \Deltai * \Deltaj celdas.

Si la matriz 36 se designa C_{k,1}= (x_{c} (i, j), y_{c}, (i, j)), k, 1=0 ... 2\Delta 1, 2\Delta j, y el espacio entre los centros es \Deltax =

\hbox{ \Delta y
=}

d, las respuestas medidas de las celdas es V (k, 1) y las responsividades relativas son R(k, l), luego la componente x x_{c}, una función de i, j se representa por

(10)x_{c} (i, j) = [\sum_{k,1} V(k, 1) \ \text{*} \ R (k, 1) \ \text{*} \ d \ \text{*} \ k ]/[\sum_{k,l} V(k, 1) \ \text{*} \ R (k, 1)]

y el componente y_{c}, como una función de i, j se representa por

(11)y_{c} (i, j) = [\sum _{k,1} V(k, 1) \ \text{*} \ R (k, 1) \ \text{*} \ d \ \text{*} \ 1 ]/[\sum_{k,1} V(k, l) \ \text{*} \ R (k, 1)]

Entonces, si (x_{c0} (i, j), y _{c0} (i,j)) es el "origen del centroide" para el orificio (i,j), es decir realizado en luz perpendicular colimada, y (x_{cw} (i,j), y_{cw}(i,j)) es el centroide correspondiente hallado para el frente de ondas que debe medirse, luego la desviación relativa del centroide (x_{cr}(i,j)), Y_{cr} (i,j)) se halla como

(12)x_{cr} (i, j) = x_{cw} (i, j) - x_{c0} (i, j)

(13)y_{cr} (i, j) = y_{cw} (i, j) - y_{c0} (i, j)

Los valores P (i, j) y Q (i, j) se determinan a partir de

(14)P(i, j) = x_{cr} (i, j)/F

y

(15)Q(i, j) = y_{cr} (i, j)/F

Las derivadas parciales P(i, j) y Q(i, j) de la superficie para la matriz de centros de orificios de la placa 32 se utilizan a continuación para calcular los adecuados coeficientes ponderados de los polinomios de Zernike para describir el frente de ondas original W (x, y). Esto se explicará a continuación mediante una ilustración para una matriz 34 cuadrada de orificios de 7 x 7.

Primero, una matriz de 1 x 98 (es decir un vector columna) PQ(k) se forma como

(16)PQ(k) = P(7i + j), j= 0, ...6, i= 0... 6, k= 0...48

(17)PQ(k) = Q(7i + j), j= 0, ...6, i= 0... 6, k= 49...98

cuando j cambia para cada i, es decir, PQ (18) = P (2, 5)

La matriz PQ se multiplica desde la izquierda con una matriz de transición TM para obtener la matriz C como sigue

C= TM \text{*} PQ

en el que TM es una matriz de 98 columnas y 14 filas y C es una matriz de 1 columna y 14 filas o vector columna. C es la matriz C_{k} k=1, ..., 14 tal que, para un error cuadrático mínimo,

(19)W(x,y) = \sum _{k} C_{k} \ \text{*} \ Z_{k} (x, y)

y TM se calcula para una apertura dada, por ejemplo, una apertura de pupila de 6 milímetros. Las funciones Z_{k} (x, y) en la ecuación (19) son los polinomios de Zernike. No existe una convención estándar en cuanto a su secuencia. Así, por consistencia, es importante que se utilice la misma secuencia para producir el conjunto C_{k} que fue escogido para derivar la matriz TM. Estos se suceden en grupos del mismo orden, que es el máximo exponente en el grupo, siendo el número total de miembros en un orden creciente con el orden. Por ejemplo, en un análisis de cuarto orden, se utilizan órdenes hasta el 4º orden inclusive (menos Z_{0} - el único miembro de orden 0 que es la constante 1 que describe la posición de referencia del grupo en la dirección z). Ya que el frente de ondas 24 se está desplazando a lo largo de z (a la velocidad de la luz), este "término constante" describe sólo un desplazamiento arbitrario en la coordenada Z, y este término puede ignorarse. Los primeros 5 ordenes (0, 1, ... 4) contienen 15 funciones que incluyen el término constante.

De este modo, en el ejemplo ilustrado, se calculan 14 valores de C_{k} como coeficientes de 14 polinomios de Zernike. A título de ejemplo, uno de estos órdenes utilizados para calcular TM se ilustra aquí, e incluye tanto las funciones de Zernike como sus derivadas parciales.

Expansión polinómica de Zernike (x, y) hasta cuarto orden Polinomios de orden 0

Z(0)	+1
dZ(0)/dx	0,0
DZ(0)/dy	0,0

Polinomios de primer orden

Z(1)	+y
dZ(1)/dx	0,0
dZ(1)/dy	+1
Z(2)	+x
dZ(2)/dx	+1
dZ(2)/dy	0,0

Polinomios de segundo orden

Z(3)	-1 + 2y^{2} + 2x^{2}
dZ(3)/dx	+4x
dZ(3)/dy	+4y
Z(4)	+2xy
dZ(4)/dx	+2y
dZ(4)/dy	+2x
Z(5)	-y^{2} + x^{2}
dZ(5)/dx	+2x
dZ(5)/dy	-2y

Polinomios de tercer orden

Z(6)	-2y + 3y^{3} + 3x^{2}y
dZ(6)/dx	+6xy
dZ(6)/dy	-2 + 9y^{2} + 3x^{2}
Z(7)	-2x + 3xy^{2} + 3x^{3}
dZ(7)/dx	-2 + 3y^{2} + 9x^{2}
dZ(7)/dy	+6xy
Z(8)	-y3 + 3x^{2}y
dZ(8)/dx	+6xy
dZ(8)/dy	-3y^{2} + 3x^{2}
Z(9)	-3xy^{2} + x^{3}
dZ(9)/dx	-3y^{2} + 3x^{2}
dZ(9)/dy	-6xy

Polinomios de cuarto orden

Z(10)	+1 - 6y^{2} + 6y^{4} - 6x^{2} + 12x^{2}y^{2} + 6x^{4}
dZ(10)/dx	-12x + 24xy^{2} + 24x^{3}
dZ(10)/dy	-12y + 24y^{3} + 24x^{2}y
Z(11)	-6xy + 8xy^{3} + 8x^{3}y
dZ(11)/dx	-6y + 8y^{3} + 24x^{2}y
dZ(11)/dy	-6x + 24xy^{2} + 8x^{3}
Z(12)	+3y^{2} - 4y^{4} -3x^{2} + 4x^{4}
dZ(12)/dx	-6x + 16x^{3}
dZ(12)/dy	+6y – 16y^{3}

Z(13)	-4xy^{3} + 4x^{3}y
dZ(13)/dx	-4y^{3} + 12x^{2}y
dZ(13)/dy	-12xy^{2} + 4x^{3}
Z(14)	+y^{4}-6x^{2}y^{2} +x^{4}
dZ(14)/dx	-12xy^{2} + 4x^{3}
dZ(14)/dy	+4y^{3} - 12x^{2}y

La selección de secuenciación de los polinomios de Zernike establece las interpretaciones de C_{k} en la ecuación (19) y por lo tanto el orden de los términos en la matriz TM. De este modo, la matriz TM se calcula después de que ha efectuado la selección. El desarrollo de la matriz TM para el ejemplo ilustrado se explicará a continuación.

Debe observarse que el análisis de cuarto orden es solamente un ejemplo y no representa la única posibilidad. Un análisis de Zernike puede realizarse para cualquier orden. En general, cuanto mayor es el orden, el resultado es más preciso en los puntos medidos. Sin embargo, un ajuste polinómico exacto sobre los puntos medidos no es necesariamente deseable. Tales ajustes presentan la propiedad desfavorable de que, a no ser que la propia superficie sea un polinomio exacto de orden no superior al que se utiliza para el ajuste de la superficie, forzar un ajuste exacto en puntos separados causa a menudo oscilaciones abruptas entre los puntos ajustados. Esto es, en el ajuste polinomial de superficies, un ajuste exacto en un número finito de puntos puede producir un ajuste promedio de baja calidad para una función general.

El cálculo de la información de la diferencia de camino óptico \Deltaz (x, y) a partir de la reconstrucción de Zernike del frente de ondas se cumple simplemente substrayendo una constante del enfoque de Zernike. El valor de la constante dependerá de las características deseadas de \Deltaz(x, y). Dependiendo del método escogido para corregir las aberraciones (por ejemplo, ablación mediante láser, adición de lentes, etcétera) puede, por ejemplo, ser deseable establecer que o bien el valor máximo, el medio o el mínimo en \Deltaz(x, y) sea igual a cero.

El desarrollo de la matriz de transición TM se explicará ahora para el ejemplo ilustrado de una matriz de 7 x 7 de orificios en la placa 32. En cada punto (x_{i}, y_{j}) las tangentes de las componentes de la normal son P (x_{i}, y_{j}) y Q (x_{i},y_{j}) en las cuales

(20)P(x_{i}, y_{j}) = \delta W(x_{i}, y_{j})/\delta x

y

(21)Q(x_{i}, y_{j}) = \delta W(x_{i}, y_{j})/\delta y

Combinando estas ecuaciones con la ecuación (11),

(22)P(x_{i}, y_{j}) = \sum _{k} C_{k} \ \delta W (x_{i}, y_{j})/ \delta x

y

(23)Q(x_{i}, y_{j}) = \sum _{k} C_{k} \ \delta W (x_{i}, y_{j})/ \delta y

cada una de ellas aplicable a 49(i, j) combinaciones. Estas se encuentran combinadas en un único vector columna PQ que tiene 98 elementos de altura, es decir a una matriz de 98 x 1. Definiendo dos matrices C_{k} (14 de altura x 1 de anchura) y M_{k(i,j)} (14 de anchura x 98 de altura)

(24)(M_{k,(i,j)}) = \delta Z_{k} (x_{i}, y_{j})/\delta x \ ; \ \delta Z_{k} (x_{i}, y_{j})/\delta y

donde las derivadas x son las primeras 49 filas y las derivadas y son las últimas 49 filas. Por tanto, la ecuación (19) puede reescribirse como la ecuación de matrices

(25)(PQ) = (M) (C)

en la que las 49 filas superiores de M son la \deltaW (x_{i}, y_{j})/\deltay.

La expresión en la ecuación (25) proporciona los componentes normales en términos de coeficientes de Zernike para una superficie descrita por la matriz de 14 C. Estos son exactos, pero no está garantizado que la superficie real total pueda describirse por una matriz de coeficientes de este tipo. Por consiguiente, si se asume que la descripción se halla dentro de una tolerancia aceptable, es decir, tolerando los errores que permanecen después de haber efectuado la determinación del error por mínimos cuadrados, luego la ecuación (26) puede considerarse que define el vector columna C implícitamente en términos de la matriz matemática M y el vector que se ha medido PQ, teniendo en cuenta que ambos son conocidos. El método para llevar a cabo la solución bajo la condición de minimización es como sigue.

En primer lugar, la ecuación (25) se multiplica en la izquierda por M^{T}, la transpuesta de M de modo que

(26)(M^{T}) \ (PQ) = (M^{T}) \ (M) \ (C) = (S) \ (C)

en el que

S \equiv M^{T} \ M

se trata de una matriz simétrica y cuadrada, por ejemplo, de dimensiones 14 x 14 (con cada elemento la suma de 98 productos). Una matriz de este tipo cuenta con una matriz inversa a no ser que el determinante de sus coeficientes sea cero. Ya que esto está basado solamente en los polinomios de Zernike, y estos son independientes entre sí, el determinante es distinto de cero, con lo que la matriz inversa S^{-1} queda definida. Seguidamente, la ecuación (25) se multiplica en la izquierda por S^{-1} para obtener

(28)(S^{-1}) \ (M^{T}) \ (PQ) = (S^{-1}) \ (S) \ (C) = (I) \ (C) = C

Luego, la matriz matemática de transición (independiente de la medición) es

(29)(TM) = (S^{-1}) \ (M^{T})

y la matriz de "mejor ajuste" de C's desde los valores medidos PQ's puede obtenerse por una simple multiplicación de matrices

(30)(C) = (TM) \ (PQ)

Para evaluar el ojo de forma no ambigua, todos los puntos que iluminan la matriz plana 36 debido a un frente de ondas 24 inciden en la matriz plana de forma simultánea. Si se desea reducir los efectos del movimiento del ojo, se puede utilizar una fuente de láser pulsante o con obturación, o un seguidor de ojo.

Una implementación para el uso clínico se ilustra, a título de ejemplo, con referencia a la figura 7 como también se describe en nuestra solicitud de patente internacional nº 99/273344 y designada por el número de referencia 11. Los números de referencia iguales se utilizan para describir elementos que son los mismos que los descritos anteriormente con relación al dispositivo 10. Se interpone un divisor de haz dicroico 52 entre el divisor de haz 20 y el tren óptico 22 para introducir la óptica de fijación de diana 60 y la óptica de observación 70 en el dispositivo 11 que están separados ópticamente uno del otro por un divisor de haz 54 de 50/50. La óptica de fijación de diana proporciona al ojo 120 una luz visible con la forma de una diana. La luz visible generada por la óptica de fijación de diana 60 se refleja por el divisor de haz dicroico 20 y se dirige a través del tren óptico 22.

Haciendo referencia ahora a las figuras 9-24B y 27A, 27B también referidas en nuestra solicitud Europea de patente co-pendiente nº EP-A-1.153.570, se describirá aquí una forma de realización a título de ejemplo del dispositivo 10 empezando con la serie 300, cuyo dispositivo mejorado 300 se construye como una unidad para examinar a los pacientes que permite que el paciente 302 se encuentre en una posición confortable para efectuar la medición del ojo 120, tal como se ha descrito anteriormente. Para mayor comodidad del técnico que utiliza el dispositivo 300, se sitúan un monitor de ordenador, un ratón y un teclado en un carro separado para esta forma de realización de la presente invención, que se describe aquí. El dispositivo 300 comprende una carcasa 304 que presente una plataforma 306 que está soportada por una estructura rígida 308. La estructura 308 dispone de ruedas 310 para facilitar el envío y la instalación en la clínica, así como medios para bloquear y nivelar los pies 312 de modo que se asegure el dispositivo al piso de soporte 314. Una vez se ha situado el dispositivo, se despliegan los pies integrados de nivelación 312 para proporcionar estabilidad e inmovilidad a la estructura 308, y por consiguiente a la plataforma 306. La operación de este dispositivo de describe en dicha solicitud de patente EP 1.153.570.

Con referencia a la figura 12, un cuarto camino óptico 352, un camino óptico de frente de ondas reemitido que se ilustra aislado en la figura 12D para conveniencia del lector, dirige el frente de ondas reflectado 24 de la figura 2, y designado aquí por el numeral 354 se reemite desde el ojo 120 y es dirigido hacia un sensor de frente de ondas 356. Para conseguirlo, una primera y una segunda etapa de sistema afocal 358, 360 transfieren el frente de ondas reflectado 354 desde el plano corneal del ojo 120 hasta la cara de entrada del sensor de frente de ondas 356. Finalmente, con referencia de nuevo a la figura 12, un quinto camino óptico 362, un camino óptico de calibración del frente de ondas que se ilustra aislado en la figura 12E para conveniencia del lector, inyecta luz láser colimada en el camino de transferencia del frente de ondas que conduce al sensor 356. El software operable en el interior del ordenador 326 descrito anteriormente con referencia a la figura 9, utiliza los datos de salida de un sensor de frente de ondas de luz colimada para calibrar el dispositivo 300 con anterioridad a la medición del paciente.

Continuando con referencia a las figuras 12 y 12A, el primer camino óptico 340 se describe aquí como un camino de fijación que proporciona una imagen de referencia al paciente, de tal forma que el ojo 120 queda adecuadamente alineado cuando el paciente se está fijando en la retícula 344 de una diana de referencia 366. Una lámpara de iluminación de la diana 368 ilumina la diana de fijación 366 desde la parte posterior, esta imagen de la diana de fijación llega al ojo del paciente 120 por transmisión a través de un divisor 370 de haz 50/50, lentes 372, reflexión en divisores 374, 376 de haz 50/50, y transmisión a través de combinaciones de lentes de etapa de sistema afocal 358, así como a través de un divisor de haz polarizante 378. Adicionalmente, se sitúa un filtro espectral sobre la lámpara de iluminación de la diana 368 para evitar la radiación en el rango de 620 - 790 nm de longitud de onda que de otra forma podría interferir con una medición de frente de ondas a 670 nm. La combinación de lentes en la primera etapa de sistema afocal 358 contiene idénticos elementos de lentes montadas en orden inverso. Cada una consiste en dos elementos de lentes del tipo menisco, con un doblete acromático interpuesto. La combinación de lentes funciona en tándem como una etapa de sistema afocal de amplificación unitaria.

Los elementos ópticos que comprenden el divisor de haz polarizante 378, las lentes de la primera etapa afocal 358, los divisores de haz 374, 376, y una lente 380 de las lentes 372 están fijados mecánicamente en su posición en la superficie de la plataforma 306. Los elementos ópticos que comprenden un par de lentes 382 de las lentes 372, el divisor de haz 370, la diana de fijación 366, y la lámpara de iluminación 368 estando todos montados en una etapa de traslación lineal de precisión, que permite el movimiento a lo largo del eje óptico 342 de este camino. La traslación de estos elementos ópticos enfoca la diana de fijación 366 para la vista del paciente, compensando cualquier miopía/hipermetropía presente en el ojo 120. Durante el examen del paciente la etapa de traslación del foco se ajusta para situar la diana ópticamente justo debajo del plano focal de infinito del ojo. Ello permite que el paciente vea un patrón de retícula relativamente definida sin estimular la acomodación por el ojo 120. Los divisores de haz 378, 376, 374 sirven como interfaces entre otros caminos ópticos dentro del eje óptico 342, tal como se describirá aquí en mayor detalle. A título de ejemplo, el divisor de haz 370 se incluye con fines de alineación. Un foto detector 384 fijado en el centro del borde izquierdo del divisor de haz 370 detecta la luz transmitida hacia la diana de fijación a lo largo del eje óptico.

Con referencia de nuevo a las figuras 12 y 12B, el segundo camino óptico 346 captura imágenes de vídeo del ojo 120 en un plano de examen. Ello permite que el operario/técnico clínico colabore en la alineación del paciente, y medir el desplazamiento real durante la medición del frente de ondas. Tal como se ha descrito anteriormente, las lámparas de iluminación 336 iluminan el ojo 120. La imagen del ojo se conduce a la cámara de vídeo 338 transmitiéndola a través de un divisor de haz polarizante 378 y la combinación de lentes 358, reflexión en el divisor 376 de haz 50/ 50, transmisión a través del divisor 374 de haz 50/50, reflexión del espejo 386, y transmisión a través de la lente 388. Todos estos elementos están fijados en su lugar en la superficie de la plataforma 306. A título de ejemplo, este segundo camino 346 proporciona un campo de visión de vídeo de aproximadamente 22 mm de diámetro en el plano del ojo, con una resolución límite de \sim64 mm. Tal como se ha descrito con anterioridad, se sitúan varios filtros delante de cada lámpara de iluminación del ojo 336 para reducir el ancho de banda espectral de la radiación que llega al ojo 120. A título de ejemplo, estos filtros dispondrán de un filtro azul para eliminar la luz de las longitudes de onda por debajo de \sim455 nm (para la seguridad del ojo), un filtro infrarrojo para eliminar la luz de longitudes de onda por encima de \sim920 nm (para la seguridad del ojo), y un filtro de rechazo para eliminar la luz en el rango de longitudes de onda 620 nm - 790 nm (para evitar las interferencias con la medición de frentes de onda a 670 nm).

Continuando con referencia a las figuras 12 y 12C, el tercer camino óptico 348 irradia un punto de tamaño reducido en la retina del paciente con una radiación láser que sea segura para el ojo, tal como se ha descrito con anterioridad con referencia a las figuras 1A - 1D. El punto irradiado en la retina en la fovea centralis 123 de la retina 122 es, tal como se describe en el presente documento, el origen del frente de ondas re-emitido 130 medido por el sensor 356. El rayo de salida, el rayo de la sonda láser 350 procedente del diodo láser 390 alcanza el ojo del paciente 120 por transmisión a través de un polarizador lineal y un atenuador 392, una lente 394, un obturador 396, y un espejo de reflexión 398 y en el divisor de haz polarizante 378. Todos estos elementos se encuentran en una posición fija.

En una forma de realización según la presente invención, la salida del diodo láser 390 se presenta esencialmente colimada y está enfocada en la superficie de la córnea del ojo 120 por la lente 394. Tal como se describe en la solicitud de patente U.S. con el número de serie 09/274.672 presentada el 24 de Marzo de1999 con el título "Dispositivo y método para medir defectos de visión del ojo humano", el haz proyectado de la sonda láser 350, la luz colimada procedente del diodo láser 390, se dirige mediante una lente de gran longitud focal 394 para enfocarse en la superficie anterior de la córnea 126 del ojo 120, tal como se ilustra a título de ejemplo con referencia de nuevo a la figura 1B, pasando a través de la pupila y el cristalino 124 del ojo 120, y en la retina 122 como un punto de tamaño reducido que pueda ser medido en la fovea centralis 123. En una forma de realización, el cristalino 394, comprende una lente zoom para variar el foco y desplazar la posición del foco como se desee. Al enfocar en la córnea 126, la medición depende mínimamente de la curvatura de la córnea. Sin embargo, otras posiciones próximas a la superficie de la córnea son aceptables.

Aunque existan difracción y diversas aberraciones, la presente invención evita los efectos de aberración de la córnea que normalmente son los más frecuentes. El cristalino del ojo 120 contribuye con un efecto de aberración relativamente menor cuando se compara con el de la córnea 126. Adicionalmente, y en relación con la selección de la lente 394, seleccionar una lente con una longitud focal corta podría proporcionar un ángulo de incidencia relativamente grande del haz 350, un punto correctamente enfocado en la superficie de la córnea 126 y efectos menores de aberración desde la córnea. Un reducido ángulo de incidencia proporciona un mayor punto de enfoque en la córnea 126, pero un punto menor, más deseable, en la retina 122, este tamaño de punto dependerá de la longitud de onda y del tamaño inicial de punto y de la longitud focal 394 de la lente seleccionada. Se han utilizado de forma efectiva formas de realización de la presente invención que incluyen a título de ejemplo lentes de medio metro y 100 mm.

En una forma de realización, tal como se ha descrito aquí a título de ejemplo, cada una de las lentes de la segunda etapa de sistema afocal 360 consiste en tres elementos de lente, dos lentes de tipo menisco y un doblete acromático interpuesto. Sin embargo, no son idénticos, y su acción combinada sirve para ampliar el frente de ondas pasante 130. El frente de ondas 354 en la posición del soporte de lentes de prueba 408 forma la imagen la superficie de la matriz de microlentes 412 con una ampliación de 1,22. La ampliación de la imagen del frente de ondas por su factor definido de 1,22 reduce la pendiente del frente de ondas en cada punto del plano de la imagen por el mismo factor 1,22. Ello extiende el rango dinámico de la medición del dispositivo, de nuevo sin disminuir la precisión. Adicionalmente, esta ampliación distribuye el frente de ondas 130 sobre más elementos, celdas CCD 38, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 6, en la matriz de microlentes 412, incrementando así el número de mediciones de pendiente provistas por el sensor de frente de ondas 356. El espejo 410 está incluido para ajustar los elementos del dispositivo 300 a las dimensiones de la plataforma 306. Además, el espejo 410 también permite el ajuste de la alineación óptica para la combinación de la matriz de microlentes 412 y la cámara CCD 406. Tal como se ha descrito con anterioridad, a título de ejemplo, con referencia a las figuras 3-6, la matriz de microlentes contiene una matriz cuadrada de microlentes que dividen el frente de ondas incidente en una matriz transversal de "pequeñas ondas" secundarias. Estas pequeñas ondas se enfocan en una superficie de detección de la cámara CCD, que se sitúa en paralelo a la matriz de microlentes y una longitud focal posterior a las mismas. El patrón de ondas enfocadas en la imagen CCD se utiliza para calcular la forma del frente de ondas incidente.

Tal como se ilustra con referencia de nuevo a las figuras 12 y 12E, el camino del haz de calibración 362 proporciona el haz colimado 364 al sensor de frente de ondas Hartmann-Schack 356. Esto se describe adicionalmente en el documento EP 1.153.570.

Un ejemplo de coeficientes de Zernike calculados para un ojo y la correspondiente reconstrucción de frente de ondas 493 se ilustra con referencia a la figura 24A. A título de ejemplo, para el frente de ondas ilustrado con referencia a la figura 24A, las potencias esféricas y cilíndricas calculadas desde el frente de ondas son: -1,60/ -1,13 x 150,4. Los valores correspondientes obtenidos por un optometrista realizando un examen con foróptero (convertidos al plano de la córnea) fueron -1, 47/-1,19 x 150. Las mediciones estándar de potencias esférica y cilíndrica presentan un buen ajuste con el cálculo de potencias esféricas y cilíndricas, pero también están presentes aberraciones de orden superior. A título de ejemplo adicional, la figura 24B ilustra sólo estas aberraciones de orden superior 495 en la misma escala que el gráfico de la figura 24A. Adicionalmente, se dan a conocer características reivindicadas de la presente invención.

Con relación a la diferencia de camino óptico (OPD), escalar una diferencia de perfil del camino óptico (OPD)(x,y), mediante una diferencia de índice refractivo (córnea a aire) no constituye la única etapa incluida para calcular el perfil correcto de ablación. Adicionalmente, la presente invención permite un tratamiento en una superficie curvada de la córnea, mientras que la medición del frente de ondas se realiza en un plano tangente a la córnea, tal como se ilustra con referencia a la figura 25, que está exagerada para mostrar el efecto. El plano de la imagen del camino del frente de ondas es la placa de la matriz de lentes. El plano del objeto del camino del frente de ondas es el plano de referencia 494. En este caso de miopía extrema, descrita aquí a título de ejemplo, un rayo de luz 496 que emerge del ojo 120 en una posición transversal a se detecta en una posición transversal b. El frente de ondas que se reconstruye desde el sensor de datos presentará la pendiente de este rayo en la posición b. Aunque esto sea cierto para el frente de ondas en el plano de referencia 494, el escalado simple de este frente de ondas podría producir un tratamiento por ablación en la posición de la córnea b que podría ser no del todo precisa. En realidad, este efecto es reducido. El radio de curvatura de la córnea es normalmente del orden de 7,5 mm (el radio de la mayoría de los ojos está comprendido en un rango de 7-8 mm). En una posición transversal a 3 mm del vértice de la córnea, la distancia desde la superficie de la córnea al plano de referencia es sólo de \sim0,63 \mum. Para una persona miope que presente 10 dioptrías, un rayo de luz que salga de la córnea en a= 3,0 mm cruzará el plano de referencia a b=2,98 mm. La diferencia entre a y b en este ejemplo es de sólo

20 \mum. Aunque poco significativo, este efecto geométrico es sistemático, presentando un impacto progresivamente mayor en la medición con el aumento de las distancias radiales desde el ápice de la córnea. Para aumentar la precisión del perfil de tratamiento, se puede compensar la geometría curvada de la siguiente forma:

1. Se calculan las pendientes del frente de ondas en cada punto de medición en el plano de referencia.

2. Se asume que la córnea presenta un radio de curvatura nominal (\sim7,5 mm).

3. Las pendientes de los frentes de onda medidas en el plano de referencia se proyectan de regreso en la córnea con curvatura nominal. El frente de ondas se mide para disponer de una cierta pendiente en b en el plano de referencia, que se ha descrito con anterioridad. El cálculo del punto a en el que el rayo abandona la córnea es un proceso matemático sencillo.

4. El frente de ondas se reconstruye con base a las pendientes medidas en las posiciones calculadas de la córnea. Este frente de ondas se utiliza para determinar el perfil de ablación.

Tal como se ha descrito anteriormente, para efectuar las mediciones de frente de ondas el paciente debe estar situado correctamente en el dispositivo 300. El ojo 120 que se está midiendo se encuentra en la posición deseada y mirando en la dirección apropiada. Basándose en el análisis de las tolerancias permisibles sobre la posición del ojo, el dispositivo 300 según esta forma de realización de la presente invención proporciona la siguiente información sobre la posición del paciente:

La capacidad para asegurar que el ojo del sujeto está en la posición correcta a lo largo del eje longitudinal (z) del dispositivo con una precisión de +/- 1 mm.

La capacidad para asegurar que el ojo del sujeto está posicionado lateralmente de forma correcta con relación al dispositivo (es decir, en x-y) con una precisión de +/- 1 mm.

La capacidad para asegurar que el ojo del sujeto está posicionado de la forma correcta en ángulo con respecto al dispositivo (es decir, la diferencia entre el eje visual y el eje óptico del sistema) con una precisión de +/- 0,5 grados.

La capacidad para alinear una retícula de la pantalla a un conjunto de marcas aplicado al ojo de forma exterior al limbo para registrar la orientación de rotación del ojo (es decir, alrededor de z) con relación al dispositivo con una precisión de +/- un grado.

Una vez en su posición, el ojo del paciente puede ser examinado con éxito con la técnica de sensor de frente de ondas. Esta forma de realización del dispositivo comprende un rango dinámico suficiente para medir ojos con errores refractivos dentro de la tipología esperada. Adicionalmente, el dispositivo detecta aberraciones complejas, y lo realiza con suficiente precisión para servir como la base para el tratamiento de ablación.

La lista siguiente proporciona parámetros de rango y precisión, a título de ejemplo, para mediciones clínicas de frente de ondas que puedan obtenerse con esta forma de realización del dispositivo. Esta lista se proporciona a título de ilustración y no limita el alcance de la presente invención.

1. Ser capaz de medir frentes de onda con poder dióptrico esférico en el rango de +6 a -15 dioptrías y poder dióptrico cilíndrico en el rango de 0 a -6 dioptrías.

2. Ser capaz de medir coma y aberración esférica.

3. Ser capaz de medir errores refractivos en una zona de la pupila de hasta 8 mm de diámetro.

4. Ser capaz de medir errores refractivos con los rangos especificados con una precisión de 0,042 \mum RMS en el aire.

Un cálculo del patrón de disparo se realiza con el sistema LADARVision®. Los coeficientes de Zernike calculados de la forma descrita en el presente documento se importan el sistema LADARVision® junto con todas las otras mediciones e información del paciente y se utiliza junto con los parámetros del sistema LADARVision® para calcular el número óptimo y la posición de los disparos.

Una forma de realización de la presente invención para calcular el patrón de puntos del tratamiento láser incluye una distribución de la efectividad de la ablación en la superficie de la córnea. Una forma de realización de la presente invención, tal como se ha descrito en la presente memoria, optimiza los perfiles de ablación de cirugía refractiva para minimizar las aberraciones remanentes tras la intervención quirúrgica. Un perfil de tratamiento tiene en cuenta información adicional además de solamente la información sobre aberraciones anteriores a la intervención quirúrgica. Como el lector puede apreciar, el uso de dispositivos de medición de frente de ondas ha proporcionado un mayor conocimiento de la efectividad de los perfiles de ablación de excimer actuales. El análisis de numerosos pacientes antes y después de someterse a la cirugía láser reflectiva ha dado como resultado un modelo para describir la efectividad de una ablación láser como una función de atenuación radialmente simétrica. Una forma de realización de la presente invención proporciona esta función de atenuación. Tal como se ilustra a título de ejemplo con referencia a las figuras 26A y 26B, en la utilización de la ablación por láser existe una diferencia entre la modificación en la profundidad de la córnea que se intenta obtener y el cambio que realmente se obtiene. La figura 26A ilustra un perfil que se intenta obtener y el perfil realmente obtenido para cirugía de un ojo miope, mientras que la figura 26B ilustra un perfil que se intenta obtener y el perfil realmente obtenido en la cirugía de un ojo hipermétrope. Los gráficos de las figuras 26A y 26B de profundidad de ablación son representativos de las múltiples cirugías analizadas. El resultado es una atenuación constante independiente de la posición radial. Algunas veces la atenuación es cero. Adicionalmente se obtiene como resultado una función de atenuación radialmente simétrica. Una función de este tipo puede describirse mediante una ecuación de la forma:

Eficiencia de la ablación (\rho ) = A\{1+B \rho ^{2} + C\rho ^{2}\},

en la que \rho es una posición radial normalizada, y A, B, y C son coeficientes que describen la función de atenuación. La función de atenuación puede describirse gráficamente, a título de ejemplo, con referencia a la figura 26C. Como resultado, una forma de realización de la presente invención toma una eficiencia previamente desconocida o función de atenuación y modifica los perfiles de tratamiento para que se consiga el resultado deseado. A título de ilustración y ejemplo, ello puede lograrse adquiriendo un cambio deseado en la profundidad de la córnea (por ejemplo, un perfil nominal de ablación), y dividiendo el perfil nominal por la función de atenuación. Esto proporciona un nuevo perfil que, cuando se realiza la ablación, tendrá como resultado el perfil deseado. Un enfoque consiste en calcular la descripción de Zernike del perfil de ablación, tal como se ha descrito anteriormente, y dividir el polinomio de Zernike resultante por la función de atenuación para calcular una descripción de Zernike modificada del perfil de ablación para poder utilizarla con el sistema de ablación láser. A título de ejemplo, si \rho _{deseado} es la modificación que se intenta obtener en la profundidad de la córnea (es decir el perfil de ablación que se intenta obtener) y P _{entrada} es el perfil que se introduce en el sistema de ablación láser, entonces P _{entrada} puede definirse por:

P _{entrada} \ (\rho . \ \theta )=P _{deseado}\div A\{1+B\rho ^{2}{}_{+}C\rho ^{4}\}

Con referencia de nuevo a la figura 6, y a título de ejemplo adicional, la salida desde el analizador de frente de ondas 26, es decir, la expansión de Zernike de la ecuación (19), puede utilizarse de diferentes formas. Por ejemplo, la salida puede utilizarse para seguir de forma continua o periódica el progreso o los efectos de un procedimiento oftálmico, estando ésta almacenada en disco, transmitida por correo electrónico o formas similares. Adicionalmente, la medición del ojo y la operación quirúrgica necesaria resultante es posible que no se realicen en el mismo emplazamiento. La salida podría también utilizarse para desarrollar una corrección óptica para el ojo 120. Con la corrección óptica, el frente de ondas con aberraciones 130 podría parecer aproximadamente como el frente de ondas plano 110. Tal como se ha descrito anteriormente, la corrección óptica podría implementarse de varias formas. En cada caso, la salida del analizador de frente de ondas 26 se introduce en un procesador 90 que convierte la expansión de la ecuación de Zernike (19) en una forma adecuada para implementarse como una de las posibles correcciones ópticas. De forma alternativa, el procesador 90 puede también implementarse en el procesador 40 del analizador de frente de ondas 26, descrito anteriormente con referencia a la figura 6.

A título de ejemplo adicional, el procesador 90 puede utilizarse con coeficientes de Zernike preseleccionados desde la expansión de la ecuación (19) para generar una especificación estándar esfero-cilíndrica para una rectificadora de lentes 92 para producir una lente óptica convencional, por ejemplo, una lente para gafas, una lente de contacto, y similares.

En una forma de realización de la presente invención, presentada en este documento a título de ejemplo, el procesador 90 incluye una modificación de la reconstrucción de Zernike del frente de ondas con aberraciones 130 por el índice de refracción de la córnea 126 menos el del aire, que es de valor 1, tal como se ha descrito anteriormente, para calcular una cantidad de material de la córnea que debe cortarse en cada posición (x, y) correspondiente en la córnea 126. Esta información con relación a la cantidad de material de la córnea puede utilizarse en conjunción con un sistema de suministro de haz láser 94 que habitualmente posee la posibilidad de seguimiento del ojo. El sistema de suministro del haz láser 94 que incluye l seguidor del ojo está situado en línea con el eje óptico del dispositivo 11, tal como se ilustra de nuevo con referencia a la figura 7. La parte de seguimiento del ojo permite que el dispositivo 11 responda a movimientos del ojo no deseados. El sistema 94 podría normalmente enfocar pulsos cortos o "disparos" de luz láser de ablación a la córnea 126 para eliminar un espesor especificado t d material en cada posición. Esto se muestra en forma de diagrama en la figura 8 en la que la superficie no corregida de la córnea 126 se referencia por el numeral 126A y la superficie corregida de la córnea 126 después de la ablación se referencia por el numeral126B. Según la presente invención, el espesor de ablación t está especificado a través de la apertura medida de la córnea, por ejemplo, el círculo de 6 milímetros en el que la pupila del ojo se dilata durante la medición del ojo. Fuera del círculo de prescripción del tratamiento, se puede añadir una zona cónica de transición de ablación parcial para minimizar los cambios importantes en la curvatura de la córnea y por lo tanto reducir la regresión. El sistema de suministro del haz láser 94 elimina el espesor t para conseguir la corrección óptica, que da como resultado la superficie corregida de la córnea 126B. Debe resaltarse que la corrección óptica no se refiere a la topografía final de la córnea, sino que elimina material de la córnea para lograr una corrección óptica que toma en consideración todas las aberraciones oculares del ojo 120. Esto es importante porque la forma de la superficie de la córnea puede ser independiente de la corrección d porque la visión del ojo depende de varios factores aparte de la curvatura de la córnea. Por lo tanto, la mejor topografía de la superficie de la córnea para una visión óptima puede distar mucho de ser regular, ya que puede compensar errores en las otras superficies del ojo. De este modo, se pone de manifiesto que la presente invención puede utilizarse para proporcionar correcciones de la superficie de la córnea diferentes a las correcciones esféricas y/o cilíndricas convencionales.

Tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 12, el dispositivo 300 de la presente invención comprende una primera y una segunda etapas de sistemas afocales 358, 360. Para mantener los beneficios de la amplificación del frente de ondas, se proporciona una modificación 500 del dispositivo 300, tal como se ha ilustrado con referencia a la figura 27A como un medio para incrementar el rango dinámico del sensor 356 de frente de ondas para incluir pacientes con importantes errores refractivos, mientras que al mismo tiempo permite la incorporación de una cámara económica, de pequeño reducido para grabar los datos de la pendiente del frente de ondas.

A título de ejemplo, una matriz de lentes puede también posicionarse y configurarse tal como se ilustra con referencia a la figura 27B, en la que una parte de dispositivo 300 de la figura 12 comprende la primera y la segunda etapas afocales 358, 360 en el eje óptico 342, y el sensor del frente de ondas 356 consiste en una matriz de microlentes y cámara CCD separadas por una distancia fija, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 6. Este camino óptico a través de las etapas de sistema afocal resulta en una imagen del plano de la córnea 502 en la matriz de lentes, es decir en la cara de entrada del sensor 356 de frente de ondas en cuestión. Esto puede lograrse mediante una etapa afocal única. Tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 12, el dispositivo 300 comprende un plano de imagen intermedio como punto de inserción, el soporte 408, para una lente de prueba. En teoría, situar una lente esférica en el eje óptico 342 en el primer plano de la imagen podría utilizarse para eliminar el error de desenfoque del frente de ondas. Ello podría, potencialmente, expandir el rango dinámico del dispositivo 300. Sin embargo, el enfoque de lente de prueba es un mecanismo en movimiento que puede situar lentes en el primer plano de la imagen con una precisión en la repetibilidad muy importante. Es altamente deseable que se desarrollen los medios alternativos para conseguir el rango dinámico.

Una forma de lograrlo consiste en amplificar la imagen del plano de la córnea en la matriz de lentes con la etapa afocal descrita anteriormente 360. La amplificación del frente de ondas reduce la pendiente del frente de ondas, de tal forma que disminuye el desplazamiento de los puntos de luz enfocados en el CCD. El factor de amplificación escogido utilizado con el dispositivo 300 de la segunda etapa afocal 360 es aproximadamente 1,2 lo cual es suficiente para cubrir el rango deseado de errores refractivos. Un factor de amplificación superior a 1,5 es deseable para expandir el uso del dispositivo 300. Sin embargo, la amplificación simple del plano de la córnea presenta el inconveniente de que requiere un sensor de frente de ondas de gran apertura. Esto significa que tanto la matriz de lentes como la cámara CCD deben presentar preferentemente grandes áreas en sección transversal para adaptarse a la imagen ampliada del punto del plano. Este aspecto no es significativo para la matriz de lentes. Sin embargo, una cámara CCD de gran formato tiene un coste elevado y estas cámaras sólo están disponibles en un número limitado de suministradores.

Para solucionar tales inconvenientes, se introduce la modificación 500 ilustrada con referencia de nuevo a la figura 27A. En el plano de referencia 504 se forma la imagen del plano de la córnea 502 mediante una etapa de sistema afocal 506, que amplifica el plano de la córnea hasta una cantidad preseleccionada. La matriz de lentes 412 está situada en el plano de referencia 504. Los puntos de luz enfocados desde el ojo 120 se producen en el plano focal 504 de la matriz de lentes. En lugar de colocar la cara de detección del CCD en el plano de referencia 504, se inserta un tren óptico 508 para representar el plano focal de la matriz 413 adicionalmente en otro plano, un plano final de la imagen 510; y la cara de detección del CCD se sitúan en este plano. Las etapas de sistema afocal 358, 360 descritas anteriormente con referencia a las figuras 12 y 27B, pueden o pueden no estar incluidas, según se desee. Sin embargo, se proporciona la ampliación del plano focal de la matriz en el plano final de la imagen 510. Ello permite que se utilice como elemento para grabar la luz en el sensor de frente de ondas una cámara de área activa pequeña, que es relativamente económica. Los detalles de diseño óptico incluyendo los específicos de la amplificación pueden ajustarse para maximizar el rendimiento de una cámara dada y las especificaciones de la placa de matriz de lentes.

Las ventajas de la presente invención son numerosas. Se presenta un enfoque totalmente objetivo para medir aberraciones oculares. El enfoque es efectivo para un rango amplio de defectos de visión. Por consiguiente, la presente invención será de gran utilidad en una amplia variedad de aplicaciones clínicas. Por ejemplo, los coeficientes de Zernike calculados pueden utilizarse para desarrollar una prescripción completamente objetiva de lentes o una corrección de la córnea que podría realizarse con ablación mediante láser. Adicionalmente, cada una de las formas de realización de sensores de frente de ondas proporciona un mayor grado de precisión que la técnica anterior con relación a la medición de deflexiones de frente de ondas. Adicionalmente, el presente sensor de frente de ondas puede ajustarse en términos de ganancia simplemente ajustando la distancia de separación entre el plano de la imagen del sensor y la matriz plana de celdas sensibles a la luz.

La medición objetiva de la presente invención tendrá también gran utilidad en una gran variedad de aplicaciones en las que el "paciente" no es capaz de proporcionar retroalimentación como ocurre en los diagnósticos oculares convencionales. Por ejemplo, la presente invención puede utilizarse para evaluar los ojos de cualquier paciente que no posee habilidades de comunicación explicativas como por ejemplo, bebés, animales, especímenes muertos, así como cualquier sistema óptico que se haya ideado, ya que la presente invención es un análisis objetivo que no requiere ninguna evaluación por parte del "sujeto". Todo lo que se necesita es que el ojo del sujeto esté correctamente posicionado para que así se pueda obtener un acceso óptico correcto al ojo.

La presente invención se utilizará también en el campo de la identificación en el caso de que se determine que los coeficientes de Zernike de cada ojo son únicos. Entonces, la presente invención podría resultar de gran utilidad en los campos policial, seguridad de tarjetas de crédito/tarjetas bancarias, y en cualquier otro campo en el que la identificación positiva pueda ser beneficiosa.

Aunque la invención se ha descrito con relación a una forma de realización específica de la misma, pueden preverse numerosas variaciones y modificaciones que resultarán evidentes para los expertos en la materia a la luz de lo que se ha dado a conocer anteriormente. Debe por lo tanto entenderse que, dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas, la invención puede realizarse de forma diferente a la que se ha descrito específicamente.

Claims

1. Dispositivo óptico de corrección (300) para determinar una corrección de los defectos visuales de un ojo, comprendiendo el sistema óptico de corrección:

una fuente de energía para generar un haz de radiación óptica;

una óptica de enfoque dispuesta en el camino del haz para dirigir el haz a través del ojo (120), en el que el haz se refleja desde la retina del ojo como un frente de ondas (130) de radiación que emana del ojo;

un analizador de frente de ondas (26) dispuesto en el camino del frente de ondas que emana de una córnea (126) del ojo para determinar una diferencia de camino óptico entre una onda plana (110) y el frente de ondas; y

un convertidor (40, 90) para proporcionar una corrección óptica que, si se sitúa en el camino del frente de ondas, provoca que el frente de ondas se presente aproximadamente como una onda plana,

medios para compensar la geometría curvada de la córnea que comprenden:

-: medios para medir las pendientes del frente de ondas (130) en un plano de referencia (131),

-: medios para proyectar dichas pendientes medidas de frentes de onda de regresoa los puntos de origen en la córnea del ojo asumiendo que presentan un radio de curvatura nominal,

-: medios para calcular un punto en el que dicho haz sale de la córnea, y

-: medios para reconstruir el frente de ondas basado en las pendientes medidas en las posiciones calculadas de la córnea,

caracterizado porque dichos medios de compensación comprenden;

-: medios para calcular una función de atenuación radialmente simétrica representada por

A\{1+ B\rho ^{2} + C\rho ^{4}\},

donde \rho es una posición normalizada radial, y A, B y C son coeficientes que describen la función de atenuación, y el sistema incluye adicionalmente primeras y segundas etapas (358, 360) de sistema afocal dispuestas en el camino del frente de ondas que emana de la córnea, la primera y segunda etapas de sistema afocal en combinación con una matriz de microlentes que se adaptan para realizar un efecto de amplificación del frente de ondas, incrementando de este modo el rango dinámico del sistema.

2. Sistema según la reivindicación 1, en el que la corrección óptica se proporciona mediante una prescripción de lentes (92).

3. Sistema según la reivindicación 1, en el que la corrección óptica se proporciona por medios (94) para ablacionar una cantidad de material de la córnea del ojo.

4. Sistema según la reivindicación 3, el que los medios de ablación comprenden un sistema de entrega (94) de haz láser (14, 18) para bombardear el ojo con un haz láser que presenta potencia suficiente para ablacionar el material corneal de la córnea (126), y en el que la corrección óptica se logra mediante la eliminación de una cantidad de material corneal.

5. Sistema según la reivindicación 4, en el que el sistema de suministro (94) de haz láser incluye un seguidor de ojo (25) para monitorizar el movimiento del ojo y para ajustar las posiciones del haz láser en respuesta al movimiento.

6. Sistema según la reivindicación 3, en el que la corrección óptica es una alteración prescrita de la curvatura de la superficie de la córnea del ojo (120), y en el que la corrección óptica que se logra por el cambio de forma de la curvatura de la superficie de la córnea del ojo está basada en la alteración prescrita sin tener en cuenta la topografía resultante del conjunto de la superficie de la córnea.

7. Sistema según la reivindicación 1, en el que el convertidor (40, 90) proporciona la diferencia de camino a partir de una reconstrucción de Zernike del frente de ondas (24, 30) y en el que la diferencia de camino se divide por la diferencia entre el índice de refracción del material de la córnea y el índice de refracción del aire.