ES2224021T3

ES2224021T3 - Aparato para crear una marca de referencia de la cornea.

Info

Publication number: ES2224021T3
Application number: ES02075523T
Authority: ES
Inventors: Josef Bille; Frieder Loesel
Original assignee: 20 10 Perfect Vision Optische Geraete GmbH
Current assignee: 20 10 Perfect Vision GmbH
Priority date: 2001-04-25
Filing date: 2002-02-07
Publication date: 2005-03-01
Anticipated expiration: 2022-02-07
Also published as: DE60200768T2; DE60200768D1; US20020161356A1; EP1252872B1; JP2002330989A; US6579282B2; JP4128783B2; EP1252872A1

Abstract

Aparato (10) para dirigir un rayo láser a un objetivo durante un procedimiento láser ocular al tiempo que compensa el movimiento del ojo, comprendiendo dicho aparato: medios para la fotoablación del estroma del ojo (28); medios para calcular la posición de dicho objetivo con relación al plano de referencia de la córnea; y medios para monitorizar los movimientos de dicho plano de referencia de la córnea para dirigir dicho rayo láser a dicho objetivo; y caracterizado porque dichos medios para la fotoablación del estroma del ojo (28) comprenden medios de control adaptados para producir grupos de burbujas intraestromales (32) que definen unas marcas de referencia (30a, 30b, 30c) en tres ubicaciones diferentes para definir el plano de referencia de la córnea; y el aparato comprende además medios para detectar la posición de dichas burbujas en las ubicaciones para establecer dicho plano de referencia.

Description

Aparato para crear una marca de referencia de la córnea.

Campo de la invención

La presente invención se refiere en general a los dispositivos oftálmicos. Más particularmente, la presente invención se refiere a aparatos para el seguimiento del recorrido de un ojo durante un diagnóstico del ojo o durante un procedimiento correctivo tal como cirugía láser de la córnea. La presente invención es particularmente, pero no exclusivamente, apta para el seguimiento de los movimientos rotacionales del ojo.

Antecedentes de la invención

La utilización de lásers ya es corriente en una variedad de aplicaciones oftálmicas, que incluyen el diagnóstico y el tratamiento de enfermedades oculares, así como el diagnóstico y la corrección de deficiencias ópticas. Como ejemplo, los procedimientos de reconfiguración de la córnea mediante la utilización de lásers, como el bien conocido procedimiento LASIK, ya son ampliamente disponibles. En su utilización, tales procedimientos a menudo obvian la necesidad de gafas o de lentes de contacto. En todos estos procedimientos, el láser se escoge como la herramienta de preferencia debido a la capacidad del láser para ser focalizado en cantidades extremadamente pequeñas de material ocular. Adicionalmente, la capacidad del láser para ser guiado a las ubicaciones prescritas dentro del ojo con precisión y fiabilidad ha permitido una clase completamente nueva de procedimientos oftálmicos que requieren una precisión absolutamente milimétrica. Desafortunadamente, los movimientos del ojo con relación a la fuente láser pueden no determinar la precisión del láser y reducir la eficacia de los procedimientos oculares láser.

Los movimientos del ojo se pueden clasificar de modo genérico en movimientos voluntarios e involuntarios. A menudo los movimientos voluntarios pueden ser eliminados casi por completo en la mayoría de los pacientes mediante la instrucción al paciente para que se concentre (por ejemplo se fije) en una pequeña fuente de luz. Todavía, un pequeño porcentaje de pacientes, tal como los bebés y algunos en edad de caminar, son incapaces de seguir las instrucciones, y de este modo, los movimientos voluntarios en estos pacientes pueden tener efectos adversos en una operación láser a menos que los movimientos sean compensados o eliminados. Aunque algunos movimientos involuntarios del ojo no pueden ser remediados mediante las instrucciones, deben ser controlados de algún modo. Incluidos en los movimientos involuntarios están los movimientos debidos al pulso del paciente o a su respiración. Estos movimientos involuntarios del ojo, sin embargo, suceden generalmente a una frecuencia relativamente baja (por ejemplo de 1 Hz). Adicionalmente, incluso movimientos psicóticos del ojo, como los que pueden ocurrir cuando un paciente está asustado, suceden generalmente a una frecuencia de sólo 50 Hz aproximadamente. Además, los movimientos psicóticos del ojo generalmente no suceden durante la fijación del ojo. Un procedimiento láser típico, sin embargo, se puede realizar con relativa rapidez (por ejemplo en algunos m seg). Sin embargo, los movimientos involuntarios del ojo tienen que ser compensados, o eliminados eficazmente.

Un modo de reducir o eliminar efectivamente las consecuencias adversas de los movimientos, ya sean voluntarios o involuntarios del ojo, consiste en sujetar el ojo. A este respecto, se han dado a conocer en la técnica diversos dispositivos que aplican mecánicamente una presión al ojo con fines que sujeción del ojo. Generalmente, esta presión se aplica a la superficie del ojo (por ejemplo la esclerótica, el limbo o la córnea). Se ha apreciado, sin embargo, que los sistemas de sujeción del ojo adolecen de varios inconvenientes. En primer lugar, el dispositivo de sujeción puede necesitar ser colocado a lo largo de un recorrido conveniente del láser. Si así sucede, el dispositivo de sujeción puede interferir con el procedimiento láser. Además, la presión aplicada al ojo puede ser suficiente como para cambiar la forma del ojo y, por lo tanto, complicar el esfuerzo para focalizar el láser con un alto grado de precisión. De un modo importante, la presión aplicada al ojo es a menudo molesta para el paciente y puede producir dolor y dejar huellas postoperatorias. Finalmente, la presión puede provocar daños al ojo porque incrementa la presión intra-ocular del ojo hasta niveles peligrosos.

Para los fines de la presente invención es importante la técnica utilizada para percibir el movimiento del ojo. En el pasado, se han dado a conocer diversas técnicas para percibir el movimiento del ojo. Un modo de seguir el ojo es encontrar una característica óptica pre-existente del ojo y el recorrido de la característica óptica. Una de estas técnicas consiste en seguir el desplazamiento de una o más proyecciones de Purkinje. Otros dispositivos utilizan el contraste visible del ojo para seguir el ojo. Por ejemplo, un sistema sigue el borde entre el iris y la pupila, y otro sistema sigue el borde entre el iris y la esclerótica. Otro sistema que se ha dado a conocer utiliza el contraste total del ojo para seguir el movimiento con la utilización de foto-detectores en un sistema totalmente analógico. Sin embargo, la utilización de puntos de referencia preexistentes requiere una calibración del sistema personalizada para cada paciente (por ejemplo el cirujano tiene que definir y encontrar el punto de referencia (o por lo menos verificar que el sistema ha encontrado el correcto punto de referencia preexistente) dentro del sistema de coordenadas inicial. Además, los contrastes de ojo pueden variar de paciente a paciente, dando a resultados dispersos.

Diversas ventajas se acumulan en los sistemas que establecen marcas de referencia en el ojo y que utilizan la marca de referencia creada para seguir el movimiento del ojo. Una ventaja, como se ha mencionado anteriormente, es la consistencia de ojo a ojo. A tal efecto, se puede controlar el contraste y la resolución espacial de la marca de referencia creada. También, y de un modo importante para la presente invención, se puede controlar la forma y la ubicación de la marca. Por ejemplo, en la patente US nº 4.848.340 titulada "Eyetracker and Method of Use", se describe una marca de referencia creada mediante el corte de una marca en la superficie de la córnea.

Un conocimiento general de la anatomía de la córnea de un ojo es una ayuda para poder apreciar los problemas que deben afrontarse cuando se crean marcas de referencia dentro del estroma de la córnea. La córnea comprende varias capas de tejido que son estructuralmente distintas. Ordenadas, yendo en una dirección posterior desde el exterior del ojo hacia el interior del ojo, las diversas capas en una córnea son: una capa epitelial, la membrana de Bowman, el estroma, la membrana de Decimet, y una capa endotelial. De estas diversas capas, el estroma es la más extensa y presenta generalmente alrededor de cuatrocientos micrones de espesor.

En detalle, el estroma del ojo está formado por capas de laminillas identificables y que se pueden distinguir. Cada una de estas capas de láminas en el estroma presenta una forma de cúpula, como la propia córnea, y se extienden a través de un área circular que presenta un diámetro de aproximadamente seis milímetros. A diferencia de la capa en la que está una laminilla particular, cada laminilla se extiende a través de una corta distancia de sólo una décima hasta uno y un milímetro y medio más o menos. Así, cada capa incluye varias laminillas. De un modo importante, cada laminilla incluye algunos fibrilos que, dentro de la laminilla, son sustancialmente paralelos a los otros. Los fibrilos de una laminilla, sin embargo, no son paralelos generalmente a los fibrilos de otra laminilla. Esto es así entre laminillas de la misma capa, así como entre laminillas de diferentes capas. Finalmente, debe destacarse, en una dirección perpendicular a la capa, la laminilla individual presenta un espesor de sólo dos micrones más o menos.

Dentro de la estructura general mencionada anteriormente, hay por lo menos tres factores importantes que se refieren al estroma que son de interés en la medida en que está afectada la creación de una marca de referencia en el estroma de la córnea. El primero de estos factores es estructural, y es de interés aquí porque hay una anisotropía significativa en el estroma. Específicamente, la solidez del tejido dentro de una laminilla es aproximadamente de cincuenta veces la solidez que es proporcionada por el tejido adhesivo que mantiene las capas de las laminillas juntas. Por lo tanto, se requiere mucha menos energía para separar una capa de laminilla de otra capa (por ejemplo levantándola aparte), de la que se requeriría para cortar a través de una laminilla.

El segundo factor está relacionado de algún modo con el primero, e involucrado con la respuesta del tejido estormal a la fotoablación. Particularmente, para un nivel de energía dado en un rayo láser fotoablativo, la burbuja que se crea por fotoablación en el tejido de laminilla más fuerte será apreciablemente más pequeña que una burbuja creada entre capas de laminillas. Por el contrario, para un nivel de energía dado, se puede crear una burbuja más grande en la interfaz entra capas de laminillas. Así la presente invención reconoce que es preferible crear burbujas en la interfaz entre laminillas utilizando una energía láser para fotoablación relativamente baja. Las burbujas mayores crean una marca de referencia que es fácil reflejar, mientras que la utilización de una energía láser para fotoablación baja minimiza los daños colaterales al estroma.

En el contexto de la creación de una solapa corneal para un procedimiento del tipo LASIK, se da a conocer un método para encontrar una interfaz entre capas de laminillas para fotoablación utilizando un analizador de frente de onda y un elipsómetro en el documento EP 1232734, publicada el 21 de agosto de 2002. El documento US-A-5.984.916 da a conocer un sistema de seguimiento del ojo que monitoriza el movimiento del ojo de un paciente y ajusta la posición de un rayo láser quirúrgico para compensar. El seguimiento se realiza mediante la disposición de marcas fiduciales en el ojo y siguiendo ópticamente el movimiento de las marcas. Las dos partes de la reivindicación 1 se basan en esta técnica anterior.

A la luz de lo anterior, un objetivo de la presente invención es proporcionar un aparato apto para establecer un plano de referencia de la córnea que se pueda utilizar para seguir el movimiento del ojo durante un procedimiento ocular posterior. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar una aparato para la creación de una adecuada marca de referencia de la córnea a la vez que minimiza los daños colaterales a la córnea. También es otro objetivo de la presente invención proporcionar un aparato para seguir los movimientos rotacionales del ojo mediante la creación de un plano de referencia de la córnea y que sigue la inclinación del plano de referencia. Otro objetivo adicional de la presente invención es proporcionar un aparato para definir marcas de referencia en la córnea tan rápidamente (por ejemplo todas las marcas de referencia son creadas en alrededor de 1,5 mseg.) que los movimientos involuntarios del ojo no interfieran con la definición de la marca de referencia. Todavía otro objetivo de la presente invención es proporcionar un aparato para que siga los movimientos de un ojo durante un procedimiento oftálmico que sea fácil de utilizar, relativamente simple de implementar, y de coste razonable.

Sumario de la invención

La presente invención proporciona un aparato para dirigir un rayo láser a un objetivo durante un tratamiento láser ocular mientras que compensa el movimiento del ojo, comprendiendo dicho aparato:

medios para la fotoablación del estroma del ojo;

medios para calcular la posición de dicho objetivo con relación al plano de referencia de la córnea; y

medios para monitorizar los movimientos de dicho plano de referencia de la córnea para dirigir dicho rayo láser a dicho objetivo;

caracterizado porque dichos medios para la fotoablación del estroma del ojo comprenden medios de control adaptados para producir grupos de burbujas intra-estromales que definen unas marcas de referencia en tres ubicaciones diferentes para definir el plano de referencia de la córnea;

y el aparato comprende además medios para detectar la posición de dichas burbujas en las ubicaciones para establecer dicho plano de referencia.

De modo adecuado, los medios de monitorización comprenden una pluralidad de cámaras, para que cada una de dichas cámaras defina una imagen de dicha córnea y un procesador para que compare las imágenes de cada una de dichas cámaras para determinar la posición de cada una de las marcas de referencia.

Preferentemente, el aparato comprende además medios para el seguimiento del movimiento del ojo a lo largo del eje visual.

De modo adecuado, dichos medios para el seguimiento del movimiento del ojo a lo largo del eje visual comprenden un detector confocal.

Idealmente, el aparato comprende un detector de frente de onda para determinar el tamaño de las burbujas formadas en el estroma debido a la foto-ablación.

Preferentemente, el aparato comprende además un elipsómetro para medir la birrefringencia de un recorrido a través de la córnea, para que el punto focal del láser mantenga dicha medición en una interfaz entre capas de laminillas durante la fotoablación de cada una de dichas marcas de referencia.

Según el funcionamiento del aparato de la presente invención, se crean en primer lugar tres marcas que definen un plano de referencia de la córnea para utilizarlo en la observación de la posición del ojo. Específicamente, se utiliza un rayo láser para fotoablacionar el tejido en tres ubicaciones diferentes dentro del estroma de la córnea y establecer por lo tanto una marca de referencia en cada una de las tres ubicaciones.

Para cada marca se fotoablacionan una pluralidad de puntos, creando una burbuja en cada punto. Preferentemente, cada marca incluye aprox. una docena de burbujas. En el funcionamiento del aparato según la presente invención, las burbujas se disponen preferentemente en la forma de un segmento anular. También es preferible que cada burbuja dentro de una marca, así como cada marca, se cree dentro del estroma en aproximadamente la misma profundidad predeterminada a partir de la superficie anterior de la córnea. Para este fin, el dispositivo seguidor del ojo de la presente invención incluye un detector de frente de onda para establecer la posición de la superficie anterior de la córnea. Una vez se ha establecido la superficie anterior de la córnea, el rayo láser puede ser focalizado dentro del tejido estromal de la córnea, a una profundidad predeterminada a partir de la superficie anterior.

Breve descripción de los dibujos

Las características novedosas de la presente invención, así como la propia invención, tanto en su estructura como en su funcionamiento, se pondrán más claramente de manifiesto a partir de los dibujos adjuntos, considerados conjuntamente con la descripción que se acompaña, en los que los caracteres de referencias similares se refieren a partes similares, y en los que:

La figura 1 es un diagrama esquemático que ilustra los componentes operativos del aparato según la presente invención;

La figura 2 es una vista en planta de la córnea tal como se aprecia a lo largo de la línea 2-2 en la figura 1, que ilustra un plano de referencia de la córnea que se ha establecido mediante la fotoablación de tres marcas de referencia en el estroma; y

La figura 3 es una vista transversal en sección de capas de laminillas en la córnea de un ojo.

Descripción de la forma de realización preferida

Haciendo referencia inicialmente a la figura 1, se ilustra esquemáticamente un aparato según la presente invención y designado en general con la referencia 10. Como se ilustra, el aparato 10 incluye una fuente láser 12 que, preferentemente, presenta un modo de fotoablación en el que la fuente láser 12 genera un tren continuo de pulsos ultracortos, con cada pulso presentando una duración del pulso de aproximadamente un pico-segundo. Específicamente, es necesario que cada pulso presenta un nivel de energía que esté por encima del umbral necesario para la foto-ablación del tejido estromal (por ejemplo por encima aproximadamente de entre uno y uno y medio micro-julios por diez micrones de diámetro de tamaño del punto). El aparato incluye asimismo un elipsómetro 14 que es capaz de determinar las propiedades de birrefringencia dentro del tejido estromal. A los efectos de la presente invención, se da a conocer y se reivindica un tipo de elipsómetro adecuado en la patente U.S. nº 5.822.035, concedida a Bille relativa a una invención titulada "Elipsómetro". Además, la figura 1 ilustra que el aparato 10 incluye un detector de frente de onda 16, tal y como un sensor Hartmann-Shack, que es capaz de modelar un frente de onda. Adicionalmente, como se ilustra, el aparato 10 incluye orientadores ópticos 18 que son capaces de conducir y de focalizar un rayo láser dentro de puntos focales predeterminados. También ilustrados, el aparato 10 incluye un detector confocal 20 y un par de cámaras 22a, b. También está dispuesto un procesador 24, que es preferentemente un ordenador dedicado para procesar datos y controlar los otros componentes del aparato 10. Como se detalla a continuación más completamente, estos componentes cooperan en combinación para establecer un plano de referencia dentro de la córnea 26 del ojo 28 que se puede utilizar para seguir el movimiento del ojo 28 durante un procedimiento ocular posterior.

En la utilización de la presente invención, las marcas de referencia de la córnea que determinan un plano de referencia como ilustran las marcas 30a-c en la figura 2 se crean primero para utilizarlos en la observación de la posición del ojo. Específicamente, se utiliza un rayo láser para fotoablacionar el tejido en tres ubicaciones diferentes dentro del estroma de la córnea 26 y establece así una marca de referencia 30 en cada una de las tres ubicaciones. Como se ilustra, para cada marca 30, se fotoablaciona una pluralidad de puntos, que crean una burbuja 32 en cada punto. Preferentemente, cada marca 30 presenta aproximadamente una docena de burbujas 32. Las burbujas 32 están dispuestas preferentemente en la forma de un segmento anular. Una marca adecuada 30 presenta una longitud 34 del segmento de aproximadamente 150 \mum, una anchura 36 del segmento de aproximadamente 50 \mum, y está colocada a una distancia 38 de aproximadamente 5 mm a partir del centro de la córnea 26.

También es preferible que cada burbuja 32 dentro de una marca 30, así como cada marca 30, se cree dentro del estroma en aproximadamente la misma profundidad predeterminada desde la superficie anterior de la córnea 26. Para este fin, se puede utilizar el detector del frente de onda 16 para establecer la posición de la superficie anterior de la córnea 26 utilizando técnicas bien conocidas en la técnica pertinente. Una vez que se ha establecido la posición de la superficie anterior de la córnea 26, el rayo láser se puede focalizar dentro del tejido estromal de la córnea 26, a una profundidad predeterminada desde la superficie anterior.

Haciendo ahora referencia a la figura 3, se ilustra una pluralidad de laminillas 40 que constituyen una parte del estroma de la córnea 26. Se ilustra además en la figura 3 una interfaz 42 entre dos capas de laminillas 44a y 44b. Como se ha mencionado anteriormente, y como se ilustra en la figura 2, para cada marca 30 se fotoablacionarán aproximadamente una docena de puntos, dando como resultado una docena de burbujas 32 aproximadamente. Mediante la referencia cruzada en las figuras 2 y 3, se aprecia que cada una de las burbujas 32 se formará preferentemente en una interfaz 42 entre dos capas de laminillas 44. Esto permite que se creen burbujas 32 relativamente grandes con relativamente poca energía láser y en consecuencia, con un daño colateral mínimo en el tejido estromal de la córnea 26.

Para colocar las burbujas 32 en una interfaz 42, el dispositivo 10 utiliza el detector de frente de ondas 16 y el elipsómetro 14. En detalle, se puede focalizar un pulso láser en un primer punto dentro del estroma de la córnea 26. Si bien el primer punto se escoge en la ubicación de la marca 30 y a una profundidad predeterminada de la superficie anterior de la córnea 26, el primer punto se puede encontrar o no en una interfaz 42.

Considérese el caso en que el primer punto no se encuentra en la interfaz 42. El punto 46, representado en la figura 3, es uno de estos puntos. Una fotoablación en el punto 46, dará como resultado una burbuja 32 (no representada en la figura 3). A continuación, se puede utilizar el detector de frente de onda 16 para medir el tamaño de la primera burbuja 32. El tamaño de la primera burbuja 32 se puede comparar entonces con una burbuja de referencia (por ejemplo una burbuja de 15 \mum de diámetro) utilizando el detector de frente de onda 16 y el procesador 24 para determinar si el primer punto (por ejemplo el punto 46) se encuentra en una interfaz 42 entre capas de laminillas 44.

Continuando con el ejemplo, debido a que el punto 46 se encuentra dentro de una laminilla 40 y no en una interfaz 42, la burbuja 32 producida será menor que la burbuja de referencia y el procesador 24 determinará que el punto 46 no se encuentra en una interfaz 42. De este modo, el segundo punto se selecciona para que esté a una profundidad ligeramente diferente desde la superficie anterior de la córnea 26 que el primer punto. Este procedimiento se repite hasta que se encuentra una interfaz 42 entre capas de laminillas 44. Así, se encontrará eventualmente un punto en la interfaz 42 tal como el punto 48. Se comprende que la interfaz 42 se puede encontrar con el primer punto. Para los puntos en la interfaz 42, la burbuja 32 presentará el mismo tamaño y será mayor que la burbuja de referencia.

Una vez que se ha detectado y es fotoablacionado un punto en la interfaz 42, entonces se selecciona el siguiente punto seleccionado para la fotodisrupción para que esté aproximadamente a la misma profundidad desde la superficie anterior de la córnea 26 como el primer punto. Por ejemplo, después de la fotoablación del punto ejemplar 48, la burbuja 32 producida se comparará con la burbuja de referencia y se determinará que el punto 48 se encuentra en una interfaz 42. Así, el siguiente punto seleccionado para fotoablación se seleccionará en la misma profundidad, como punto ejemplar 50.

Una vez se ha detectado una interfaz 42, se puede utilizar el elipsómetro 14 para verificar que la fotoablación posterior sucede en la misma interfaz 42. Esta verificación se puede utilizar para asegurar que todas las burbujas 32 de una marca 30 se crean en la misma interfaz 42. Específicamente, es ventajoso el hecho de que entre capa y capa de laminillas 44 habrá un cambio birrefringente que se manifiesta como un cambio de fase de alrededor de un grado y medio. Así, la detección de un cambio birrefringente indicará un cambio entre una capa de laminillas 44 y otra.

Una vez se han establecido las marcas de referencia 30a-c en la córnea 26, las marcas de referencia 30 se pueden utilizar para seguir el ojo 28 durante un procedimiento láser tal y como LASIK. Mediante el seguimiento del ojo 28 durante el procedimiento, el dispositivo 10 puede compensar el movimiento del ojo 28, incrementando por lo tanto la precisión del procedimiento. Durante el procedimiento ocular, el punto focal del rayo láser se dirigirá dentro de la córnea con referencia al plano de referencia de la córnea definido mediante las marcas de referencia 30. Para lograr esto, primero se prescribe para el ojo 28 en reposo el recorrido del punto focal láser requerido por el procedimiento láser ocular. El eje óptico del ojo 28 en combinación con la superficie anterior del ojo 28 puede proporcionar un sistema de referencia para establecer este recorrido prescrito. A continuación, se establecen las tres marcas de referencia 30 en la córnea 26 en ubicaciones conocidas con relación al sistema de referencia (por ejemplo el eje óptico del eje 28 en combinación con la superficie anterior del ojo 28). Para lograr esto, se le pide al paciente que se fije en una fuente de luz, alineando el eje óptico del ojo 28 con un eje conocido, mientras que se crean las marcas de referencia 30. Una vez se ha prescrito el recorrido para el procedimiento láser ocular y se ha establecido el plano de referencia de la córnea con relación al sistema de referencia (por ejemplo el eje óptico del ojo 28 en combinación con la anterior superficie del ojo 28), se puede calcular la relación entre la trayectoria prescrita y el plano de referencia de la córnea.

Durante el procedimiento láser ocular, el movimiento del ojo 28 podrá provocar que el plano de referencia de la córnea se mueva a una nueva posición. De acuerdo con la presente invención, se puede monitorizar el movimiento utilizando las cámaras 22a, b y el detector confocal 20. Específicamente, el movimiento del plano de referencia de la córnea a lo largo del eje óptico (por ejemplo el eje z) se puede medir con el detector confocal 20, mientras que los movimientos fuera del eje del plano de referencia de la córnea (por ejemplo movimiento en la dirección x-y) se pueden medir mediante las cámaras 22a, b. Según la presente invención, las mediciones del detector confocal 20 y las imágenes de las cámaras 22a, b se pueden introducir dentro del procesador 24 en el que se puede utilizar un programa de imagen digital para triangular la posición del plano de referencia. Una vez obtenida la nueva posición del plano de referencia de la córnea, el punto focal del rayo láser se puede dirigir (con relación a la nueva posición de referencia de la córnea) a lo largo de la trayectoria prescrita a través de la córnea.

Aunque el aparato particular para la creación de una referencia de la córnea y el seguimiento del ojo como se ha ilustrado aquí y se ha dado a conocer con detalle es completamente capaz de lograr el objetivo y de proporcionar las ventajas mencionadas anteriormente, deberá entenderse que son meramente ilustrativas de las realizaciones actualmente preferidas de la invención y que se pretende que no existan limitaciones en los detalles de construcción o de diseño ilustrados en la presente descripción, distintos de los que se describen en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

1. Aparato (10) para dirigir un rayo láser a un objetivo durante un procedimiento láser ocular al tiempo que compensa el movimiento del ojo, comprendiendo dicho aparato:

medios para la fotoablación del estroma del ojo (28);

medios para monitorizar los movimientos de dicho plano de referencia de la córnea para dirigir dicho rayo láser a dicho objetivo; y

caracterizado porque dichos medios para la fotoablación del estroma del ojo (28) comprenden medios de control adaptados para producir grupos de burbujas intraestromales (32) que definen unas marcas de referencia (30a, 30b, 30c) en tres ubicaciones diferentes para definir el plano de referencia de la córnea;

2. Aparato según la reivindicación 1, en el que dichos medios de monitorización comprenden:

una pluralidad de cámaras (22a, 22b), para crear cada una de dichas cámaras (22a, 22b) una imagen de dicha córnea; y

un procesador (24) para comparar las imágenes de cada una de dichas cámaras (22a, 22b) para determinar la posición de cada una de las marcas de referencia (30a, 30b, 30c).

3. Aparato según la reivindicación 1 ó 2, que comprende además medios para el seguimiento del movimiento del ojo (28) a lo largo del eje visual.

4. Aparato según la reivindicación 3, en el que dichos medios para el seguimiento del movimiento del ojo (28) a lo largo del eje visual comprenden un detector confocal (20).

5. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además un detector de frente de onda (16) para determinar el tamaño de las burbujas (32) formadas en el estroma debido a la fotoablación.

6. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además un elipsómetro (14) para la medición de la birrefringencia de un recorrido a través de la córnea, efectuándose dicha medición para mantener el punto focal del láser en una interfaz (42) entre capas (44a, 44b) de laminillas (40) durante la fotoablación de cada una de dichas marcas de referencia (30a, 30b, 30c).