ES2277079T3

ES2277079T3 - Optimizacion de la coreccion por ablacion de un sistema optico.

Info

Publication number: ES2277079T3
Application number: ES03729593T
Authority: ES
Inventors: John Alfred Campin; George H. Pettit
Original assignee: Alcon Inc
Current assignee: Alcon Inc
Priority date: 2002-01-14
Filing date: 2003-01-08
Publication date: 2007-07-01
Anticipated expiration: 2023-01-08
Also published as: ATE347851T1; DE60310367D1; EP1465539B1; DE60310367T2; US20030078753A1; JP2005514998A; WO2003060568A3; EP1465539A4; CA2471882A1; EP1465539A2; MXPA04006603A; BR0306860A; US7044944B2; AU2003235646B2; AU2003235646A1; WO2003060568A2

Abstract

Sistema para convertir datos de frente de onda medidos en un perfil de ablación para corregir defectos visuales que comprende: un procesador (62); y una base de datos que comprende unos datos acumulados (61) en ojos tratados previamente; software (63) residente en el procesador; caracterizado porque dicho software está adaptado para: modelar los datos de frente de onda medidos como un polinomio que comprende una pluralidad de coeficientes, correlacionar los datos de frente de onda medidos con los datos acumulados (61), correlacionando cada coeficiente con por lo menos un coeficiente de los datos acumulados, comprendiendo los datos acumulados (61) polinomios, cada uno comprendiendo una pluralidad de coeficientes, y aplicar un ajuste a los datos de frente de onda medidos basándose en la etapa de correlación para formar datos de frente de onda ajustados para introducirlos en un algoritmo de corrección de datos de frente de onda para calcular a partir de los mismos un perfil de ablación corneal.

Description

Optimización de la corrección por ablación de un sistema óptico.

Antecedentes de la invención Campo de la invención

La presente invención se refiere a la medición y corrección de aberración óptica, y más particularmente a un sistema para lograr una optimización global, empírica de una medición y corrección objetiva de un sistema óptico como el ojo humano.

Descripción de la técnica relacionada

Los sistemas ópticos que presentan un foco de imagen real pueden recibir luz colimada y enfocarla en un punto. Dichos sistemas ópticos pueden encontrarse en la naturaleza, por ejemplo, en los ojos de humanos y animales, o pueden ser realizados por el hombre, por ejemplo, sistemas de laboratorio, sistemas de guiado, y similares. En cualquier caso, las aberraciones del sistema óptico pueden afectar a las prestaciones del sistema.

Un ojo humano perfecto o ideal refleja difusamente un haz de luz incidente desde su retina a través de la óptica del ojo, que comprende un cristalino y una córnea. Para dicho ojo ideal en un estado relajado, es decir, no acomodado para proporcionar foco de campo próximo, la luz reflejada sale del ojo como una secuencia de ondas planas. Sin embargo, un ojo real habitualmente presenta aberraciones que causan la deformación o distorsión de las ondas de luz reflejadas que salen del ojo. Un ojo con aberraciones refleja difusamente un haz de luz incidente desde su retina a través de su cristalino y como una secuencia de frentes de onda distorsionados.

En la técnica se conoce la realización de correcciones láser de deficiencias de enfoque por queratectomía fotorefractiva (PRK) que modifica la curvatura corneal, cirugía LASIK. Dichos procedimientos utilizan habitualmente un láser excímero de 193 nm para ablacionar el tejido corneal. Munnerlyn et al (J. Cataract Refract. Surg. 14(1), 46-52, 1988) han presentado ecuaciones para determinar un volumen específico de tejido que debe retirarse para lograr una corrección refractiva deseada. Frey (patente US nº 5.849.006) expone un procedimiento para utilizar un láser de haz reducido para eliminar un volumen deseado de tejido para efectuar una corrección refractiva deseada.

En la solicitud US de nº de serie 091566.668 presentada el 8 de Mayo de 2000, para "Apparatus and Method for Objective Measurement and Correction of Optical Systems Using Wavefront Analysis" según la presente solicitud, se da a conocer la utilización de polinomios de Zernike para aproximar un frente de onda distorsionado que emana de un ojo con aberraciones. En esta aproximación un frente de onda W(x, y) se expresa como una suma ponderada de polinomios individuales, con i variando de 0 a n, de C_{i}Z_{i}(x,y) donde C_{i} son los coeficientes ponderados y los Z_{i}(x,y) son los polinomios de Zernike hasta cierto orden. Como se ilustra en la figura 8A, un frente de onda 70 medido antes de la operación se trata con un algoritmo 71 para formar un perfil de tratamiento 72, que a continuación se transmite a un sistema de ablación corneal para tratar el ojo con aberraciones.

La patente US nº 6.149.643 da a conocer un dispositivo para reconformar la córnea proporcionando el usuario datos de tratamientos previos.

Sumario de la invención

La invención se define en las reivindicaciones adjuntas.

La presente invención comprende una primera forma de realización que presenta un sistema de corrección óptica para corregir los defectos visuales del ojo. El sistema comprende un analizador de frente de onda que responde a un frente de onda que emana del ojo para determinar una diferencia de camino óptico entre una onda de referencia y el frente de onda. El sistema comprende además un conversor para proporcionar una corrección óptica basada en la diferencia de camino y en una eficiencia de la ablación dependiente radialmente. La corrección de eficiencia utiliza un polinomio de compensación de la forma A + B\rho +C\rho^{2} +D\rho^{3} + ...+ X\rho^{n}, en el que \rho es un radio normalizado que es específico de la zona óptica y se mide a partir de una parte central de la córnea, alcanzando un valor de 1 en el borde de la zona de corrección óptica, y n es el polinomio de mayor orden utilizado para describir con precisión la eficacia radial.

Un haz de láser se dirige a la córnea con potencia suficiente para cortar el material de la córnea. La corrección óptica se logra al retirar una cantidad seleccionada de material corneal para crear un cambio deseado en la córnea basada en la corrección óptica.

Una segunda forma de realización de la invención se dirige a un procedimiento para convertir los datos de frente de onda medido a un perfil de ablación para corregir defectos visuales. El procedimiento comprende las etapas de proporcionar datos de frente de onda medidos en un ojo con aberraciones por un procedimiento como los conocidos en la técnica. Los datos de frente de onda medidos se correlacionan con datos acumulados en ojos tratados previamente. A continuación se aplica un ajuste a los datos de frente de onda medido basado en la etapa de correlación. Este ajuste se utiliza para formar datos ajustados de frente de onda para introducir en un algoritmo de corrección de datos para calcular un perfil de ablación del mismo. El algoritmo de corrección de datos de frente de onda puede comprender, por ejemplo, los polinomios de Zernike como se han expuesto anteriormente, aunque ello no pretende ser una limitación.

Las características que caracterizan la invención, tanto en organización como en procedimiento de funcionamiento junto a objetivos adicionales y ventajas de la misma se comprenderán mejor a partir de la descripción siguiente utilizada en conjunción con los dibujos adjuntos. Debe comprenderse expresamente que los dibujos se proporcionan con fines ilustrativos y descriptivos y no se destinan a la definición de los límites de la invención. Estos y otros objetivos alcanzados, y las ventajas ofrecidas por la presente invención se pondrán más claramente de manifiesto al leer la descripción siguiente junto a los dibujos adjuntos.

Breve descripción de los dibujos

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

La figura 2 es un gráfico de las profundidades de ablación deseadas y logradas como una función de la posición radial para un ojo miope.

La figura 3 es un gráfico de las profundidades de ablación deseadas y logradas como una función de la posición radial para un ojo hipermétrope.

Las figuras 4A y 4B son gráficos de la función de eficiencia de la ablación de la presente invención: la figura 4A representa 1-0,3r^{2}, donde r_{max}= 3,25 mm; la figura 4B representa 0,95-0,3r^{2}-0,25r^{3}+0,3r^{4}.

La figura 5 es un diagrama esquemático de un sistema para suministrar un haz de láser de ablación a un ojo.

La figura 6 es un diagrama esquemático de tratamientos guiados por frente de onda para incorporar ajustes de objetivo.

La figura 7 es un gráfico de flujo para el procedimiento de segunda forma de realización de la presente invención.

La figura 8A (técnica anterior) ilustra un flujo de datos desde un frente de onda preoperatorio medido hasta un perfil de tratamiento.

La figura 8B ilustra un flujo de datos desde un frente de onda preoperatorio medido y datos de ajuste de tratamiento hasta un perfil de tratamiento.

La figura 9 es un gráfico de refracciones preoperatorias frente a refracciones postoperatorias.

La figura 10 es un gráfico de correcciones deseadas frente a correcciones de desenfoque logradas.

La figura 11 es un gráfico de correcciones deseadas frente a correcciones de astigmatismo oblicuo logradas.

La figura 12 es un gráfico de correcciones deseadas frente a correcciones de astigmatismo horizontal/vertical logradas.

La figura 13 es un gráfico de correcciones de desenfoque deseadas frente a correcciones de aberración esférica logradas.

La figura 14 es un gráfico de correcciones de astigmatismo primario oblicuo deseadas frente a correcciones de astigmatismo oblicuo secundario logradas.

La figura 15 es un gráfico de correcciones de astigmatismo primario horizontal/vertical deseadas frente a correcciones de astigmatismo horizontal/vertical secundario logradas.

Descripción detallada de las formas de realización preferidas

A continuación se presentará una descripción de las formas de realización preferidas de la presente invención con referencia a las figuras 1 a 15.

El sistema y procedimiento para corregir defectos visuales del ojo comprende un analizador de frente de onda, en una forma de realización preferida un sistema 10 (figura 1) similar al descrito en las solicitudes en trámite y copropiedad de número de serie 09/664.128, el contenido de la misma se incorpora en la presente memoria como referencia. El aparato 10 comprende un láser 12 para generar radiación óptica utilizada para producir un haz de láser 14 de diámetro reducido. El láser 12 genera un haz de láser de luz colimada (representada en líneas de trazos por el haz 14) de una longitud de onda y potencia que sea segura para el ojo. Para aplicaciones oftálmicas, las longitudes de onda apropiadas podrían comprender el espectro visible completo y el espectro infrarrojo cercano. A título de ejemplo, las longitudes de onda apropiadas podrían estar en un intervalo de desde aproximadamente 400 a 1.000 nm, comprendiendo las longitudes de onda útiles de 550, 650 y 850 nm. Aunque generalmente se desea la operación en el espectro visible, ya que estas son las condiciones en las que funciona el ojo, el espectro infrarrojo cercano puede ofrecer ventajas en algunas aplicaciones. Por ejemplo, el ojo del paciente puede estar más relajado si el paciente no conoce que se está realizando la medición. Con independencia de la longitud de onda de la radiación óptica, la potencia debería restringirse en aplicaciones oftálmicas a niveles seguros para el ojo. Para radiación láser, pueden encontrarse niveles de exposición apropiados seguros para el ojo en el estándar federal de EEUU para características de productos láser. Si el análisis debe realizarse en un sistema óptico diferente al ojo, el intervalo de examen de longitud de onda lógicamente debería incorporar el intervalo de características deseadas del sistema.

Para seleccionar un haz de luz láser 14 de núcleo colimado de diámetro reducido, se utiliza un diafragma de iris 16 para bloquear todos los haces de luz láser 14 excepto para el haz de láser 18 de un diámetro deseado para su utilización. En términos de la presente invención, el haz de láser 18 presentará un diámetro en el intervalo de aproximadamente 0,5 a 4,5 mm, siendo típico de 1 a 3 mm, a título de ejemplo. Un ojo con una aberración importante utiliza un haz de diámetro reducido, mientras un ojo con sólo ligeras aberraciones puede evaluarse con un haz de gran diámetro. Dependiendo de la divergencia de salida del láser 12, puede situarse una lente en el camino del haz para optimizar la colimación del haz.

El haz de láser 18, como se ha descrito a título de ejemplo en la presente memoria, es un haz polarizado que pasa a través de un divisor de haz 20 sensible a la polarización para dirigirlo a un tren óptico enfocado 22, que funciona para enfocar el haz de láser 18 a través de las ópticas del ojo 120 (por ejemplo, la córnea 126, pupila 125 y cristalino 124) a la retina 122, debe comprenderse que el cristalino 124 puede no estar presente para un paciente que se ha sometido a un procedimiento de cataratas. Sin embargo, esto no afecta a la presente invención.

El tren óptico 22 forma la imagen del haz de láser 18 como un punto reducido de luz en o en la proximidad de la fovea centralis del ojo 123, donde la agudeza visual del ojo es máxima. Obsérvese que el punto reducido de luz podría reflejarse en otra parte de la retina 122 para determinar aberraciones relacionadas con otro aspecto de la visión. Por ejemplo, si el punto de luz estuviera reflejado en el área de la retina 122 que rodea la fovea centralis 123, entonces podrían evaluarse aberraciones relacionadas específicamente con la visión periférica. En todos los casos, el punto de luz puede dimensionarse para formar una imagen limitada a difracción cercana en la retina 122. Así, el punto de luz producido por el haz de láser 18 en la fovea centralis 123 no excede de aproximadamente 100 \mum de diámetro y, típicamente, es del orden de 10 \mum.

La reflexión difusa del haz de láser 18 de regreso de la retina 122 se representa por unas líneas continuas 24 indicativas de la radiación que pasa de regreso a través del ojo 120. El frente de onda 24 incide en el tren óptico 22 y pasa a través del mismo y en el divisor de haz 20 sensible a la polarización. El frente de onda 24 se despolariza en relación al haz de láser 18 debido a la reflexión y refracción al emanar el frente de onda 24 de la retina 122. Por consiguiente, el frente de onda 24 se gira en el divisor de haz 20 sensible a la polarización y se dirige a un analizador 26 de frente de onda como un analizador de frente de onda Hartmann-Shack (H-S). En general, el analizador de frente de onda 26 mide las pendientes de frente de onda 24, es decir, las derivadas parciales con relación a x e y, en varias coordenadas transversales (x, y). Esta información de derivada parcial se utiliza a continuación para reconstruir o aproximar el frente de onda original con una expresión matemática como una serie ponderada de polinomios de Zernike.

Los estados de polarización para el haz de láser incidente 18 y el divisor de haz 20 minimizar la cantidad de radiación láser dispersa que alcanza la parte del sensor del analizador de frente de onda 26. En algunas situaciones, la radiación dispersa puede ser suficientemente reducida cuando se compara con la radiación de retorno del objetivo deseado (es decir, la retina 122) con lo que las especificaciones de polarización son innecesarias.

La presente invención puede adaptarse a un intervalo amplio de defectos de visión y como tal logra un nuevo nivel de rango dinámico en términos de aberraciones oculares medidas. La mejora de rango dinámico se logra con el tren óptico 22 y/o una parte de sensor de frente de onda del analizador 26 de frente de onda. El tren óptico 22 comprende una primera lente 220, un espejo plano 221, un espejo de Porro 222, y una segunda lente 224, que descansan todas ellas a lo largo del camino de haz de láser 18 y el frente de onda 24. La primera lente 220 y la segunda lente 224 son lentes idénticas mantenidas en posiciones fijas. El espejo de Porro 222 puede desplazarse linealmente, como indica la flecha 223 para cambiar la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224. Sin embargo, debe comprenderse que la presente invención no se limita a la disposición particular del espejo plano 221 y el espejo de Porro 222 y que las otras disposiciones ópticas pueden utilizarse sin desviarse de las enseñanzas y beneficios de la presente invención.

Una "posición cero" del espejo de Porro 222 se identifica reemplazando el ojo 120 por un fuente de calibración de luz colimada para proporcionar un frente de onda de referencia como una onda plana perfecta 110. Dicha fuente podría realizarse por un haz de láser expandido por un telescopio de haz hasta el diámetro que cubrirá el plano de formación de imagen del analizador de frente de onda 26 y ajuste del espejo de Porro 222 hasta que el analizador de frente de onda 26 detecta la luz como colimada. Obsérvese que los cambios en la longitud de camino óptico efectuados por el espejo de Porro 222 pueden calibrarse en dioptrías para proporcionar una corrección dióptrica aproximadamente esférica.

Para determinar empíricamente una eficacia de tratamiento de un perfil de haz particular al efectuar un cambio deseado en la refracción, se recogieron datos de ablación de córneas humanas in vivo con perfiles de ablación conocidos y perfiles de fluencia de haz de láser conocidos. La precisión y falta de subjetividad de las mediciones de frente de onda comentadas anteriormente se utilizaron para determinar los resultados ópticos y por lo tanto la eficiencia efectiva del tratamiento de perfiles de ablación particulares. Cualquier desviación de los cambios esperados en el contenido de la aberración pueden atribuirse a las diferencias relativas en la efectividad de la ablación a través de la superficie corneal. Una única función generalizada de efectividad de la ablación se derivó de datos clínicos utilizando perfiles de ablación nominales tanto miópicos como hipermetrópicos. Los datos se recogieron a partir de perfiles nominales de ablación obtenidos utilizando un láser excímero de haz reducido que barre el punto como ha dado a conocer la patente US nº 5.849.006 y nº 5.632.742.

La función de atenuación simétrica radialmente de la presente invención se determinó por el análisis de gráficos de profundidad de ablación prevista y lograda contra posición corneal radial normalizada para ojos miopes (figura 2) e hipermétropes (figura 3). En su forma general la función de efectividad de ablación presenta la forma polinomial A + B\rho + C\rho^{2} + D\rho^{3} + ... + X\rhon^{n}, como se ha descrito anteriormente. En una forma de realización específica la función presenta la forma A + B\rho + C\rho^{2} + D\rho^{3} + E\rho^{4}, con coeficientes de ejemplo A\approx 0,95, B\approx 0, C\approx -0,3, D= -0,25, y E= 0,3 para un radio de zona óptica de 3,25 mm. La función de efectividad de ablación comprende cualquier dependencia radial en la velocidad real de ablación, que es, por ejemplo, micrómetros de tejido retirados cada pulso. Sin embargo, también incorpora cualquier efecto biomecánico o variación intrínseca en las propiedades ópticas corneales que pueden influir en el resultado óptico de modo dependiente radialmente.

La función de atenuación o eficiencia se utiliza luego para modificar el perfil de tratamiento adoptando el cambio deseado en la profundidad corneal (el perfil nominal de ablación) y dividiéndolo por la función de atenuación. Esto proporciona un nuevo perfil que, cuando se ablaciona, da como resultado el cambio deseado.

En una forma de realización particular, la atenuación se logra calculando la descripción de Zernike del perfil de ablación y dividiendo los polinomios de Zernike por el perfil de atenuación que se introduce en el sistema que proporciona el haz de láser:

P_{entrada}(\rho , \theta) = P_{deseada}(\rho , \theta)/(A + B \rho + C \rho ^{2} + D \rho ^{3} + ... + X \rho ^{n})

En un gráfico de una forma simple de esta función, 1 - 0,3r^{2}, donde r_{max} = 3,25 mm (figura 4A), la eficiencia de ablación dependiente radialmente varía desde un valor de aproximadamente 1 cerca de la posición central en la que r \cong 0 en la superficie corneal a un valor de aproximadamente 0,7 a una distancia desde la posición central en la que r \cong 3,25 mm.

Una versión más detallada de la función de atenuación, 0,95 - 0,3r^{2} -0,25r^{3} + 0,3r^{4}, que presenta una forma más compleja, se muestra en la figura 4B. La función específica aplicada para un sistema particular de tratamiento láser puede depender de la especificidad de ese dispositivo, como la energía del haz, etc. Por lo tanto, los coeficientes en la función polinomial de atenuación pueden ajustarse para optimizar los resultados para condiciones particulares de tratamiento.

Preferentemente, la corrección óptica se basa además en los índices de refracción del medio a través del cual pasa el frente de onda. En una forma de realización particular, el conversor proporciona la diferencia de camino utilizando una reconstrucción de Zernike del frente de onda, y la diferencia de camino se divide por una diferencia entre un índice de refracción de material corneal y un índice de refracción del aire. La corrección óptica es una alteración prescrita de la curvatura de la superficie corneal en el ojo, y la corrección óptica lograda por la reconfiguración de la curvatura de la superficie corneal del ojo está basada en la alteración prescrita con independencia de una topografía resultante de la superficie general de la córnea.

Un ejemplo de sistema 5 (figura 5) de suministro de haz de láser, suministro de haz de láser y sistema de seguimiento de ojo puede comprender, por ejemplo, lo que se da a conocer en la patente US nº 5.980.513, copropietaria con la presente solicitud, el contenido de la misma se incorporan a la presente memoria como referencia. La parte de suministro de haz de láser del sistema 5 comprende una fuente 500 de tratamiento láser, óptica de proyección 510, óptica 520 de espejo de traslación X-Y, controlador 530 de traslación de haz, divisor de haz 200 dicroico, y óptica 300 de espejo de ajuste del ángulo de haz. Los pulsos láser se distribuyen como disparos sobre el área a ablacionar o erosionar, preferentemente en una secuencia distribuida de modo que se logra la forma deseada del objeto o córnea. Preferentemente el haz de láser pulsante gira para dirigir los disparos a una pluralidad de posiciones desplazadas espacialmente en la superficie corneal para formar una pluralidad de puntos de ablación distribuidos espacialmente. Cada uno de esos puntos puede presentar un diámetro predeterminado, por ejemplo, 2,5 ó 1,0 mm, y puede presentar una distribución de intensidad, por ejemplo, definida por un perfil de distribución gausiano o generalmente plano a través del punto.

Durante la operación de la parte de suministro de haz del sistema 5, la fuente láser 500 produce un haz de láser 502 incidente bajo la óptica de proyección 510. La óptica de proyección 510 ajusta el diámetro y la distancia del foco del haz 502 dependiendo de los requisitos del procedimiento particular que se esté realizando.

Después de abandonar la óptica de proyección 510, el haz 502 incide en la óptica 520 de espejo de translación X-Y, donde el haz 502 se traslada o gira independientemente a lo largo de cada uno de dos ejes de traslación ortogonales gobernados por el controlador 530 de haz de traslación. El controlador 530 es típicamente un procesador programado con un conjunto predeterminado de traslaciones bidimensionales o giros del haz 502 dependiendo del procedimiento oftálmico particular que se realice. Cada uno de los ejes de traslación X e Y está controlado independientemente por un espejo de traslación.

La parte de seguimiento del ojo del sistema 5 comprende un sensor 100 de movimiento del ojo, divisor de haz 200 dicroico, y óptica 300 de espejo de ajuste de ángulo de haz. El sensor 100 determina la cantidad de movimiento del ojo y utiliza esta cantidad para ajustar los espejos 310 y 320 para seguimiento con el movimiento del ojo. Para realizarlo, el sensor 100 transmite en primer lugar energía luminosa 101-T, que se ha seleccionado para transmitir a través del divisor de haz 200 dicroico. Al mismo tiempo, después de sufrir una traslación de haz según el procedimiento de tratamiento particular, el haz 502 incide en el divisor de haz 200 dicroico, que se ha seleccionado para reflejar el haz 502 (por ejemplo, un haz de láser de 193 nm de longitud de onda) para la óptica 300 de espejo de ajuste de ángulo de haz.

La energía luminosa 101-T se alinea de modo que sea paralela al haz 502 al incidir en la óptica 300 de espejo de ajuste de ángulo de haz. Debe comprenderse que el término "paralelo" como se utiliza en la presente memoria comprende la posibilidad de que la energía luminosa 101-T y haz 502 puede ser coincidente o colineal. Tanto la energía luminosa 101-T como el haz 502 se ajustan en correspondencia mutua por la óptica 300. Por consiguiente, la energía luminosa 101-T y haz 502 retienen su relación de paralelismo cuando inciden en el ojo 120. Ya que la óptica 520 de espejo de traslación X-Y gira la posición del haz 502 en traslación independientemente de la óptica 300, la relación de paralelismo entre el haz 502 y la energía luminosa 101-T se mantiene a través del procedimiento oftálmico particular.

La óptica de espejo de ajuste del ángulo de haz consiste en espejos 310 y 320 que giran independientemente. El espejo 310 puede girar sobre el eje 312, como se indica por la flecha 314, mientras que el espejo 320 puede girar sobre el eje 322, como indica la flecha 324. Los ejes 312 y 322 son ortogonales entre sí. De ese modo, el espejo 310 puede barrer la energía luminosa 101-T y haz 502 en un primer plano (por ejemplo, elevación), mientras que el espejo 320 puede barrer independientemente la energía luminosa 101-T y el haz 502 en un segundo plano (por ejemplo, azimut) que es perpendicular al primer plano. Al salir de la óptica 300 de espejo de ajuste de ángulo de haz, la energía luminosa 101-T y haz 502 incide en el ojo 120.

El movimiento de los espejos 310 y 320 se cumple típicamente con servocontroladores/accionamientos de motor 316 y 326 respectivamente. En general, los accionamientos 316 y 326 deben poder reaccionar rápidamente cuando el error medido del sensor 100 de movimiento del ojo es grande, y además deben proporcionar una ganancia muy elevada desde bajas frecuencias (DC) hasta aproximadamente 100 radianes por segundo para eliminar virtualmente errores tanto en estado permanente como en transitorios.

Más específicamente, el sensor 100 de movimiento del ojo proporciona una medición del error entre el centro de la pupila (o a una distancia desde el centro de la pupila que el doctor seleccione) y la posición a la que apunte el espejo 310.

La energía luminosa 101-R reflejada desde el ojo 120 viaja de regreso a través de la óptica 300 y el divisor de haz 200 para detección en el sensor 100. El sensor 100 determina la cantidad de movimiento ocular basado en los cambios en la energía de reflexión 101-R. Las señales de control de error indicativas de la cantidad de movimiento ocular se realimentan por el sensor 100 para el ajuste la óptica 300 de espejo de ajuste de ángulo de haz. Las señales de control de error gobiernan el movimiento o realineamiento de los espejos 310 y 320 para intentar llevar las señales de control de error a cero. Al hacerlo, la energía luminosa 101-T y el haz 502 se desplazan en correspondencia con el movimiento ocular mientras la posición real del haz 502 en relación al centro de la pupila está controlada por las ópticas de espejo 520 de traslación X-Y.

Para optimizar las propiedades del divisor de haz 200, la energía luminosa 101-T debe ser de diferente longitud de onda que la del haz de láser de tratamiento 502. La energía luminosa debería pertenecer preferentemente fuera del espectro visible para así no interferir o obstruir al cirujano la visión del ojo 120. Además, si la presente invención debe utilizarse en procedimientos oftálmicos quirúrgicos, la energía luminosa 101-T debe ser "segura para los ojos", como ha definido al American National Standards Institute (ANSI). Aunque varias longitudes de onda de luz satisfacen los requisitos anteriores, a título de ejemplo, la energía luminosa 101-T puede comprender energía de luz infrarroja en la región de 900 nm. La luz en esta región cumple los criterios anteriores y está producida además por fuentes de luz fácilmente disponibles y económicas. Una de tales fuentes de luz es un láser de GaAs 905 nm de cadencia de repetición de pulso muy elevada que funciona a 4 kHz, que produce un pulso seguro para los ojos definido por ANSI de 10 nJ en un pulso de 50 ns. También puede utilizarse un sistema de ablación corneal que utiliza ablación de 193 nm en un intervalo de fluencias de 100 a 1.000 mJ/cm^{2}, que utiliza un punto pequeño (<2,5 mm). Una forma de realización preferente utiliza un punto <1,0 mm y fluencias de 400 a 600 mJ/cm^{2} de pico.

Así, puede apreciarse que este aspecto de la presente invención proporciona un sistema y procedimiento para proporcionar una función de corrección de compensación adaptada para negar o cancelar la eficiencia de ablación para permitir obtener la forma real deseada del volumen corneal que se debe retirar, obteniendo un resultado óptico ideal.

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Una segunda forma de realización de la presente invención comprende un sistema y procedimiento para convertir los datos de frente de onda medidos a un perfil de ablación para utilización en cirugía láser correctiva en un ojo 120. Los datos pueden obtenerse utilizando, por ejemplo, un sistema 10 como el ilustrado esquemáticamente en la figura 1, aunque no se pretende que esto sea una limitación. El sistema y procedimiento son para convertir los datos medidos de frente de onda en un perfil de ablación para corregir los defectos visuales medidos. El perfil de ablación se suministra a continuación al ojo 120 utilizando un sistema 5 como el mostrado en la figura 5, aunque esto no se pretende que sea una limitación. El sistema 60 de las figuras 6 y 8B muestra cómo se calcula el frente de onda de entrada 64 a partir del frente de onda 65 medido preoperatorio y los parámetros 66 de ajuste de tratamiento, con los parámetros de ajuste calculados a partir de las tendencias identificadas.

En este aspecto de la invención, las tendencias no específicas de la ubicación se han identificado analizando los datos recogidos antes y después de la operación, los datos se han almacenado en una base de datos 61 en comunicación electrónica con un procesador 62, en la que reside un paquete de software 63 para realizar cálculos de perfil de ablación de la presente invención. Un experto en la materia comprenderá que dicho sistema 60 pueda variar con la ubicación, y que las tendencias específicas de la ubicación puedan identificarse como se ha mencionado anteriormente.

Como se ha comentado anteriormente, el algoritmo 67 (figura 8B) compensa una efectividad radialmente decreciente de la ablación al desplazarse el haz de tratamiento láser fuera del centro corneal para aplicar una corrección apropiada de la aberración. El objetivo del algoritmo es calcular que frente de onda de entrada modificado, cuando se utiliza como la base para la cirugía correctiva láser como se ha descrito anteriormente, efectúa un perfil de tratamiento 68 que conduce a un resultado óptico ideal.

El algoritmo tratado anteriormente se utiliza tanto en correcciones miópicas como hipermétropes, y ha mostrado que produce buenos resultados clínicos en ambos rangos, produciendo significativamente menos aberraciones esféricas que los sistemas de tratamiento conocidos previamente. Sin embargo, como el algoritmo se desarrolló para utilización con ambos tipos de corrección, cualquier efecto único a uno de ellos (es decir, la respuesta de curación postoperatoria, fuerzas biomédicas, etc.) puede no ser factorizada óptimamente en el algoritmo común.

Si los efectos son consistentes (es decir, no son únicos para una ubicación quirúrgica particular, microqueratomo, etc) y predecibles (es decir, se describen con precisión por expresiones matemáticas simples), a continuación un procedimiento particular 700 para dirigirlos es ajustar la entrada de frente de onda objetivo en el algoritmo de tratamiento, como se muestra en el diagrama de flujo de la figura 7. Este procedimiento preserva el algoritmo probado, mientras que al mismo tiempo añade automáticamente un ajuste fijo que es específico en una forma de realización preferida para correcciones miópicas al frente de onda objetivo para optimizar los resultados de cirugía de miopía. Esto no pretende ser una limitación, y el sistema puede aplicarse por igual a cirugía hipermetrópica.

El procedimiento 700 comprende las etapas de medir los datos de frente de onda antes y después de la operación en una pluralidad de ojos con aberraciones (bloque 701), y almacenar en la base de datos 61 los datos de frente de onda (bloque 702) medidos antes y después de la operación. Los datos de frente de onda antes de la operación se miden en un primer radio, y los datos de frente de onda después de la operación sobre un segundo radio más pequeño que el primer radio. El primer y el segundo radio de ejemplo comprende 3,25 y 2,5 mm respectivamente, aunque esto no pretende ser una limitación.

Uno de los conjuntos de datos preoperatorios y postoperatorios se escala para lograr un ajuste de tamaño con el otro de los datos preoperatorios y de los datos preoperatorios (bloque 703). En ensayos clínicos, se constató que no existían diferencias medibles al escalar ampliando y escalar reduciendo los datos preoperatorios.

A continuación se obtienen datos de frente de onda de un ojo 120 con aberraciones, no tratado (bloque 704). A continuación se determina (bloque 705) la diferencia de camino óptico entre una onda de referencia y el frente de onda. Los datos de frente de onda medidos y los datos almacenados se modelan como polinomios comprendiendo una pluralidad de coeficientes (bloque 706). En una forma de realización preferente el polinomio comprende un polinomio de Zernike.

Los frentes de onda medidos se correlacionan con datos acumulados almacenados en la base de datos 61 en ojos tratados previamente (bloque 707). Preferentemente, cada coeficiente se correlaciona con uno o más coeficientes de los datos almacenados.

A continuación se aplica un ajuste a los datos de frente de onda medidos basados en la correlación para formar datos de frente de onda ajustados para introducirlos en un algoritmo de corrección de datos de frente de onda (bloque 708). Este algoritmo se utiliza a continuación para calcular un perfil corneal de ablación (bloque 709).

Los procedimientos analíticos y resultados clínicos de ejemplo se presentarán a continuación con referencia a las figuras 9 a 15. Los ojos incluidos en el análisis comprenden una cohorte miópica para la que se disponen de datos de seguimiento de tres meses, comprendiendo 118 ojos de cuatro ubicaciones. Los datos de cada ojo comprenden mediciones de frente de onda en el preoperatorio y visitas en tres meses, junto con refracciones forópteras a los mismos intervalos.

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Las mediciones de frente de onda en la forma de realización de ejemplo se realizan con un dispositivo como se ilustra en la figura 1, utilizando una longitud de onda de 670 nm, aunque no se pretende que esto sea una limitación. Los frentes de onda preoperatorios se reconstruyen en un radio de 3,25 mm, ajustando la zona óptica de ablación láser. Los datos postoperatorios se procesan sobre un radio menor, 2,5 mm, para evitar que los datos de frente de onda periféricos afecten la evaluación dentro de la zona óptica. Para permitir una comparación directa de los datos pre y post operatorios, uno de los conjuntos de datos se escala hasta el tamaño de círculo unitario del otro conjunto de datos. Se comprobaron ambos escalados, y los hallazgos fueron consistentes sobre ambas dimensiones. En la presente memoria se incluyen los resultados del escalado de ampliación de los datos de 2,5 mm a 3,25 mm.

El cambio deseado de los diversos términos de Zernike se comparó con el que realmente se logró a los tres meses. Todos los datos se escalaron en la zona óptica de radio de 3,25 mm, y luego los coeficientes de Zernike postoperatorios se sustrajeron de los valores preoperatorios. Las diferencias se analizaron contra los valores preoperatorios, con el objetivo de que cada cirugía presente cero aberraciones residuales. Los cambios deseados y logrados en las aberraciones de frente de onda se analizaron estadísticamente para identificar correlaciones significativas, tanto positivas como negativas. Cada término de entrada se comprobó contra cada término de salida.

En los casos en que existía una correlación significativa entre un cambio en aberración logrado y uno o más cambios en aberración deseados, se aplicó un análisis de ajuste de mínimos cuadrados para determinar la relación lineal óptima. Por ejemplo, se constató que si los cambios logrados en el término de Zernike C_{M} dependían significativamente de los cambios deseados tanto en C_{M} como en una segunda aberración Cn, el resultado de los análisis de tendencias podrían ser una ecuación que describa la relación lineal de mejor ajuste:

C_{M} \ logrado: A(C_{M} \ deseado) + B (C_{N} \ deseado) + K

en la que A y B son dependencias lineales de mejor ajuste y K es un término constante.

Si emergió cualquier tendencia significativa, los datos se dividieron en dos subgrupos que contienen los ojos del grupo mayor y los ojos restantes de las otras ubicaciones. A continuación se reanalizaron los datos para esos dos subgrupos y se compararon con los grupos mayores combinados, para asegurar que las tendencias fueran constantes entre las ubicaciones.

En la figura 9 se representa la relación entre las refracciones esféricas equivalentes preoperatorias (abscisas) y postoperatorias a tres meses (ordenadas), basándose en el examen de forópteros, para N=118. Los resultados no están correlacionados significativamente con la miopía preoperatoria. Puede apreciarse que la línea de mejor ajuste es sustancialmente horizontal y está desplazada ligeramente negativamente. Sobre el rango completo de corrección miópica deseada hay una tendencia hacia una ligera subcorrección, en promedio de aproximadamente 1/4 dioptrías. Los hallazgos persistieron cundo los datos se dividieron en los subgrupos de ubicación, como se muestra en la tabla 1. Aunque esta diferencia es pequeña, se cree que los tratamientos a medida pueden mejorarse si la corrección miópica objetivo en el frente de onda se aumenta en 1/4 dioptrías.

1

Al comparar los cambios deseados con los logrados en varias aberraciones de frente de onda, los hallazgos significativos comprenden:

\bullet: El análisis de regresión lineal mostró un nivel elevado de correlación entre las correcciones deseadas y logradas de cada una de las aberraciones de frente de onda de segundo orden (es decir, desenfoque, astigmatismo primario oblicuo, y astigmatismo principal horizontal/vertical - C_{3}, C_{4} y C_{5}).

\bullet: Para el término C5, que corresponde a astigmatismo horizontal/vertical, había una pequeña diferencia consistente (es decir, un término constante pequeño en la relación lineal de mejor ajuste).

\bullet: Los cambios logrados en todas las aberraciones de tercer orden (aberración esférica, astigmatismo oblicuo secundario, y astigmatismo secundario horizontal/vertical - C_{6} a C_{9}), así como las dos aberraciones de cuarto orden "alabe cuadrangular" (C_{13} y C_{14}) estaban todas ellas correlacionadas positivamente con el cambio deseado en cada una de ellas, aunque los coeficientes de correlación fueron más reducidos que los que se apreciaban en los términos de segundo orden.

\bullet: Los cambios logrados en las tres aberraciones restantes (C_{10}, C_{11} y C_{12}) fueron únicas en el sentido que estuvieron correlacionadas significativamente con cambios logrados en otras aberraciones (C_{3}, C_{4} y C_{5}, respectivamente), así como con si mismas.

\bullet: Ninguna otra aberración exhibía correlación cruzada significativa.

La figura 10 muestra la relación entre la corrección de desenfoque (C_{3}) deseada y lograda. Para todos los 118 ojos el cambio logrado es en promedio el 89,89% del deseado, con un elevado grado de correlación. Este hallazgo también se presenta cuando los datos se dividen en los dos subgrupos, como muestra la tabla 2.

2

La figura 11 representa la corrección deseada frente a la lograda de la aberración (C_{4}) oblicua astigmática, de nuevo para N=118. En promedio se logró el 97% de la corrección deseada. Había una pequeña diferencia en esta corrección porcentual para los diferentes subgrupos, como se muestra en la tabla 3.

3

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La figura 12 representa la relación entre la corrección deseada y lograda de astigmatismo horizontal/vertical (C_{5}), de nuevo para N=118. Aunque la pendiente es de nuevo cercana a la unidad, y la corrección relativamente elevada, existe un desplazamiento finito en la línea de regresión lineal. Este hallazgo se observó consistentemente en el análisis por subgrupos, como muestra la tabla 4.

4

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El cambio logrado en el término (C_{10}) de aberración esférica se correlacionó positivamente con la corrección de aberración esférica deseada, pero se correlacionó incluso más positivamente con la corrección deseada de desenfoque. Esta última relación se muestra en la figura 13, con N=118. Las mejores relaciones de correlación para los diferentes subgrupos se muestran en la tabla 5.

5

El cambio logrado en el término de astigmatismo secundario oblicuo (C_{11}) se correlacionó más positivamente con el cambio deseado en el astigmatismo oblicuo primario (C_{4}), como se muestra en la figura 14, seguida por el cambio deseado C_{11}. Los coeficientes de regresión para la relación se muestran en la tabla 6.

6

El cambio logrado en el término (C_{12}) de astigmatismo secundario horizontal/vertical se correlacionó más positivamente con el cambio deseado en astigmatismo (C_{5}) primario horizontal/vertical, como se muestra en la figura 15, seguido por el cambio C_{12} deseado. Los coeficientes de regresión para la relación combinada se muestran en la tabla 7. También puede apreciarse un pequeño desplazamiento negativo.

7

El enfoque general matemático utilizado para desarrollar las ecuaciones objetivo es como sigue. Considérese una tendencia conclusiva entre el cambio deseado en una aberración particular (C_{N} deseada) y el cambio logrado en este término (C_{N} logrado):

(1)C_{N} \ logrado = a \ (C_{N} \ deseado) + b

Esto significa que:

(2)C_{N} \ deseado = [(C_{N} \ logrado) - b]/a

Si el objetivo es que el cambio logrado sea igual al error de frente de onda medido (C_{N} medido), a continuación la entrada de valor objetivo en el algoritmo de tratamiento (C_{N} objetivo) es:

(3)C_{N} \ objetivo = [(C_{N} \ medido) - b]/a

Para los términos de órdenes superiores, cuando el cambio de aberración logrado está relacionado con más de un parámetro deseado, se adopta un enfoque matemático conservador. La ecuación inicial es análoga a la ecuación (1):

C_{N} \ logrado = a \ (C_{N} \ deseado) + c(C_{X} \ deseado) + b

que conduce a:

C_{N} \ deseado = [(C_{N} \ logrado) - c(C_{X} \ logrado) - b]/a

Sin embargo, para todas las aberraciones de tercer orden o superior bajo consideración, la incertidumbre en a es mayor que la de c. En todos los tres casos a es un número positivo menor que 1, lo que da como resultado un aumento en C_{N} deseado. Se establece igual a 1 para mantener el cambio en el coeficiente relativamente modesto. A partir de este punto la lógica es la misma que se ha utilizado para generar la ecuación (3). Las funciones finales objetivo que se han utilizado para el tratamiento son, basadas en un radio de 3,25 mm de círculo unitario):

1.: C_{3} objetivo = 1,11 (C_{3} medido) + 0,000714

2.: C_{4} objetivo = 1,03 (C_{4} medido)

3.: C_{5} objetivo = 1,04 (C_{5} medido) + 0,000715

4.: C_{10} objetivo = (C_{10} medido) + 0,055 (C_{3} medido) + 0,000035

5.: C_{11} objetivo = (C_{11} medido) + 0,18 (C_{4} medido)

6.: C_{12} objetivo = (C_{12} medido) + 0,15 (C_{5} medido)

El desplazamiento en (1) corresponde a aproximadamente 1/4 dioptrías de error de desenfoque sobre un radio de 3,25 mm de círculo unitario. El desplazamiento en (3) corresponde a la misma cantidad de astigmatismo mezclado. El desplazamiento en (4) existe debido al desplazamiento en (1); es decir, una fracción pequeña del desplazamiento de desenfoque se arrastró a la relación de orden superior. No existe desplazamiento en (6) debido a que el desplazamiento en la tendencia para C_{12} se negó por el desplazamiento arrastrado de (3).

En la descripción anterior, algunos términos se han utilizado por brevedad, claridad y comprensión, pero de ello no se deben implicar limitaciones innecesarias más allá de los requisitos de la técnica anterior, debido a que dichos términos se utilizan con fines de descripción y se pretende utilizarlos de modo amplio. Además, las formas de realización del aparato ilustrado y descrito en la presente memoria a título de ejemplo, y el alcance de la invención no se limita a los detalles exactos de construcción.

Habiendo descrito la invención, la construcción, el funcionamiento y utilización de la forma de realización preferida de la misma, y los resultados ventajosos nuevos obtenidos de la misma, las construcciones nuevas y útiles, y sus equivalentes mecánicos razonables obvios para los expertos en la materia, se establecen en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

1. Sistema para convertir datos de frente de onda medidos en un perfil de ablación para corregir defectos visuales que comprende:

un procesador (62); y

una base de datos que comprende unos datos acumulados (61) en ojos tratados previamente;

software (63) residente en el procesador;

caracterizado porque dicho software está adaptado para:

modelar los datos de frente de onda medidos como un polinomio que comprende una pluralidad de coeficientes,

correlacionar los datos de frente de onda medidos con los datos acumulados (61), correlacionando cada coeficiente con por lo menos un coeficiente de los datos acumulados, comprendiendo los datos acumulados (61) polinomios, cada uno comprendiendo una pluralidad de coeficientes, y

aplicar un ajuste a los datos de frente de onda medidos basándose en la etapa de correlación para formar datos de frente de onda ajustados para introducirlos en un algoritmo de corrección de datos de frente de onda para calcular a partir de los mismos un perfil de ablación corneal.

2. Sistema según la reivindicación 1, en el que el software (63) se adapta además para determinar una diferencia de camino óptico entre una onda de referencia y el frente de onda.

3. Sistema según la reivindicación 1, en el que los datos de frente de onda comprenden datos de frente de onda preoperatorios medidos sobre un primer radio y datos de frente de onda postoperatorios medidos sobre un segundo radio más pequeño que el primer radio, estando el frente de onda preoperatorio y los datos de frente de onda postoperatorios escalados para lograr un ajuste de tamaño entre los mismos.

4. sistema según la reivindicación 1, en el que el polinomio comprende un polinomio de Zernike.

5. Sistema según la reivindicación 1, en el que el algoritmo de corrección de datos de frente de onda se adapta para corregir un ojo, caracterizado porque por lo menos una de entre miopía y hipermetropía están dominadas por aberraciones de orden superior.

6. Sistema según la reivindicación 1, en el que el ajuste es sustancialmente independiente de la ubicación.

7. Sistema según la reivindicación 1, en el que el ajuste depende de la ubicación.