ES2277430T3 - Sistema de tratamiento con laser de la presbicia. - Google Patents

Sistema de tratamiento con laser de la presbicia. Download PDF

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Charles R. Munnerlyn
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Abstract

Un sistema de cirugía oftálmica (14, 20) para realizar la ablación selectiva de una superficie corneal expuesta (200) de un ojo (30) para crear una forma asférica deseada (210, 215) para corregir la presbicia en la superficie óptica anterior de una córnea cicatrizada, el sistema comprende: (i) medios (29) para dirigir un rayo láser a lo largo de una trayectoria; y (ii) medios (73) para perfilar dicho rayo para producir un rayo perfilado con un centro; caracterizado por (iii) medios (51) para desplazar lateralmente el centro del rayo perfilado en una extensión predeterminada (D) con respecto a un eje óptico (52) efectuando así un desplazamiento lateral correspondiente del centro del rayo (55) en la superficie corneal (200) del ojo (30); y (iv) un ordenador (10, 21) que es instalado para controlar dichos medios de desplazamiento lateral (51) de acuerdo con la tabla de tratamiento con láser (14) para mover dicho centro perfilado del rayo sobre un área de la superficie corneal (200) del ojo (30), donde dicha tabla de tratamiento con láser define una pluralidad de zonas de tratamiento óptico (231, 236, 241) en la superficie corneal (200) en la cual la superficie expuesta de la córnea debe ser separada por ablación, el ordenador está ajustado para graduar las zonas de tratamiento óptico de acuerdo con una dimensión de entrada de la pupila de dicho ojo (30), y ajustado para controlar un láser (28) para emitir pulsos de rayo láser para efectuar dicha ablación de dicha área de forma tal que forme una zona óptica separada por ablación (211) en el ojo (30) que tiene una forma apropiada para proporcionar dicha forma asférica deseada (210, 215).

Description

Sistema de tratamiento con láser de la presbicia.
La invención se refiere a modificaciones quirúrgicas del ojo. En una realización específica, la invención proporciona un sistema de cirugía oftálmica que emplea un láser para efectuar la fotodescomposición ablativa del tejido corneal para corregir la presbicia y/o otros defectos de la visión.
Con el envejecimiento, se desarrolla una condición del ojo conocida como presbicia. Con esta condición, la lente cristalina del ojo pierde la capacidad de centrarse en objetos cercanos cuando el ojo se corrige para ver de lejos.
A menudo se trata la presbicia con gafas bifocales. Con bifocales, una parte de la lente se corrige para ver de lejos, y otra parte de la lente se corrige para ver de cerca. Al mirar hacia abajo con los bifocales, el usuario mira a través de la parte de la lente corregida para ver de cerca. Al mirar objetos distantes, el usuario mira más arriba, a través de la parte de los bifocales corregida para ver de lejos.
Se han realizado esfuerzos para tratar la presbicia usando lentes divididos colocados directamente sobre la pupila del ojo. Los ejemplos incluyen las lentes de contacto multifocales. Desafortunadamente, cuando la presbicia se corrige con lentes bifocales o multifocales unidos a la córnea, el usuario está mirando simultáneamente a través de lentes corregidos para ver de cerca y para ver de lejos. Como resultado, al mirar un objeto el usuario verá simultáneamente imágenes en foco e imágenes fuera de foco. Esta imagen fuera de foco superpuesta a la imagen en foco puede provocar resplandor y degradar la visión al mirar objetos con bajo contraste.
Otra técnica para tratar la presbicia ha sido corregir un ojo del paciente para ver de cerca y corregir el otro ojo para ver de lejos. Esta técnica es conocida como monovisión. Con la monovisión, un paciente utiliza un ojo para ver objetos distantes y el otro ojo para ver objetos cercanos. Desafortunadamente con la monovisión, el paciente no puede ver claramente los objetos colocados en una posición intermedia porque el objeto está fuera de foco para ambos ojos. También, un paciente puede tener problemas para ver con un solo ojo.
Se conoce que los sistemas y métodos basados en el láser permiten la cirugía oftálmica en la córnea para corregir defectos de la visión a través de la técnica conocida como fotodescomposición ablativa. El cambio de la forma de la superficie anterior de la córnea cambiará las características ópticas de un ojo. Estos sistemas y métodos de fotodescomposición ablativa controlan la densidad del flujo de radiación ultravioleta del láser y el tiempo de exposición sobre la córnea para alcanzar un cambio superficial deseado en la córnea y de ese modo corregir un defecto óptico.
Se han descrito numerosas técnicas diferentes de fotodescomposición ablativa para corregir errores ópticos específicos del ojo. Por ejemplo, una condición miope puede ser corregida por esculpido láser de una superficie corneal para reducir la curvatura. Una condición astigmática, que usualmente se caracteriza por un componente cilíndrico de la curvatura (partiendo la curvatura de la córnea que por lo general es esférica), se puede corregir mediante una ablación cilíndrica. El esculpido láser de una superficie corneal para aumentar la curvatura puede corregir una
condición hiperópica.
En un procedimiento quirúrgico con láser típico, la región ópticamente funcional de la superficie corneal a ser separada por ablación es denominada zona óptica. Dependiendo de la naturaleza de la corrección óptica deseada, la zona óptica puede o no estar centrada en el centro de la pupila o en el ápice de la superficie anterior de la córnea. Una técnica para aumentar la curvatura de la zona óptica para la corrección del error de hipermetropía implica selectivamente variar el área de la córnea expuesta a la radiación del rayo láser para producir un perfil superficial esencialmente esférico de curvatura aumentada. Esta variación selectiva del área irradiada se puede lograr en una variedad de formas. Por ejemplo, la zona óptica puede ser explorada con un rayo láser que tiene un área transversal relativamente pequeña (en comparación con la zona óptica) de manera que la profundidad de la ablación aumente con la distancia del centro de ablación previsto. El resultado es un perfil substancialmente esférico para la superficie anterior de la córnea con la profundidad máxima de corte en el límite exterior extremo de la zona óptica. Otra técnica para esculpir la zona óptica emplea una máscara rotativa que tiene una pluralidad de aberturas. Las aberturas se introducen secuencialmente en la trayectoria del rayo láser para darle forma progresiva al rayo láser con el objetivo de alcanzar el perfil deseado.
La patente US No. 5,395,356 describe un sistema de este tipo. En este sistema un rayo láser se pasa a través de una escala óptica apropiada para efectuar una ablación deseada. La escala puede estar situada en el rayo que forma la óptica del sistema, o puede comprender una de una serie de diversas escalas (cada una apropiada para una ablación deseada particular) montadas en una placa giratoria que se pueda rotar inmediatamente delante de un ojo para variar la forma del rayo láser.
También se han realizado esfuerzos para tratar la presbicia usando la fotodescomposición ablativa. Una técnica específica de tratamiento de la presbicia crea la corrección de la visión de cerca separando por ablación una región de la parte más baja de la córnea adyacente al borde de la pupila. Con este posicionamiento excéntrico de la ablación, la lente para ver de cerca no está centrada sobre la pupila. En consecuencia, la constricción de la pupila puede ocluir la lente para ver de cerca separada por ablación. La constricción de la pupila es una respuesta natural del ojo a la iluminación, y potencialmente podría afectar la visión de cerca.
Los tratamientos alternativos de la presbicia sugeridos incluyen la ablación con láser de una pequeña región anular de la córnea (que tiene un diámetro que no excede 3,5 mm), o la ablación de una lente central para ver de cerca, rodeada por una zona de mezcla gradual, y luego una lente periférica para ver de lejos, todo dentro de la parte de la córnea usada ópticamente.
En el pasado se han realizado esfuerzos para esculpir con láser una zona de transición para proporcionar una inclinación más gradual de las paredes y para eliminar la discontinuidad aguda entre la zona de la ablación y la córnea circundante no tratada. Estos esfuerzos han incluido el uso de un mecanismo de rotación o exploración del rayo operado por un ordenador para proporcionar la ablación programada de la zona de transición con el objetivo de lograr un perfil sigmoideo u otro. Aunque algo efectivos, estos esfuerzos padecen a menudo la complejidad agregada de los elementos ópticos adicionales, tales como un espejo giratorio fuera del eje o un prisma giratorio con las propiedades ópticas adecuadas. La invención proporciona un sistema como el que se reivindica en la Reivindicación 1.
Una de las principales dificultades encontradas en el uso de las técnicas de cirugía con láser para efectuar correcciones de errores refractivos hiperópicos y présbitos radica en la naturaleza del límite entre la zona óptica y el área no tratada. Cuando la superficie anterior de la córnea es esculpida para tener una curvatura aumentada, la profundidad máxima del corte tiene lugar en el límite exterior de la zona óptica. La región generalmente anular entre este límite exterior y la parte de la superficie anterior no tratada adyacente de la córnea exhibe típicamente paredes escarpadas después de terminado el procedimiento de fotoablación. Después de la cirugía, el ojo tiende a eliminar estas paredes escarpadas con una respuesta cicatrizante estimulada que implica simultáneamente el crecimiento de la célula epitelial y la remodelación del tejido adherente por la deposición de colágeno, lo que da lugar al alisamiento de la córnea mediante el rellenado del tejido en la región de las paredes escarpadas. Esta respuesta cicatrizante natural actúa para eliminar la discontinuidad, dando por resultado una acumulación de tejido en la región de paredes escarpadas y sobre la parte exterior de la zona óptica. Este fenómeno natural, a veces llamado "cambio hiperópico" en queratectomía fototerapéutica, provoca una falta de precisión para un procedimiento quirúrgico dado y una disminución de la previsibilidad, contrarrestando los efectos beneficiosos del procedimiento de corrección refractiva y reduciendo así la deseabilidad del procedimiento para posibles pacientes.
De acuerdo con una realización preferida, la superficie separada por ablación se puede perfilar para proporcionar una superficie asférica en una córnea cicatrizada. Esta realización prevé ajustar la ablación para compensar los factores que efectúan la geometría final de la córnea cicatrizada. Estos factores incluyen la cicatrización de la córnea y la variación espacial de la ablación. La forma del tejido separado por ablación con un pulso uniforme de rayo láser dependerá del tamaño y la forma del punto del rayo láser. La variación espacial de la ablación total también puede causar variaciones en la forma de la córnea separada por ablación. Por ejemplo, una ablación hiperópica con el objetivo de producir una ablación esférica puede demostrar mayor aumento cerca del centro de la zona óptica. Esta curvatura central aumentada puede formar una superficie asférica que corrige la presbicia.
La superficie separada por ablación es cubierta después de la cirugía, típicamente mediante una nueva capa epitelial o un colgajo anterior reposicionado del tejido corneal. Por tanto, la forma final de la superficie anterior de la córnea puede ser diferente a la forma separada por ablación. Sin embargo, lo que determina el cambio refractivo efectuado por la cirugía es el cambio final en la forma de la superficie anterior de la córnea, no la superficie inicial separada por ablación. Por consiguiente, puede ser conveniente separar por ablación una forma en la córnea diferente de la forma final prevista en la superficie anterior de la córnea. Por ejemplo, la zona óptica se puede separar por ablación en una forma substancialmente esférica para corregir la hipermetropía. Esta superficie separada por ablación puede entonces ser cicatrizada en una superficie asférica que corrige la presbicia.
Las realizaciones de la invención incluyen un sistema para realizar la fotodescomposición ablativa de la superficie corneal que es capaz de proporcionar zonas de transición relativamente lisas además de esculpir con precisión la superficie anterior u otra superficie corneal para efectuar correcciones refractivas y présbitas simétricas o asimétricas simultáneas con un área de cobertura relativamente grande. Una realización preferida de la invención emplea un rayo láser de un tamaño de rayo más pequeño que el área total a tratar.
Otra realización de la invención proporciona un sistema para la ablación de una zona óptica que se corresponde substancialmente con el área de la pupila. Para los pacientes présbitas, el diámetro máximo de la pupila es por lo general de aproximadamente 5 mm. Por tanto, la zona óptica separada por ablación puede tener un diámetro de aproximadamente 5 mm, y ser seleccionada por el usuario (por el usuario del sistema de ablación) a un diámetro entre 3 y 7 mm. La zona óptica se separa preferiblemente por ablación para formar una superficie asférica cicatrizada. Preferiblemente, la parte central de la zona óptica proporciona la corrección de la visión de cerca y la parte periférica de la zona óptica proporciona la corrección de la visión de lejos.
Otra realización preferida de la invención posibilita la graduación de un diámetro de la superficie asférica a la pupila. Esta graduación de la superficie asférica permite un equilibrio apropiado entre la corrección de la visión de cerca y la corrección de la visión de lejos dentro de la pupila. Por ejemplo, un paciente con una pupila de 5 mm de diámetro puede tener una zona de 2,5 mm de diámetro corregida para ver de cerca, mientras un paciente con una pupila de 3 mm de diámetro puede tener una zona de 1,5 mm de diámetro corregida para ver de cerca. La graduación de la lente asférica se puede basar en las áreas de la pupila y/o la superficie asférica.
Aún otra realización de la invención posibilita separar por ablación una zona de transición periférica a la zona óptica y a la pupila. Esta ubicación de la zona de transición separada por ablación puede producir resultados óptimos una vez que la córnea cicatrice. La zona de transición separada por ablación proporciona mayor control sobre el proceso de cicatrización y proporciona mayor control de la forma de la superficie cicatrizada dentro de la zona óptica adyacente. Debido a que la zona de transición se separa por ablación para controlar la forma de una superficie cicatrizada adyacente, la zona de transición puede producir una forma de la córnea que no corrija ni la visión de cerca y ni la de lejos. Por tanto, la zona de transición se ubica preferiblemente fuera de la pupila. Además, la zona de transición tiene preferiblemente un tamaño tal que se pueda controlar la cicatrización de la córnea dentro de la zona óptica adyacente. El tamaño óptimo de la zona de transición es una región anular que se extiende radialmente hacia fuera aproximadamente 2 mm del borde exterior de la zona óptica separada por ablación. Una ablación con zona óptica separada por ablación con 5 mm de diámetro y una zona de transición separada por ablación con un tamaño óptimo se extenderá así aproximadamente 9 mm a través de la córnea. Zonas de transición de otros tamaños se pueden separar por ablación fuera de la zona óptica. Las dimensiones de la zona de transición que se extienden radialmente hacia fuera desde la zona óptica están en el rango de aproximadamente 1 a 3 mm y preferiblemente de 1,5 a 2,5 mm.
La presente invención puede ser útil en un método de cirugía oftálmica con láser que comprende la separación por ablación del tejido corneal del ojo que tiene una forma de la superficie no corregida. El tejido corneal se separa por ablación de manera tal que produzca una forma inicial separada por ablación en una superficie anterior de la córnea del ojo. El ojo sometido a ablación cicatriza, y el ojo cicatrizado tiene una forma de la superficie anterior cicatrizada que difiere perceptiblemente de la forma inicial separada por ablación. Esta forma cicatrizada substancialmente, y en algunos casos completamente, corrige un error refractivo del ojo.
La presente invención puede ser útil en un método de cirugía oftálmica con láser que comprende la separación selectiva por ablación del tejido corneal de un ojo que tiene un error refractivo. El error refractivo se selecciona del grupo consistente en miopía, hipermetropía, y astigmatismo. El paso de separación por ablación elimina una parte de la córnea de manera tal que simultáneamente corrige el error refractivo y atenúa la presbicia del ojo.
La presente invención es útil en un método para tratar la presbicia de un ojo. El ojo tiene una pupila, y el método comprende la separación selectiva por ablación del tejido corneal del ojo de manera que se produzca una superficie corneal separada por ablación. La superficie corneal tiene una zona óptica, y una zona de transición que rodea la zona óptica. La zona óptica de la superficie corneal define una forma asférica para atenuar la presbicia, y una dimensión de la zona óptica se corresponde substancialmente con una dimensión de la pupila en condiciones escotópicas.
La presente invención es útil en un método para tratar la presbicia de un ojo. El ojo tiene una pupila, y el método comprende la separación selectiva por ablación del tejido corneal del ojo de manera que se produzca una superficie corneal que tiene una zona óptica y una zona de transición que rodea la zona óptica. La zona óptica de la superficie corneal define una forma asférica para atenuar la presbicia. La zona de transición está ubicada fuera de la pupila.
Para una comprensión más completa de la naturaleza y de las ventajas de la invención, hay que remitirse a la descripción detallada que aparece a continuación junto con los dibujos acompañantes, en los cuales:
La Figura 1 es una vista seccional lateral de un ojo tratado por presbicia.
La Figura 2 es una vista seccional lateral de un perfil de ablación que ilustra el efecto de la cicatrización de la córnea en la forma de la ablación.
La Figura 3 ilustra la fuerza refractiva sobre la pupila de una superficie asférica para el tratamiento de la presbicia.
La Figura 4 es un diagrama de bloque de un sistema de cirugía oftálmica.
La Figura 5 es una vista de planta esquemática que ilustra una hendidura móvil y una abertura de diámetro variable empleadas en el sistema 20 de la Figura 4.
La Figura 6 es un diagrama esquemático que ilustra el principio de lente compensada.
La Figura 7 es un diagrama esquemático que ilustra la compensación de la lente vista a lo largo del eje de rotación.
La Figura 8 es una vista esquemática que muestra la geometría de la ablación para la abertura de la Figura 5.
La Figura 9 es una vista esquemática de la óptica del sistema de suministro.
La Figura 10 ilustra un perfil de ablación en una superficie corneal en comparación con una corrección óptica esférica +3 D prevista.
La Figura 11 ilustra una corrección óptica en una superficie corneal anterior cicatrizada en comparación con una corrección óptica esférica +3 D prevista.
La Figura 12 ilustra el efecto de la cobertura y cicatrización sobre una zona óptica separada por ablación.
La Figura 13 ilustra una forma inicial separada por ablación derivada de una forma deseada y de un cambio inducido por la cicatrización.
La Figura 14 ilustra la sobrecorrección y la restricción de una forma de la superficie separada por ablación relativa a una corrección de la superficie anterior deseada.
La Figura 15 ilustra una zona pequeña no tratada centrada en la zona óptica de una superficie separada por ablación.
Haciendo referencia ahora a los dibujos, la Figura 1 ilustra una vista lateral esquemática de una córnea 200 tratada con una realización de la invención. La córnea 200 tiene una superficie anterior que proporciona la mayoría de la fuerza refractiva del ojo. La superficie anterior inicial 205 de la córnea 200 ha sido reformada en un perfil cicatrizado deseado. El perfil cicatrizado deseado incluye la superficie óptica anterior 210 y la superficie de transición anterior 215. La superficie óptica anterior 210 tiene una forma asférica multifocal que corrige la visión de cerca centralmente y la visión de lejos periféricamente.
Aunque las realizaciones de la presente invención serán descritas a menudo en lo adelante haciendo referencia a la atenuación de la presbicia en combinación con el tratamiento refractivo de la hipermetropía, debe entenderse que los beneficios proporcionados no se limitan a estos procedimientos específicos. Estas técnicas de tratamiento de la presbicia pueden ser utilizadas cuando no se desea ninguna otra corrección refractiva (que no sea la corrección, atenuación, y/o inhibición de la presbicia), o el presente tratamiento puede combinarse con terapias para una o más de miopía, astigmatismo, aberraciones refractivas irregulares o similares, así como con hipermetropía. Aún otros aspectos de la presente invención, incluyendo métodos y sistemas que incorporan y ajustan la re-epitelización, pueden aplicarse en una amplia variedad de procedimientos oftálmicos.
La ubicación periférica de la corrección de la visión de lejos permite ventajosamente ver a distancia cuando la pupila se dilata durante la noche. La superficie de transición anterior 215 es la superficie anterior de la córnea que proporciona un cambio gradual de la forma entre la superficie óptica anterior 210 y la parte de la córnea que contiene la superficie anterior inicial 205. El límite exterior 212 de la superficie óptica anterior se extiende preferiblemente totalmente de un lado a otro de, e idealmente es substancialmente coextensiva con, la pupila que está limitada por el iris 220. Los rayos de luz que pasan a través de la superficie de transición anterior 215 no contribuyen a la imagen formada por la superficie óptica anterior 210. Por tanto, la superficie de transición anterior 215 se coloca deseablemente fuera de la pupila. Esta ubicación de la superficie de transición anterior 215 provoca que los rayos de luz pasen a través de la superficie de transición anterior 215 sean substancialmente ocluidos por el iris 220. Esta oclusión mejora la visión del paciente porque se bloquean los rayos de luz que no contribuyen a la formación de la imagen, y que de otra manera reducirían el contraste de la imagen.
La corrección óptica efectuada por un procedimiento quirúrgico ablativo de la córnea se deriva de un cambio en la superficie corneal anterior a partir de una superficie anterior inicial 205 a una superficie óptica anterior postoperatoria 210. La corrección óptica anterior es la superficie óptica anterior postoperatoria 210 menos la superficie anterior inicial 205. Un perfil de ablación es un cambio en un perfil superficial expuesto que ocurre inmediatamente después del proceso de separación del tejido. Por tanto, el perfil de ablación es el perfil superficial expuesto inmediatamente después del proceso de separación del tejido menos el perfil superficial expuesto inicial. De la manera en que se utiliza aquí, "forma separada por ablación" puede referirse a un cambio inducido por ablación en una topografía superficial sobre una superficie corneal, o a la topografía superficial de la córnea después de la ablación. De manera similar, "forma cicatrizada" puede significar una topografía corneal final una vez completada la cicatrización, o un cambio en la topografía corneal a partir de una topografía corneal inicial a una topografía corneal final una vez completada la cicatrización. Una forma cicatrizada difiere perceptiblemente de una forma separada por ablación cuando una diferencia entre las dos formas es suficiente para ser perceptible por un paciente. Cicatrización puede referirse a una cobertura inicial de un contorno de la superficie separada por ablación o a cambios en una estructura tisular de la córnea después de una cobertura inicial de un contorno de la superficie separada por ablación.
En la Figura 2 se muestra la relación de la superficie separada por ablación y de la superficie corneal anterior que cubre la superficie separada por ablación. La superficie inicial separada por ablación 202 incluye la zona óptica separada por ablación 211 y la zona de transición separada por ablación 216. La zona óptica separada por ablación 211 incluye la zona óptica central separada por ablación 231 para la corrección de la visión de cerca, la zona óptica periférica separada por ablación 241 para la corrección de la visión de lejos, y la zona óptica intermedia separada por ablación 236 para la corrección de la visión intermedia entre la visión de cerca y la visión de lejos. La zona óptica central separada por ablación 231 es conformada para formar apropiadamente la superficie óptica central anterior 230 cuando se cubre la superficie separada por ablación 202 y se cicatriza la córnea 200 para formar la superficie óptica anterior 210. La zona óptica intermedia separada por ablación 236 es conformada para formar la superficie óptica intermedia anterior 235 cuando se cubre la superficie separada por ablación 202 y se cicatriza la córnea 200. La zona óptica periférica separada por ablación 241 es conformada para formar apropiadamente la superficie óptica periférica anterior 240 cuando se cubre la superficie separada por ablación 202 y se cicatriza la córnea 200. La zona de transición separada por ablación 216 se separa por ablación para minimizar el efecto de cicatrización de la córnea en la superficie óptica anterior 210.
En una realización, la cobertura de la forma separada por ablación provocará que la forma final de la superficie óptica anterior 210 de la superficie anterior de la córnea 200 sea diferente a la zona óptica separada por ablación 211. Este aspecto de la presente invención se describe más completamente en la publicación titulada "Corneal Ablation Profilometry and Steep Central Islands", Journal of Refractive Surgery, Vol. 13, pp. 235-45, 1997.
La forma inicial separada por ablación 202 se cubre después de la ablación. La proximidad a la zona de transición separada por ablación 216 puede provocar que la superficie óptica periférica anterior 240 sea de una forma diferente a la de la zona óptica periférica separada por ablación subyacente 241. Sin embargo, la superficie óptica central anterior 230 de la superficie óptica anterior 210 está distante de la zona de transición separada por ablación 216. Por tanto la forma de la superficie óptica central anterior 230 coincidirá más con la forma de la zona óptica central separada por ablación 231. En un aspecto, la cobertura puede incluir la regeneración de la capa epitelial después de la ablación de la membrana de Bowman y de las capas de tejido adherente adyacentes. En otro aspecto, la cobertura incluye el reemplazo de una parte resecada de la córnea como se describe en la patente U.S. No. 4.903.695, emitida el 27 de febrero de 1990, por "Method and Apparatus for Performing a Keratomileusis or the Like Operation". En este aspecto, la parte resecada incluye una capa epitelial. En otro aspecto de la cobertura, se forma una película de lágrima sobre la capa epitelial para formar la superficie anterior cuando la córnea 200 cicatriza completamente. La forma final de la superficie óptica anterior 210 determinará substancialmente las propiedades ópticas de la córnea. Por tanto, puede ser adecuado separar por ablación la córnea 200 para formar la zona óptica separada por ablación 211 que es una forma diferente a la forma de la superficie óptica anterior 210.
En otra realización, la zona óptica separada por ablación 211 incluye la zona óptica central separada por ablación 231 y la zona óptica periférica separada por ablación 241. La zona óptica intermedia separada por ablación 236 puede ser reemplazada extendiendo la zona óptica periférica separada por ablación 241 y la zona óptica central separada por ablación 231 para que se bordeen entre sí. La zona óptica central separada por ablación 231 proporciona aproximadamente 2,5 D de corrección de la visión de cerca con un rango de aproximadamente de 0,5 a 4 D, preferiblemente de 2 a 3 D y un diámetro de aproximadamente 1,0 a 3,5 mm y preferiblemente de aproximadamente 2 a 3 mm. La zona óptica periférica separada por ablación 241 se separa por ablación para proporcionar la corrección de la visión de lejos y es configurada para extenderse radialmente hacia fuera del límite exterior de la zona óptica central separada por ablación 231 hasta un diámetro de aproximadamente 5 mm con un rango de aproximadamente 3 a 7 mm y preferiblemente de aproximadamente 4 a 6 mm. La zona de transición separada por ablación 216 se extiende radialmente hacia fuera del límite exterior de la zona óptica separada por ablación 211 hasta un diámetro de aproximadamente 9 mm con un rango de aproximadamente 6 a 11 mm y preferiblemente de aproximadamente 7 a 10 mm. La cobertura de la zona óptica separada por ablación 211 provocará que la superficie óptica intermedia anterior 240 se forme sobre el límite entre la zona óptica central separada por ablación 231 y la zona óptica periférica separada por ablación 241. La superficie óptica central anterior 230 se formará sobre la zona óptica central separada por ablación 231. La superficie óptica periférica anterior 240 se formará sobre la zona óptica periférica separada por ablación 241. Por tanto, la superficie óptica anterior 210 se puede formar como una superficie asférica multifocal en la córnea 200 separando por ablación solo dos zonas ópticas dentro de la zona óptica separada por ablación 211.
En la Figura 3 se muestra un diagrama ilustrativo de la fuerza refractiva relativa de la superficie óptica anterior 210 como función de la posición radial a través de la pupila. La fuerza refractiva disminuye del centro hacia la periferia. La superficie óptica central anterior 230 de la córnea 200 tiene una fuerza refractiva relativa de aproximadamente 1 a 4 D, y preferiblemente de aproximadamente 2 y de 3 D que corrige la visión de cerca. Esta superficie central oscila de aproximadamente 1 a 3 mm de diámetro y preferiblemente de aproximadamente 1,5 a 2,5 mm de diámetro. La superficie óptica periférica anterior 240 corrige la visión de lejos. Esta superficie periférica tiene un límite interno de aproximadamente 2 y 4 mm de diámetro y un límite exterior 212 que puede ser graduado para que se corresponda con el límite exterior de la pupila como se muestra en la Figura 1. El límite exterior 212 puede ser graduado hasta un diámetro de entre aproximadamente 3 y 7 mm. La superficie óptica intermedia anterior 235 tiene una fuerza refractiva que varía continuamente. Esta región es conveniente y proporciona foco para los objetos ubicados apropiadamente en el intermedio de las posiciones cercanas y lejanas.
En una realización ejemplar, la zona óptica central separada por ablación 231, la zona óptica intermedia separada por ablación 236 y la zona óptica periférica separada por ablación 241 se gradúan para que coincidan con una dimensión de la pupila. Las dimensiones de graduación pueden ser un área de la pupila, un diámetro de la pupila, un radio, o similares. Por ejemplo, la zona óptica separada por ablación 211 se puede disminuir en aproximadamente el 20% a partir de un diámetro de aproximadamente 5 mm a 4 mm para un paciente con una pupila de 4 mm de diámetro. En este caso, la zona óptica central separada por ablación 231, la zona óptica intermedia separada por ablación 236 y la zona óptica periférica separada por ablación 241 son disminuidas cada una en aproximadamente 20%. Esta graduación es conveniente porque mantiene los índices de visión de cerca, intermedia y de lejos casi constantes para la variación del tamaño de la pupila. El límite interno de la zona de transición separada por ablación 216 se gradúa para bordear el límite exterior de la zona óptica separada por ablación 211. Durante la graduación de la zona óptica separada por ablación 211, el límite exterior de la zona de transición separada por ablación 216 puede ser graduado para que coincida con la graduación de la zona óptica separada por ablación 211. Alternativamente, el límite exterior de la zona de transición separada por ablación 216 se puede fijar en un valor constante mientras se varía el límite interno de la zona de transición separada por ablación 216.
La Figura 4 ilustra un diagrama de bloque de un sistema de cirugía oftálmica que incorpora la invención. Como se aprecia en esa Figura, una estación de trabajo de ordenador personal (PC) 10 se acopla a un ordenador integrado 21 de una unidad de cirugía con láser 20 por medio de una primera conexión bus 11. La estación de trabajo PC 10 comprende un medio tangible 12 y una tabla de tratamiento 14. La tabla de tratamiento con láser 14 incluye una lista de referencias de coordenadas del rayo láser durante una ablación de la córnea. Los subcomponentes de la unidad de cirugía con láser 20 son componentes conocidos y comprenden preferiblemente los elementos del sistema VISX STAR™ EXCIMER LASER y del sistema STAR S2™ disponible de VISX, Incorporated de Santa Clara, California. Así, el sistema de cirugía con láser 20 incluye una pluralidad de sensores designados generalmente con el número de referencia 22 que producen señales de retorno de los componentes mecánicos y ópticos móviles del sistema óptico láser, tales como los elementos activados por un motor del iris 23, un rotador de la imagen 24, un motor de astigmatismo 25 y un motor de ángulo de astigmatismo 26. Las señales de retorno de los sensores 22 son proporcionados a través de los conductores de señal apropiados al ordenador integrado 21. El ordenador integrado 21 controla el funcionamiento de los controladores del motor designados generalmente con el número de referencia 27 para operar los elementos 23-26. Además, el ordenador incorporado 21 controla el funcionamiento del láser excimer 28, que es preferiblemente un láser de flúor argón con una salida de longitud de onda de 193 nanómetros diseñado para proporcionar fluencia estabilizada de retorno de 160 mJoules por centímetro cuadrado en la córnea del ojo 30 del paciente a través de la óptica del sistema de suministro designado con el número de referencia 29 y mostrado en la Figura 9. Otros láseres con una longitud de onda conveniente pueden utilizarse para crear una fuerza ablativa para remover un tejido del ojo. Por ejemplo, para generar una fuerza ablativa pueden utilizarse láseres en estado sólido tales como un láser de granate alumínico de itrio (YAG por sus siglas en inglés) que produce un quinto armónico de una longitud de onda básica. Otros elementos auxiliares del sistema de cirugía con láser 20 que no son necesarios para comprender la invención, tales como un microscopio de alta resolución, un monitor de vídeo para el microscopio, un sistema de retención del ojo del paciente, y un evacuador/filtro de los efluentes de la ablación, así como el sistema de suministro de gas, han sido omitidos para evitar la prolijidad. De manera similar, se han omitido de la descripción de la estación de trabajo PC 10 el teclado, el monitor, y los componentes convencionales del subsistema de ordenador personal (por ejemplo, unidades de disco flexible y duro, tarjetas de memoria y similares). Si se desea, el ordenador incorporado 21 puede ser construido con componentes de la estación de trabajo PC e incorporado al sistema de cirugía con láser 20. En este caso el ordenador incorporado 21 puede suplantar a la estación de trabajo PC 10.
El motor del iris 23 se utiliza para controlar el diámetro de un iris de diámetro variable descrito de forma esquemática en la Figura 5. El motor de astigmatismo 25 se utiliza para controlar la distancia de separación entre un par de cuchillas cilíndricas 35, 36 montadas en una plataforma 38 para el movimiento de translación bi-direccional en la dirección de las flechas 40, 41. La plataforma 38 está montada de forma rotativa en una segunda plataforma (no ilustrada) y es accionada rotacionalmente por el motor del ángulo de astigmatismo 26 de una manera convencional para permitir la alineación del eje de la hendidura (ilustrado en una orientación vertical en la Figura 5) con los ejes de coordenada apropiados del ojo del paciente. El iris 32 es accionado por el motor del iris 23 de una manera conocida para cambiar el diámetro de la abertura del iris de una posición completamente abierta (la posición ilustrada en la Figura 5) a una posición completamente cerrada en la cual la abertura es cerrada a un diámetro mínimo de 0,8 mm. Se entiende que el diámetro variable del iris 32 y las cuchillas cilíndricas 35, 36 están colocados con respecto a la salida del láser 28 de tal manera que intercepten el rayo antes de la irradiación de la superficie corneal del ojo del paciente 30. Para los propósitos de esta aplicación, puede asumirse que el iris 32 y las cuchillas cilíndricas 35, 36 forman parte de la subunidad de óptica del sistema de suministro 29 mostrada en la Figura 4.
El sistema de los Figuras 4 y 5 se utiliza de acuerdo con una realización de la invención para efectuar correcciones de errores présbitos, hiperópicos, miopes, astigmáticos, y otros en la superficie anterior de la córnea, para proporcionar una zona de transición lisa entre el borde exterior de la zona óptica y la superficie no tratada de la córnea, y para efectuar un alisamiento de la superficie cuando se desee. Otras técnicas además de la perfilación del área antes mencionada de un rayo láser se pueden utilizar para perfilar el rayo láser a un tamaño y a una distribución de energía deseados sobre la superficie del ojo. Por ejemplo, una lente se puede utilizar para perfilar un rayo que sale de una abertura enfocando el rayo hacia un área convenientemente pequeña y un perfil de energía deseado como se describe en la patente US 4.718.418. También se puede utilizar una óptica difractiva para ajustar un perfil de energía del rayo láser sobre la superficie del ojo.
Con respecto a la Figura 6, una lente de imagen 51 es compensada lateralmente a partir de un eje 52 por una cantidad variable en la forma planteada más detalladamente más adelante. La lente 51 comprende preferiblemente la lente de imagen existente encontrada en la óptica del sistema de suministro 29 del sistema de la Figura 4. El eje 52 es el eje que corresponde al centro de rotación de la lente 51. El desplazamiento de la lente 51 mediante la traslación de la lente en una dirección radial del eje 52, que puede o no corresponderse con el eje del rayo láser, desplaza la imagen 54 de la abertura 53 de una manera relacionada. También, al rotar la lente 51 alrededor del eje 52 de manera excéntrica, como se ilustra en la Figura 7, la imagen desplazada 54 de la abertura 53 puede ser explorada alrededor del eje 52. Esta exploración se realiza a lo largo de una trayectoria preseleccionada, que en el procedimiento de corrección hiperópica descrito más adelante es una trayectoria anular alrededor del eje 52. En dependencia de la forma en que se controlados la compensación de la lente, la rotación de la lente, el ancho de la hendidura, la rotación de la hendidura y el diámetro del iris se pueden efectuar varios tipos de correcciones por ablación. Estas correcciones incluyen la corrección de la presbicia, las correcciones del error hiperópico, las correcciones del astigmatismo hiperópico, y otras correcciones de errores de la visión, junto con el contorneado simultáneo o sucesivo del borde para formar una zona de transición lisa.
La Figura 8 ilustra la posición de la abertura con respecto al centro de ablación previsto al emplear el iris de diámetro variable 32 y las cuchillas cilíndricas 35, 36 de la Figura 5 para efectuar una corrección del error refractivo. En esta Figura, R2 representa la mitad del ancho de la hendidura entre las cuchillas 35, 36, R1 es el radio del iris 32, r es el radio de un círculo cubierto por la abertura, s es la compensación radial del centro de la imagen de la abertura de la hendidura con respecto al centro de rotación 52, y q es la mitad del ángulo para el cual el círculo de radio r está cubierto por abertura. La zona óptica separada por ablación prevista es la región central limitada por el círculo 61 y la zona de transición separada por ablación prevista es la región anular limitada por los círculos 61 y 62.
La manera en que el ancho y el diámetro de la hendidura son variados por el ordenador depende del tipo de corrección de la visión deseada. Para una corrección hiperópica, se puede utilizar un valor fijo de corrección refractiva para generar el perfil de corte C(r). Para una corrección hiperópica refractiva de un valor fijo dado, la secuencia de la abertura se hace de manera tal que satisfaga las ecuaciones de la lente hiperópica descritas en "Photorefractive Keratectomy: A Technique for Laser Refractive Surgery" de los autores Munnerlyn et al., J. Cataract Refract. Surg. vol. 18, páginas 46-52 (enero de 1988). También, la publicación de la Oficina Europea de Patentes número EP 0628 298 A1, publicada el 14 de diciembre de 1994, divulga una secuencia de abertura para la corrección de la hipermetropía.
Para la corrección de la presbicia, puede ser conveniente variar la fuerza refractiva a través de la superficie separada por ablación. El perfil de corte C(r) puede estimarse calculando los perfiles de corte incrementados a lo largo de la superficie. Los perfiles de corte incrementados se suman entonces para calcular el perfil de corte C(r) total. Los perfiles de corte incrementados se pueden calcular empleando la ecuación de la lente hiperópica que aparece a continuación, la corrección refractiva separada por ablación deseada, y la posición desde el centro de la lente asférica.
El perfil de corte es dado por la ecuación:
(I)C(r) = (d / \pi) \sum_{i} (n_{i} \theta (r))
donde n_{i} es el número de pulsos del láser para la i^{nésima} abertura en una secuencia de dimensiones de la abertura y de posiciones radiales, y d es la cantidad de material eliminado con cada pulso del láser o un factor de graduación que también tiene en cuenta la cicatrización de la córnea. Una vez estimado el perfil de corte, pueden calcularse la secuencia de dimensiones de la abertura y los pulsos. La secuencia de dimensiones de la abertura se crea mediante el control del ancho de la hendidura y del diámetro del iris 32 durante el procedimiento quirúrgico. La secuencia de dimensiones y posiciones de la abertura se incorpora preferiblemente a una tabla de tratamiento con láser.
La secuencia de dimensiones de la abertura también se puede adaptar para acomodar las variaciones de los perfiles de ablación de los pulsos individuales del rayo láser. Por ejemplo, la variación espacial de la ablación del tejido puede provocar que la geometría del tejido separado por ablación con un solo pulso del láser sea más profunda en los bordes de una ablación adyacente a la imagen del iris 32 y las cuchillas cilíndricas 35 y 36. Para un pulso individual del láser, esta profundidad aumentada de la ablación cerca del borde de una ablación puede ser 50% mayor que la profundidad central de la ablación. Por consiguiente, una ablación hiperópica 4D prevista, que asume que una capa uniforme del tejido es eliminada con cada pulso del láser, separará por ablación aproximadamente 6 D de la corrección cerca del centro de la zona óptica separada por ablación 211. Clínicamente, los inventores han observado que los pacientes tratados con el mencionado algoritmo de ablación para 3 a 4 D de hipermetropía también han sido tratados con éxito para la presbicia. Sin embargo, con una corrección de +2 D, la corrección de la presbicia es solo parcial. Por tanto, para corregir la presbicia y la hipermetropía, puede ser conveniente combinar la corrección +2 D con una ablación asférica. En este caso, la corrección asférica es aproximadamente una mitad de la corrección asférica que sería separada por ablación en un ojo sin error refractivo.
Preferiblemente, la corrección refractiva del perfil de corte C(r) se gradúa para que coincida con una dimensión de la pupila. Esta graduación puede lograrse variando apropiadamente la corrección refractiva introducida en la ecuación de la lente hiperópica. Por ejemplo, considere la graduación de una ablación para una pupila de 5 mm comparada con una pupila de 4 mm. Si la superficie asférica incluye una curvatura separada por ablación de 1,5D a 1,25 mm del centro de la lente asférica para la pupila de 5 mm, esta curvatura 1,5D será separada por ablación a 1,0 mm del centro de la lente asférica en una pupila de 4 mm. Esta graduación mantiene un equilibrio de la corrección de la visión de cerca y la visión de lejos acomodando la variabilidad individual en el tamaño de la pupila. Al graduar el perfil de corte C(r), la graduación de la zona óptica separada por ablación se incorpora a la tabla de tratamiento con láser.
Para el ejemplo mostrado en la Figura 8, los valores de s y R2 son variados para producir el valor correcto de compensación radial (s) y el ancho de la hendidura (2 x R2) de forma que el borde interno de la cuchilla 35 es movido por pasos desde cerca del centro de la ablación (comenzando a aproximadamente 0,6 mm del centro) hasta el borde de la zona óptica corregida a aproximadamente 2,5 mm. R1 (el radio del iris) se fija a un valor predeterminado (3 mm en un procedimiento específico), y s y R2 se eligen para anclar el borde de la ablación en el borde exterior de la zona de transición prevista de un radio de aproximadamente 5 mm. El número de los pulsos para cada posición sucesiva del borde interno se calcula para dar la profundidad deseada a partir de la ecuación de la lente hiperópica. Para un procedimiento que requiere el menor número de pulsos, el tratamiento termina tan pronto como el borde interno de la abertura alcance el límite de la zona óptica corregida. Inicialmente, el ancho de la hendidura se fija en un valor máximo y la lente de imagen 51 se coloca lateralmente al eje de rotación 52 de forma que el borde interno de la hendidura sea colocado a la distancia mínima del centro de la zona óptica y las intersecciones del diafragma iris 32 y el borde exterior de la hendidura sean colocadas sobre el borde exterior de la zona de transición prevista.
La imagen de la abertura está lista ahora para ser explorada sobre la superficie anterior de la córnea. Aunque son posibles diversas secuencias de exploración, la siguiente secuencia ha sido aplicada realmente con resultados efectivos. La posición radial a lo largo de la zona óptica se descompone en una serie de nodos discretos, equidistantes (típicamente separados 0,1 mm). El número de pulsos requeridos para separar el tejido por ablación para la profundidad de corte C(r) en el nodo adyacente al borde de la hendidura interna es calculado empleando
n = (\pi \text{*} \delta C(r_{n}) / \theta_{i} (r_{n}) \text{*} d)
donde n es el número de pulsos, \deltaC(r_{n}) es la diferencia entre la profundidad real de ablación a partir de pulsos anteriores y la profundidad deseada de la ablación en el nodo, \thetai (r_{n}) es el medio ángulo de la abertura r_{n} definido previamente. El perfil radial de ablación a partir de pulsos previos es calculado sumando la profundidad de la ablación a partir de posiciones y pulsos previos en cada nodo descrita por la ecuación 1. Para la posición inicial, \deltaC(r_{n}) = C(r). El número de pulsos requeridos para cada nodo subsiguiente se calcula para cada nodo adyacente a la cuchilla interna del cilindro a medida que la cuchilla se mueve hacia el borde de la zona óptica. Al determinar el número correcto de pulsos en cada nodo, el tratamiento tiene que ser alisado rotacionalmente para asegurar que esté correcto y libre de aberraciones.
La Figura 9 es una vista esquemática de la óptica del sistema de suministro en una realización. Como se aprecia en esta Figura, el rayo del láser 28 es reflejado por un primer espejo 71 y un segundo espejo 72, y entra en un integrador espacial 73, donde el rayo es modificado transversalmente. Se puede utilizar una óptica difractiva para modificar una sección transversal del rayo láser. El rayo modificado que sale del integrador espacial 73 es reflejado por los espejos 74 y 75 y pasa a través de un prisma de Dove 76 hacia el mecanismo de iris/hendidura 78 que contiene la hendidura de ancho variable y el iris de diámetro variable descritos anteriormente. El rayo perfilado que sale de la unidad 78 es reflejado por un espejo 79 y entra en la unidad de control de compensación de la imagen 80 que contiene la lente de imagen 51. La imagen perfilada compensada que sale de la unidad 80 es reflejada desde un espejo 82 hasta el ojo del paciente. Para alisar las fluctuaciones en la energía del rayo a través del área del rayo, el prisma de Dove 76 es montado de forma rotatoria, y típicamente rota durante la generación del rayo continuamente o entre pulsos.
Las realizaciones de la invención producen gran flexibilidad en la ejecución de varios tipos de correcciones en virtud del hecho de que el sistema puede programarse para acomodar a pacientes que tienen diferentes parámetros físicos del ojo y requerimientos de corrección refractiva y présbita. La configuración de ancho variable de hendidura/iris de diámetro variable es particularmente adaptable para ser usada en el tratamiento simultáneo de la presbicia, la hipermetropía, el astigmatismo hiperópico y las aberraciones refractivas irregulares. Para el tratamiento simultáneo de la presbicia, la hipermetropía y el astigmatismo hiperópico, la geometría de la ablación se soluciona como una función del desplazamiento radial y la posición angular de la imagen de la abertura alrededor del centro rotacional. Además, en todos los procedimientos que requieren alisar la zona de transición en la periferia de la zona de ablación, el diámetro del iris es variado en un rango predeterminado junto con la variación del ancho de la hendidura. Para la presbicia y las aberraciones refractivas, puede emplearse un dispositivo tal como un refractómetro descompuesto espacialmente o una máquina de topografía o ambos para cartografiar el contorno de la superficie irregular de la córnea para determinar las correcciones exactas de la superficie requeridas. Posteriormente, el ancho de la hendidura y el diámetro del iris pueden ser programados de forma que al esculpir la córnea se logre la geometría de la superficie asférica deseada en una córnea cicatrizada. Alternativamente, puede utilizarse un sensor de frente de onda para cartografiar las aberraciones refractivas irregulares del ojo. Una realización conveniente de tal sensor de frente de onda es el sensor de Hartmann-Shack descrito en la patente US No. 5.777.719.
Para cualquiera de los procedimientos de corrección específicos mencionados anteriormente, se construye una tabla de tratamiento. La tabla de tratamiento contiene el valor de todas las posiciones radiales y angulares discretas de los elementos optomecánicos empleados para explorar la imagen sobre la parte pertinente de la superficie corneal anterior. Esta tabla también contiene el número de pulsos del láser por posición. Una tabla de tratamiento típica contiene alrededor de aproximadamente 500 entradas diferentes.
La tabla de tratamiento para un procedimiento dado puede incorporar características especiales diseñadas para mejorar la eficacia del procedimiento. Por ejemplo, para algunos procedimientos (por ejemplo, la corrección hiperópica y présbita simultánea) puede ser beneficioso dejar sin tratamiento una pequeña zona centrada en la zona óptica. Esto puede hacerse limitando el movimiento de la cuchilla interna del cilindro para garantizar la oclusión en la pequeña zona de interés. El diámetro de la zona no tratada varía de aproximadamente 0,1 a 1,5 mm, preferiblemente es de alrededor de 0,5 a 1,0 mm y lo ideal sería alrededor de 0,7 a 0,9 mm. También, las tablas estándar se pueden construir para un procedimiento específico -por ejemplo, corrección hiperópica- para diferentes valores de corrección dióptrica, y estas tablas estándar se pueden guardar y combinar para realizar múltiples repeticiones de una o más tablas estándar para efectuar una corrección dióptrica dada. Por ejemplo, las tablas estándar se pueden crear para una corrección miópica para los valores de Dioptría 1/4, 1/2 y 1. Al emplear estas tablas, la corrección de Dioptría 3,75 consistiría en realizar tres veces la corrección de Dioptría 1 estándar, seguida de una corrección de Dioptría ½ y la corrección de Dioptría ¼.
Aunque las realizaciones de la invención se han descrito anteriormente con referencia específica a la ablación de una superficie corneal anterior, varias partes de la córnea pueden ser tratadas también empleando la invención. Por ejemplo, el epitelio puede ser eliminado mecánicamente raspando, como se hace usualmente en la queratectomía fotorefractiva, y la superficie expuesta puede ser separada por ablación. Además, la invención también puede utilizarse para la queratomiliosis láser de la laminilla corneal eliminada de la córnea. Este procedimiento se describe en la patente US No. 4.903.695, emitida el 27 de febrero de 1990, por "Method and Apparatus for Performing a Keratomileusis or the Like Operation" ("Método y equipo para realizar una queratomiliosis u operación similar").
Al aplicar las realizaciones de la invención a este procedimiento, se elimina físicamente de la córnea (completa o parcialmente) un colgajo del tejido corneal, el tamaño de la parte eliminada usualmente está en el rango de aproximadamente 8 a 10 mm de ancho y un grosor variable hasta 400 micrones. Este colgajo de tejido se elimina usualmente empleando un microquerátomo. A continuación, el colgajo se coloca en un accesorio conveniente - generalmente un elemento que tiene una superficie cóncava con la superficie anterior hacia abajo. Luego, se realiza la ablación requerida en la superficie inversa expuesta del colgajo, después de lo cual el colgajo separado por ablación es colocado de nuevo en la córnea. Alternativamente, después que el colgajo es retirado de la córnea, el tejido adherente expuesto del ojo puede separarse por ablación, después de lo cual el colgajo es adjuntado nuevamente al tejido adherente recién separado por ablación.
La técnica de dar forma a una córnea se ilustra en detalle en las Figuras 10-15. Estas figuras ilustran perfiles de ablación medidos, correcciones ópticas previstas y correcciones ópticas medidas de la superficie anterior de la córnea. En la Figura 10 se ilustra el efecto de la variación espacial de la ablación en la forma de la ablación. Una forma de ablación medida se traza como función de la posición radial sobre la zona óptica separada por ablación. Esta figura ilustra una zona óptica separada por ablación empleando un algoritmo de ablación que asume que una capa uniforme del tejido es retirada con cada pulso del rayo láser. La corrección óptica prevista es una corrección óptica +3 D 410. Sin embargo, la zona óptica separada por ablación 420 ilustrada es significativamente diferente. La zona óptica separada por ablación 420 es sobrecorregida en alrededor de 100% en la zona central de ablación 422. La zona óptica separada por ablación 420 es corregida en la zona periférica de ablación 424 en alrededor de 60%. La forma inicial de la zona óptica separada por ablación 420 se diferencia significativamente de la forma de la superficie anterior cicatrizada, y la forma cicatrizada corrige substancialmente el error refractivo hiperópico inicial del ojo.
La cobertura y la cicatrización de la superficie separada por ablación disminuye la diferencia entre la corrección óptica prevista y la corrección óptica de la superficie corneal anterior como se ilustra en la Figura 11. Una corrección óptica de la superficie corneal anterior medida se traza como función de la posición radial sobre una zona óptica separada por ablación. La corrección óptica anterior 430 de la córnea cicatrizada se corresponde más con la corrección óptica esférica +3 D prevista 410. Sin embargo, siguen habiendo errores entre la corrección óptica prevista 410 y la corrección óptica de la superficie anterior 430. La corrección óptica anterior central 432 es sobrecorregida en comparación con la corrección óptica esférica de +3 D prevista 410. Esta sobrecorrección de la corrección óptica central 432 es de aproximadamente 25% con respecto a la corrección óptica +3 D prevista, y se corresponde con una corrección de la visión de cerca 0,75 D a 2 mm. Sin embargo, la corrección óptica anterior periférica 434 es ligeramente subcorregida con respecto a la corrección óptica +3 D prevista. Esta corrección de la corrección óptica anterior periférica 434 proporciona apropiadamente la corrección de la visión a distancia. Por tanto, la corrección óptica anterior 430 es multifocal y proporcionará cierta corrección de la presbicia. Este efecto multifocal ocurre debido a que la forma separada por ablación compensa los cambios de la forma corneal a medida que la córnea cicatriza. La zona óptica separada por ablación periférica es sobrecorregida para proporcionar la visión a distancia en una córnea cicatrizada. La zona óptica central es sobrecorregida para proporcionar la visión de cerca en una córnea cicatrizada. Los sistemas de topografía corneal disponibles comercialmente miden las superficies corneales anteriores cicatrizadas. Ejemplos de tales sistemas incluyen el Atlas Corneal Topography System™ disponible en Humphrey Instruments de San Leandro, California y el PAR CTS System™ disponible en PAR Vision Systems Corporation de New Hartford, Nueva York.
En la Figura 12 se ilustra el efecto de la cobertura y la cicatrización corneal de una zona óptica separada por ablación. Esta figura ilustra la diferencia de forma entre una forma separada por ablación y la corrección óptica anterior final en la superficie anterior de la córnea. Esta diferencia de forma se describe como un cambio inducido por cicatrización 440 mostrado en la Figura 12. El cambio inducido por cicatrización 440 es ilustrado para un paciente tratado por +3 D de hipermetropía. La forma separada por ablación es rellenada parcialmente por cobertura y cicatrización para formar la corrección óptica anterior. Sin embargo, este relleno parcial no es constante sobre la zona óptica separada por ablación. El centro de la zona óptica separada por ablación muestra menos relleno que la zona óptica periférica. La zona óptica periférica es rellenada en alrededor de 50% mientras que la zona óptica central es rellenada en alrededor de 30%. Un relleno periférico 444 es mayor que un relleno central 442. La proximidad a la zona de transición separada por ablación provoca que la superficie óptica periférica sea de una forma diferente a la zona óptica periférica separada por ablación subyacente. Sin embargo, la superficie óptica central anterior está distante de la zona de transición separada por ablación. Por tanto, la forma de la superficie óptica central anterior se corresponde más con la forma de la zona óptica central separada por ablación. Con la cicatrización diferenciada mencionada anteriormente, una zona óptica separada por ablación para una forma sustancialmente esférica para corregir la hipermetropía cicatrizará en una forma asférica que corrige la presbicia.
Estimando el cambio inducido por cicatrización, se puede derivar una forma inicial superficial separada por ablación a partir de una forma de la superficie corneal anterior deseada y de un cambio inducido por cicatrización como se ilustra en la Figura 13. Por ejemplo, considere una corrección de la superficie anterior deseada 450 que corrige +3 D de hipermetropía y corrige la presbicia con una zona central que proporciona +3 D de corrección de la visión de cerca. La corrección de la superficie anterior deseada 450 también se ilustra en la Figura 13. Una forma de la superficie separada por ablación inicial 460 se calcula a partir del cambio inducido por cicatrización 440 y la corrección de la superficie anterior deseada 450. La forma inicial separada por ablación 460 para la corrección de la superficie anterior deseada 450 se ilustra en la Figura 13. La forma inicial separada por ablación 460 es sobrecorregida en relación con la corrección de la superficie anterior deseada. La forma inicial separada por ablación 460 se calcula multiplicando la corrección de la superficie anterior deseada 450 por la proporción de la forma separada por ablación 420 con respecto a la forma cicatrizada 430. Puede utilizarse un procesador para generar la forma separada por ablación en respuesta a la corrección deseada introducida por el operador del sistema, típicamente haciendo uso del ordenador incorporado de la estación de trabajo láser, la estación de trabajo PC, y/o la programación y el hardware de un ordenador externo.
La forma separada por ablación puede ser limitada o reducida con respecto a una corrección de la superficie anterior deseada para obtener la corrección de la superficie anterior deseada. El diámetro de la restricción relativa está entre aproximadamente 0,1 y 2 mm, preferiblemente entre alrededor de 0,2 y 1 mm e idealmente entre aproximadamente 0,3 y 0,7 mm. En una realización ejemplar esta restricción es aproximadamente de 0,5 mm como se ilustra en la Figura 14. Después de cubrir una característica de la superficie corneal separada por ablación (tal como una corrección de la presbicia) y permitir la cicatrización de una córnea, una corrección de la superficie anterior puede extenderse más allá de las dimensiones iniciales separadas por ablación de la característica superficial separada por ablación. La zona central separada por ablación 470 en la referencia 480 incluye la dimensión 472 a través de la zona separada por ablación central. La zona central separada por ablación 470 también incluye la elevación 474 con respecto a la referencia 480. La referencia 480 puede ser cualquier referencia conveniente tal como una superficie esférica de referencia en una superficie óptica anterior o una superficie separada por ablación. La cobertura de la zona central separada por ablación 470 y la cicatrización de la córnea formarán una superficie óptica anterior central 490. La superficie óptica anterior central 490 incluye la dimensión 492 a través de la superficie óptica anterior central y la elevación 494 con respecto a la referencia 480. Una dimensión 472 de 1,5 mm a través de la zona central separada por ablación 470 se extenderá típicamente a una dimensión 492 de 2 mm a través de la superficie óptica anterior central 490. Por tanto, para formar una superficie óptica anterior central de 2 mm, la zona central separada por ablación es restringida preferiblemente por una cantidad relativa de aproximadamente 0,5 mm. También, puede ser adecuado aumentar la elevación 474 de la característica separada por ablación en una cantidad relativa como se ilustra anteriormente. Por ejemplo, una ablación con el objetivo de producir una elevación superficial de 4 \mum 494 con respecto a una referencia 480 en la superficie anterior de una córnea cicatrizada puede ser sobreseparada por ablación como una elevación superficial de 8 \mum 474 con respecto a una referencia 480. Esta sobrecorrección de la característica separada por ablación es en una cantidad relativa de
4 \mum. La sobrecorrección relativa oscila entre aproximadamente 1 a 25 \mum. Una zona final de 2 mm de diámetro deseada en una superficie anterior para corregir la visión de cerca con 3 D por lo general puede tener una elevación de aproximadamente 4 \mum. Para corregir la presbicia empleando una forma cicatrizada de este tipo (es decir producir una zona central que tenga un diámetro de aproximadamente 2 mm y una elevación de aproximadamente 4 \mum en la superficie anterior de una córnea cicatrizada), una zona central de ablación que tenga un diámetro limitado de aproximadamente 1,5 mm y una elevación sobrecorregida de aproximadamente 8 \mum es separada por ablación sobre una superficie expuesta de la córnea. Aunque el término "diámetro" se utiliza para indicar una dimensión lateral de estas características (y en general en esta aplicación), se debe entender que es necesario que las características sean circulares.
En algunos casos, puede ser adecuado tratar la presbicia dejando sin tratar una región central de la zona óptica como se ilustra en la Figura 15. Una pequeña zona no tratada 500 centrada en la zona óptica 502 de una córnea separada por ablación tiene una dimensión 504 a través de la zona no tratada. La zona no tratada 504 es alisada mediante la cobertura y cicatrización de la córnea y contribuye a la formación de una superficie óptica anterior central que corrige la presbicia.
Las técnicas mencionadas anteriormente se pueden utilizar para calcular las formas iniciales de ablación para el tratamiento de condiciones además de la hipermetropía y la presbicia. Estas técnicas se pueden utilizar para calcular las formas iniciales de la ablación empleadas para tratar el astigmatismo, la miopía y las aberraciones refractivas irregulares del ojo. Por ejemplo, los términos de aberración del orden superior de una aberración refractiva irregular pueden ser sobrecorregidos en una superficie corneal separada por ablación para formar una superficie anterior en una córnea cicatrizada con una corrección óptica deseada de las aberraciones del orden superior.
La técnica antes mencionada de realización de una corrección óptica multifocal en la superficie anterior de la córnea se puede aplicar a ambos ojos de un paciente para proporcionar una corrección mejorada de la presbicia con visión binocular. La corrección de la presbicia preferiblemente cubre aproximadamente un rango de 3 D. Sin embargo, con la visión binocular este rango de corrección de la presbicia de aproximadamente 3 D puede ser tratado sometiendo cada ojo a una corrección óptica multifocal que tiene un rango de corrección de la presbicia menor que el rango completo de 3 D. En este caso, la refracción promedio de cada uno de los dos ojos es diferente para proporcionar una visión clara sobre el rango completo de 3 D. Un primer ojo se corrige para ver de cerca, y un segundo ojo se corrige para ver de lejos. La superficie óptica anterior multifocal proporciona un foco mejorado para objetos intermedios entre la visión de cerca y la de lejos. Por ejemplo, un ojo se trata para que tenga una refracción promedio de -0,75 D con un rango multifocal de foco de 1,5 D. Este ojo tiene un foco efectivo de 0 a -1,5 D. El otro ojo es tratado para que tenga una refracción promedio de aproximadamente -2,25 D con un rango multifocal de foco de 1,5 D. Este ojo tiene un foco efectivo de aproximadamente -1,5 D a -3 D. El rango efectivo del foco de los dos ojos combinados es alrededor de 3 D. El rango multifocal en cada ojo varía entre alrededor de 0,5 y 2,0 D, y está preferiblemente entre alrededor de 1,0 y 1,5 D. La diferencia entre la refracción promedio de los dos ojos varía entre alrededor de 0,5 y 2,5 D, y es preferiblemente entre alrededor de 1 y 2 D.
Aunque lo mencionado anteriormente proporciona una descripción total y completo de las realizaciones preferidas de la invención, si se desea se pueden emplear varias modificaciones, construcciones alternativas y equivalentes. Por ejemplo, aunque la invención se ha descrito con referencia específica al sistema de las Figuras 4 a la 9, si se desea se pueden emplear otros sistemas. Además, si se desea y son efectivos se pueden emplear láseres de otras longitudes de onda apropiadas que no sean el láser 28. También, para poner en práctica la invención se pueden emplear sistemas láser que operan con el principio de ablaciones térmicas, tales como láseres que tienen longitudes de onda que están en la parte infrarroja del espectro electromagnético. Además, aunque la colocación radial y angular del rayo perfilado se logra con la lente de imagen 51 en la realización preferida, si se desea pueden emplearse otros elementos de exploración óptica tales como espejos giratorios y prismas. Por tanto, la descripción y las ilustraciones mencionadas anteriormente no se deben interpretar como limitantes de la invención, que está definida por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (11)

1. Un sistema de cirugía oftálmica (14, 20) para realizar la ablación selectiva de una superficie corneal expuesta (200) de un ojo (30) para crear una forma asférica deseada (210, 215) para corregir la presbicia en la superficie óptica anterior de una córnea cicatrizada, el sistema comprende:
(i) medios (29) para dirigir un rayo láser a lo largo de una trayectoria; y
(ii) medios (73) para perfilar dicho rayo para producir un rayo perfilado con un centro;
caracterizado por
(iii) medios (51) para desplazar lateralmente el centro del rayo perfilado en una extensión predeterminada (D) con respecto a un eje óptico (52) efectuando así un desplazamiento lateral correspondiente del centro del rayo (55) en la superficie corneal (200) del ojo (30); y
(iv) un ordenador (10, 21) que es instalado para controlar dichos medios de desplazamiento lateral (51) de acuerdo con la tabla de tratamiento con láser (14) para mover dicho centro perfilado del rayo sobre un área de la superficie corneal (200) del ojo (30), donde dicha tabla de tratamiento con láser define una pluralidad de zonas de tratamiento óptico (231, 236, 241) en la superficie corneal (200) en la cual la superficie expuesta de la córnea debe ser separada por ablación, el ordenador está ajustado para graduar las zonas de tratamiento óptico de acuerdo con una dimensión de entrada de la pupila de dicho ojo (30), y ajustado para controlar un láser (28) para emitir pulsos de rayo láser para efectuar dicha ablación de dicha área de forma tal que forme una zona óptica separada por ablación (211) en el ojo (30) que tiene una forma apropiada para proporcionar dicha forma asférica deseada (210, 215).
2. Un sistema según la reivindicación 1, donde dicha dimensión de entrada comprende el área de la pupila, el diámetro de la pupila o el radio de dicha pupila, dicha graduación comprende un aumento de las zonas de tratamiento óptico definidas por los valores almacenados en dicha tabla para un aumento relativo en el área, diámetro o radio de la pupila, o una disminución de las zonas de tratamiento óptico definidas por los valores almacenados en la tabla para una disminución relativa del área, diámetro o radio de la pupila.
3. Un sistema de acuerdo a la Reivindicación 1 o la Reivindicación 2, donde la zona óptica separada por ablación (211) es seleccionable por un usuario del sistema.
4. Un sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, donde la zona óptica separada por ablación (211) comprende una zona (231) corregida para ver de cerca, y la zona (231) corregida para ver de cerca está graduada a una dimensión de una pupila.
5. Un sistema según la reivindicación 4, donde la zona óptica separada por ablación (211) comprende además una zona (241) corregida para ver de lejos.
6. Un sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, donde la zona óptica separada por ablación (211) comprende una zona central (470) para ver de cerca y la superficie óptica anterior comprende una superficie óptica central (490) para ver de cerca, dicha tabla de tratamiento con láser está configurada para sobrecorregir la zona central (470) con respecto a la superficie central (490).
7. Un sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, donde la zona óptica separada por ablación (211) comprende una zona central (470) para ver de cerca y la superficie óptica anterior comprende una superficie óptica central (490) para ver de cerca, la tabla de tratamiento con láser (14) restringe una dimensión (492) a través de la zona central con respecto a dicha superficie.
8. Un sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, donde la tabla de tratamiento con láser (14) está ajustada para proporcionar la corrección simultánea de la presbicia y de un error refractivo seleccionado entre el grupo que comprende la miopía, la hipermetropía, el astigmatismo y la aberración refractiva irregular.
9. Un sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, donde la zona óptica separada por ablación (211) difiere de una reformación deseada por un cambio relacionado con la cicatrización anticipada en la forma de la córnea.
10. Un sistema según la reivindicación 9, donde el ordenador (10, 21) genera el cambio de forma relacionado con la cicatrización en respuesta a la reformación deseada.
11. Un sistema según la reivindicación 9 ó 10, donde el cambio de forma relacionado con la cicatrización generada por el ordenador (10, 21) comprende la cicatrización diferencial de la córnea.
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