ES2326788T3

ES2326788T3 - Sistema para trazado de perfil corneal personalizado.

Info

Publication number: ES2326788T3
Application number: ES00971395T
Authority: ES
Inventors: Kristian Hohla; Gerhard Youssefi; Charles R Broadus; Timothy N. Turner
Original assignee: Technolas Perfect Vision GmbH
Current assignee: Technolas Perfect Vision GmbH
Priority date: 1999-10-21
Filing date: 2000-10-20
Publication date: 2009-10-20
Anticipated expiration: 2020-10-20
Also published as: ES2390397T3; US7237898B1; KR20020059635A; BR0015065B1; HK1110759A1; EP1221890B1; BR0015065A; AU1026401A; SG130030A1; DE60042339D1; CN101023860B; WO2001028410A1; CN1382027A; KR100797857B1; EP2092876A1; EP2092876B1; JP2003511183A; CN101023860A; EP1221890A1; AU778490B2

Abstract

Un sistema para determinar aberraciones refractivas de un ojo, que comprende: una herramienta de topografía corneal adaptada para proporcionar datos de topografía corneal del ojo (E); una herramienta de aberración de frente de onda adaptada para proporcionar datos de aberración de frente de onda del ojo (E); y una unidad computacional (104) adaptada para recibir los datos de topografía corneal y los datos de aberración de frente de onda y para desarrollar un ciclo de tratamiento refractivo basándose en uno de los conjuntos de datos y para modificar el ciclo de tratamiento refractivo basándose en el otro de los conjuntos de datos.

Description

Sistema para trazado de perfil corneal personalizado.

Campo técnico

La invención se refiere a sistemas de cirugía refractiva oftálmica y, más particularmente, a un sistema para combinar datos de aberración de frente de onda oftálmica y datos de topografía corneal oftálmica para crear un perfil de corrección de ablación personalizado.

Técnica antecedente

Durante los últimos años el campo de la oftalmología ha visto grandes progresos en el desarrollo de tratamientos refractivos que tienen por objeto corregir la visión de los ojos. Estas técnicas han evolucionado desde la primera técnica de queratotomía radial, en la que cortes en la córnea permitían a la córnea relajarse y remodelarse, hasta técnicas presentes que incluyen queratectomía fotorrefractiva ("PRK"), queratectomía lamelar anterior ("ALK") queratomileusis in situ por láser ("LASIK") y técnicas térmicas tales como queratoplastia térmica láser ("LTK"). Todas estas técnicas se esfuerzan para proporcionar una corrección relativamente rápida pero duradera de la visión.

Con el desarrollo y perfeccionamiento de estas técnicas, se ha hecho posible una precisión mayor en la corrección del error refractivo. En los primeros tipos de tratamiento, la precisión de la corrección era relativamente poco refinada. Por ejemplo, proporcionar corrección de hasta dentro de más o menos una dioptría de la corrección deseada para miopía, se consideraría un resultado excelente. Sin embargo, los tipos de tratamiento se han vuelto progresivamente mejores permitiendo corregir defectos más útiles. Ahora la miopía y la hipermetropía se pueden corregir hasta un grado alto de precisión con técnicas actuales y, usando láseres excímer, también se pueden corregir defectos de orden mayor, tales como asfericidad y astigmatismo irregular.

Al mismo tiempo, también han avanzado las herramientas de diagnóstico para determinar qué corrección se necesita. Empleando sistemas de topografía, se pueden determinar defectos de visión y corregir independientemente de su "regularidad". Tales técnicas se describen en la Patente de Estados Unidos Nº 5.891.132, titulada "Distributed Excímer Laser Surgery System", expedida el 6 de abril de 1999. Una diversidad de sistemas de topografía nuevos, sistemas de paquimetría, sensores de frente de onda y sistemas de detección de error refractivo global pueden detectar no sólo las cantidades de miopía, hipermetropía y astigmatismo, sino también aberraciones de orden mayor de las propiedades refractivas del ojo.

La detección de aberraciones de frente de onda en el ojo humano para tales propósitos como cirugía intraocular y fabricación de lentes de contacto y lentes intraoculares se describe, por ejemplo, en Liang et al, "Objective measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave-front sensor", Journal of the Optical Society of America, Vol. 11, Nº 7, julio de 1994, págs. 1-9. Esa técnica se resumirá con referencia a la Figura 1. Un haz de luz a partir de un diodo láser u otra fuente de luz adecuada se dirigen hacia la pupila e incide en la retina. Un haz (o frente de onda, como se describe en la Figura 1) se refleja mediante la retina y emerge desde la pupila. Típicamente, la luz entrante y emergente sigue una trayectoria óptica común; la luz entrante se lleva a la trayectoria óptica común con un divisor de haz. El haz emergente se aplica a un detector Hartmann-Schack para detectar las aberraciones. Un detector de este tipo incluye un conjunto de lentillas que rompen la luz en una serie de puntos y enfoca los puntos en un detector acoplado a carga (no mostrado en la Figura 1) u otro detector de luz de dos dimensiones. Cada punto se localiza para determinar su desplazamiento \Delta desde la posición que ocuparía en ausencia de aberraciones de frente de onda y los desplazamientos de los puntos permiten la reconstrucción del frente de onda y, por lo tanto, la detección de las aberraciones a través de técnicas matemáticas conocidas. En la Figura 1, \theta es la pendiente de frente de onda promediada localmente en frente del conjunto de lentillas y está relacionada con el desplazamiento de puntos y la longitud focal de lentilla por \theta = \Delta/f, como también será apreciado por los especialistas en la
técnica.

Las mejoras a la técnica de Liang et al se describen en J. Liang y D. R. Williams, "Aberrations and retinal image quality of the normal human eye", Journal of the Optical Society of America, Vol. 4, Nº 11, noviembre de 1997, págs. 2873-2883 y en la Patente de Estados Unidos Nº 5.777.719 de Williams et al. ("Williams"). Williams describe técnicas para detectar aberraciones y para usar las aberraciones detectadas de ese modo para cirugía ocular y la fabricación de lentes intraoculares y de contacto.

La publicación de Patente Internacional WO 99/27334 (Sol. Internacional PCT/US97/21688) ("Frey") describe una variación adicional usando óptica polarizante para controlar la dispersión de retorno desde las lentes en el conjunto de detector. Similar a Williams, Frey sugiere usar datos del sensor de frente de onda para desarrollar una corrección óptica para el ojo examinado. Más específicamente, la corrección óptica determinada de esta forma se limita a la apertura de la córnea medida por el sensor, por ejemplo, el círculo de 6 milímetros al que la pupila del ojo se dilató cuando se estaba midiendo el ojo. Fuera de esa área, Frey sugiere usar una zona de transición gradual de ablación parcial para minimizar cambios graves en la curvatura corneal y, por lo tanto, reducir la regresión.

Estos sistemas y técnicas de diagnóstico tienen el potencial de permitir la corrección de defectos tanto fundamentales como de orden mayor, especialmente cuando se usan con las técnicas de corrección refractivas aún más perfeccionadas, con la posibilidad de que la corrección de visión hasta mejor que 20/20 será algún día la norma. Sin embargo, se necesitan técnicas mejoradas para aplicar tecnología de diagnóstico avanzada a la cirugía refractiva.

El instrumento de medición de acuerdo con el documento JP-A-11137520 está provisto con una primera sección receptora de luz que recibe una pluralidad de flujos de luz convertidos por un primer elemento de conversión, una segunda fuente de luz que emite flujos de luz de una segunda longitud de onda, un segundo sistema óptico de iluminación que proyecta un indicador de un patrón prescrito en la córnea del ojo que se tiene que inspeccionar mediante el segundo flujo de luz de iluminación de la segunda fuente de luz, un segundo sistema óptico receptor de luz que recibe el segundo flujo de luz de iluminación reflejado por la córnea del ojo y lo guía hasta la segunda sección receptora de luz. La segunda sección receptora de luz recibe el segundo flujo de luz de iluminación desde el segundo sistema óptico receptor de luz. La forma de la córnea cerca del centro del ojo objeto se obtiene en base al ángulo de inclinación del flujo de luz obtenido por la primera sección receptora de luz y la forma de la córnea alrededor del ojo se obtiene en base a la posición receptora de luz del segundo flujo de luz de iluminación.

El documento WO-A-92/01417 se refiere a una medición de visión binocular automatizada y medida de corrección de las refracciones de cada ojo, la topografía de la córnea y la profundidad corneal holográfica. Un ordenador evalúa las características visuales y realiza cálculos de optimización óptica para determinar las formas corneales óptimas que proporcionarían a la persona capacidades de visión precisas. Un rastro de patrón cerrado óptimo de energía láser de bajo nivel de potencia induce la malaxación del tejido corneal. La energía láser se suministra a una diana de estroma en la córnea entre el epitelio y el endotelio. Los parámetros predeterminados se miden usando una técnica de moiré. Los datos representativos de un patrón marginal de entrada que incluye información de señal del margen y ruido se filtra en una técnica de transformación de Fourier para retirar ruido y fondo. En conjunto, se usa normalización de patrón para cuantificar datos del patrón.

Sumario de la invención

La invención está definida por las características de las reivindicaciones adjuntas. En el sistema y de acuerdo con las técnicas de realizaciones de la invención, una herramienta de diagnóstico de aberración de frente de onda para evaluación oftálmica está acoplada a una herramienta de topografía oftálmica. Los datos refractivos dentro de los límites de la pupila se recopilan mediante la herramienta de frente de onda y con datos que se prolongan más allá de los límites de la pupila recopilados por la herramienta de topografía. Después esta información se combina antes o después de emplearse para crear un tratamiento refractivo. Preferiblemente, este tratamiento se crea para un sistema de cirugía de láser excímer.

Realizaciones adicionales de la invención proporcionan técnicas adicionales para combinar datos de frente de onda y datos de topografía y para emplear ambos en el ciclo de tratar errores refractivos del ojo. En una realización, los datos de topografía permiten una pre-evaluación o pre-selección de pacientes basándose en una diversidad de criterios, tales como espesor corneal, asimetría corneal y parámetros similares. Si el paciente es un candidato adecuado, la herramienta de frente de onda se usa para capturar la aberración de frente de onda del ojo. Después, los datos de aberración del frente de onda capturados se usan para calcular un perfil de ablación. Después ese perfil de ablación se simula en los datos topográficos capturados del ojo y la ablación simulada resultante también se evalúa para determinar si el resultado (de nuevo, tal como espesor e irregularidad corneal) estará dentro de directrices aceptables. Por tanto, los datos topográficos que representan características refractivas físicas del ojo y datos de frente de onda que representan características refractivas ópticas globales del ojo se usan para evaluar y generar el perfil de ablación.

En otra realización, la topografía de las diversas características del ojo, tales como la parte frontal y posterior de la córnea y la parte frontal de lente, se captura mediante un sistema de topografía basado en elevación. Después se obtiene una ablación de frente de onda calculada basándose en esos datos de topografía usando un sistema de seguimiento de rayos. Después, una herramienta de frente de onda captura la aberración de frente de onda global de los componentes ópticos del ojo dentro del área de la pupila. Después, comparando el frente de onda calculado basándose en la topografía del ojo con el frente de onda capturado a partir de la herramienta de frente de onda dentro del área de la pupila, el frente de onda calculado obtenido topográficamente se "sintoniza" basándose en los datos de frente de onda capturados dentro del área de la pupila. Esto permite desarrollar un frente de onda global y tratamiento correspondiente, para áreas dentro y fuera del área de la pupila, mientras se "sintoniza" mediante los datos de frente de onda capturados dentro del área de la pupila. Debido a que los datos de frente de onda capturados capturan el error refractivo global de los componentes ópticos del ojo, mientras que los datos de topografía usados para calcular el frente de onda pueden carecer de la topografía de determinadas superficies, los datos de frente de onda capturados, de ese modo, proporcionan una buena base a la cual calibrar el frente de onda calculado.

En otra realización, para ojos extremadamente irregulares, en primer lugar se genera un ciclo de tratamiento usando los datos topográficos para intentar retirar asimetrías o irregularidades gruesas en el perfil refractivo. Una vez que se ha aplicado el tratamiento, entonces se realiza una evaluación refractiva con la herramienta topográfica o la herramienta de frente de onda o ambas, para proporcionar una base para la corrección refractiva adicional del ojo.

De forma similar, en ojos altamente irregulares, puede ser difícil capturar o determinar la fuente de centroides capturados por una herramienta de frente de onda. Los centroides pueden estar tan desplazados irregularmente que sea difícil de determinar qué centroide está asociado con qué parte del ojo. En un ojo de este tipo, los datos topográficos y el algoritmo de seguimiento de rayo permiten estimar el emplazamiento de centroide. Después, el sensor de frente de onda captura centroides y basándose en los centroides calculados a partir de los datos topográficos, los emplazamientos reales de centroide se asocian con áreas particulares del ojo. De esta manera, los datos de frente de onda de ojos incluso altamente irregulares se pueden capturar mejor.

Por tanto, todas estas diversas realizaciones permiten el uso de datos tanto de frente de onda como topográficos para desarrollar tratamientos refractivos. Además, diversos aspectos de estas realizaciones se pueden combinar o eliminar, pero en general, estas realizaciones son combinaciones alternativas que permiten el desarrollo de tratamiento refractivo basándose en datos tanto topográficos como datos de frente de onda.

De acuerdo con características adicionales de la invención, el sistema de topografía preferiblemente es una herramienta de topografía de lámpara de hendidura basada en elevación que determina la elevación de superficies refractivas dentro del ojo, incluyendo las superficies corneales tanto frontal como posterior. A partir de estos datos, el sistema de topografía preferiblemente emplea seguimiento de rayo para obtener una característica refractiva global del ojo, tanto dentro como fuera del área de la pupila.

Breve descripción de los dibujos

La Figura 1 ilustra principios implicados en medición de frente de onda;

La Figura 2 es un diagrama que ilustra perfiles de ablación combinados desarrollados a partir de datos de frente de onda y a partir de datos de topografía de superficie;

La Figura 3 es una representación transversal de un ojo, así como herramientas de diagnóstico asociadas usadas para determinar características refractivas particulares del ojo;

Las Figuras 4A y 4B son diagramas de flujo que ilustran tanto flujo de evaluación de paciente como flujo de procesos/datos de un sistema de tratamiento combinado de topografía/frente de onda de acuerdo con realizaciones de la invención;

La Figura 5 es un diagrama de bloques de un sensor de frente de onda preferido para uso en un sistema de acuerdo con la invención;

La Figura 6 es un diagrama de flujo que ilustra la adquisición de datos de datos de imagen del iris y el uso de los datos para un tratamiento de láser posterior;

Las Figuras 7A, 7B y 7C son diagramas de flujo de bloques que ilustran la adquisición de datos de iris junto con datos de características refractivas, la generación de un tratamiento basándose en esos datos y el uso de esos datos de tratamiento junto con una imagen del iris para realizar cirugía con láser;

La Figura 8 es un diagrama que ilustra diversas características de un ojo que se pueden usar como iris característico;

La Figura 9 es un diagrama de flujo que ilustra el uso de datos de iris almacenados y datos de iris de formación de imágenes para traducir un tratamiento deseado en un tratamiento real;

La Figura 10 es un diagrama de flujo que ilustra una técnica alternativa que emplea datos de iris almacenados para alinear un tratamiento;

Las Figuras 11A y 11B son imágenes de presentación de ilustran la técnica de la Figura 9;

La Figura 12 es una ilustración de un seguimiento óptico de rayos para determinar una aberración ocular;

La Figura 13 es una ilustración esquemática de determinación de longitud de trayectoria óptica de un ojo miope e hipermétrope; y

La Figura 14 es un diagrama que ilustra el cálculo de parámetros de seguimiento de rayos para determinar diferencia de trayectoria óptica.

Modo o modos para realizar la invención

Los sistemas de topografía de superficie corneal producen datos de topografía de superficie independientemente de la cantidad de dilatación de la pupila, pero el área sobre la cual los sensores de frente de onda recogen datos está limitada por la dilatación de la pupila cuando se toma la medición. Los sensores de frente de onda miden efectos refractivos de elementos ópticos que están en la trayectoria óptica. De acuerdo con determinados aspectos de la invención, un sistema de topografía de superficie corneal mide un área de superficie más grande que la pupila dilatada, mientras que un sensor de frente de onda mide una parte central dentro del área de la pupila. La técnica se ilustra en la Figura 2, en la que se combinan perfiles de ablación basados en datos de frente de onda y datos de topografía de superficie. La Figura 2 muestra un perfil de ablación 162 basado en topografía de superficie desarrollado a partir de datos de topografía de superficie. Estos datos son válidos incluso fuera de la pupila, ilustrados como un diámetro pupilar 160. Para comparar, un perfil de ablación basado en frente de onda 164 desarrollado a partir de datos de frente de onda generalmente sólo es válido dentro del área del diámetro de la pupila 160. Por tanto, los dos se ilustran como un perfil de ablación combinado 166 usando el perfil de ablación basado en frente de onda 164 dentro del diámetro pupilar 160 y usando el perfil de ablación basado en topografía de superficie 162 fuera del diámetro pupilar 160. En este ejemplo, cada perfil de ablación se calcula en primer lugar a partir de los datos correspondientes antes de combinar los perfiles. Otras técnicas podrían combinar de forma alternativa los datos capturados antes de que se calculara un perfil de ablación en sí mismo. Los sistemas de topografía basados en elevación tales como el sistema de topografía ORBSCAN II® disponible en Bausch & Lomb/Orbtek, Inc. de SALT Lake City, Utah, son especialmente provechosos cuando se usan con el sensor de frente de onda. Sin embargo, otros sistemas de topografía, tales como sistemas basados en curvatura, podrían ser útiles en la práctica de esta invención, aunque preferiblemente mediante la medición de más de sólo la superficie frontal del ojo. Otros tipos de sistemas que son útiles incluyen sistemas de cámara duales tales como los descritos en las Patentes de Estados Unidos Nº 5.159.361 y 4.995.716.

El sistema de topografía ORBSCAN II® es un sistema de topografía de barrido de hendidura basado en elevación que mide simultáneamente ambas superficies de la córnea así como la parte frontal de la lente y el iris. Cada superficie medida se puede presentar como mapas de elevación, inclinación, curvatura o potencia. También se obtiene un mapa corneal completo de paquimetría a partir de las superficies medidas de la córnea. Se pueden usar cálculos ópticos de seguimiento de rayos para determinar el efecto visual de los diversos componentes ópticos dentro del segmento anterior ocular. Las mediciones de topografía ORBSCAN II® se basan en reflexiones difusas en lugar de reflexiones especulares, para detectar con precisión la altura de superficie en lugar de la curvatura de superficie. El uso de una imagen reflejada de forma especular a partir de un placido u otra diana reflectiva para medir la pendiente de superficie se puede usar en combinación con medición de reflexiones difusas como será evidente para los especialistas en la técnica. Para descripciones ilustrativas del sistema de topografía basado en elevación ORBSCAN II®, véanse las Patentes de Estados Unidos Nº 5.512.965 y 5.512.966 de Richard K. Snook. Se puede efectuar la transición de los datos del sistema ORBSCAN II® de forma precisa y sin restricciones en los datos refractivos globales a partir del sensor de frente de onda.

También es posible que los datos del sensor de frente de onda se usen para "calibrar" datos en el sistema de topografía. Debido a que el sensor de frente de onda describe el error refractivo global en el ojo, puede permitir al software del sistema de topografía correlacionar una topografía de superficie en cualquier punto particular con un error refractivo global (determinado mediante un sensor de frente de onda) asociado con esos puntos. Calibrados de ese modo, los datos del sistema de topografía después se pueden usar para crear un perfil de error refractivo global.

Como otro ejemplo, se pueden combinar los datos de diversas herramientas de diagnóstico para proporcionar un modelo global de los elementos ópticos en el ojo. Por ejemplo, un sistema de topografía de superficie corneal podría proporcionar datos de superficie, un sistema ultrasónico podría proporcionar datos de espesor corneal y un sensor de frente de onda podría proporcionar datos de error refractivo global. "Sustrayendo" los efectos de los datos de superficie y los datos de espesor, los elementos ópticos después de la córnea se pueden modelar de este modo usando los diversos conjuntos de datos. Además, la formación de imágenes ultrasónicas y tomografía de coherencia óptica (OCT) permite medir no sólo la topografía de superficie (superficie anterior) sino también la interfaz epitelial-estromal. Debido a que la capa de estroma es la capa de tratamiento real, la interfaz estromal es la superficie importante para predecir el tejido estromal que subyace por debajo.

Pasando a la Figura 3, se muestra una vista de sección transversal del ojo E que incluye una córnea 450, una lente 456 y una retina 458. La córnea 450 incluye un número de capas, tales como epitelio 452 y estroma 454. Estos diversos componentes, particularmente la córnea 450 y la lente 456, se combina para formar una potencia refractiva global (óptica) y una característica refractiva del ojo E. Varios factores pueden contribuir a errores refractivos (por ejemplo, aberración de frente de onda), que incluyen, pero sin limitación, irregularidades en la córnea 450 o en la lente 456 y la distancia (por ejemplo, en el sentido de una aberración de desenfoque) desde la córnea 450 y la lente 456 hasta la retina 458.

En la Figura 3 también se ilustran anotaciones que indican diversos tipos de herramientas de diagnóstico adecuadas particularmente para analizar características refractivas y de otro tipo de partes particulares del ojo E. Estas herramientas pueden proporcionar diferentes tipos de datos para partes o componentes diferentes del ojo E. Por ejemplo, las técnicas de ultrasónicas 460 pueden determinar típicamente el espesor del epitelio 452 y el estroma 454, que proporcionan el espesor global de la córnea 450. Existe una diversidad de técnicas de ultrasonido que se pueden usar, incluyendo un paquímetro así como una técnica descrita en la Patente de Estados Unidos Nº 5.293.871, titulada "System for Ultrasonically Determining Corneal Layer Thickness and Shape", expedida el 15 de marzo de 1994.

Los sistemas de topografía de superficie corneal 462 proporcionan y analizan típicamente la topografía de superficie corneal. Los sistemas de topografía, tales como el hecho previamente ORBSHOT^{TM} por Orbtek y System 2000 por EyeSys, muestran típicamente una resolución muy alta, pero están limitados a la superficie del epitelio 452 de la córnea 450.

Una herramienta de diagnóstico refractivo combinada 464, tal como el sistema de topografía ORBSCAN II® por Orbtek, típicamente determina y analiza una diversidad de espesores y superficies dentro del ojo. Esto puede incluir el espesor de la córnea 450, la topografía de superficie de la córnea 450, la superficie de lente 456, la distancia desde la lente 456 hasta la córnea 450 y la distancia desde esta óptica frontal del ojo hasta la retina 458.

Finalmente, en la Figura 3, un sensor de frente de onda, ilustrado por 466, tal como el sensor de frente de onda 102 descrito previamente o el sensor de frente de onda en Williams, proporciona datos sobre las aberraciones refractivas globales del ojo, mostrados como un perfil de frente de onda aberrado (datos) 468. Las técnicas de sensor de frente de onda son de naturaleza empírica con referencia a las características del frente de onda de luz externa al ojo que se reflejó desde la retina 458 en lugar de con las características físicas de cualquier componente óptico particular del ojo E.

Pasando a las Figuras 4A y 4B, ilustrados respectivamente, están un diagrama de flujo de paciente 500 y un diagrama de flujo de proceso/datos 550 que ilustran realizaciones de acuerdo con la invención en las que tanto datos topográficos como datos de frente de onda se combinan para desarrollar un tratamiento para corrección refractiva del ojo. Preferiblemente, el sistema de topografía es un sistema de topografía ORBSCAN II® por Orbtek, el cual, como se ha descrito anteriormente, proporciona la topografía basada en elevación de diversas superficies. Además, el sistema de topografía puede emplear un módulo de seguimiento de rayos para calcular un frente de onda basándose en los componentes físicos del ojo como se ha determinado mediante el sistema de topografía. Sin embargo, el sistema de topografía ORBSCAN II® no determina la estructura física de todos los componentes del ojo, de manera que se determina una "refracción global", tal como a partir de la refracción manifiesta del paciente, como una "línea basal" a partir de la cual el módulo de topografía Rayscan determina la aberración de frente de onda global del ojo del paciente.

Junto con esta herramienta de topografía, una herramienta de frente de onda tal como el sensor de frente de onda 102 descrito previamente o el sensor de frente de onda en Williams u otros, proporciona datos de la aberración de frente de onda refractiva. Estos datos tienen la ventaja de determinar las características refractivas globales del ojo, mientras que el sistema basado en topografía puede carecer de parámetros físicos de determinados componentes útiles para calcular la aberración de frente de onda de los ojos de un paciente, tal como la forma de la superficie posterior de la lente y las características refractivas ópticas exactas del material corneal.

Pasando a la Figura 4A, en una evaluación y tratamiento típicos, se toma en primer lugar un examen topográfico del ojo del paciente y se usa para exploración en una etapa 502. Debido a que el sistema de topografía puede determinar determinados parámetros tales como espesor corneal, protuberancia y otros parámetros físicos que podrían conducir a un rechazo total, los ojos inadecuados físicamente se rechazan en una etapa 504, de manera que ojos físicamente inadecuados inicialmente se rechazan como se ha indicado mediante el candidato rechazado en la etapa 506.

Sin embargo, si la evaluación topográfica determina que las características físicas del ojo del paciente pueden ser adecuadas para desarrollar un ciclo de tratamiento refractivo, entonces los datos topográficos se usan para determinar si el ojo es inadecuado para uso de una herramienta de frente de onda, es decir, si el ojo es un ojo "difícil" o "malo". En un caso de este tipo, los datos de topografía se pueden usar en lugar de los datos de frente de onda capturados para generar un ciclo de tratamiento deseado. El paciente progresa a una etapa 510, donde los perfiles de ablación apropiados se determinan basándose en los datos de topografía para el ojo. Se observa que como que se ha descrito más adelante junto con la Figura 4B, si el tratamiento inicial basándose en los datos topográficos da como resultado un ojo "bueno" mucho mejor, se puede realizar un ciclo de tratamiento posterior basándose en datos de topografía y datos de frente de onda combinados. Pero en general, comenzando con un ojo "malo", el ciclo de tratamiento se desarrolla usando la topografía basada en elevación y después la ablación se realiza en una etapa 512. Si (etapa 514) se determina que el resultado es bueno, ocurre un resultado de paciente favorable en la etapa 516. Si en la etapa 514 se determina que el resultado no es óptimo, se realiza otro examen topográfico en la etapa 518 para determinar si el tratamiento adicional sería útil (etapa 520). Si no, el resultado del paciente, aunque no sea óptimo, es final en la etapa 522. Pero si lo es, se planifica otra ablación basada en elevación en la etapa 510. Se observa que en este último ciclo, si la evaluación topográfica en la etapa 518 indica que el ojo ya no es un ojo "malo", es posible volver a la etapa 508, donde se desarrolla un ciclo de tratamiento basado en frente de onda.

Mientras que la realización anterior describe una ablación basada sólo en topografía para ojos "malos", otros enfoques pueden usar resultados de frente de onda incluso para ojos "malos". El punto es que se pueden indicar ciclos de tratamiento diferentes para ojos irregulares a diferencia de ojos más convencionales. Por ejemplo, se puede desear realizar una corrección multietapa para tales ojos "malos", como se ha descrito en la solicitud en trámite simultáneo del cesionario "Method and Apparatus for Multi-Step Correction of Ophthalmic Refractive Errors".

Se observa que puede pasar un periodo de tiempo entre estas evaluaciones. El tejido estromal que se corta cuando se crean colgajos en un procedimiento de LASIK generalmente no sana, de manera que un colgajo se puede volver a levantar fácilmente. Por tanto, después que el edema normal en el ojo del paciente baja después de algún periodo de días, entonces el paciente se puede evaluar para determinar en primer lugar si su ojo es todavía bueno o malo y en segundo lugar, si el tratamiento adicional sería beneficioso.

Supóngase que en la etapa 508 el paciente no tiene un "ojo malo", después de la evaluación inicial en la etapa 504 o tal vez después de la evaluación en la etapa 508. En ese caso, se desarrolla un ciclo de tratamiento de topografía de frente de onda combinado. Avanzando a la etapa 524, se realiza un frente de onda y examen en el ojo del paciente. Esto preferiblemente se realiza usando refracción manifiesta (es decir, sin dilatar el ojo) aunque se puede usar refracción ciclopléjica, (es decir, con dilatación del ojo del paciente y paralización correspondiente del reflejo de acomodación). En este caso, es preferible esperar aproximadamente 15 minutos después de la dilatación para que disminuyan las aberraciones inducidas por la dilatación. En la etapa 526, la refracción de frente de onda capturada se compara con la refracción subjetiva real del paciente. Si existe una diferencia significativa, el tratamiento se puede terminar si el doctor lo desea, dando como resultado un candidato rechazado en la etapa 506. Determinadas diferencias, como se ha descrito junto con la Figura 4B, se pueden usar para calibrar e igualar los dos conjuntos de datos. Por ejemplo, las aberraciones de segundo orden (esfera y cilindro) se pueden modificar a escala hasta el valor deseado para igualar los datos refractivos o para otros propósitos.

Si los datos de frente de onda capturados tienen una correspondencia razonable con la refracción subjetiva del paciente, en lugar de ello el procedimiento avanza a la etapa 528, donde se planifica la ablación. Como se ha descrito más adelante junto con la Figura 4B, esto se puede generar de una diversidad de formas, tales como a partir de los datos de frente de onda capturados solos o a partir de una combinación de los datos de frente de onda capturados y de topografía. Después el procedimiento avanza a la etapa 530, donde se realiza la ablación. Después, en la etapa 532, un resultado positivo produce un resultado aceptable del paciente en la etapa 516. Si no, el paciente se puede evaluar adicionalmente para determinar perfiles de ablación basados en elevación en la etapa 510, descrita anterior-
mente.

Sin embargo, en el ciclo del tratamiento global se apreciará que las características físicas del ojo obtenidas mediante los datos de topografía permiten una evaluación inicial del paciente para el tratamiento. Después, los datos de topografía solos o los datos de topografía y datos de frente de onda capturados se usan en conjunto para desarrollar el ciclo de tratamiento global para el ojo.

Se apreciará adicionalmente que se puede usar una diversidad de tipos diferentes de sistemas de topografía u otros sistemas para desarrollar características físicas del ojo (tales como paquímetros y similares) en lugar del sistema de topografía. Además, la herramienta de frente de onda capturado puede incluir una diversidad de sistemas de tipo de frente de onda capturado, que incluyen un sistema Hartmann-Shack descrito por Williams, sistemas de exploración, una diversidad de tipos diferentes de sistemas de frente de onda capturados.

Pasando a la Figura 4B, se muestra el diagrama de flujo de proceso/datos típico 550 asociado con el diagrama de flujo de paciente 500 de la Figura 4A. El diagrama de flujo de proceso/datos 550 de la Figura 4B está dirigido más particularmente a flujo de datos típicos para datos de topografía y datos de frente de onda capturados para desarrollar un ciclo de tratamiento refractivo. Como se ha descrito anteriormente, junto con la Figura 4A, el flujo de datos comienza con un examen de topografía en la etapa 552, con los datos topográficos (preferiblemente datos de elevación para superficies múltiples) produciéndose como resultado de ese examen que se está revisando en la etapa 554 para idoneidad. Los datos se pueden examinar tanto manualmente como automáticamente y en combinación con otros datos para determinar la idoneidad del ojo del paciente para un tratamiento refractivo. Una córnea que sea demasiado delgada, un ojo que sea demasiado irregular u otros criterios pueden conducir a rechazar el paciente, mostrado como en la etapa 556. Sin embargo, si el ojo es adecuado para tratamiento los datos de topografía se remiten a una etapa 558 para una evaluación de si el mismo es un ojo sencillo o difícil. Esta determinación, también se puede basar en una diversidad de criterios y puede ser automática, manual o alguna combinación con, por ejemplo, el doctor evaluando los datos de topografía presentados. Si el ojo es un ojo "difícil" o "malo" en la etapa 558, el flujo de datos avanza a una etapa 560, donde los datos de topografía junto con, por ejemplo, datos de agudeza visual convencionales basados en examen cualitativo se emplean para desarrollar un ciclo convencional de tratamiento refractivo basándose en los datos de elevación. Típicamente, un perfil de ablación basado en elevación de este tipo sólo depende de tanto la refracción del paciente como del mapa de elevación de la superficie del ojo para determinar tanto una potencia corneal esférica postoperatoria deseada, como un perfil de ablación para producir esa potencia. Sin embargo, un sistema basado en elevación de este tipo podría tomar en cuenta astigmatismo lenticular, por ejemplo, si el perfil de lente se captura mediante el sistema basado en elevación. Este enfoque basado en topografía puede ser adecuado donde un sensor de frente de onda no puede proporcionar datos fiables debido a problemas con el ojo del paciente. Tales problemas pueden incluir irregularidades y una diversidad de afecciones diferentes que afectan la capacidad de capturar realmente el frente de onda capturado refractivo global.

Como parte de desarrollar este ciclo de tratamiento refractivo, se desarrolla un patrón de disparos de láser apropiado u otra técnica de tratamiento refractivo, el tratamiento se simula y el cambio resultante en el perfil corneal se presenta al doctor. Debido a que el perfil de superficie del ojo inicial se conoce a partir de los datos de topografía y debido a que el efecto del ciclo de tratamiento refractivo se conoce, el perfil, espesor y otras características de topografía física del ojo resultantes son de cierta forma predecibles y se pueden presentar al doctor. Si el doctor decide no continuar con un ciclo de tratamiento basándose en esta presentación, el procedimiento completo se puede terminar.

Si el doctor decide continuar con el tratamiento, en la etapa 562 el doctor realiza la ablación. El ciclo de tratamiento desarrollado en la etapa 560 se puede transmitir al sistema láser en la etapa 562 en una diversidad de maneras o el cálculo se podría realizar como parte del sistema láser. La Patente de Estados Unidos Nº 5.891.132 de Hohla describe un sistema distribuido en el que los ciclos de tratamiento se transmiten de emplazamiento a emplazamiento para utilizar mejor los recursos; se puede implementar un sistema similar para el enrutamiento de los diversos datos refractivos y de perfil de ablación en el sistema descrito. En cualquier caso, las ablaciones se realizan en la etapa 562, ya sea PRK, LASIK u otro ciclo de tratamiento refractivo. Avanzando a la etapa 564, los resultados se evalúan. Esta evaluación puede basarse en evaluación de topografía, una evaluación de frente de onda capturado u otras evaluaciones refractivas. Si la agudeza visual resultante está dentro de los límites deseados, el ciclo de tratamiento del paciente llega a su fin como se ilustra en la etapa 566. Las evaluaciones de seguimiento pueden supervisar la regresión u otros cambios, tanto para bien como para mal.

Si en la etapa 564 se determina que los resultados no son óptimos, el paciente se puede evaluar para mejoras adicionales en la etapa 568. De nuevo, esto se puede determinar basándose en los mismos datos recogidos en la etapa 564 o, tal vez, basándose en datos adicionales. Por ejemplo, en la etapa 564 la refracción manifiesta del paciente se puede determinar usando tablas optométricas y se pueden recopilar datos topográficos. En la etapa 568, esos datos se analizan y, si se desea, se pueden recopilar datos de frente de onda capturado adicionales. Después los datos se evalúan para determinar si son posibles mejoras adicionales para el ojo. En este punto, si las mejoras no son posibles, la visión del paciente se ha corregido tanto como es posible, de manera que el ciclo de tratamiento finaliza en la etapa 570. Sin embargo, si las mejoras son posibles, se planifica de nuevo una ablación basada en elevación en la etapa 560. Como alternativa y no mostrado, si los resultados evaluados en las etapas 564 y 568 indican que el ojo ya no es un ojo "difícil", entonces en lugar de ello se podría desarrollar un ciclo de tratamiento combinado de frente de onda/topografía comenzando en la etapa 572.

Los datos recogidos en cada etapa se pueden remitir para evaluación. Es decir, por ejemplo, en la evaluación de resultados de la etapa 564, cualquier dato recogido se podría usar en la etapa 568 para determinar mejoras posibles. Puede ser deseable esperar un periodo de tiempo hasta que el ojo se haya estabilizado adicionalmente antes de recoger los datos finales para un ciclo de tratamiento siguiente, pero en general, cualquier dato capturado se puede conservar para una etapa futura. También es deseable conservar estos datos capturados para estudios clínicos y evaluación de resultados empíricos. Recogidos en una base de datos, estos datos forman un depósito excelente de información clínica acerca de los efectos reales de determinados ciclos de tratamiento sobre el ojo, permitiendo ajustar los nomogramas para proporcionar conexión refractiva aún mejor para pacientes futuros.

La etapa 572 se comienza cuando el ojo no es un ojo difícil en la etapa 558 o, posiblemente, a partir de la etapa 568 si un tratamiento previo ha dado como resultado un ojo "fácil". En esta realización, en primer lugar se realiza seguimiento de rayos sobre los datos topográficos de ORBSCAN II® para desarrollar un frente de onda calculado. Este frente de onda calculado se basa en las topografías físicas de componentes ópticos del ojo en lugar de ser un frente de onda real capturado mediante una herramienta de frente de onda. Este frente de onda calculado permite además el cálculo de centroides de frente de onda pronosticados cuando se capturan los datos de frente de onda reales. Esto permite que los datos de frente de onda capturados se evalúen mejor y que se puedan usar frentes de onda más variados mediante la herramienta de frente de onda. En la etapa 574, los centroides de hecho se calculan y estos datos preferiblemente se suministran a la herramienta de frente de onda en la etapa 576 para ayudar a la herramienta de frente de onda a determinar la fuente de puntos reales. En muchos casos, los centroides de frente de onda capturado serán lo suficientemente regulares de manera que los datos de frente de onda calculado no sean necesarios, pero la interacción de los dos sistemas en la etapa 574 y 576 permite mayor flexibilidad en el uso de herramientas de frente de onda para determinar la corrección refractiva.

El examen de frente de onda en la etapa 576 captura datos de frente de onda en la etapa 578 dentro del área de la pupila del ojo del paciente. Muchos doctores prefieren basar la corrección refractiva en refracción manifiesta a diferencia de refracción ciclopléjica y, por tanto, el área de la pupila puede ser relativamente pequeña cuando se capturan los datos de frente de onda, pero esta área pequeña de datos puede proporcionar error refractivo completo altamente preciso dentro del área de la pupila. Después estos datos se proporcionan de nuevo a los datos de topografía en la etapa 580, donde el frente de onda calculado basado en topografía se "calibra" o "sintoniza" basándose en el frente de onda capturado real. Debido a que un frente de onda basado en ORBSCAN II® es un frente de onda calculado analíticamente en el que el sistema de topografía no conoce todos los parámetros físicos del ojo, los datos de frente de onda capturado se pueden usar dentro del área de la pupila para sintonizar y ajustar los datos de topografía dentro de esa área de la pupila. Basándose en el ajuste necesario dentro del área de la pupila, los datos de frente de onda calculados basados en topografía después se sintonizan de forma correspondiente fuera del área de la pupila. Esto permite un ajuste basado en "frente de onda capturado" para el frente de onda calculado basado en ORBSCAN II®. Como alternativa, usando un cuarto oscuro, por ejemplo, se puede determinar un frente de onda a partir de un área de pupila más grande sin inducir cicloplejia. En este caso, los datos se podrían usar sin los datos de topografía o se podrían usar en combinación con los datos de topografía.

Además, los datos de frente de onda capturado real se pueden comparar con los datos de frente de onda calculado para asegurar que no haya discrepancias grandes en los frentes de onda. Tales discrepancias podrían indicar, por ejemplo, una irregularidad grande en la óptica del ojo no reconocida por los datos topográficos o de frente de onda y podría sugerir que no se continuara el procedimiento. Por ejemplo, los datos topográficos asumen una lente bastante regular. La corrección de un ojo con una lente altamente irregular podría crear problemas si ese lente se reemplazara posteriormente como parte de una cirugía de cataratas, por ejemplo. Asumiendo que el frente de onda dentro el área de la pupila capturado por el sistema de frente de onda y el frente de onda en el área de la pupila calculado por el sistema de topografía sean relativamente próximos, (y próximos a la refracción determinada de forma subjetiva), aunque tal vez a una escala diferente, entonces el ciclo de tratamiento avanza. Por tanto, todas estas fuentes de datos en conjunto actúan como una verificación cruzada de cada una.

Avanzando a la etapa 582, el frente de onda medido por la herramienta de frente de onda se une con el frente de onda calculado basado en ORBSCAN II®. Esto se puede realizar en una diversidad de formas. El frente de onda ORBSCAN II® se puede sintonizar o modificar a escala, basándose en los datos de frente de onda medidos reales como se ha descrito anteriormente o el frente de onda medido se puede usar dentro del área de la pupila y el frente de onda calculado usarse fuera del área de la pupila. Se combinen como se combinen estos datos, después el frente de onda global se proporciona al software de ablación en la etapa 584 que calcula un ciclo de tratamiento apropiado para corregir el error de frente de onda. Esto puede ser completamente automatizado o, tal vez, parcialmente automatizado y parcialmente manual.

Basándose en estos cálculos, se proporciona un ciclo de tratamiento en la etapa 586 para realizar la ablación. Este ciclo de tratamiento se compara con un ciclo de tratamiento basado en elevación pura (tal como el calculado en la etapa 560) para asegurar que los resultados no sean altamente dispares, lo que podría indicar problemas para realizar un tratamiento en el ojo. También, esta etapa actúa como una comprobación cruzada. Además, se realiza preferiblemente una simulación del ciclo de tratamiento en la topografía según se ha determinado por el sistema de topografía para determinar y presentar una topografía resultante y para verificar que los parámetros resultantes del ojo tratado estén dentro de normas aceptables.

Avanzando a la etapa 590, después se realiza la ablación. Después de que se realiza la ablación, se realiza una evaluación de seguimiento postoperatoria similar en la etapa 564 y se pueden realizar ciclos de tratamiento posteriores basándose en topografía o frente de onda capturado.

El sistema informático empleado por el sistema de topografía, la herramienta de frente de onda y la herramienta de generación de perfil de ablación pueden estar separados, se pueden conectar en red, se pueden combinar o cualquier combinación de las mismas. Por ejemplo, en una implementación típica, tanto la herramienta de topografía basada en elevación ORBSCAN II® como la herramienta de frente de onda emplearían una unidad computacional compartida que recopila datos a partir de ambos y presenta esos datos en una pantalla única. Como alternativa, sin embargo, cada herramienta podría tener su propio sistema informático y pantalla, pasando los datos hacia atrás y hacia adelante. Además, el ciclo de tratamiento se podría generar en el mismo sistema, en un ordenador personal autónomo o dentro del sistema láser en sí mismo. Otras alternativas para distribución del cómputo y presentación de estos sistemas diversos son posibles.

Se pueden usar diversas técnicas de frente de onda y sensores de dispositivos asociados en la práctica de esta invención y la siguiente descripción tiene por objeto ser ilustrativa y no limitante. Como se ha descrito anteriormente, el sensor de tipo Hartmann-Shack emplea un conjunto de lentillas para desarrollar una imagen de varios puntos en un detector. Los desplazamientos de los puntos están relacionados con pendientes localizadas del frente de onda. La forma en que los mismos se ajustan a la primera derivada de los polinomios de Zernike proporciona los datos de aberración de frente de onda. El conjunto de lentillas proporciona una medición en un punto de imagen de punto retiniano "paralelo". Otra técnica es una técnica de exploración en la que un haz colimado o láser se enfoca en la retina y explora a través del ojo. Después, el punto de imagen retiniana reflejado vuelve a formar una imagen en un detector. Para un ojo perfecto, todos los puntos de imagen reflejados caerían en el centro del detector independientemente del emplazamiento de la exploración que esté en la córnea. El "desplazamiento" de los puntos de imagen en el detector se mide como una función de posición de exploración en la córnea y la pendiente del frente de onda se determina de forma similar a la técnica de lentillas de Hartmann-Shack. Otra técnica proporciona haces de entrada que atraviesan el ojo y se enfocan en la retina. Los puntos reflejados forman una imagen en un detector y se determina el "desplazamiento" con relación a un ojo emetrópico. Sin embargo, todas estas técnicas son similares en que las mismas proporcionan una medición de frente de onda real del error refractivo global del ojo desde la retina hasta la superficie. Se conocen otras técnicas de frente de onda o se podrían desarrollar.

Cálculo de una Aberración de Frente de Onda a partir de Datos Topográficos y Tratamiento Correspondiente

Como se ha descrito anteriormente, los datos de topografía de ORBSCAN II® se pueden usar tanto para calcular un frente de onda como para desarrollar un ciclo de tratamiento. Una técnica para conseguir esto es seguimiento de rayos, como se ilustra en las Figuras 12-14. Se puede determinar un patrón de ablación corneal correctivo a partir de la geometría de las superficies refractivas oculares y los índices de los medios que las separan. Esto se realiza de forma conveniente encontrando el frente de onda óptico requerido para formación de imágenes estigmatizadas a través de seguimiento de rayos inverso. Por ejemplo, supóngase que el sistema corregido tiene que formar una imagen de difracción limitada en algún plano de imagen conocido (la retina, por ejemplo). Con referencia a la Figura 12, se pone teóricamente una fuente de punto en la imagen pretendida, emplazamiento F. Se realiza el seguimiento de rayos de los rayos que emanan a partir de esta fuente fuera del sistema (es decir, en la dirección z negativa o de derecha a izquierda en la figura), en primer lugar a través de la lente modelada y después a través de la córnea medida. Si el sistema óptico está limitado por difracción con un punto focal en F, entonces el frente de onda M saliente será plano y los rayos salientes serán paralelos entre sí (ya que todos son perpendiculares al frente de onda plano).

Diferencia de trayectoria óptica (OPD): Cuando el frente de onda saliente no es plano, la ablación correctiva se calcula para hacer al frente de onda saliente plano. Para realizar esto, la longitud de trayectoria óptica \varphi(x, y) de cada rayo se calcula en primer lugar desde la punto de fuente F hasta un plano de referencia M externo a la córnea anterior y orientado perpendicular a la línea de visión pretendida. La longitud de trayectoria óptica, que es proporcional al tiempo que toma a la luz propagarse desde F hasta M, es igual a

1

donde s es la longitud del arco medida a lo largo del rayo y n(s) es el índice refractivo de medio. Las coordenadas del rayo (x, y) están definidas por la intersección del rayo con el plano de referencia externo. La Figura 13 ilustra una sección a través de la función de longitud de trayectoria óptica para un ojo tanto miópico como uno hipermetrópico. La longitud de trayectoria óptica siempre es positiva. El propósito de la corrección ablativa es aplanar el frente de onda (por -\Delta\varphi) en un área central aplanando físicamente la superficie frontal de la córnea (por \Deltaz). Si en el proceso se tiene que retirar material corneal, entonces la diferencia de trayectoria óptica (OPD) desde el plano deseado hasta el frente de onda real, \Delta\varphi, siempre tiene que ser positiva. Dado que \varphi_{G} define un frente de onda plano,

2

Modelo de rayo invariante: Ahora, ¿cómo se tiene que realizar la ablación de la córnea para reducir su OPD a cero? Se puede realizar una estimación cruda de la reducción de OPD asumiendo que la trayectoria de rayo no cambia por la ablación. Después, realizar la ablación de la córnea a una distancia s_{1} a lo largo de un rayo reemplaza eficazmente el índice refractivo corneal (n_{C} = 1,376) con el índice de aire (n_{A} = 1,000). Para que sea útil, la longitud abladida a lo largo del rayo se tiene que traducir en una profundidad de ablación en la dirección z, que se consigue mediante el factor eta \eta_{1} definido más adelante (la forma de \eta_{1} se obtiene en la sección siguiente). Dado esto, la profundidad de ablación del modelo de rayo invariante es

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Ya que z se dirige en positivo hacia el ojo, retirar material corneal siempre requiere una profundidad de ablación positiva, \Deltaz.

Modelo de vecindario plano: La mejor aproximación siguiente de la OPD abladida asume que la superficie corneal es plana en un pequeño vecindario que circunda el rayo refractante y que la orientación de la superficie corneal no cambia por la ablación. En este caso, las trayectorias de aire del rayo pre-op \Re_{1} y el rayo post-op \Re_{2} son paralelas, pero desplazadas como se muestra en la Figura 14. La OPD entre los rayos \Re_{1} y \Re_{2} depende sólo de los índices refractivos de los dos medios y las distancias s_{1}, s_{2} y s_{3}. La solución final será lineal, debido a que estas tres distancias son linealmente proporcionales a \Deltaz:

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Ya que la OPD es directamente proporcional al desplazamiento de superficie \Deltaz, define un conjunto de factores eta como sigue:

102

Para calcular los factores eta, defina los vectores de rayo S_{1} y S_{2} y el vector de tangente de superficie T que los conecta. A continuación, . \hat{} _{.} y . \hat{} _{.} son los vectores de dirección de longitud de unidad de las porciones rectilíneas del rayo refractado en el punto corneal posterior P y el punto corneal anterior A, respectivamente.

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El desplazamiento perpendicular de la superficie refractante \delta es proporcional a S_{1}, S_{2} y \Deltaz. A continuación, se observa que . \hat{} es la superficie de unidad normal (positiva en la dirección z) de la superficie refractante y que . \hat{} = (0, 0, 1) es el vector de unidad que define la dirección z del marco de coordenadas.

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Estas relaciones se pueden resolver para los factores eta \eta_{1} y \eta_{2}:

3

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Para calcular el factor eta final, defina el vector de rayo S_{3} y observe que S_{3} - T se encuentra en el plano de referencia M y, por lo tanto, es perpendicular al vector normal de superficie . \hat{} del plano de referencia. (En la situación típica, el plano de referencia se orienta perpendicular al eje z y, por tanto, . \hat{} = . \hat{} . Sin embargo, se resuelve para el caso general)

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Resolviendo para s_{3} se observa

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Finalmente, la sustitución en la fórmula de OPD da

5

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Esta solución difiere de la anterior por la inclusión del factor beta, \beta, que es próximo a uno. Esta corrección es muy rentable, ya que el factor beta es una función simple de las direcciones de vector de rayo, que se calcularon durante el seguimiento de rayo inicial. La siguiente aproximación mayor, que explicaría la curvatura local de la superficie corneal, sería más costosa. Además, como la ablación desplaza el rayo refractado mediante una cantidad finita se hace difícil en principio calcular el resultado exacto por medios analíticos.

Solución iterativa: Por lo tanto, en un punto determinado se necesitan soluciones iterativas. Tiene sentido usar el resultado de modelo plano en un recálculo iterativo de la solución de seguimiento de rayo. El procedimiento siguiente diferencia entre OPD física, que se mide con respecto al frente de onda plano \varphip y OPD iterativa, que se mide con respecto al frente de onda de objetivo iterativo \varphi_{G}. La OPD iterativa sólo se usa temporalmente durante el proceso iterativo. Sólo la OPD física tiene importancia física real.

Etapas iniciales

1. Dada la superficie anterior inicial z_{I}(x, y) y todas las otras superficies (tanto medidas como modeladas), invertir el seguimiento de rayo de F a M y calcular la función de longitud de trayectoria óptica inicial del ojo, \varphi_{I}(x, y), usando la ecuación 1.

2. Construir la superficie de longitud de trayectoria óptica para el objetivo de iteración, \varphi_{G}(x, y). Esta superficie es plana centralmente (es decir, \varphi_{G} es idéntica a \varphi_{P} centralmente), pero se puede curvar periféricamente en \varphi_{I}(x, y) para proporcionar una zona de transición lisa. Como alternativa, la zona de precisión se puede calcular posteriormente en la superficie de ablación de objetivo de iteración Z_{G}(x, y).

3. Calcular la OPD iterativa inicial con respecto al objetivo de iteración, que tiene que ser positivo para una ablación realizable:

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Etapas Iterativas

1. Calcular la profundidad de ablación aproximada \Deltaz usando la ecuación 3.

2. Ajustar matemáticamente la nueva superficie anterior a z(x, y) + \Deltaz(x, y).

3. Interrumpir la iteración cuando \Deltaz es pequeño para todos (x, y).

4. Recalcular la parte final del seguimiento de rayo inverso de P a M y calcular la nueva longitud de trayectoria óptica \varphi(x, y) usando la ecuación 1.

5. Calcular la OPD correctiva con respecto al objetivo de iteración (se observa que la OPD correctiva puede ser positiva o negativa): \Delta\varphi(x, y) = \varphi(x, y) - \varphi_{G}(x, y).

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Etapas Finales

1. Cuando sea necesario, realizar una transición lisa (con variación mínima de curvatura) en la superficie de ablación de objetivo de iteración z_{G}(x, y). El resultado es la superficie de ablación final, z_{F}(x, y).

2. Calcular la profundidad de ablación final, que nunca puede ser negativa:

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3. Recalcular la parte final del seguimiento de rayo inverso de P a M y calcular la longitud de trayectoria óptica final \varphi_{F}(x, y) usando la ecuación 1.

4. Calcular la OPD no corregida final con respecto al frente de onda plano perfecto:

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Este enfoque es ilustrativo y se podrían usar otras técnicas.

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Sensor de Frente de Onda

Pasando a la Figura 5, se ilustra un diagrama de bloque de un sensor de frente de onda preferido 300. El sensor de frente de onda 300 es similar en concepto al sensor de frente de onda de Williams, pero incluye determinadas características que lo hacen especialmente útil para recibir datos de iris y para definir el enfoque de puntos de luz en un sensor usado para determinar las aberraciones de frente de onda del ojo. En general, el sensor de frente de onda 300 enfoca o explora una luz (típicamente un láser) en la retina de un ojo y después analiza la luz devuelta (es decir, dispersión de retorno desde la retina) a través de la lente y óptica corneal y que forma imágenes mediante un conjunto de lentillas. Basándose en aberraciones ópticas en la óptica del ojo, el sistema desarrolla un análisis de aberración de frente de onda global a partir de la luz devuelta. En general, para realizar el análisis, la luz devuelta se vuelve imágenes aéreas formadas por una cámara de lentillas en un sensor de la cámara de lentillas. A partir de estas imágenes, el sensor de frente de onda desarrolla un mapa de aberración de frente de onda acerca de qué correcciones son necesarias para la óptica del ojo que podrían producir visión emetrópica o casi emetrópica.

Para orientar apropiadamente el ojo del paciente E, se pueden alinear dos diodos láser 302 de 660 nanómetros, mostrados en la Figura 5, en ángulos con el ojo E. Cuando los puntos en el ojo del paciente E desde los diodos láser 302 se unen en un punto único, mediante ajuste apropiado del sensor de frente de onda 300 (o 102), los haces de salida de los diodos láser 302 (o la óptica que dirige estos haces), el paciente o de otra manera, el ojo E se coloca en o aproximadamente a una distancia focal precisa del sensor de frente de onda 300 (o 102). Como alternativa, un médico, técnico u otro asistente puede orientar apropiadamente el ojo del paciente E observando visualmente una imagen del iris del ojo E para encontrar la distancia focal correcta desde el sensor de frente de onda 300 para reducir la exposición global en el ojo E. En este caso, no existe necesidad de diodos láser 302. Una fuente de luz, iluminación de ojo 304, proporciona luz para una cámara de pupila 328 descrita más adelante.

Una vez que el ojo E está alineado apropiadamente, recibe luz desde una fuente de luz 306 (por ejemplo, un diodo láser, tal como un diodo láser de salida de 780 nanómetros) a lo largo de una trayectoria óptica para el ojo E. Preferiblemente, el diodo láser 306 tiene más de un ajuste de potencia de salida (es decir, modos de dos potencias o multipotencia), al menos uno a potencia inferior para alineamiento y enfoque inicial y al menos uno a potencia mayor para creación de una imagen multipuntos en un sensor (por ejemplo, una cámara de lentillas) 312 descrito más adelante. Por ejemplo, las potencias típicas inferior y superior son 0,5 \muW y 30 \muW, respectivamente. Estas potencias dependen de
varios factores, tales como durante cuánto tiempo el diodo láser 306 permanecerá encendido en una potencia superior.

Una parte del haz del diodo láser 306 en primer lugar se refleja desde un divisor de haz 308 (por ejemplo, transmitancia del 80%, reflectancia del 20%). El haz reflejado pasa a través de un divisor de haz polarizante 310, que en última instancia mejora la proporción señal a ruido (o intensidad de señal) de luz dispersada de retorno desde la retina del ojo que se detecta con el tiempo mediante la cámara de lentillas 312, como se describe más adelante. El divisor de haz 310 polariza la luz recibida desde el diodo láser 306, generalmente pasando luz polarizada linealmente a lo largo de una dirección y reflejando la luz no polarizada en esa dirección. La luz polarizada después pasa a través de un prisma de tipo trombón 314 que se usa para ajustar el enfoque de la luz desde el diodo láser 306 en la retina del ojo E, punto en el que la luz dispersada de retorno en el conjunto de lentillas desde la luz que incide en la retina también estará enfocada correctamente o casi correctamente. Como alternativa, son posibles otras disposiciones de enfoque óptico como entenderá un especialista en la técnica. La luz del prisma de trombón 314 se refleja desde un espejo 316, pasa a través de un divisor de haz 318 (por ejemplo, reflectancia del 20%, transmitancia del 80%) y después a través de una lámina de onda \lambda/4 320. La lámina de onda \lambda/4 320 se orienta para producir luz polarizada sustancialmente circularmente a partir de la luz polarizada linealmente. La importancia de esto se apreciará en la descripción más delante de luz dispersada de retorno devuelta (la "luz devuelta") desde el ojo E hasta el divisor de haz polarizante 310.

Después de pasar a través de la lámina de onda \lambda/4 320, después la luz se enfoca en la retina del ojo E. La luz se retrodispersa o refleja a partir de la retina y el punto de luz dispersada de retorno en la retina después pasa de nuevo a través de los componentes ópticos del ojo E, tales como la lente y la córnea. En la trayectoria de retorno, la luz de imagen polarizada circularmente se retarda de nuevo mediante la lámina de onda 320 para producir luz polarizada linealmente perpendicular a la luz entrante polarizada linealmente formada en el primer paso a través de la lámina de onda 320, como se ha descrito anteriormente. Una parte de la luz polarizada perpendicularmente después pasa a través del divisor de haz 318, se refleja desde el espejo 316, pasa de nuevo a través del prisma 314 y regresa al divisor de haz polarizante 310. En este punto, toda o casi toda la luz está polarizada perpendicularmente y, por tanto, se refleja sustancialmente por el divisor de haz polarizante 310 y después se refleja por un espejo 322 en la cámara de lentillas 312 formadora de imágenes. Para llevar parte de la luz devuelta a una cámara de ajuste 323, descrita adicionalmente más adelante, la lámina de onda 320 se puede inclinar y rotar de su orientación óptima (por ejemplo, rotar en aproximadamente 5 grados). En esta ejecución, la luz recibida por la cámara de ajuste 323 tendría una polarización sustancialmente perpendicular a la luz devuelta. Otros esquemas además de inclinar o rotar la lámina de onda 320 de su orientación óptima para proporcionar luz devuelta a la cámara de ajuste 323, que incluyen cambios a la trayectoria óptica y componentes ópticos del sensor de frente de onda 300 (o 102), se prevén y están incluidos dentro del alcance de la presente invención. Por ejemplo, el espejo 322 podría ser en lugar de eso, un dispositivo que tiene una transmitancia y reflectancia controlables, tal como un dispositivo de cristal líquido y la cámara de ajuste y cualquier óptica de enfoque se pueden colocar para recibir una fracción de la luz devuelta que se transmite mediante el dispositivo controlable. En una ejecución de este tipo, el divisor de haz 308 no sería necesario y la luz recibida por el dispositivo controlable tendría sustancialmente la misma polarización o polarización paralela a la polarización de la luz devuelta.

La cámara de lentillas 312 preferiblemente es una cámara de dispositivo de cargas interconectadas (CCD), tal como una TM-9701 fabricada por Pulnix, que incluye un conjunto de lentillas 324, aunque se pueden usar otros tipos de cámaras y otras ópticas de muestreo análogas al conjunto de lentillas 324 (incluyendo óptica separada de una cámara). Por ejemplo, se puede usar una cámara ICX 039DLA de Sony Corporation para tanto la cámara de lentilla 312 como la cámara de pupila 328. El conjunto de lentillas 324 forma imágenes aéreas en el elemento sensor de luz (por ejemplo, serie de CCD) de la cámara de lentilla 312 a partir de la luz devuelta reflejada por el espejo 322. La lámina de onda 320 puede ayudar a reducir la cantidad de luz retrodispersa o parásita no deseada para mejorar la intensidad de señal o el contraste de las imágenes aéreas. El conjunto de lentillas 324 enfoca partes de la luz que ha pasado inicialmente a través de los componentes ópticos del ojo E de forma que los efectos de aberración de frente de onda refractivos del ojo E se puedan determinar, de forma similar a lo que se describe en Williams. Con respecto a esto, una vez que se han determinado las aberraciones de frente de onda y, por tanto, el error de fase del ojo E, las mismas se pueden transformar en un perfil de ablación requerido para remoción de tejido corneal para corregir o mejorar la visión tomando en cuenta parámetros del ojo E (por ejemplo, los índices refractivos de los componentes del ojo E y/u otros parámetros). Una técnica para determinar un perfil apropiado es simplemente modificar a escala los datos de frente de onda de manera que los datos modificados a escala generalmente correspondan a la cantidad de tejido que se necesita retirar de la córnea del paciente. Los sistemas de láser después pueden retirar ese perfil de tejido de la córnea. Se pueden emplear marcas en el ojo E para ayudar a alinear el ojo E durante la adquisición de datos de sensor de frente de onda.

Preferiblemente, el conjunto de lentillas 324 es un conjunto de aproximadamente 25 x 25 lentillas, cada una de 600 micrómetros cuadrados, tales como una 0600-40-S fabricada por Adaptive Optics Associates, Incorporated. Este tamaño de lentillas es más pequeño que el tamaño de lentillas descrito en la patente mencionada anteriormente 5.777.719 y en otros sistemas y se hace posible debido a la intensidad mejorada de luz hacia la cámara de lentillas 312 proporcionada por los componentes del sensor de frente de onda 300 que se describirán más adelante. La trayectoria óptica del sensor de frente de onda 300 mostrada en la Figura 5 también puede incluir lentes 326 (por ejemplo, cuatro lentes) y diafragmas o aperturas 327 (para permitir cambios en los tamaños de haces) que son típicos de óptica de iluminación, formación de imágenes y enfoque y que también pueden representar otros componentes ópticos posibles omitidos por claridad. Por ejemplo, en una realización de la invención, la longitud focal de uno o ambos lentes 326 alrededor del prisma de enfoque de trombón 314 se puede cambiar, tal vez acortar, para tener cabida para una anchura de haz más pequeña que entra en el conjunto de lentillas 324. En otra realización, el intervalo de mediciones de dioptrías posibles que se puede realizar con el sensor de frente de onda 300 (o 102) se puede cambiar, por ejemplo, con selección apropiada de las lentes 326 frente al láser 306, para ajustarse a la distribución natural de vista mala en la población general o una población selecta de pacientes. Una manera de hacer esto es colocar la lente 326 (por ejemplo, una lente de -5 dioptrías) frente al diodo láser 306 de manera que el haz de láser ya no sea paralelo. Esto proporciona una compensación determinada en dioptrías que se puede usar para ensayar el ojo del paciente con el sensor de frente de onda 300 (o 102). En un ejemplo no limitante, el intervalo de dioptrías se puede limitar desde unas dioptrías simétricas de -8 a +8 con un diseño simétrico hasta unas dioptrías asimétricas de -13 a +3 con un diseño asimétrico, como lo apreciarán los especialistas en la técnica. Esto se puede realizar sin cambiar el tamaño del prisma de enfoque de trombón 314 (u otro dispositivo de sintonización) y/o parámetros de la óptica.

Como alternativa a la posición de las lentes 326, se podría mover una lente 338 en la trayectoria de la cámara de lentilla 312. Se pueden emplear varios emplazamientos dentro de la trayectoria hacia la cámara de lentilla 312 para ajustar el intervalo global del sensor de frente de onda capturado 300. Se apreciará que empleando la lente 326 ó 338 movible en y fuera de posición, la longitud de "lanzamiento" necesaria para el trombón se reduce. Además, el diodo láser 306 típicamente tendrá algún "astigmatismo" intrínseco propio. Esto se puede alinear con astigmatismo encontrado típicamente en el ojo de un paciente E, de nuevo aumentando el intervalo global del sensor de frente de onda 300. Específicamente, tal astigmatismo está alineado "con la regla" a medida que se encuentra astigmatismo típico del paciente y la cámara de lentilla 312 y software de sensor de frente de onda 300 correspondiente puede tener en cuenta este astigmatismo intrínseco para proporcionar un intervalo incluso mayor de astigmatismo determinable.

Se muestra una cámara de pupila 328 que recibe (por ejemplo, el 20% de) la luz reflejada desde el divisor de haz 318. La cámara de pupila 328 preferiblemente proporciona los datos de imagen del iris 132 para la imagen del iris 136 a través de un sistema de control (no mostrado) similar a o igual al sistema de control 156 descrito más adelante en la descripción de técnicas de alineamiento. Para comparar, los datos de la cámara de lentilla 312 se procesan y proporcionan, en última instancia, como los datos de aberración.

La cámara de pupila 328 se coloca en la trayectoria óptica entre el ojo E y el prisma de enfoque de trombón 314, que permite a la cámara de pupila 328 enfocarse en la pupila e iris del ojo E, independientemente de los cambios en la longitud focal del resto del sistema para enfocar en la retina. Por tanto, la cámara de pupila 328 puede desarrollar una imagen nítida de la superficie del ojo E independiente de la profundidad del ojo E y la distancia correspondiente desde la retina hasta el iris.

Cámara de Ajuste de Enfoque

El sensor de frente de onda 300 también incluye la cámara de alineación o ajuste 323 que recibe una imagen del punto retrodisperso en la retina del ojo E desde un divisor de haz 332 (por ejemplo, reflectancia del 50%, transmitancia del 50%). La cámara de ajuste 323 está en la trayectoria de la óptica y enfoca la luz en la retina del ojo E y es independiente de la cámara de lentilla 312. La cámara de ajuste 323 hace posible determinar con precisión cuándo el punto de luz que incide desde el diodo láser 306 en la retina está en o, aproximadamente en, foco y de ese modo ayuda a determinar cuando la luz retrodispersa desde la retina está en o, aproximadamente en, foco en la cámara de lentilla 312. Con la cámara de ajuste 323, el punto de luz en la retina se puede ver, que es la principal fuente de la señal de centroides (como en Williams) y se puede examinar automáticamente para determinar cuándo está en su enfoque más nítido para ayudar a enfocar las imágenes aéreas en la cámara de lentilla 312 tan nítidamente como sea posible. En sistemas anteriores, no se proporcionaba cámara de ajuste. Tales sistemas sólo dependían de una cámara de lentilla para ayudar a enfocar la luz en una retina y luz retrodispersa en la cámara de lentilla. El problema con este enfoque es que la parte del frente de onda muestreada por una lentilla individual de una serie de n-lentillas forma puntos individuales en el sensor de la cámara con a lo sumo aproximadamente 1/n de la energía total (o potencia) de la luz retrodispersa devuelta inmediatamente antes de entrar en la cámara de lentilla. Como resultado, la retina (u ojo) se expuso a energía de luz (o potencia) que se mantuvo elevada innecesariamente. Como pueden apreciar los especialistas en la técnica, con la presente invención, la exposición global de la retina (u ojo) se puede reducir con relación a estos sistemas previos debido a que la energía de luz (o potencia) recibida en la cámara de ajuste 323 sólo necesita la energía de luz aproximada (o potencia) recibida en una lentilla individual del conjunto de lentillas. La cámara de ajuste 323 se usa para observar directamente el enfoque de luz en la retina desde el diodo láser 306 mientras que el diodo láser 306 está en su modo de potencia inferior. La cámara de ajuste 323, como se ha puesto en práctica, ayuda de ese modo a enfocar las imágenes aéreas en la cámara de lentilla 312 tan nítidamente como sea posible mientras el diodo láser 306 también está en su modo de potencia inferior. Al hacer esto, se pueden tomar en cuenta las transmitancias del divisor de haz polarizante 310 y el divisor de haz 308, la reflectancia del divisor de haz 332 y cualquier inclinación o rotación que se introduzca a la lámina de onda \lambda/4 320 de su orientación óptima para permitir que una porción de la luz devuelta pase de nuevo hasta la cámara de ajuste 323.

Como se ha descrito anteriormente, la cámara de ajuste 323 se usa para asegurar que el punto en la retina sea tan nítido como sea posible. Esto significa que los ajustes correctos de trombón 314 se comprueban así como la alineación de paciente. Se puede desarrollar una señal (por ejemplo, a partir de la cámara de ajuste o a partir de un sistema de control, tal como el sistema de control 156 en la Figura 7C) a partir de estos ajustes y alineación para una comprobación manual o para un inicio automático de mediciones o examen de paciente. Tal operación también permite la intensidad de luz mejorada en la cámara de lentilla 312 sólo durante el periodo de tiempo en el que ocurren las mediciones o el examen y no durante el periodo de enfoque y ajuste descrito anteriormente.

En el modo de potencia inferior el diodo láser 306 se coloca a una potencia suficientemente baja para evitar daño a la retina del ojo E, tal como 0,5 \muW. El uso del sistema de control de la cámara de ajuste 323 para ayudar a enfocar el diodo láser 306 en la retina se puede conseguir de varias maneras. Por ejemplo, el tamaño del punto en la retina se puede minimizar o la intensidad del punto en la retina se puede maximizar ajustando la posición del prisma de trombón 314 en la trayectoria óptica del sensor de frente de onda capturado 102 hasta que el punto sea tan pequeño como sea posible. La posición del prisma de trombón 314 establece un grado de "línea basal" miópico o hipermetrópico de corrección de dioptrías necesario para compensar inicialmente las características de aberración óptica refractiva de orden menor del ojo E. Es útil asegurarse de que los láseres 302 estén alineados en un ángulo que mantenga una superposición de sus puntos respectivos en la retina (u otro método tal como manualmente o por examen visual de la alineación del ojo del paciente) con el diodo láser 306 junto con el ajuste de la posición del prisma de trombón 314 mientras se determina el nivel de línea basal de error o corrección miópica o hipermetrópica.

Una vez que se ha conseguido el enfoque, el diodo láser 306 se coloca en el modo de potencia superior durante un periodo de tiempo muy corto. Por ejemplo, puede ser posible usar una potencia de 300 \muW en un tamaño de punto de 10-20 micrómetros en la retina durante un periodo de 400 ms. Aunque la intensidad mayor podría dañar la retina si se mantiene durante un período de tiempo prolongado (por ejemplo, más de 100 s), una ráfaga tan corta es inocua. Sin embargo, la ráfaga corta aumenta en gran medida la intensidad de los puntos individuales en el sensor de la cámara de lentilla 312, de forma que la combinación del diodo láser multipotencia 306, la cámara de ajuste 323, el conjunto de lentillas 342 y la cámara de lentilla 312 puede permitir que se desarrollen imágenes de intensidad de señal mayor o de lentilla de contraste mayor mediante la cámara de lentilla 312 que en otros sistemas. El modo de diodo láser de potencia superior 306 puede permitir el uso de lentillas de área de sección transversal individuales más pequeñas en el conjunto de lentillas 324 en comparación con otros sistemas.

Una vez que se proporcionan los datos de la cámara de lentilla 312, se pueden usar directamente a través de los polinomios de Zernike para crear los datos de aberración de frente de onda o los datos de aberración de frente de onda se pueden calcular como el promedio de una serie de exposiciones. Por ejemplo, el sistema puede emplear cinco "disparos" y después promediar los datos capturados o promediar los datos de Zernike correspondientes. Además, se pueden descartar "disparos" ampliamente divergentes. En el sistema descrito, se toman preferiblemente cinco "disparos" y los datos de aberración de frente de onda se determinan como la aberración de frente de onda calculado pro-
medio.

Los especialistas en la técnica que tengan el beneficio de esta descripción apreciarán que se pueden usar diversos tipos de componentes para sustituir componentes puestos en práctica en el sensor de frente de onda 300 y son posibles diversas configuraciones ópticas para formar otras realizaciones de la invención. Por ejemplo, una fuente de luz colimada de intensidad alta o fuentes de luz múltiples, por ejemplo, una de potencia baja y otra de potencia alta, pueden reemplazar el diodo láser 306. La cámara de ajuste 323 puede, en lugar de ello, colocarse en la trayectoria del espejo 322 y el conjunto de lentillas 324 de la cámara de lentilla 312 puede tener más o menos lentillas, según se desee o de acuerdo con el diseño. Además, los especialistas en la técnica apreciarán que todos estos componentes están controlados generalmente por un sistema de control, tal como un microordenador. Son posibles una amplia variedad de configuraciones diferentes que están dentro del alcance y espíritu de la presente invención.

La práctica de esta invención requiere alineación de información a partir de diversas mediciones de diagnóstico y también con el perfil de ablación suministrado por el láser al ojo. Diversas técnicas se conocen en el campo para conseguir tal alineación y se puede usar cualquiera en la práctica de esta invención. Sin embargo, las técnicas de alineación que usan una imagen del iris del ojo (o una parte del iris u otras características identificadoras del ojo) se prefieren actualmente.

Uso de Datos del Iris para Alinear Tratamiento Láser

La Figura 6 muestra el flujo general de un método para usar un sistema implementado de acuerdo con una realización de la invención. En el bloque 10, se forman imágenes del iris a la vez que se adquieren datos refractivos usando una herramienta de diagnóstico. Esta formación de imágenes y el uso de la herramienta de diagnóstico pueden tomar muchas formas. Por ejemplo, la herramienta se puede usar mucho antes del tratamiento láser, tal como usar un sistema de topografía de superficie corneal para determinar un perfil corneal o refractivo. O se puede usar inmediatamente antes de la cirugía refractiva. En cualquier caso, la imagen formada del iris o alguna representación del iris se mantienen con los datos desarrollados por la herramienta de diagnóstico.

Avanzando al bloque 12, después se desarrolla un tratamiento basándose en los datos proporcionados por la herramienta de diagnóstico. Por ejemplo, este tratamiento puede tratar un grado determinado de miopía y un astigmatismo irregular. Este tratamiento puede ser, por ejemplo, un tratamiento desarrollado usando los algoritmos del documento PCT/EP95/04028, titulado "Excímer Laser System for Correction of Vision with Reduced Thermal Effects", publicado el 25 abril de 1996, que proporciona un algoritmo de dithering para modificar un perfil corneal, junto con el sistema distribuido de la Patente de Estados Unidos Nº 5.891.132, titulada "Distributed Excímer Laser Surgery System", expedida el 6 abril de 1999. Sin embargo, este tratamiento se normaliza con la representación almacenada de la imagen del iris. Al hacer esto, se pueden normalizar modificaciones posteriores al tratamiento basándose en datos de herramienta de diagnóstico adicionales a imágenes de iris posteriores.

Además, el mismo tratamiento preferiblemente se alinea al iris del paciente. Esto se realiza en el bloque 14, donde el objetivo del láser y el patrón de tratamiento se normalizan con la imagen de un iris del paciente que está en tratamiento. Esta normalización puede tomar formas muy generales, tales como un traslado del objetivo del láser hasta un punto apropiado o formas más sofisticadas, tales como por rotación o incluso modificación a escala y desviación del tratamiento para equivaler a la imagen del iris que se presenta al sistema láser.

Avanzando al bloque 16, después se realiza el tratamiento láser. Se debe mencionar, que durante el tratamiento láser el sistema puede igualar periódicamente o incluso continuamente los datos del iris con la representación almacenada de los datos del iris, en esencia siguiendo los ojos del paciente.

Pasando a las Figuras 7A, 7B y 7C, el flujo general para determinar datos refractivos, normalizar a la imagen del iris, generar un ciclo de tratamiento y después de aplicar un ciclo de tratamiento se muestra en un sistema de acuerdo con la invención. De acuerdo con esta invención, las características refractivas de un ojo que se tiene que tratar se determinan mediante un sistema de topografía de superficie corneal 100 y un sensor de frente de onda 102. Ambos de estos dispositivos generalmente proporcionan datos indicativos de las características refractivas del ojo. Además, se muestra un terminal de trabajo informático o unidad computacional 104 que se usa para crear un ciclo de tratamiento personalizado basándose en los datos proporcionados por la herramienta de diagnóstico. Aunque se muestra como un terminal de trabajo separado 104, tal como para uso en un sistema distribuido como el que se describe en el documento PCT/EP97/02821, el terminal de trabajo 104 y/o su funcionalidad se podría incorporar dentro de muchos de los otros componentes del sistema de las Figuras 7A, 7B y 7C. Por ejemplo, también mostrado en la Figura 7 está un sistema láser 106, que recibe tanto el tratamiento generado por el terminal de trabajo 104 como los datos de iris correspondientes. El sistema láser 106 podría incorporar la funcionalidad del terminal de trabajo 104, generando un tratamiento de láser apropiado dentro del mismo sistema láser 106.

Comenzando en la Figura 7A, el sistema de topografía corneal 100 recopila datos topográficos corneales a partir del ojo de un paciente E. El sistema de topografía ilustrado incluye hardware de tipo disco Plácido 108 así como una cámara de pupila o de iris 110. Estos componentes se conocen en la técnica y se conoce una diversidad de técnicas para producir datos topográficos corneales. Por ejemplo, el Sistema 2000 por EyeSys produce datos topográficos corneales y la topografía de ORBSCAN II® por Orbtek produce no sólo topografía corneal de superficie, sino también topografía global de los diversos componentes del ojo. El primer sistema es un sistema basado en disco Plácido; el último es un sistema de lámpara de hendidura automatizado. El sistema ORBSCAN II® usa elevaciones de superficie y seguimiento de rayo para determinar errores refractivos del ojo. El sistema topográfico 100 típicamente puede producir salida de datos 112 en una diversidad de formatos y recopilarlos usando una diversidad de técnicas, tales como altura corneal absoluta en una diversidad de puntos, curvatura corneal en una diversidad de puntos y similares.

Además de los datos corneales 112, el sistema de topografía corneal 100 también adquiere una "foto" correspondiente de la superficie visible del ojo E, proporcionando primeros datos de imagen del iris (y pupila) 114 representativos de una imagen del iris (y pupila) 120. Muchos sistemas de topografía de superficie corneal tienen una cámara de pupila que puede adquirir esta imagen. Como se describirá adicionalmente más adelante, la cámara de pupila o iris 110 puede proporcionar los datos de imagen del iris 114 en una diversidad de formatos, tales como un formato de imagen convencional o como un formato reducido en el que se identifican diversos artefactos de iris o de pupila. Tales artefactos pueden incluir los que se pueden identificar a lo largo del borde de la interfase de la pupila y el iris. Los datos de iris 114 pueden ser alguna combinación de imagen y artefactos reconocidos del iris, la pupila, su interfase o también de otras estructuras del ojo.

La cámara de pupila o iris 110 puede ser una diversidad de tipos de cámara, tales como una cámara de luz visible, infrarroja u otra cámara adecuada para capturar la imagen del iris 120. Preferiblemente, la imagen se adquiere en el mismo momento en que los componentes de topografía (hardware de tipo disco Plácido) 108 están recopilando los datos de topografía 112, aunque también sería aceptable antes o después.

Como se ilustra en la Figura 7A, los datos de topografía 112 y los datos de imagen del iris 114 preferiblemente están relacionados de acuerdo con algún sistema de coordenadas, como se representa mediante imágenes superpuestas 116. La relación entre una topografía determinada 118 y la imagen del iris 120 se mantiene en los datos.

Como se describe más adelante, los datos de imagen del iris 114 para la imagen del iris 120 son útiles para alinear una herramienta quirúrgica (en este documento, el sistema láser 106). Sin embargo, los datos 114 también son útiles para normalizar datos de diversos instrumentos de diagnóstico oftálmico diferentes. Específicamente, el sensor de frente de onda 102 también analiza las irregularidades o aberraciones refractivas en el ojo E. En el sensor de frente de onda 102, preferiblemente se enfoca una cámara de pupila 122 en el ojo E frente a determinada óptica de "trombón" 124. La óptica de trombón 124 (por ejemplo, un dispositivo u óptica de sintonización de ajuste de trayectoria de enfoque u óptica) se usa para cambiar la longitud de trayectoria óptica y enfocar un láser 126 en la retina del ojo E. La óptica de trombón 124 se puede usar para determinar y compensar las aberraciones de orden menor del ojo E, tales como desenfoque. En una realización, el sensor de frente de onda 102 recopila datos para determinar aberraciones ópticas en el ojo E a través de una cámara de lentillas 128. Como se ha descrito anteriormente, se puede emplear una diversidad de sensores de frente de onda u otro tipo de sistemas diferentes para determinar aberraciones de frente de onda oftálmica refractivas.

Como con el sistema de topografía de superficie corneal 100, el sensor de frente de onda 102 preferiblemente proporciona datos de aberración 130 y datos de imagen del iris (y pupila) 132 a partir de la cámara de pupila 122. Estos datos establecen un perfil de aberración 134, por ejemplo, un perfil de punto de sensor de frente de onda, a partir del cual se determinan los centroides de los puntos para determinar las aberraciones de frente de onda del ojo, como en Williams y una imagen del iris (y pupila) 136. Los datos de imagen del iris 132 pueden ser similares a los datos de imagen del iris 114. Los datos de sensor de frente de onda 130 y los datos de imagen del iris 132 también se normalizan entre sí, como se ilustra mediante un marco de referencia solapante 138 en la Figura 7A. La pupila se puede dilatar cuando se adquieren los datos de aberración 130 y los datos de imagen o se puede dejar sin dilatar.

Se pueden determinar y emplear diversos tipos de datos refractivos para desarrollar un ciclo de tratamiento para cirugía refractiva, tal como LASIK. Estos datos pueden incluir datos topográficos corneales, datos de sensor de frente de onda, datos de espesor corneal u otros perfiles diferenciales (por ejemplo, usando ultrasonido) de los componentes del ojo y otros tipos de datos refractivos desarrollados a partir de fuentes diversas, tales como a partir de técnicas de topografía de exploración de hendidura o de coherencia óptica. Por ejemplo, se puede usar ultrasonido para medir no sólo espesor corneal, sino también la superficie epitelial y otras superficies del ojo, la cantidad de componente estromal en un colgajo cortado por microqueratoma (para LASIK), el estroma residual debajo del colgajo y similares. Estos datos se proporcionan típicamente en una base punto por punto en el ojo E, a resoluciones variables. Por ejemplo, los datos de topografía corneal 112 del sistema de topografía corneal 100 generalmente tendrán una resolución mayor que los datos de sensor de frente de onda 130. De forma similar, determinados tipos de datos se dirigen hacia un aspecto del ojo E, tales como datos de topografía de superficie corneal 112 que cartografían la topografía de superficie del ojo E, mientras otros datos pueden reflejar otros aspectos del ojo E, tales como error refractivo total encontrado en los datos de sensor de frente de onda 130 del sensor de frente de onda 102.

Además, las herramientas de diagnóstico refractivo pueden ser de una diversidad de configuraciones, tales como fijas, sistema de tipo de banquillo, de mano o sistemas múltiples integrados en una herramienta única. Un especialista en la técnica reconocerá que las técnicas de acuerdo con la invención se pueden ejecutar en una diversidad amplia de realizaciones físicas reales.

En una realización de la invención, estos conjuntos de datos se normalizan entre sí para la generación más precisa de un tratamiento refractivo. En este documento, los datos de topografía 112 y sus datos de imagen del iris correspondientes 114 se normalizan a los datos de sensor de frente de onda 130 y sus datos de imagen del iris 132. Por ejemplo, estos dos conjuntos de datos se normalizan entre sí (ilustrados por un diagrama 140) basándose en similitudes de la imagen del iris 120 y la imagen del iris 136 (ilustrada por una imagen del iris 142). Como se ha descrito anteriormente, esta normalización se puede producir a partir de un solapamiento de las mismas imágenes del iris o, en lugar de ello, a partir de un ajuste de elementos característicos de las imágenes del iris (y pupila), como se describe más adelante junto con la Figura 8.

En una realización particular mostrada en la Figura 7B, el perfil de aberración 134 se procesa (por ejemplo, a través de ajuste de polinomios de Zernike, como se ha descrito en Williams y en este documento) para desarrollar datos de aberración de frente de onda mostrados como una representación de aberración de frente de onda de pupila (por ejemplo, contorno) 160. Los datos de sensor de frente de onda 130 y los datos de imagen del iris 132 (Figura 7A) se normalizan también entre sí, como se ilustra mediante un marco de referencia solapante 162 en la Figura 7B. Como se ha descrito anteriormente, la pupila preferiblemente se dilata cuando se adquieren los datos de aberración 130 y los datos de imagen y estos conjuntos de datos se normalizan entre sí para una generación más precisa de un tratamiento refractivo. Los datos de topografía 112 y sus datos de imagen del iris correspondientes 114 se normalizan a los datos de sensor de frente de onda 130 y sus datos de imagen del iris 132. Por ejemplo, la normalización de estos datos se ilustra mediante un diagrama (sobrepuesto) 164 basándose en similitudes de la imagen del iris 120 y la imagen del iris 136 (ilustrada por una imagen del iris 142) en paralelo a la descripción de la Figura 7A anteriormente. Los datos de topografía 118 se prolongan a lo largo de una parte más grande más grande del ojo, tal como sobre la mayoría o toda la córnea, mientras que la representación de aberración de frente de onda (o datos) 160 se prolonga generalmente sólo sobre la pupila o una parte de la pupila. Puede ser evidente alguna correlación entre la representación del contorno de aberración de frente de onda de pupila 160 y la topografía 118, cuando se solapan como en o similar al diagrama 164, como será apreciado por los especialistas en la técnica aunque no se usen datos de imagen del iris para alineación o para normalización. Para normalizar o sobreponer los datos de topografía y aberración de frente de onda (por ejemplo, los datos de topografía 118 y la representación de aberración de frente de onda de pupila 160), se pueden tomar en cuenta las variaciones en la longitud de trayectoria óptica (por ejemplo, a partir de los datos de aberración de frente de onda) o índice refractivo (por ejemplo, promediando índices refractivos) del ojo para correlacionar estos datos, como será apreciado por especialistas en la técnica.

Después, independientemente de los datos que se generen de acuerdo con el procedimiento descrito en la Figura 7A o en la Figura 7B, como se ilustra en la Figura 7C, un programa informático genera un perfil de tratamiento 144. Esto se puede realizar, por ejemplo, en un ordenador autónomo 104, un ordenador conectado a Internet u otra red o en un sistema informático que sea parte del sistema láser 106, el sistema de topografía 100, el sensor de frente de onda 102 u otros sistemas. El tratamiento generado puede ser una diversidad de tratamientos. Por ejemplo, se podría realizar un patrón de tratamiento irregular, como se ilustra en la Patente de Estados Unidos Nº 5.891.132 mencionada anteriormente o se podría realizar una diversidad de tipos diferentes de tratamiento, que incluyen, pero sin limitación, un tratamiento láser de tamaño de punto variable, de hendidura barrida o de tamaño de punto barrido fijo. Independientemente del tratamiento realizado, se genera con respecto a los datos 140 ó 164 a partir de las diversas herramientas de diagnóstico y se puede mantener normalizado a la imagen del iris almacenada 142.

Los datos de las diversas herramientas de diagnóstico se pueden usar en una diversidad de maneras para crear tratamientos. Por ejemplo, los datos 130 del sensor de frente de onda 102 se podrían usar únicamente para crear un tratamiento o, en lugar de ello, se podrían usar los datos 112 del sistema de topografía de superficie corneal 100. Se pueden usar otros tipos alternativos de datos de herramienta de diagnóstico refractivo de forma similar únicamente para crear tratamientos. Los aspectos provechosos de los datos de las diversas herramientas se podrían combinar para producir tratamientos refractivos globales mejores. Por ejemplo, el sistema de topografía de superficie corneal 100 devuelve datos de topografía de superficie independientemente de la cantidad de dilatación de la pupila, pero el sensor de frente de onda 102 puede estar limitado por la cantidad del dilatación presente en la pupila (es decir, el sensor de frente de onda 102 típicamente sólo mide efectos refractivos de elementos ópticos que están en la trayectoria óptica). Por lo tanto, como se ilustra por el diagrama 164 en la Figura 7B, los datos 112 del sistema de topografía de superficie corneal 100 se emplean sobre un área de superficie más grande que la pupila dilatada, mientras que los datos 130 del sensor de frente de onda 102 se usan para la parte central dentro del área de la pupila. En ambos casos, los datos 130 y los datos 112 se pueden conciliar mediante una primera normalización espacial usando sus imágenes del iris respectivas 120 y 136.

Con referencia de nuevo a la Figura 7C, basándose en el tratamiento generado 144, típicamente se proporciona un ciclo de tratamiento, tal como una serie de disparos, una serie de hendiduras barridas a diversos tamaños de apertura o una diversidad de otros tipos de tratamiento, para un tipo de sistemas de láser 106 particular. El ciclo de tratamiento, ilustrado por un perfil 146, está espacialmente relacionado con los datos 148 que representan la imagen del iris. De nuevo, los datos 148 podrían ser una imagen del mismo iris, una representación de contraste alto en blanco y negro del iris, una representación de emplazamiento de diversas características del iris o una diversidad de otras representaciones del iris. En general, la representación de datos 148 del iris debe ser adecuada para permitir que el ciclo de tratamiento 146 esté alineado con el iris real del ojo E cuando el ojo E se va a tratar mediante el sistema láser 106.

Después, el sistema láser 106 se carga con el perfil de tratamiento, que incluye el ciclo de tratamiento 146 y los datos del iris 148. Con referencia a la Figura 7C, el sistema láser 106 puede ser de una diversidad de tipos, tal como un láser excímer de 193 nanómetros y típicamente incluirá un láser 150, un sistema de dirección 152 (por ejemplo, una serie de componentes ópticos usados para dirigir la luz desde el láser 150 hasta el ojo E), una cámara de pupila 154 y un sistema de control 156. Típicamente, se usa un haz de dirección o referencia de potencia baja (no mostrado) junto con el láser 150. El haz de dirección, por ejemplo, un haz de láser, se puede supervisar mediante la cámara de pupila 154, que típicamente es una cámara infrarroja y se puede usar para dirigir el láser 150 como se ha descrito en la Patente de Estados Unidos Nº 5.620.436, titulada "Method and Apparatus for Providing Precise Location of Points on the Eye", expedida el 15 abril de 1997 [PCT/EP95/01287, publicada el 19 de octubre de 1995].

Durante el funcionamiento, la cámara de pupila 154 proporciona una imagen del iris I (véase la Figura 7C) del ojo E al sistema de control 156, el cual controla el sistema de dirección 152. La imagen del iris I proporcionada realmente al sistema láser excímer 106 se compara con los datos de iris 148 asociados con el ciclo de tratamiento 146. Después, la mira del cabezal láser 150 se ajusta de manera que los datos de iris 148 estén básicamente coalineados con la imagen del iris I proporcionada por la cámara de pupila 154. Esto puede implicar traslado, rotación, modificación a escala, desviación o una diversidad de otras funciones de transformación. El traslado que se aplica a los datos de imagen del iris 148 necesario para alinearlo con el iris I se realiza de forma similar en el ciclo de tratamiento 146, de manera que el ciclo de tratamiento final, cuando se aplica, corresponde a un ciclo de tratamiento necesario para reducir los efectos ópticos como se ha pronosticado en la generación de tratamiento 144.

Los datos del ciclo de tratamiento 146 en sí mismo se pueden alterar o, en su lugar, se puede alterar la dirección del sistema láser 106 o la alineación rotacional del paciente. Independientemente de la metodología, los datos de iris 148 se usan para alinear el iris I antes de que el tratamiento 146 se aplique.

Diversos tipos de cirugía de ojo se pueden beneficiar de las técnicas descritas. Se puede aplicar PRK a la superficie externa del ojo o se puede realizar un procedimiento de LASIK por resección en primer lugar de una parte de la córnea y después aplicar tratamiento de láser por debajo. Además, las técnicas se pueden prestar a otros tratamientos de tipo de no queratectomía, tales como queratotomía excímer o diversos tipos de enfoques térmicos para corrección refractiva. Estos ciclos de tratamiento se pueden alinear con precisión con el iris del ojo, de manera que el patrón de tratamiento calculado se proporcione con mayor precisión a posiciones óptimas teóricamente.

Otros beneficios fluyen del uso de datos de iris asociados con los datos tanto de diagnóstico como de tratamiento. Por ejemplo, cuando un paciente está en una posición erguida para evaluación de diagnóstico, alguna vez la posición del ojo puede rotar ligeramente dentro de la cuenca del ojo en comparación con cuando el paciente está en una posición reclinada. De forma similar, la alineación de la cabeza del paciente puede influir en la rotación del ojo incluso cuando el cuerpo permanece en la misma posición. Aunque el cerebro del paciente puede compensar la cantidad ligera de tal rotación, en un patrón de tratamiento de corrección altamente preciso para defectos de orden mayor, el cambio en la alineación rotacional puede rotar literalmente el ojo fuera de posición con respecto al tratamiento, provocando que se aplique un tratamiento defectuoso al ojo. Los efectos de una desalineación de este tipo típicamente no son pronunciados para ciclos de tratamiento bastante básicos, tales como miopía e hipermetropía e incluso para un tratamiento menor de astigmatismo, pero con defectos de orden mayor, tales como astigmatismo irregular, deslumbramiento, aureola y similares, los beneficios del tratamiento altamente preciso se pueden perder a menos que se obtenga y mantenga alineación precisa con la posición de tratamiento espacial óptima. Las técnicas de acuerdo con la invención pueden reducir tal pérdida de alineación.

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Con respecto al ajuste y alineación del iris, se puede emplear una diversidad de técnicas, usando imágenes reales del iris o representaciones digitales de diversas características del iris. Estas técnicas se han empleado en sistemas de reconocimiento basándose en las características únicas de un iris, tal como en la Patente de Estados Unidos Nº 5.572.596 de Wildes, et al., expedida el 5 noviembre de 1996, titulada "Automated, Non-Invasive Iris Recognition System and Method", cedida a David Sarnoff Research Center, Inc. of Princeton, New Jersey y la Patente de Estados Unidos Nº 4.641.349 de Flom, et al., expedida el 3 febrero de 1987, titulada "Iris Recognition System", las cuales se incorporan como referencia en este documento en su totalidad. La primera de estas patentes describe la modificación a escala, rotación y traslado; la última de estas patentes describe las características diversas que se pueden usar para igualar e identificar de forma única un iris y también describe que se puede usar un mecanismo de control para ajustar la posición del iris con relación a la cámara. En una realización de la presente invención, se puede usar adicionalmente una técnica similar para dirigir el sistema láser 106. De forma similar, la Patente de Estados Unidos Nº 5.291.560 de Daugman, expedida el 1 de de marzo de 1995 y titulada "Biometric Personal Identification System Baed on Iris Analysis", cedida a Iris Scan, Inc. of Mount Laurel, New Jersey, también incorporada como referencia en este documento en su totalidad, describe además la "huella digital óptica" proporcionada por el iris. Las técnicas de concordancia de patrón y concordancia de característica de estas patentes y de otra manera conocidas en la técnica se emplean para propósitos de alineación en lugar de propósitos estrictamente de identificación.

Como alternativa o adicionalmente, la cámara 154 del sistema láser 106 puede recibir una imagen del iris I que después se presenta en una pantalla. Los datos de imagen del iris 148 después se pueden sobreponer para permitir al médico, técnico u asistente dirigir o ajustar manualmente el sistema láser 106 o verificar manualmente la dirección del sistema 106.

Con referencia a la Figura 8, el iris I del ojo E se ilustra con más detalle, mostrando cómo se pueden emplear características particulares para corresponder el ojo del paciente E para tratamiento con su imagen del iris I previamente almacenada. Por ejemplo, se puede emplear un conjunto de puntos 200, que definen características generalmente circulares tales como collaretes, como descriptores, como también se pueden emplear surcos concéntricos 202 o surcos radiales 204. Otras características que se pueden usar se describen en general en la Patente de Estados Unidos Nº 4.641.349 mencionada anteriormente de Flom, que incluye puntos de pigmento, criptas, áreas atróficas, tumores y filamentos congénitos. De forma similar, la pupila también se puede usar en concordancia de iris, por ejemplo, como un punto de referencia de centro a partir del cual las características del iris definen después la posición rotacional del ojo. Se pueden emplear menos o más características, por ejemplo, dependiendo de la complejidad del tratamiento que se va a aplicar. Si el tratamiento es rotacionalmente simétrico, tal como un tratamiento para miopía o hipermetropía pura, el desplazamiento rotacional no tiene consecuencias, de forma que el punto de centro se puede localizar con respecto a la pupila. Pero con complejidad de tratamiento mayor, se pueden emplear características más detalladas para registro más preciso del ojo E antes del tratamiento. Como alternativa, se pueden imponer características artificiales al ojo E, para emplazamiento, que incluyen en el área del iris. Por ejemplo, se pueden crear tres marcas con láser en el ojo E si el tratamiento tiene que ocurrir antes de que las marcas de láser sanen. Después, se pueden tomar las etapas de diagnóstico y seguir el tratamiento poco después. Además, se pueden usar otras partes identificadoras de la superficie visible del ojo, además del iris I. En todas estas técnicas, se emplean las características de la parte visible del ojo E para registro entre el sistema de diagnóstico, el tratamiento desarrollado y el tratamiento real aplicado al ojo E.

Pasando a la Figura 9, se ilustran diversos ajustes que se pueden realizar al tratamiento deseado basándose en la imagen del iris I real recibida por el sistema láser 106. Con referencia de nuevo a la Figura 7C, el tratamiento generado 144 se proporciona como un patrón de tratamiento deseado 146 para controlar el sistema láser 106. Los datos de imagen del iris 148 de referencia asociados de las herramientas de diagnóstico se usan para eliminar el patrón de tratamiento 146 con el ojo del paciente E. La imagen del iris 206 se proporciona mediante la cámara de pupila 154 del sistema láser 106 y se proporciona al sistema de control 156. El sistema de control 156 compara la imagen 148 o los descriptores obtenidos de esa imagen, con la imagen del iris 206. Basándose en la comparación, se aplica una diversidad de funciones de escala al tratamiento deseado 146. Por ejemplo, se puede determinar, basándose en el tamaño global de la imagen del iris real 206, que el tratamiento se debe reducir en escala debido a diferentes distancias focales de las herramientas de diagnóstico 100 ó 102 y el sistema láser 106. De este modo, se calcula y aplica una escala 208, produciendo un tratamiento a escala 210. Después, se puede determinar que el tratamiento ahora a escala deseado 210 se tiene que tanto trasladar como rotar, como se ha indicado mediante una función de traslado y rotación 212. Esto, a su vez, se aplica al tratamiento deseado a escala 210, produciendo el tratamiento real 214. Después estos datos se usan por el sistema láser 106 para realizar un tratamiento real.

Como alternativa, si el sistema de control 156 tiene potencia informática lo suficientemente grande, es posible que cada disparo (es decir, pulso láser) se rote y traslade apropiadamente. Esto puede ser deseable si el ojo E presenta un grado enorme de rotación y movimiento dinámico durante el tratamiento, por ejemplo. Después, la imagen del iris 206 se puede rastrear y las funciones de escala 208 y 212 ilustradas en la Figura 9 aplicarse dinámicamente a cada disparo específico o secuencia de disparos en el patrón de tratamiento deseado 146. De esta manera, el movimiento del ojo E se puede adaptar disparo a disparo. Esta técnica se puede combinar con la técnica de dirección de láser del documento PCT/EP95/01287 de manera que la colocación exacta de cada disparo o serie de disparos con relación a la imagen del iris 206 se determine antes de que se apliquen el disparo o los disparos.

Por lo tanto, en realizaciones de la invención, cualquiera de una diversidad de instrumentos de diagnóstico se puede equipar con una cámara u otro aparato de imágenes que adquiera una imagen de la pupila, el iris u otras características distintivas del exterior del ojo y exporte los datos correspondientes a esa imagen. Después, cuando un tratamiento refractivo, tal como un tratamiento de láser excímer usado en LASIK, se realiza, la imagen almacenada (o sus componentes distintivos) se compara con la imagen real de la pupila, el iris o el ojo para alinear el láser de manera que el tratamiento se realice precisamente como se ha calculado.

Pasando a las Figuras 10 y 11A-11B, se muestra una técnica alternativa para emplear una imagen capturada previamente de un iris I para asegurar alineación apropiada de un tratamiento de láser con el perfil de tratamiento calculado. En general, la Figura 11A ilustra una pantalla 252 proporcionada por la cámara 154 del sistema láser 106 en la Figura 7C. A la izquierda están los datos de imagen del iris I capturados 250 cuando se usó una herramienta de diagnóstico refractivo para determinar las características refractivas del ojo E. A partir de estos datos y coalineados con estos datos de imagen del iris I 250, se ha desarrollado un perfil de tratamiento. En el lado derecho de la pantalla 252 está la imagen del iris I en tiempo real 254, que se devuelve mediante la cámara 154 del sistema láser 106. Como se puede observar, la imagen en tiempo real 254 está desalineada ligeramente rotacionalmente en comparación con los datos de imagen capturados 250. Esto proporciona al médico una oportunidad para realinear el ojo del paciente E, produciendo en la Figura 11B una imagen del iris I 256 en tiempo real alineada apropiadamente. Preferiblemente, la pantalla incluye ejes de referencia que permiten al médico determinar fácilmente la desalineación rotacional. El sistema también podría proporcionar, por ejemplo, un cursor que el médico podría poner sobre características identificativas para determinar precisamente el emplazamiento rotacional con relación al eje.

La Figura 10 ilustra las etapas de usar el sistema de las Figuras 11A y 11B para alinear el iris. En primer lugar, los datos de imagen del iris I 250 capturados se presentan en una etapa 260. Simultáneamente, la imagen en tiempo real 254 del iris I se presenta en la etapa 262. Cuando el sistema láser excímer 106 es un Keracor 217 que emplea un seguidor de ojos, entonces el médico activa el seguidor de ojos en la etapa 264, lo cual centra la imagen en tiempo real 254. El sistema de seguimiento de los ojos en el Keracor 217 proporciona el centrado del iris I, pero no proporciona la alineación rotacional del iris.

Avanzando a una etapa 266, se presenta un eje tanto en los datos capturados 250 como en la imagen en tiempo real 254. Después el médico compara las imágenes en la pantalla y determina una cantidad de rotación necesaria para alinear las dos imágenes del iris I. Después el médico rota el ojo E de manera que la imagen del iris I en tiempo real 256 se corresponda rotacionalmente con los datos de imagen del iris capturados 250. El médico puede hacer esto manualmente, tal como usando un anillo de succión o recolocando la cabeza del paciente. Además, el sistema puede proporcionar una rotación "virtual" del ojo del paciente E trasladando rotacionalmente el perfil de tratamiento mediante una cantidad especificada por el médico. En cualquier caso, el sistema de seguimiento de los ojos proporciona en primer lugar el centrado de la imagen del iris I en tiempo real 254 y después el médico efectúa la alineación rotacional de la imagen del iris I 256 en comparación con los datos de imagen capturados 250.

Otras alternativas incluyen un sistema en el que se sobreponen dos imágenes. También, si se usan herramientas de diagnóstico y refractivas múltiples, se pueden usar técnicas diferentes para la alineación. Por ejemplo, una herramienta de frente de onda podría alinear sus datos basándose en el perfil del iris acoplado con un marcador rotacional o un eje de astigmatismo. Una herramienta de topografía podría usar las mismas bases de alineación, pero también capturar una imagen del iris. Después podría alinearse un perfil de tratamiento resultante alineado en el láser usando los datos de iris solos. Se podría usar una diversidad de combinaciones y se describen en la solicitud presentada simultáneamente del cesionario titulada "Iris Recognition and Tracking for Treatment of Optical Irregularities of the Eye". Además, una diversidad de herramientas de interfaz de usuario pueden ayudar al médico, que incluyen el posicionamiento de cursor y la rotación de software mencionados anteriormente del perfil de tratamiento.

El análisis y descripción anterior de la invención son ilustrativos y explicativos de la misma y se pueden realizar diversos cambios en los detalles del aparato ilustrado y construcción y método de funcionamiento sin alejarse del alcance de la invención como se ha definido en las reivindicaciones.

Claims

1. Un sistema para determinar aberraciones refractivas de un ojo, que comprende:

: una herramienta de topografía corneal adaptada para proporcionar datos de topografía corneal del ojo (E);

: una herramienta de aberración de frente de onda adaptada para proporcionar datos de aberración de frente de onda del ojo (E); y

: una unidad computacional (104) adaptada para recibir los datos de topografía corneal y los datos de aberración de frente de onda y para desarrollar un ciclo de tratamiento refractivo basándose en uno de los conjuntos de datos y para modificar el ciclo de tratamiento refractivo basándose en el otro de los conjuntos de datos.

2. El sistema de la reivindicación 1, comprendiendo además:

: un sistema láser acoplado a la unidad computacional (104), el sistema láser adaptado para recibir el ciclo de tratamiento modificado para cirugía láser del ojo (E).

3. El sistema de la reivindicación 1, comprendiendo además una cámara adaptada para capturar una imagen de un iris del ojo (E) que se usa para alineación de los datos de aberración de frente de onda con los datos de topografía corneal.

4. El sistema de la reivindicación 3, en el que la imagen del iris está asociada con datos de aberración de frente de onda y datos de topografía corneal correspondientes.

5. El sistema de la reivindicación 1, comprendiendo además:

: un sistema láser excímer (106) adaptado para proporcionar un ciclo de tratamiento para el ojo (E) basándose en el ciclo de tratamiento modificado.

6. El sistema de la reivindicación 5, en el que el sistema láser (106) está acoplado a la unidad computacional (104).

7. El sistema de la reivindicación 1, en el que la unidad computacional (104) está adaptada para calcular la aberración de frente de onda del ojo (E) a partir de los datos de topografía corneal.

8. Un sistema de la reivindicación 7, en el que la unidad computacional (104) está adaptada para comparar los datos de aberración de frente de onda con los datos de aberración de frente de onda calculados para validar ambos.

9. El sistema de la reivindicación 7, en el que la unidad computacional (104) está adaptada para ajustar los datos de aberración de frente de onda calculados basándose en los datos de aberración de frente onda proporcionados por la herramienta de aberración de frente de onda.

10. El sistema de la reivindicación 1, en el que la unidad computacional (104) está adaptada para presentar una simulación del ciclo de tratamiento refractivo realizado en los datos de topografía de la córnea.

11. El sistema de la reivindicación 1, en el que la unidad computacional (104) está distribuida entre la herramienta de topografía corneal y la herramienta de aberración de frente de onda.