ES2833106T3

ES2833106T3 - Sistema para posicionamiento preciso del rayo en cirugía ocular

Info

Publication number: ES2833106T3
Application number: ES12194867T
Authority: ES
Inventors: Frieder Lösel; Mathias Glasmacher; Pape Ulrich Von
Original assignee: Technolas Perfect Vision GmbH
Current assignee: Technolas Perfect Vision GmbH
Priority date: 2007-01-19
Filing date: 2007-12-21
Publication date: 2021-06-14
Anticipated expiration: 2027-12-21
Also published as: EP2120819A1; US8528566B2; WO2008087483A1; EP2578192A1; PL2120819T3; CN101686873A; US20080177256A1; EP2578192B1; US8088124B2; KR20090111839A; ES2540915T3; EP2120819B1; US20110282332A1

Abstract

Un aparato (10) para dirigir un rayo láser quirúrgico (13) sobre un tejido en un área de tratamiento (68) de un ojo (22) de un paciente durante una cirugía ocular, el aparato (10) que comprende: un sistema de entrega de rayo 5 para generar y guiar el rayo láser quirúrgico (13) a lo largo de una trayectoria del rayo (26) hasta un punto focal (20) deseado en el área de tratamiento (68); un medio para usar el ojo (22) para establecer un plano de referencia (56); un detector óptico (32) para crear una imagen que se extiende al ojo (22) en donde la imagen incluye visualizaciones del plano de referencia (56) y del área de tratamiento (68) donde se ubica el tejido que se va a modificar mediante cirugía láser; un medio (34), conectado al sistema de entrega de rayo y al detector óptico (32) para posicionar el punto focal (20) en el área de tratamiento (68) con relación al plano de referencia en la imagen para guiar el rayo durante cirugía; un medio para crear secuencialmente una pluralidad de imágenes con el detector óptico (32); un medio para monitorear continuamente el plano de referencia (56) con un ordenador (34); un medio para usar el plano de referencia (56) para determinar una delta para cada imagen, en donde la delta es una distancia entre una posición real del punto focal (20') y la posición del punto focal deseado (72); y un medio en el sistema de entrega de rayo para mantener la delta sustancialmente nula; en donde el plano de referencia (56) es la superficie anterior (46) de una córnea (48) y el área de tratamiento (68) está dentro de la córnea (48) o en donde el detector óptico (32) es un tomógrafo de coherencia óptica (OCT).

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema para posicionamiento preciso del rayo en cirugía ocular

Campo de la invención

La presente invención se refiere generalmente a sistemas para llevar a cabo cirugías oculares. Más particularmente, la presente invención se refiere a sistemas quirúrgicos láser controlados por ordenador. De acuerdo con un primer aspecto, la presente invención es particularmente, pero no exclusivamente, útil como un sistema que incorpora técnicas de tomografía de coherencia óptica (OCT) con el propósito de obtener imágenes tanto de un área de tratamiento como de un plano de referencia para controlar los movimientos del punto focal del rayo láser dentro del área de tratamiento durante una operación quirúrgica. De acuerdo con un segundo aspecto, el aparato incluye un tomógrafo de coherencia óptica.

Antecedentes de la invención

Cuando se usa un rayo láser para llevar a cabo una cirugía ocular, el movimiento preciso del punto focal del rayo láser a través del tejido que se va a modificar es absolutamente imperativo. Específicamente, son preferibles las precisiones de la posición del punto focal dentro de aproximadamente las diez micras (10 mm). Para hacer esto, la trayectoria deseada para el punto focal del rayo láser debe tener un punto de inicio definido de manera precisa. Y, el punto focal del rayo láser debe entonces moverse a lo largo de la trayectoria prevista. Aunque esto se puede lograr en algunas situaciones con control de lazo abierto (es decir, hacer que el punto focal del rayo láser siga una trayectoria preprogramada), en muchas otras situaciones puede ser más conveniente incorporar un sistema de control de retroalimentación de lazo cerrado. A diferencia de los sistemas de lazo abierto, los sistemas de control de retroalimentación de lazo cerrado proporcionan un monitoreo continuo y correcciones de las desviaciones del punto focal. En cualquier caso, los movimientos del punto focal del rayo láser deben lograrse en el contexto de un plano de referencia.

Un requerimiento importante para cualquier sistema de control de retroalimentación de lazo cerrado es la necesidad de identificar con precisión una señal de error apropiada. Como se entiende de lo anterior, esta señal de error se debe poder medir. Por tanto, se requiere un plano de referencia a partir del cual se pueda medir la señal de error. Una vez que se identifica la señal de error, el control del desempeño del sistema se realiza mediante ajustes del sistema que anularán, o al menos minimizarán, la señal de error. Dicho de otra manera, las desviaciones (es decir, las señales de error) de los parámetros de desempeño deseados deben ser determinables y mantenerse por debajo de un mínimo aceptable. Para el caso específico que involucra el control de retroalimentación de un punto focal del láser quirúrgico durante la cirugía ocular, se debe seleccionar un plano de referencia que esté relacionado anatómicamente con el ojo sometido a cirugía. Además, también se requiere el conocimiento de la ubicación del punto focal del rayo láser con relación al plano de referencia y, por lo tanto, con relación a una trayectoria a través del ojo.

Anatómicamente, el ojo incluye varios tejidos que pueden ser modificados beneficiosamente mediante una cirugía láser. Estos incluyen: la córnea, el cristalino y la retina. Significativamente, es esencial un conocimiento profundo de la geometría de estos elementos oculares y de su relación geométrica entre sí para una cirugía exitosa. Todo esto, por supuesto, no se puede hacer simplemente con un examen exterior del ojo. Con esta limitación en mente, de acuerdo con el segundo aspecto de la invención, el aparato para obtener imágenes del interior de un ojo se configura para llevar a cabo técnicas de tomografía de coherencia óptica (OCT). Afortunadamente, estas técnicas se conocen bien por los expertos en la técnica (por ejemplo, ver la patente de Estados Unidos Núm. 6,004,314, concedida a Wei y otros para una invención titulada “Optical Coherence Tomography Assisted Surgical Apparatus”). Específicamente, para los propósitos del segundo aspecto de la presente invención, la OCT se emplea para identificar un plano de referencia basado en el ojo apropiado para la realización de la cirugía láser. Además, la OCT proporciona un medio para visualizar un área de tratamiento dentro del ojo, mientras se lleva a cabo la cirugía láser. Aunque se pueden preferir las técnicas de OCT, el experto en la materia apreciará que podrían usarse otras técnicas de obtención de imágenes para los propósitos del primer aspecto de la presente invención. Específicamente, se pueden emplear técnicas de obtención de imágenes como la microscopía confocal o microscopía de generación de segundo armónico.

A la luz de lo anterior, es un objeto de la presente invención proporcionar un aparato para dirigir un rayo láser quirúrgico sobre el tejido en un área de tratamiento de un ojo de un paciente, en donde el control del rayo láser se basa en vistas en sección transversal. del ojo, que, de acuerdo con el segundo aspecto, se obtienen mediante el empleo de técnicas de OCT. Otro objeto de la presente invención es proporcionar un aparato para dirigir un rayo láser quirúrgico sobre el tejido en un área de tratamiento de un ojo de un paciente en donde se puede seleccionar un plano de referencia basado en el ojo que sea más apropiado para la operación quirúrgica particular que se va a llevar a cabo. Otro objeto más de la presente invención es proporcionar un aparato para dirigir un rayo láser quirúrgico sobre el tejido en un área de tratamiento de un ojo de un paciente que sea fácil de implementar, relativamente simple de fabricar y comparativamente rentable.

El documento US 2005/024586 A1 se refiere a métodos o dispositivos de medición o tratamiento de diagnóstico oftálmico, los cuales hacen uso de una combinación de un dispositivo de seguimiento del ojo de alta velocidad, que mide la traslación rápida o el movimiento sacádico del ojo, y un dispositivo de medición de la posición del ojo.

El documento US 6,004,314 se refiere a un microscopio quirúrgico oftalmológico que se combina internamente con un aparato de tomografía de coherencia óptica ("OCT") en donde se proporciona autoenfoque mediante la activación de una lente de enfoque interna motorizada del microscopio quirúrgico oftalmológico con una salida de señal del aparato de OCT.

El documento EP 1364632 A1 se refiere a un sistema para guiar con precisión un punto focal láser a lo largo de una trayectoria predeterminada dentro del estroma de una córnea. El sistema incluye una lente de contacto para adaptar la superficie anterior de la córnea a un radio de curvatura que tiene aproximadamente 8,3 mm.

El documento US 2004/021874 A1 se refiere a sistemas que están configurados para medir al menos una superficie reflectante de un objeto dispuesto a lo largo de una trayectoria óptica. Se usa una señal de interferencia óptica medida para cada una de al menos tres longitudes de onda de luz reflejada para determinar una modulación de componentes de frecuencia de una serie de Fourier. Los componentes de frecuencia de la serie de Fourier se transforman en componentes espaciales que describen las intensidades y posiciones de la luz reflejada a lo largo de una trayectoria óptica.

El documento WO 2006/074469 A2 se refiere a un sistema para realizar incisiones en tejido del ojo a diferentes profundidades. El sistema enfoca la luz en un patrón en varios puntos focales que se encuentran a varias profundidades dentro del tejido ocular. Las incisiones óptimas se pueden lograr al enfocar las luces secuencial o simultáneamente a diferentes profundidades, lo que crea una columna expandida de plasma y crea un rayo con una parte central alargada.

El documento WO 2001/19303 A1 se refiere a un método para la fotoablación de la córnea mediante el uso de un rayo láser. El grosor de la córnea se determina con un dispositivo de medición asociado a un interferómetro de Michelson antes y después de cada una de una pluralidad de etapas de ablación parcial. Los valores de grosor determinados se usan para guiar el rayo láser a través de la córnea de forma controlada.

Resumen de la invención

La invención se define por las reivindicaciones adjuntas.

De acuerdo con la presente invención, se proporciona un aparato para llevar a cabo una cirugía ocular. En particular, esta cirugía se logra al dirigir un rayo láser sobre el tejido en un área de tratamiento del ojo de un paciente; y requiere identificar un plano de referencia que esté relacionado con el ojo. Para los fines de la presente invención, de acuerdo con el primer aspecto, este plano de referencia es la superficie anterior de la córnea. De acuerdo con el segundo aspecto, este plano de referencia puede ser la superficie anterior de la córnea, la superficie posterior de la córnea, un área superficial del cristalino o la retina. Para identificar el plano de referencia, el segundo aspecto de la presente invención emplea un detector óptico que crea imágenes mediante el uso de técnicas de tomografía de coherencia óptica (OCT). Específicamente, el detector se usa para crear vistas en sección transversal del ojo que incluyen imágenes tanto del plano de referencia como del área de tratamiento donde se ubica el tejido que se va a modificar mediante cirugía láser.

Junto con el detector óptico, el aparato de la presente invención incluye un sistema de entrega de rayo. Específicamente, el sistema de entrega de rayo tiene una fuente láser para generar el rayo láser quirúrgico y tiene elementos ópticos apropiados para dirigir el rayo láser de la fuente láser al área de tratamiento. En estos elementos ópticos se incluye un escáner que puede mover el rayo láser en direcciones ortogonales x, y y z. Además, el sistema de entrega incluye una lente para enfocar el rayo láser a un punto focal en el área de tratamiento. Como se pretende para la presente invención, el rayo láser quirúrgico que es generado por el sistema de entrega de rayo comprende una secuencia de pulsos de femtosegundos que tienen una longitud de onda de aproximadamente mil nanómetros (As = 1000 nm). Preferentemente, el aparato también incluye una lente de contacto que puede colocarse contra la superficie anterior del ojo del paciente, para estabilizar el ojo durante la cirugía. Además, la lente de contacto también puede establecer una interfaz en la superficie anterior entre el ojo y el aparato que se puede usar como referencia.

Un ordenador (es decir, un procesador de datos) se conecta electrónicamente tanto al sistema de entrega de rayo como al detector óptico. Con estas conexiones, el ordenador puede comparar la ubicación de los puntos focales deseados en el área de tratamiento (con base en los datos planificados previamente para la cirugía) con los puntos focales reales. De esta manera se pueden identificar las desviaciones de los puntos focales reales con relación a los puntos focales deseados (es decir, señales de error). Mediante el uso de técnicas de control de retroalimentación de lazo cerrado bien conocidas, el sistema de entrega se ajusta entonces para anular o minimizar las señales de error. En consecuencia, el sistema puede controlarse para que su punto focal siga una trayectoria predeterminada a través del área de tratamiento. Alternativamente, el sistema se puede operar en un modo de lazo abierto. Si se opera de esa manera, el punto focal se mueve para seguir la trayectoria predeterminada a través del área de tratamiento sin más ajustes adicionales. No obstante, en el modo de lazo abierto, sigue siendo importante usar el detector ópti establecer un punto de inicio apropiado para la trayectoria del punto focal.

Como se indicó anteriormente, un aspecto importante de la presente invención es su uso del detector óptico para generar vistas en sección transversal del área de tratamiento. Como se prevé para la presente invención, tales vistas se pueden realizar secuencialmente en tiempo real. Además, se pueden hacer desde diferentes perspectivas basadas en diferentes planos de sección transversal a través del ojo. Con estas capacidades, las vistas en sección transversal se pueden usar para controlar el sistema y también pueden proporcionar al operador una visualización tridimensional del área de tratamiento. Con esta capacidad, para la presente invención se prevé que sea posible el control manual sobre los movimientos del punto focal en el área de tratamiento. Cuando se usa, el control manual puede aumentar el control por ordenador mencionado anteriormente o proporcionar una alternativa al control por ordenador.

Breve descripción de los dibujos

Las características novedosas de esta invención, así como también la invención en sí misma, tanto en cuanto a su estructura como a su operación, se entenderán mejor a partir de los dibujos adjuntos, tomados junto con la descripción adjunta, en la cual los caracteres de referencia similares se refieren a partes similares, y en los cuales:

la Figura 1 es un dibujo esquemático de un aparato para llevar a cabo cirugía ocular de acuerdo con la presente invención;

la Figura 2 es una vista en planta superior de un ojo como se vería a lo largo de la línea 2-2 en la Figura 1;

la Figura 3 es una vista en sección transversal de un ojo como se ve a lo largo de la línea 3-3 en la Figura 2; y la Figura 4 es una vista en sección transversal ampliada de la córnea del ojo mostrado en la Figura 3.

Descripción de las modalidades preferidas

Con referencia inicialmente a la Figura 1, se muestra un aparato para llevar a cabo una cirugía ocular de acuerdo con la presente invención y se designa generalmente con el 10. Como se muestra, el aparato 10 incluye una fuente láser 12 para generar un rayo láser quirúrgico 13. Para la presente invención, el rayo láser quirúrgico 13 incluye preferentemente una secuencia de pulsos de femtosegundos que tienen una longitud de onda de aproximadamente mil nanómetros (As = 1000 nm). La Figura 1 también indica que el aparato 10 incluye una unidad de escaneo 14 que permitirá que el rayo láser quirúrgico 13 se mueva en direcciones ortogonales x, y, z. La óptica del relé 16 transfiere el rayo láser quirúrgico 13 de una manera bien conocida en la técnica pertinente, y se usa una lente de enfoque 18 para enfocar el rayo láser quirúrgico 13 a un punto focal 20.

Como se indica en la Figura 1, el punto focal 20 puede establecerse selectivamente en el tejido del ojo de un paciente 22. Una lente de contacto 24 que está montada en el aparato 10 por medio de conexiones (no mostradas) también se muestra colocada en el ojo 22. Además, la Figura 1 indica que el rayo láser quirúrgico 13 seguirá a lo largo de una trayectoria del rayo 26 a medida que progresa desde la fuente láser 12 hasta su punto focal 20 en el ojo 22. Para este propósito se pueden emplear espejos giratorios 28 y 30 para establecer la trayectoria del rayo 26, según se desee.

Aún con referencia a la Figura 1, se verá que el aparato 10 incluye un detector óptico 32 y un ordenador (procesador de datos) 34. Más específicamente, el ordenador 34 está conectado a través de una línea 36 al detector óptico 32, y está conectado a la fuente láser 12 a través de una línea 38. Juntos, estos componentes (es decir, la fuente láser 12, el detector óptico 32 y el ordenador 34) controlan efectivamente el aparato 10 durante la cirugía ocular.

Como se prevé para la presente invención y se estableció anteriormente, el detector óptico 32 usa técnicas de tomografía de coherencia óptica (OCT) para crear vistas en sección transversal del ojo 22. Significativamente, estas vistas incluyen imágenes de características anatómicas específicas del ojo 22. Además, el detector óptico 32 crea estas vistas (con imágenes) de una manera que permite que el ordenador 34 use las imágenes para controlar la fuente láser 12. Para apreciar mejor esta función, consulte la Figura 2.

En la Figura 2, el ojo 22 se ve en una vista en planta superior; y se muestra con indicaciones de extremo de varios planos de referencia 40, 42 y 44. La presente invención prevé que estos planos 40, 42 y 44 serán generalmente paralelos al eje óptico del ojo 22 y se extenderán a través del ojo 22. Los planos 40, 42 y 44, sin embargo, son solo ilustrativos, y su importancia se aprecia mejor mediante la referencia cruzada de la Figura 2 con la Figura 3. Específicamente, la Figura 3 es representativa de una vista en sección transversal del ojo 22 como se ve solo en el plano 40. El hecho de que sean posibles otras vistas en sección transversal del ojo 22 (es decir, las perspectivas de los planos 42 y 44), permite que las imágenes de OCT se consideren colectivamente para una presentación tridimensional del interior del ojo 22. Por otro lado, una imagen individual de cualquier plano particular (por ejemplo, el plano 40, 42 o 44) proporcionará, por sí misma, información valiosa para el uso y la operación del aparato 10.

Con referencia específica ahora a la Figura 3, se verá que la vista en sección transversal presentada (es decir, el plano 40) revela específicamente varias características anatómicas del ojo 22. Estas incluyen: la superficie anterior 46 de la córnea 48, la superficie posterior 50 de la córnea 48, el cristalino 52 y la retina 54. Además, esta vista en sección transversal también muestra detalles de la lente de contacto 24, si se usa. Por tanto, se puede identificar la interfaz entre la lente de contacto 24 y la superficie anterior 46 de la córnea 48. En este punto, debe señalarse que se puede usar menos de una vista en sección transversal completa (por ejemplo, como se muestra en la Figura 3) para los propósitos de la presente invención. Por ejemplo, puede ser necesaria una imagen que enfatice la córnea 48 o la retina 54. Además, también debe señalarse que, la información particular de una imagen (por ejemplo, el plano 40) se puede confirmar o verificar mediante la comparación con imágenes de otros planos (por ejemplo, los planos 42 o 44).

Para los fines de la descripción, la interfaz entre la lente de contacto 24 y la superficie anterior 46 de la córnea 48 se denomina en lo sucesivo un plano de referencia 56. Debe apreciarse, sin embargo, que este plano de referencia 56 es solo ilustrativo. Otras características anatómicas del ojo 22 se pueden usar alternativamente para los mismos propósitos, y tal vez de manera más efectiva, en dependencia de los requisitos de la cirugía ocular particular que se lleva a cabo.

De regreso por el momento a la Figura 1, se verá que hay dos modalidades funcionales del aparato 10 que se prevén para la presente invención. La principal diferencia entre las dos modalidades está determinada por la ubicación donde el detector óptico 32 está acoplado a la trayectoria del rayo 26. Para ambas modalidades este acoplamiento se logra donde el rayo de diagnóstico, usado por el detector óptico 32 para la obtención de imágenes de OCT, se une a la trayectoria del rayo 26 del rayo láser quirúrgico 13.

Para una modalidad preferida de la presente invención, el rayo láser de diagnóstico (representado por la línea discontinua 58 en la Figura 1) está acoplado a la trayectoria del rayo 26 mediante un espejo dicroico 60. Como se muestra, el espejo dicroico 60 está posicionado aguas abajo de la unidad de escaneo 14. En este caso, el rayo láser de diagnóstico 58 no atraviesa la unidad de escaneo 14. En consecuencia, para esta modalidad preferida, el detector óptico 32 necesita incluir su propia unidad de escaneo (no mostrada).

Para una modalidad alternativa de la presente invención, el rayo láser de diagnóstico (representado por la línea de puntos 62 en la Figura 1) está acoplado a la trayectoria del rayo 26 mediante un espejo dicroico 64 que está ubicado aguas arriba de la unidad de escaneo 14. En este caso, el detector óptico 32 puede usar la misma unidad de escaneo 14 que se usa para el rayo láser quirúrgico 13. Como consideración operativa, el rayo láser de diagnóstico 58, 62 para ambas modalidades tendrá una longitud de onda de aproximadamente mil trescientos nanómetros (Ad = 1300 nm). La implicación aquí es que puede ser preferible la modalidad en donde el rayo láser de diagnóstico 58 está acoplado aguas abajo de la unidad de escaneo 14. Esto es así para evitar los refinamientos adicionales que se requieren para la unidad de escaneo 14 y la óptica del relé 16 cuando dos longitudes de onda diferentes usan los mismos elementos ópticos.

Operación

En la operación del aparato 10 de la presente invención, se establece una trayectoria 66 predeterminada para el punto focal 20 del rayo láser quirúrgico 13 para una cirugía ocular en un área de tratamiento 68 del ojo 22 (ver la Figura 4). Se crea una imagen (por ejemplo, la Figura 3), o una imagen parcial de esta, mediante el uso del detector óptico 32. Es importante destacar que la imagen (imagen parcial) debe incluir tanto el plano de referencia 56 (solo ilustrativo) como una visualización del área de tratamiento 68. El punto focal 20 del rayo láser quirúrgico 13 puede dirigirse entonces hacia un punto de inicio 70 que se selecciona en el contexto del plano de referencia 56 (referencia cruzada de la Figura 3 con la Figura 4).

El control de lazo abierto del punto focal 20, a medida que se mueve a través del área de tratamiento 68, se puede lograr simplemente al mover el punto focal 20 a lo largo de la trayectoria 66 predeterminada de acuerdo con instrucciones preprogramadas en el ordenador 34. Sin embargo, siempre que se use un modo de operación de lazo abierto, es importante que el punto de inicio 70 se establezca con precisión y que la trayectoria 66 esté preprogramada de manera precisa. Esto requerirá que un punto focal deseado 72 coincida con el punto de inicio 70, y que la trayectoria 66 esté orientada de manera apropiada en el área de tratamiento 68. Como se prevé para la presente invención, la coincidencia del punto focal deseado 72 con el punto de inicio 70 requerido se puede lograr mediante el uso de información del detector óptico 32. Por tanto, mediante el uso del punto de inicio 70 y una definición predeterminada de la trayectoria 66, el aparato 10 se puede operar en un modo de lazo abierto para llevar a cabo la cirugía ocular deseada. Por otro lado, el control de lazo cerrado puede ser más apropiado para la cirugía ocular particular que se lleva a cabo. En este caso, el detector óptico 32 se activa para proporcionar actualizaciones continuas de imágenes de sección transversal del ojo 22. Como se indica en la Figura 4, la información contenida en tales imágenes de sección transversal incluirá datos de posición con relación al plano de referencia 56, tanto de un punto focal real 20' como de un punto focal deseado 72 en la trayectoria 66. La diferencia posicional "A" entre los puntos 20' y 72 representará entonces una señal de error que puede usarse para los ajustes apropiados del aparato 10. De acuerdo con procedimientos y técnicas bien conocidos (es decir, técnicas de control de retroalimentación de lazo cerrado), los ajustes al aparato 10 pueden introducirse desde el ordenador 34 que anularán o minimizarán "A" para mantener el punto focal 20 en la trayectoria 66 para una terminación exitosa de la cirugía ocular.

Mientras que el Sistema para el Posicionamiento Preciso del Rayo en Cirugía Ocular particular como se muestra y se describe en detalle en la presente descripción es totalmente capaz de obtener los objetivos y proporcionar las ventajas antes indicadas en la presente descripción, se debe entender que es simplemente ilustrativo de las modalidades de la invención preferidas en la presente, y que no se pretenden limitaciones a los detalles de construcción o de diseño que se muestran en la presente descripción que no sean las que se describen en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

i. Un aparato (10) para dirigir un rayo láser quirúrgico (13) sobre un tejido en un área de tratamiento (68) de un ojo (22) de un paciente durante una cirugía ocular, el aparato (10) que comprende:

un sistema de entrega de rayo para generar y guiar el rayo láser quirúrgico (13) a lo largo de una trayectoria del rayo (26) hasta un punto focal (20) deseado en el área de tratamiento (68);

un medio para usar el ojo (22) para establecer un plano de referencia (56);

un detector óptico (32) para crear una imagen que se extiende al ojo (22) en donde la imagen incluye visualizaciones del plano de referencia (56) y del área de tratamiento (68) donde se ubica el tejido que se va a modificar mediante cirugía láser;

un medio (34), conectado al sistema de entrega de rayo y al detector óptico (32) para posicionar el punto focal (20) en el área de tratamiento (68) con relación al plano de referencia en la imagen para guiar el rayo durante cirugía;

un medio para crear secuencialmente una pluralidad de imágenes con el detector óptico (32);

un medio para monitorear continuamente el plano de referencia (56) con un ordenador (34);

un medio para usar el plano de referencia (56) para determinar una delta para cada imagen, en donde la delta es una distancia entre una posición real del punto focal (20') y la posición del punto focal deseado (72); y un medio en el sistema de entrega de rayo para mantener la delta sustancialmente nula;

en donde el plano de referencia (56) es la superficie anterior (46) de una córnea (48) y el área de tratamiento (68) está dentro de la córnea (48) o

en donde el detector óptico (32) es un tomógrafo de coherencia óptica (OCT).
2. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 1, en donde el rayo láser quirúrgico (13) comprende una secuencia de pulsos de femtosegundos.
3. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 1, en donde el medio de uso es un dispositivo de contacto montado en el sistema de entrega de rayo para el acoplamiento con el ojo (22) para establecer el plano de referencia (56).
4. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 3, en donde el dispositivo de contacto es una lente de contacto (24) y el plano de referencia (56) es una interfaz entre una superficie exterior del ojo (22) y la lente de contacto (24).
5. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 1, en donde el plano de referencia (56) se selecciona de un grupo que consiste en una superficie anterior (46) de una córnea (48), una superficie posterior (50) de una córnea (48), un límite de un cristalino (52) y un fondo de un ojo (22).
6. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 1, en donde el medio de posicionamiento (34) es el ordenador (34).
7. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 6, en donde la imagen es plana y en donde una porción de la trayectoria del rayo (26, 66) está en el plano (40, 42, 44) de la imagen.
8. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 1, en donde el sistema de entrega de rayo, en secuencia a lo largo de la trayectoria del rayo (26), comprende:

una fuente láser (12) para generar el rayo láser quirúrgico (13);

una primera unidad de escaneo (14) para mover el punto focal (20) del rayo láser quirúrgico (13) en direcciones x, y y z ortogonales; y

una lente de enfoque (18) para establecer el punto focal (20).
9. Un aparato (10) como se mencionó en la reivindicación 8, en donde el detector óptico (32) incluye una unidad de escaneo secundaria y se posiciona para acoplar un rayo de diagnóstico (58) en la trayectoria del rayo (26) del rayo láser quirúrgico (13) en un punto entre la primera unidad de escaneo (14) y la lente de enfoque (18), en donde preferentemente la longitud de onda del rayo láser quirúrgico (13) es de aproximadamente mil nanómetros (As = 1000 nm), y la longitud de onda del rayo de diagnóstico (58) es de aproximadamente mil trescientos nanómetros (Ad = 1300 nm).