MXPA01001844A - Metodo y dispositivo para determinar la forma de superficie del tejido biologico. - Google Patents

Abstract

La invencion se refiere a un metodo para determinar la forma de superficie del tejido biologico en el cual el tejido es directamente irradiado con un patron de irradiacion producido con la ayuda de una radiacion de excitacion de manera que alas areas de tejido irradiadas son excitadas para emitir un patron fluorescente que consiste de una radiacion fluorescente, cuyo patron es detectado y evaluado a fin de calcular la forma de superficie del tisu. Un dispositivo de acuerdo con la invencion para llevar a cabo el metodo de la invencion comprende por lo menos una fuente de radiacion para generar una radiacion de excitacion, medios para producir un patron de irradiacion desde la radiacion de excitacion directamente sobre el tejido de manera que las areas de tejido irradiadas son excitadas para emitir un patron fluorescente que consiste de una radiacion fluorescente, por lo menos un dispositivo de deteccion para detectar la radiacion fluorescente emitida por el tejido, y una unidad evaluadora para calcular la forma de superficie del tejido desde la radiacion fluorescente detectada.

Description

MÉTODO Y DISPOSITIVO PARA DETERMINAR LA FORMA DE SUPERFICIE D TEJIDO BIOLÓGICO DESCRIPCIÓN La invención se refiere a un método y a dispositivo para determinar la forma de superficie del teji biológico de acuerdo con las partes genéricas de l reivindicaciones 1 y 29.

El conocimiento exacto de la topología de tejidos biológicos es en muchos casos indispensable, por ejempl para llevar a cabo operaciones sobre la superficie del tejid La superficie córnea del ojo humano es citada como un ejempl Dado que la córnea tiene una fuerza de refracción de arriba de diópteros, esto es decisivo en la refracción de la luz que c adentro del ojo y por tanto participa en el proceso de ver. poder de refracción por tanto es primariamente una función de forma de la superficie de la córnea y en particular de curvatura. Los métodos modernos para corregir las ametropías p tanto tienen como objeto el alterar la forma de la córn mediante el remover el tejido de córnea con la ayuda de un láse Por tanto, el pre-requisito para un trabajo con propósito de l córnea es el conocimiento exacto de la forma de su superfici exterior. Esto es determinado actualmente antes y varios día después de la corrección de la ametropía con la ayuda de lo métodos ópticos en los cuales los valores medidos no s influenciados apreciablemente por los movimientos estadísticos involuntarios del ojo bajo consideración de la rapidez de est métodos .

Un método conocido para medir la forma córnea, cuales usado antes y después de la operación ametrópica o tambi a fin de adaptar los lentes de contacto, se basa en el uso de l llamados queratómetros, en los cuales la refracción de l anillos concéntricos (los llamados anillos plácidos) sobre película de gota que humedece la córnea es registrada con u cámara y se evalúa. Un dispositivo de iluminación es colocado el frente del ojo en el frente de cuyo dispositivo está arregla un disco con hendiduras circulares concéntricas unas a otras cuyo centro se coloca una cámara. La luz reflejada desde película de gota o lágrima y se registra por la cámara en forma de un patrón de anillo distorsionado por la curvatura de córnea se compara a fin de determinar las característic específicas de la forma corneal que se va a medir con una for corneal dada de un ojo estándar con un radio corneal de 7. milímetros. A fin de reconstruir la forma de superficie de córnea particular, el usuario primero determina manualmente centro de los anillos, usualmente a aproximadamente 20, con l ayuda de los cabellos transversales. Los meridianos 180 s entonces colocados a través del centro sobre la córnea con intervalo de ÍE cada uno. El intervalo de las intersecciones los meridianos con los anillos aumenta con el radio creciente los anillos hasta valores de aproximadamente de 300 µm. conjunto, resultan 180 (meridianos) x 20 (anillos) 2 (intersecciones) = 7200 puntos de datos de lo cual la curvatu de la córnea puede ser calculada. Este método conocido y es dispositivo conocido tienen la desventaja de que debido arreglo concéntrico del dispositivo de iluminación y de la cáma no pueden ser registrados datos en la superficie del centro c un diámetro de por lo menos de 1.5 milímetros. Sin embargo, la mediciones son especialmente importantes particularmente en est área. Además, las mediciones erróneas de la forma de córnea n pueden evitarse lo cual forma desviaciones mayores que lo que s ha acostumbrado de la forma de un ojo estándar tal como, po ejemplo, en el caso de un aplanamiento central. Además, e número de 7200 puntos de datos es insuficiente en algunos caso para la interpolación necesaria para determinar la topologí corneal. Este número de puntos de datos efectivamente represent un límite superior ya que los meridianos no pueden ser dividido a un intervalo angular de menos de ÍE en consideración a su anch finito de línea.

Dado que el método previamente descrito y e dispositivo correspondiente no permiten ninguna vigilanci durante el proceso de remoción, las correcciones erróneas so registradas en forma relativamente frecuente, especialmente en e caso de las altas ametropías arriba de -6 diópteros . Esta condiciones erróneas pueden ser evaluadas por el usuario o operador estadísticamente para preparar los llamados "nomogramo que ayudan a evitar las correcciones erróneas en los medios las incisiones operativas subsecuentes, sin embargo, es solución puede no ser satisfactoria.

Además, el método llamado de tira-proyecci establecido industrialmente para la medición óptica superficies de tipos muy diferentes de materiales sin vida s conoce que permite una detección confiable, sin contacto y rápi de los valores medidos. La idea básica de la técnica de tir proyección reside en la unión de las posibilidades de medida tecnología de la triangulación geométrica-óptica con aquellos d interferometría clásica. Las conexiones matemáticas está presentadas en detalle en el anexo. Este método y el dispositiv correspondiente son particularmente adecuadas para detectar lo eventos rápidos ya que sólo es necesaria una fotografía única En este método, un patrón de tira adecuado es primero conectad sobre la superficie que va a ser medida. Las tiras son generada mediante interferometría o mediante la representación de un estructura adecuada (rejilla estructura decapada en vidrio matriz LCD, microespejos) . La luz esparcida difusamente desde l superficie en la forma de un patrón de tira distorsionado por l forma de superficie de .la córnea se detecta a un ángulo ' a l dirección de proyección o irradiación y se evalúa mediant algoritmos adecuados. Las transformaciones Fourier requerida que fueron previamente de tiempo intensivo ya no constituyen retraso apreciable en consideración a las nuevas posibilidades la computadora.

Sin embargo, la evaluación de los patrones de ti se hace problemática dado un contraste relativamente débil d patrón de tira detectado. Los errores de medición de ba ocurren ocasionalmente por lo tanto que se hacen notables en l brincos en la superficie. Como se conoce, las mediciones elevación y contraste consisten en capas esparcidas fuertemen que depositan vapor sobre el objeto o en la adición de tint fluorescentes. Esto último se ha sugerido en particular en l oftalmología, por ejemplo, por indec er y otros (Óptic aplicadas 43,3644 ff., 1995) quien sugirió enriquecer la películ de gota en frente de la córnea con fluoresceina a fin d determinar la forma de la superficie corneal en un método proyección de tira. En este método la luz azul filtrada con u filtro afuera de la luz blanca se guía sobre la córnea, con l que la película de gota localizada en el frente y enriquecida co fluoresceina emite una luz verde como una consecuencia de l excitación. La patente de los Estados Unidos de América No 5,406,342 enseña un método similar y (y un dispositiv correspondiente) en el cual la superposición de dos patrone parciales proyectados desde dos direcciones sobre la córne proporcionados con líquido fluorescente resulta en la producció de un patrón muaré que puede ser evaluado. La radiació fluorescente emitida por la película líquida es combinada despu de haber pasado a través de un filtro óptico mediante registrar en forma sucesiva dos medias imágenes con una cámara video y evaluar mediante algoritmos especialmente desarrollado La proyección de la radiación desde dos direcciones ayud además, al filtro, para evitar la detección del reflejo direc que es producido en el lugar sobre la córnea cuya superfic normal divide el ángulo entre la dirección de radiación y l dirección de observación en dos ángulos igualmente grandes siempre aparece cuando la unidad de detección es sensible a l longitud de onda que proyecta el patrón.

Otros métodos y dispositivos para determinar l topografía cornea en la cual un agente fluorescente es aplicad sobre el ojo se conocen de las patentes de los Estados Unidos d América Nos. 4,995,716, 4,761,071 y 5,159,361.

Estos métodos conocidos y los dispositivos tiene la .desventaja de que la película de gota siempre exhib localmente e individualmente grosores diferentes de manera qu las conclusiones acerca de la superficie de la córnea pueden n derivarse confiablemente de su medición. Dado que el agent fluorescente continúa siendo distribuido en la película de got y por tanto suministra luz esparcida desde el grosor completo d la película de gota, la exactitud de medición puede no ser mayo que el grosor de película que alcanza hasta 200 µm. Además, e líquido penetrará en el tejido corneal si la capa epitelial sob la córnea o estuviera presente o doblara de regreso fuera de trayectoria de radiación, lo cual podría resultar en ensanchamiento de la resolución de profundidad. Además, en t caso la forma de superficie de la córnea cambiaría ya que ésta hincha. Por tanto, una capa epitelial intacta es necesaria pa el uso de este método conocido o de este dispositivo conocid sin embargo, es precisamente esta capa la que debe ser removi antes de una operación, de manera que las mediciones durante un operación, por ejemplo, no son posibles.

Además, la patente británica A-2 , 203 , 831 enseña u dispositivo para investigar tumores con una radiació fluorescente. Para este fin el tejido (tumor) que va a se investigado es irradiado con una fuente de luz que emite luz e el rango ultravioleta. El tejido es excitado como un consecuencia de lo mismo evite una radiación fluorescente que e detectada por un sistema de detección y se mide subsecuentemente Sin embargo, el dispositivo conocido es sólo adecuado par investigar las cualidades del tejido de tejido biológico tal com los tumores pero no para determinar la forma de superficie de tejido biológico.

La presente invención tiene el problema de ademá desarrollar un dispositivo del tipo inicialmente citado en un manera tal que la topología de un tejido biológico puede se í determinada en una manera simple y en la ausencia de cualesqui líquidos, en particular los líquidos fluorescentes, y que l resultados pueden posiblemente ser usados para un tratamiento operación.

Este problema es resuelto en el método del tip citado inicialmente en el sentido de que el tejido es irradia directamente con un patrón de irradiación producido con la ayud de una radiación de excitación de manera que las áreas de tejid 10 irradiadas son excitadas para emitir un patrón fluorescente qu consiste de una radiación fluorescente, cuyo patrón es detectad y evaluado a fin de calcular la forma de superficie del te ido Además, el problema es resuelto en un dispositiv 15 de acuerdo a la parte genérica de la cláusula 29 en el sentido d que la fuente de radiación genera una radiación de excitación co una longitud de onda localizada esencialmente en la forma d longitud de onda ultravioleta (UV) . 20 Las ventajas de la invención pueden verse e particular del hecho de que ninguna película localizada en e frente del tejido y enriquecida, si es necesario, con un sustancia adecuada es excitada a la omisión de la radiació fluorescente sin más bien el tejido biológico mismo es. Par 25 este fin, la intensidad y en particular la longitud de onda de l radiación de excitación es seleccionada en tal manera que s > \ profundidad de penetración adentro del tejido es lenta realmente sólo en las áreas de tej ido más exteriores (p ejemplo, 2-3 µm) son excitadas a la fluorescencia. El patr fluorescente que va a ser detectado corresponde esencialmente p tanto al patrón de radiación proyectado previamente sobre tisú, distorsionado por la superficie posiblemente arqueada d tisú que va a ser medido así como por el ángulo entre detección de observación y la dirección de radiación. Las áre de tisú no irradiadas no son por tanto excitadas a la emisión 10 la radiación fluorescente. Dado que una distribución espacial deseada del material fluorescente, tal como, por ejemplo, en caso de una película fluorescente del líquido sobre el tejido, ocurre, no ocurrirán como un resultado inexactitudes de medició En forma similar, un hinchamiento del tejido debido a t 15 película del líquido localizada en el frente se evita.

Especialmente en el caso de la córnea, l líquidos fluorescentes o los líquidos que marcan de otra mane que van a ser aplicados sobre el ojo pueden ser eliminados en e 20 caso del método y del dispositivo de acuerdo con la invención Es por tanto posible en una manera sorprendentemente simple e representar directamente la superficie corneal mediante l radiación fluorescente sin tener que tomar la desviació imprecisa a través de una película fluorescente localizada en e 25 frente.

De acuerdo a la invención, la fuente de radiaci genera una radiación de excitación con una longitud de on localizada esencialmente en el rango de longitud de on ultravioleta. En este caso, la radiación ultravioleta penet sólo unos pocos micrómetros adentro de la córnea, la córnea e transparente arriba del rango de longitud de onda ultraviolet hasta casi infrarrojo (IR) . Consecuentemente, la radiació fluorescente emitida desde la córnea se deriva esencialmente d la capa de tisú más exterior y por tanto representa su topologí en una manera suficientemente exacta. Además la medición pued tomar lugar en un tiempo suficientemente corto para evita mediciones erróneas debido a los movimientos del ojo. Por medi del método y el dispositivo de acuerdo a la invención también e posible el medir, deformaciones de extremidades o cambios de l superficie de piel y otras características estructurales de l piel (por ejemplo, huellas) . De antemano, puede ser necesario e remover los objetos perturbadores en la trayectoria del ojo de l superficie del tejido, por ejemplo, los cabellos. La forma de l superficie del tejido que se va a medir puede básicamente se conformada en cualquier manera. Sin embargo, no deben esta presentes graduaciones ásperas.

La unidad de evaluación para evaluar el patró fluorescente de la radiación fluorescente preferiblement comprende una computadora con un programa de análisis adecuad que usa, por ejemplo, métodos matemáticos conocidos. Tal métod t 11 matemático conocido para evaluar la radiación fluorescente se d en el anexo .

Dado que el método y el dispositivo de l invención están basados sobre las cualidades fluorescente de tejido mismo, el método es también particularmente adecuado par detectar la topología durante la operación refractiva sobre l córnea durante la cual ninguna película de gota y ninguna cap epitelial, por lo menos en la trayectoria de radiación de l 10 radiación de excitación está presente. Por ejemplo, la topologí de tejido instantánea es determinada suficientemente en form frecuente antes y durante la operación de manera que el siguient paso de operación puede ser coordinado con el resultado real Esto por tanto permite el controlar/regular el proceso d 15 remoción durante la operación con un láser, por ejemplo, en e sentido de que uno puede cambiar entre el modo de operación y e modo de determinar la forma de superficie de la córnea, de maner que es posible una conexión más exacta que lo que previament existía como un resultado de la vigilancia constante y de l 20 reacción correspondiente. Como un resultado de lo mismo, aún lo nomogramos individualmente determinados por el usuario de la investigaciones estadísticas se hacen superfluos los cuales era aún necesarios hasta el presente, esencialmente en el caso d correcciones grandes de arriba de -6 diópteros. 25 Es esencialmente preferible si la fuente radiación para determinar la forma de superficie del teji biológico y aquélla para el tratamiento operativo del tejido s idénticos. En esta manera, un dispositivo barato y compacto pa determinar la topología del tejido y la operación del teji puede realizarse. En este manera, pueden llevarse a ca correcciones de tejido muy precisas rápidamente y en forma simp con la ayuda y el método y el dispositivo de la invención. problema es por tanto resulto en un método para sostener u intervención de operación sobre un tejido biológico en el senti de que el resultado de la evaluación es incluido en una mane reguladora y/o de control en el tratamiento de operación real d tejido biológico.

Además es ventajoso si la detección de radiación fluorescente puede tener lugar con un dispositivo cu sensibilidad para la excitación de longitud de onda es muy len con anterioridad en consideración a la diferencia de longitud onda entre la radiación de excitación y la radiaci fluorescente. Una cámara CCD que permite una detección resuel localmente puede ser usada para este fin. Si es necesario, u cámara sensible en el ultravioleta también puede ser usad Adicionalmente o alternativamente, la sensibilidad d dispositivo de detección particular para la longitud de onda excitación puede reducirse por un filtro (filtro de color filtro de polarización) . En esta manera, el reflejo directo aparece en una manera perturbadora durante la detección. Esto puede ser evitado, tal como en los métodos y dispositiv conocidos; sin embargo, éste no es detectado en consideración la sensibilidad del dispositivo de detección localizado en a otro rango de longitud de onda y puede por tanto no cubrir sob la señal desigual. Por tanto, sólo una exposición única requerida para la reconstrucción completa de la superficie d tejido biológico.

La radiación fluorescente emitida por el teji biológico es preferiblemente detectada a un ángulo diferente la dirección de la radiación cuyo ángulo es de por ejemplo 45 En esta manera, el patrón fluorescente es observado en una mane perspectivamente distorsionada de manera que, en particular, u curvatura de la superficie del tejido puede ser medida en un forma más precisa. Por ejemplo, las tiras adyacentes de u patrón de tira fluorescente aparecen más arqueadas en ta observación por consideración de la perspectiva que en un observación frontal , para lo cual puede obtenerse una informació más precisa cerca del curso de la curvatura.

Si la radiación fluorescente directa es atrapad solamente con un dispositivo único de detección y la dirección d irradiación y la dirección de observación no coinciden, s obtendrá una perspectiva de imagen distorsionada del patró fluorescente como se discutió. Por tanto, en el caso de u patrón de irradiación muy fino y con el patrón fluorescente q hace posible una resolución muy fina de la topología de tejid las líneas localizadas en las áreas de cara hacia afuera de dirección de la detección coalescen en una manera indeseada pueden no ser ya resueltas precisamente. Por tanto, por lo men un dispositivo de detección adicional puede ser usa ventajosamente el cual es opuesto, en relación a la dirección la radiación al primer dispositivo de detección y sirve pa detectar la radiación fluorescente de un rango del teji biológico que no puede ser detectado precisamente por el prim dispositivo de detección. Alternativamente, un espejo coloca adecuadamente en frente del tej ido biológico puede también s usado y el que refleja la radiación fluorescente desde el la del tejido biológico de cara hacia afuera del dispositivo detección (único) a este último dispositivo de detección. esta manera, por ejemplo, dos medias imágenes espaciales pued ser registradas simultáneamente (con dos dispositivos detección) o sucesivamente (sin un dispositivo de detección y espejo) y combinarse apropiadamente para la evaluación.

Adicionalmente o alternativamente, el teji biológico es irradiado desde por lo menos dos direcciones a f de detectar suficientemente las áreas de tejido que son de ot manera difíciles de iluminar en consideración a la distorsión la perspectiva. Es ventajoso el proporcionar un diseño simétric del dispositivo de la invención para esto cuando se mide un córnea, en cuyo caso, por ejemplo, las dos direcciones, una de proyección y otra de la irradiación encierran el mismo ángulo c una dirección de observación que corre entre éstas. Tambié además de usar varias fuentes de radiación, el uso de vari dispositivos de detección puede ser proporcionado. En for similar, los espejos u otros dispositivos de deflexión de l están disponibles para la iluminación y/o la irradiación d objeto biológico desde varios lados.

El tejido biológico y en particular la córnea s preferiblemente excitados a la fluorescencia con longitudes onda de entre 150 nm y de 170 nm. Las longitudes de onda m cortas de aproximadamente 150 nm pueden actualmente ser generada con suficiente energía sólo con un gasto técnico alto. Además éstas generan una radiación de fluorescencia que sería difícil d detectar con la tecnología convencional en consideración a s longitud de onda, lo cual es en forma similar sólo ligerament más larga. Las longitudes de onda más largas de aproximadament 370, nm, por otro lado, exhiben, por lo menos en el caso de l córnea para la luz visible, demasiada penetración de profundida al límite de emisión de ia radiación fluorescente a las capa celulares más exteriores y por tanto aseguran la precisió requerida de medición. Además, el daño a] OJO puede ocurrir e este caso especial.

Dado que el ojo hace movimientos involuntario las llamadas guiños, durante la medición de córnea, es ventajo el limitar apropiadamente el tiempo de irradiació preferiblemente abajo de 20 ms; dado que el patrón fluorescen detectado podría de otra manera ser distorsionado. Los nuev dispositivos láser son capaces de emitir pulsaciones sobre magnitud de femtosegundos, que también pueden ser usados si necesario .

El problema citado de la limitación obligator del tiempo de irradiación debido a los movimientos del ojo pue ser rociado en el método y con el dispositivo de acuerdo con invención mediante el uso de por lo menos un seguidor de ojo, c lo cual puedan realizarse tiempos de irradiación más prolongado El seguidor de ojo registra los cursos de los movimientos d ojo, preferiblemente durante la irradiación, como una función d tiempo, que son incluidos durante la evaluación del patr fluorescente. La radiación de excitación es reajustada c respecto al ojo por medio de la información obtenida en es manera a fin de realizar tiempos de irradiación más prolongado Además, una determinación de la posición del oj con el seguidor de ojo que puede corresponder absolutamente a e seguidor de ojo indicado arriba es preferiblemente proporciona antes de cada irradiación con el patrón de irradiación y despué de cada detección del patrón fluorescente. Se proporcion adicionalmente o alternativamente a lo indicado arriba que l posición del ojo es determinada durante la irradiación con e patrón de irradiación y durante la detección del patró fluorescente con un seguidor de ojo. La irradiación o detecció es detenida con un cambio de la posición del ojo durante l irradiación con el patrón de irradiación o durante la detecció del patrón fluorescente y una nueva irradiación de la córnea de ojo con la detección subsecuente del patrón fluorescente se llev a cabo .

Resultó ser ventajoso si el patrón de irradiació es fraguado en intervalos de tiempo cortos sobre el tejido. Un intensidad fluorescente suficiente con una protección simultáne del tejido de la remoción inducida por la luz es realizada co tal serie de pulsaciones de irradiación. En el caso de lo elementos ópticos que cambian rápidamente pueden ser aplicado varios cientos de pulsaciones de irradiación con el tiemp instantáneo dado. La tasa de repetición para cada medición qu está compuesta de una irradiación con la detección subsecuent del patrón fluorescente es preferiblemente de 1 Hz y de 1 MHz.

A fin de no dañar permanentemente el tejid corneal u otro tejido biológico por la radiación de excitación l protección del patrón de irradiación geométrica se lleva a cab con una fluencia suficientemente baja (energía/superficie) . Est fluencia debe ser menor de 10 mJ para la superficie circula (área) con un diámetro de 10 mm. En forma similar, los efect fototóxicos son evitados con lo mismo. La energía de radiación de excitación es preferiblemente de entre 1 µJ y 1 La radiación que sale de la fluorescencia emitida, por ejemplo, por un láser excímero, que es también usa para el trabajo operativo sobre la córnea. Por ejemplo, un lás ArF con una longitud de onda de 193 nm es usado. L dispositivos láser alternos que permiten la emisión de l pulsaciones de radiación son, en adición a los láseres excímero (ArF con una longitud de onda de ? = 193 nm, KrF con = 248 nm, XeCl con ? = 308 nm, XeF con ? = 351 nm) y los láser de nitrógeno (? = 337 nm) también los láseres sólid multiplicados de frecuencia (Nd: YAG-5 veces con ? = 213 nm y 4 veces con ? = 266 nm y 3 -veces con ? = 355 o alexandrita) láseres de tinte bombeados por tales láseres sólidos. ventajoso el seleccionar una longitud de onda a la cual intensidad de la radiación fluorescente es tan alta como s posible ya que las demandas del dispositivo de detección ca como un resultado de lo mismo.

Una alternativa al láser es el uso de las lámpar de centella más económicas llenadas con mezclas gaseosas q contienen xenón o deuterio. Estas lámparas son preferiblemen limitadas por los filtros adecuados a la emisión de la radiaci ultravioleta. Dado que el funcionamiento de salida de est lámparas de flash en el ultravioleta es usualmente más bajo q aquéllos de los láseres, los requerimientos superiores deben s colocados sobre el dispositivo de detección si es necesario.

El patrón de irradiación geométrico proyecta sobre el tejido biológico tal como, por ejemplo, la córne preferiblemente consiste de tiras paralelas con un curso intensidad sinusoidal coss2 o cuadrado. La superficie puede s medida con una resolución de unos pocos micrómetros con la misma por ejemplo, a un ancho de tira y a un intervalo de tira de 10 µm con algoritmos adecuados. Alternativamente, una rejilla cuya intersecciones son usadas para la evaluación, un patró perforado, un patrón que consiste de varias líneas circulare concéntricas con líneas que emanan radialmente desde el centro con líneas arregladas con el mismo intervalo angular, un patró muaré que consiste de dos patrones de línea o algún otro patró geométrico pueden ser seleccionados.

Los medios para producir el patrón de irradiació geométrica preferiblemente comprenden una máscara con, hendidura paralelas o perforaciones regularmente arreglada que so reproducidas mediante irradiación sobre el tejido. Las pérdida de intensidad son relativamente ligeras en estos patrones, l cual es particularmente ventajoso en los sistemas de irradiació con una salida relativamente baja.

Como una alternativa, los sustratos (por ejemplo el vidrio) alterados estructuralmente en sentido del área po medio de la preparación adecuada pueden ser usados como medio para producir el patrón de irradiación con áreas no preparadas d una alta transmisión. Tales sustratos permiten la generación d un curso de intensidad sinusoidal.

El patrón de irradiación también puede se generado en una manera ventajosa por elementos óptico difractivos conocidos tales como los microlentes. Lo microlentes, cuyo diámetro es de por ejemplo de 100 µm, so aplicados, por ejemplo, en un arreglo regular cercano sobre e sustrato de vidrio transparente que está colocado en l trayectoria de irradiación de la radiación de excitació exhibiendo, por ejemplo, un diámetro de radio de 8 milímetros. Si los microlentes individuales son diseñados como lente cilindricos, pueden generarse en esta manera los patrones d tira. Aún otras formas de lentes, por ejemplo, la semicirculares son posibles, y definen un patrón de irradiació diferente y con el mismo un patrón fluorescente diferente. Lo microlentes permiten el logro de una afinación de profundida mayor, que es ventajoso en el caso de la córnea arqueada. Además, la energía de la radiación de excitación es mejo utilizada que cuando se usa una máscara que no permite que una parte de la radiación alcance el ojo. Además, un curso de intensidad sinusoidal más preciso de, por ejemplo, alternando » X 21 tiras brillantes y oscuras puede generarse que en el caso de un máscara.

Alternativamente, el patrón de irradiación tambié puede ser producido sobre el tejido biológico mediante l interferencia en el sentido de que la radiación, que e ensanchada, si es necesario, es enviada desde una fuente d radiación coherente monocromática (láser) a través de un diviso de rayo y se recombina y se une sobre el tejido biológico 10 Alternativamente, un patrón de interferencia puede ser producid sobre el tejido por dos fuentes de radiación coordinadas una co otra con la radiación coherente a uno u otro.

El patrón de irradiación también o puede se 15 producido por un campo de microespejos sobre los cuales l radiación de excitación es reflejada al tejido en una maner adecuada. Tales espejos son caracterizados por tiempos de ajust cortos y la generación de patrones de irradiación individuales por ejemplo, 300 x 400 microespejos están arreglado 20 uniformemente unos al lado de los otros.

El patrón de irradiación producido sobre el tejid biológico puede estar compuesto de varios patrones parciale generados en una o varias de las formas arriba mencionadas. 25 La radiación fluorescente estructurada e preferiblemente registrada con una cámara CCD suficientement sensible por una resolución espacial alta (un número de pixele alto, por ejemplo, 1280 x 1024 pixeles) que hace posible un detección de sitio resulto del patrón fluorescente (una detecció de sito resuelto es especialmente ventajosa en consideración a l simplicidad relativa de la evaluación así como de su precisión Varios cientos de miles de puntos de datos evaluables pueden se obtenidos en esta forma. Además, si la radiación de excitació está en el rango de ultravioleta y la radiación fluorescente e el rango visible, una cámara CCD también es ventajosa debido a s sensibilidad en el rango de longitud de onda visible que es mayo que en el rango ultravioleta. Además, los lentes de cámara d las cámaras CCD ordinarias actúan como un filtro de paso de band para las longitudes de onda arriba de 300 nm, de manera que l radiación fluorescente arriba de esta longitud de onda e detectada y no en contraste a esto, la radiación de excitació reflejada desde el tejido, si éste último está localizado en u rango de ultravioleta de onda más corta.

La cámara CCD puede estar conectada a u amplificador en el caso de intensidades de radiació relativamente débiles, así como cuando se usan lámparas de flash Los desarrollos adicionales ventajosos de l invención se caracterizan por las características de la reivindicaciones dependientes.

Una incorporación de ejemplo de la invención s explica en detalle en lo siguiente con referencia hecha a lo dibujos : La figura 1 muestra un diseño esquemático de un primera incorporación de un dispositivo para proyectar un patró de irradiación sobre una córnea y para detectar el patró fluorescente producido.

La figura 2 muestra un diseño esquemático de un segunda incorporación para una proyección de patrón y un detección de patrón.

La figura 3 muestra un patrón fluorescent observado sobre una córnea de ojo con una cámara CCD cuyo patró fue generado mediante el irradiar la córnea con un patrón d irradiación apropiado de acuerdo a la figura 1.

La figura 4 muestra una vista simplificada de lo cursos de rayo (para explicar las derivaciones matemáticas en e anexo) .

La figura 1 muestra una primera incorporación d dispositivo de acuerdo con la invención. La fuente de radiaci 1 genera la radiación de excitación 2, preferiblemente u radiación ultravioleta. Dado que lo último no es necesariamen colimado, un sistema de primer lente opcional 3 (indica mediante lentes convergentes esquemáticamente representado asegura un rayo paralelo y homogéneo. Este rayo pasa a través los medios 4 para producir el patrón de irradiación 26, cuy medios son formados en la incorporación mostrada mediante u máscara o diafragma ranurado 4 colocado verticalmente a trayectoria del rayo y con aberturas de forma de tira paralel con un ancho y un intervalo de 100 µm (no mostrada) . radiación de excitación 2, de la cual la figura 1 muestra sólo rayo central como una línea sólida con indicación de la direcci o radiación así como los contornos o rayos de borde como línea punteadas se retiene parcialmente en la máscara 4 y parcialment permite el paso por las aberturas. En esta manera, la radiació de excitación 2 es estructura transversalmente a la dirección d la radiación en la forma de un patrón de irradiación 26, el cua es deflexionado en el curso adicional del rayo sobre el espejo y se forma una imagen mediante un segundo sistema de lente 6 (indicado por lentes convergentes representados esquemáticamente después de haber pasado a través de un primer diafragma d abertura 7 sobre la superficie del tejido biológico 8a. E tejido 8a en la incorporación de ejemplo seleccionada es po ejemplo una córnea de ojo 8a de un paciente humano colocado sobr -* ; 25 un soporte de paciente 13 (por cuestión de simplicidad sólo e ojo 8b del paciente está mostrado) .

La radiación de excitación 2 que pasa por l 5 máscara 4 es seleccionada en relación a la intensidad y a l longitud de onda en una manera tal que ésta penetra sólo uno cuatro micrómetros adentro de la córnea 8a. Este es el caso, po ejemplo, cuando la longitud de onda está localizada en el rang ultravioleta. La radiación de excitación 2 sale de la córnea 10 para emitir radiación fluorescente 14 en las áreas irradiada mientras que las áreas no irradiadas de la córnea 8a no puede emitir ninguna radiación fluorescente 14. En esta manera l córnea 8a emite un patrón fluorescente 27 que corresponde a patrón de irradiación 26 y distorsionado por la curvatur 15 corneal, cuyo patrón es formado en imagen sobre el sensor 11 del dispositivo de detección 12 a un ángulo con la ayuda de u tercer sistema de lentes 9 después de haber pasado a través de u segundo diafragma de abertura 10. El dispositivo de detección 12 es, por ejemplo, una cámara CCD opcionalmente intensificada por 20 un intensificador de imagen (no mostrado) . Una exposición por el dispositivo de detección 12 es suficiente para obtener toda la información requerida acerca de la forma de superficie de la córnea. Para este fin el dispositivo de detección 12 es conectado a una unidad evaluadora (no mostrada) preferiblemente 25 constituida por una computadora que calcula la forma de la córnea 8a con la ayuda de los programas de evaluación.

La longitud de onda de la radiación de excitaci 2 es, por ejemplo, de aproximadamente 193 nm, cuando se usa láser ArF como la fuente de radiación 1. Un láser Nd:YAG frecuencia quintuplicada también es usado con preferencia q emite una radiación de excitación de 2 con una longitud de on de 213 nm. La máxima principal de la radiación fluorescente emana de las áreas de tisú irradiadas de la córnea 8a que est localizadas en estos casos en aproximadamente 300 nm y 450 n los cuales son accesibles a una detección sin un gas significante, tal como, por ejemplo, con una cámara CCD 12.

Si es posible, ninguna película de gota debe est presente sobre la córnea 8a a fin de evitar una absorción radiación de excitación 12 por la película de gota. Est necesidad agrega muy bien con las condiciones necesarias durant una operación de la córnea 8a, que se lleva a cabo generalment sobre el ojo 8b libre de una película de gota. El método y e dispositivo presentados son por tanto adecuados en particula para la combinación de una medición alterna activamente de l forma de la córnea 8a y de su tratamiento operativo, lo cual s lleva a cabo ventajosamente con la misma fuente de radiación como usualmente un láser ultravioleta. Los resultados de l determinación de la forma corneal pueden entonces ser usado inmediatamente en el siguiente paso de operación a fin d controlar y regular la remoción de la córnea por el láser Durante una fase de medición subsecuente el resultado del paso d operación precedente puede ser vigilado inmediatamente y e siguiente paso de operación puede ser coordinado con éste. Est proceso alterno es preferiblemente controlado automáticamente po una computadora .

Durante el uso de un rayo láser que es capaz d remover la córnea 8a sobre un área grande por lo menos u atenuador de intensidad 15 (mostrado en líneas punteadas en l figura 1) se inserta en la trayectoria de rayo de radiación d excitación 2, esto es, entre la fuente de radiación 1 y la córne 8a, durante la medición de la superficie corneal a fin d proteger la córnea 8a. Este atenuador de intensidad es removid de la trayectoria del rayo durante las fases de operación. L inserción y remoción del atenuador de intensidad 15 adentro afuera de la trayectoria del rayo se llevan a cab preferiblemente en una manera controlada por computadora.

En otra incorporación (no mostrada) un rayo láse con un diámetro de, por ejemplo, 2 milímetros es usada par remover la córnea 8a en sólo áreas pequeñas. Para este fin e rayo láser es conducido en una forma exploradora sobre la córne 8a. Por tanto, durante la medición de la superficie corneal e rayo láser debe ser ensanchado con por lo menos un ensanchador d rayo (no mostrado) a fin de producir el patrón de irradiación 2 con un área de superficie mayor, cuyo ensanchador de rayo e introducido entre la fuente de radiación 1 y la córnea 8a en un trayectoria de rayo. Durante las fases de operación el por menos un ensanchador de rayo es removido de nuevo de trayectoria de rayo de la radiación de excitación 2.

En la segunda incorporación de ejemplo de dispositivo mostrado en la figura 2, dos dispositivos detección 12 y 22 están arreglados opuestos uno a otro en e frente de la córnea 8a. Las direcciones de observación ilustradas por las líneas de conexión central particulares entr la córnea 8a y los dispositivos de detección 12 y 22, forman e el caso mostrado los ángulos igualmente grandes , ß con l dirección de irradiación, que coincide con el rayo centra de l radiación de excitación 2. En esta incorporación de ejemplo l fuente de radiación 1 está localizada directamente opuesta a l córnea 8a. En analogía con la primera incorporación de ejempl de acuerdo a la figura 1, el patrón de irradiación 26 cae despué de haber pasado un tercer diafragma de abertura 12 , el prime sistema de lentes 3, los medios 4 para generar el patrón d irradiación 26 así como el segundo sistema de lente 6 sobre l córnea 8a del ojo humano 8b. La radiación fluorescente 14 de patrón fluorescente 27 es detectada en este incorporación d ejemplo después de pasar a través de los terceros sistemas d lentes 9 y de los segundos diafragmas de abertura 10 desde do lados a fin de obtener una resolución superior. En esta manera dada una superficie de tisú arqueada, aún el lado de tejido d cara hacia afuera del dispositivo de detección particular 12 y 2 puede ser determinado en una manera topográfica precisa con dispositivo de detección particular 22 y 12. Si por ejemplo, patrón de irradiación 26 es formado por círculos espaciados arreglados regularmente que yacen sobre los puntos intersección de una rejilla de cuadros imaginarios, los círcul dibujados juntos en consideración de la distorsión de l perspectiva sobre el lado de cara hacia afuera del dispositivo detección 12 hasta que éstos pueden quizás ya no ser resueltos Esta área de tejido puede ser detectada precisamente por e dispositivo de detección 22 localizado opuesto a éste. Lo mis se aplica, con los papeles intercambiados, al área de tejido d cara hacia afuera del dispositivo de detección 22.

En otra incorporación (no mostrada) el tejido 8 es irradiado desde dos direcciones. Por ejemplo, un divisor d rayo divide la radiación de excitación 2 desde la fuente d radiación 1 y dirige ésta con la ayuda de uno varios dispositivo de deflexión de luz tal como, por ejemplo, los espejos, sobre u tejido 8a. Alternativamente, varias fuentes de variación 1 so usadas. Tal diseño puede verse, por ejemplo, como el de l figura 2, sólo los dos dispositivos de detección 12 y 22 en l figura 2 tendrían que ser reemplazados por dos fuentes d radiación 1 y una fuente de radiación- 1 en la figura 1 por e dispositivo de detección 12. Naturalmente, los medios 4 par genera el patrón de irradiación 26 así como los sistemas d lentes 3, 6 y 9 y los diafragmas de abertura 7, 10 y 17 tambié tendrían que ser recolocados apropiadamente.

La figura 3 muestra el patrón fluorescente d forma de tira invertido 27 registrado por la cámara CCD 12 cuy patrón fue detectado durante la irradiación de la córnea 8a co un patrón de irradiación de forma de tira 26 de acuerdo con e diseño de prueba de la figura 1. El patrón de irradiación 26 fu generado aquí con la ayuda de un láser de excímero ArF (? = 19 nm) y de máscara 4 con aberturas paralelas y proyectado sól sobre el área central de la córnea 8a que corresponde al área qu se trata acostumbradamente durante una operación de láser, est es, que va a removerse en grosores diferentes. La energía qu pega en la córnea 8a fue aproximadamente de 2 mJ en este caso e donde el rayo de láser tiene un diámetro de 8 milímetros. La áreas adyacentes no iluminadas 18 directamente adyacentes a est área son en forma similar parte de la córnea 8a. Si e necesario, una sustracción digital de las imágenes registrada antes y durante la irradiación del patrón de irradiación 26 pued aumentar el contraste y con el mismo la precisión del método aú más .

Ninguna película de gota o película de líquido s aplicó externamente sobre la córnea 8a durante el registro de patrón fluorescente 27 mostrado en la figura 3; las capas má superiores de la córnea 8a fueron excitadas en las área irradiadas con el patrón de irradiación 26 directamente a l emisión de la radiación fluorescente 14 con la ayuda de l radiación de excitación 2. Además, la capa epitelial sobre l córnea 8a se ha removido previamente. Alternativamente, la cap epitelial es doblada de regreso afuera de la trayectoria del ray de la radiación de excitación después de un rayado apropiado co una parte del estroma localizado debajo de éste y que se pone d regreso en su posición original después de la operación.

Las tiras que se jalan más cerca juntas en l parte superior en la figura 3 son una consecuencia de l distorsión de perspectiva en consideración a la dirección d observación en relación al ojo 8b, cuya dirección está inclinad en comparación a la dirección de irradiación (véase la figura 1 ahí el lado del tejido de cara al dispositivo de detección 1 corresponde al área más baja del patrón fluorescente 27 en l figura 3 mientras que el lado del tejido de cara hacia afuera de dispositivo de detección 12 corresponde al rango superior de patrón fluorescente 27) .

Mientras que las incorporaciones de ejempl citadas arriba fueron explicadas en relación a la medición de l forma de superficie de una córnea de ojo, el método y e dispositivo de acuerdo con la invención también son adecuados si limitación para ser usados en una forma correspondiente sobr otros tejidos biológicos. -k -k -k -k - -k -k ic Complemento Las interrelaciones matemáticas esenciales s explicadas en lo siguiente cuando se hace referencia a la figu 4 que son usadas para la evaluación de la radiación fluorescen emitida en un patrón de tira (el patrón de irradiació proyectado sobre un tejido biológico 8a. En las flechas x e y la figura 4 indican la dirección de la irradiación y la direcci de la observación. El intervalo de tira producido sobre objeto o el tejido 8a está designado con p. La magnitud d es intervalo de las tiras como se percibe por el observador bajo ángulo OÍ. La longitud de onda efectiva que es una de l magnitudes importantes en la evaluación del patrón de tira es designado con ?eff .

Una magnitud importante es el intervalo de tir verticalmente a la dirección de observación, esto también e designado como la longitud de onda efectiva ?eff y pue calcularse de acuerdo con la figura 4 de acuerdo a la fórmula: eff = p / sin a = d / tan a = ß L / sin a (1 En la ecuación 1 a es el ángulo entre la direcció de irradiación y la dirección de observación. L es el interval de tira sobre el patrón de irradiación imaginado a través de sistema de lente 6 con el factor de amplificación ß sobre l superficie del objeto o del tejido 8a. La magnitud d es e intervalo de tira desde la perspectiva del observador.

La longitud de onda efectiva ?eff es, análogamente con la interferometría, una magnitud importante de acuerdo a l cual la sensibilidad del sistema es determinada. Es evidente d la ecuación que ?eff puede variarse mediante el variar el ángul a y el intervalo de tira L. La resolución de elevación es d hasta ?/100 dependiendo del método de proyección usado.

Si una rejilla de proyección con un curso d intensidad eos2-formado es usado, una estructura de intensidad (x,y) es producido por esta proyección sobre la superficie de objeto o tejido medido 8a con una estructura de intensidad qu puede describirse por la ecuación 2 : I(x,y) = I0(x,y) + V(x,y) cos 0(x,y) (2) . En esta ecuación I0 (x,y) es la intensidad d antecedente, V (x,y) el contraste de tira y 0 (x,y) la relació de fase de interferencia. El término 0 (x,y) representa l conexión entre las líneas de tira paralelas y el curso d contornos de la superficie del objeto o del tejido 8a. El curs de contorno resulta cualitativamente de las ecuaciones 1 y 2 en z(x,y) = [0(x,y) ?eff] / 4p (3) De acuerdo a la ecuación 3 una medición rápida precisa de la fase a fin de determinar el curso del contorno e indispensable. Un número de métodos de medición de fas efectivos están disponibles de la interferometría de tiempo rea que resuelven este problema sobre la base de la ecuación 2.

Los métodos de evaluación designados como lo métodos de levantamiento de fase están basados sobre el hecho d que una carga definida gradual de la relación de fase se lleva cabo por precisamente un periodo en el patrón de tira mediante e cambiar los parámetros ópticos sobre la imagen completa. Est tiene lugar, por ejemplo, mediante el cambiar el espejo d referencia de un interferómetro o mediante el cambiar la rejill de proyección. Este método medido da una exactitud de hast 1/100 de la longitud de onda usada. Sin embargo, esto s caracteriza por una complejidad técnica que puede frecuentement ser realizada sólo con dificultad y mediante una medición más prolongada y un proceso de evaluación más prolongado e comparación a la proyección de imagen individual y a la evaluación de imagen individual .

Es por tanto ventajoso si la determinación de fase requiere sólo una exposición. Los métodos de frecuencia-portador o heterodino son usados para esta interferometría de tiempo real.

Una frecuencia de portador local f0 es impresa sobre la señal p tanto, de manera que la ecuación 2 es cambiada a: I(x,y) = I0(x,y) + V(x,y) cos {27T f0 x + 0(x,y)} (4; Con la ecuación c(x,y) = ?í V(x,y) exp{i 0(x,y)} (5) la ecuación 4 resulta en 1 (x,y) = 10 (x,y) + c (x,y) exp(2tr i f0 x} + c* (x,y) exp {-2 p i f0 x} (6) En lo indicado arriba 'significa complejid conjugada .

La función c (x,y) es obtenida de a través de u transformación Fourier y de una transformación de regreso despué del filtrado. La fase entonces resulta como 0(x,y) = tan -1 (lm[c(x,y)] / Re[c(x,y)]} (7) Aquí, "Im" es la parte imaginaria y "Re" la part real de la función compleja c (x,y) .

Claims (46)

R E I V I N D I C A C I O N E S

1. Un método para determinar la forma d superficie del tejido biológico, caracterizado porque el tejid es irradiado directamente con un patrón de irradiación producid con la ayuda de una radiación de excitación de manera que la áreas de tejido irradiadas son excitadas para emitir un patró fluorescente que consiste de la radiación fluorescente, cuy patrón es detectado y evaluado a fin de calcular la forma d superficie del tisú.

2. El método tal y como se reivindica en l cláusula 1, caracterizado porque el tisú que va a ser medido e la córnea de un ojo o la piel de una punta de un dedo.

3. El método tal y como se reivindica en l cláusula 2, caracterizado porque la película de bota sobre l córnea es removida antes de la determinación de la forma d superficie de la córnea.

4. El método tal y como se reivindica en l cláusula 3, caracterizado porque antes de la determinación de l forma de superficie de la córnea la capa epitelial de la córne es removida por lo menos temporalmente afuera de la trayectori del rayo de la radiación de excitación en una manera tal que e tejido estromal localizado bajo la capa epitelial es directamen irradiado con el patrón de irradiación.

5. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque l áreas de tejido que emiten la radiación fluorescente s excitadas esencialmente con una radiación de excitaci localizada en el rango de longitud de onda ultravioleta.

6. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque e tejido biológico es irradiado desde por lo menos dos direccione con la radiación de excitación.

7. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque l radiación fluorescente es detectada con por lo menos u dispositivo de detección, preferiblemente una cámara CCD.

8. El método tal y como se reivindica en l cláusula 1 , caracterizado porque la radiación fluorescente e detectada en una manera resuelta localmente.

9. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque l radiación fluorescente es detectada bajo un ángulo (OÍ) diferen del de la dirección de irradiación.

10. El método tal y como se reivindica en por menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque radiación fluorescente es desviada por lo menos parcialmente p un dispositivo desviador de luz a un dispositivo de detección donde éste es detectado.

11. El método tal y como se reivindica en por menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque l radiación de excitación es seleccionada para estar en el rango longitud de onda de 150 nm a 370 nm.

12. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque e tiempo de emisión de la radiación de excitación es seleccionad para ser de entre 1 fs en varios segundos .

13. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas 2 a 12, caracterizado porque l información de registros de seguidor de ojo acerca de los curso típicos de movimiento del ojo, con la ayuda de cuya informació la radiación de excitación es reajustada con respecto al ojo fin de realizar tiempos de irradiación prolongados.

14. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes 2 a 12, caracterizad porque una determinación de la posición del ojo es llevada a cab con un seguidor de ojo antes de cada irradiación con el patrón d irradiación y después de cada detección del patrón fluorescente

15. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas 2 a 12 , caracterizado porque l posición del ojo durante la irradiación con el patrón irradiació y durante la detección del patrón fluorescente es determinado po un seguidor de ojo y porque la irradiación o la detección e detenida con un cambio de posición durante la irradiación con e patrón de irradiación o durante la detección del patró fluorescente y una nueva irradiación de la córnea del ojo e llevada a cabo con la detección subsecuente del patró fluorescente.

16. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque e patrón de irradiación es proyectado a una tasa de repetición d entre 1 Hz y 1 MHz sobre el tejido para cada medición, que est compuesto de una irradiación con una detección subsecuente de patrón fluorescente.

17. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque l energía de la radiación de excitación es seleccionada de entre µJ y 1 J.

18. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque l radiación de excitación es generada por una fuente de radiació diseñada como un láser o una lámpara de flash.

19. El método tal y como se reivindica en l cláusula 18, caracterizado porque un láser sólido multiplicado d frecuencia, un láser de excímero, un láser de gas, un láser d tinte multiplicado de frecuencia o un láser de ion multiplicad en frecuencia es usado como el láser.

20. El método tal y como se reivindica en l cláusula 18, caracterizado porque la lámpara de flash contien una mezcla de xenón gaseoso o una mezcla de deuterio gaseoso e usado "como la lámpara de flash.

21. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque u patrón de tiras paralelas, una rejilla rectangular, un patró perforada, un patrón que consiste de varias líneas circulares concéntricas con líneas que emanan radialmente desde el centro arregladas con el mismo intervalo angular o un patrón muaré consistiendo de dos patrones de línea es seleccionado como u patrón de irradiación.

22. El método tal y como se reivindica en l cláusula 21, caracterizado porque el patrón de irradiación e producido por lo menos parcialmente por la formación de image óptica de una máscara con perforaciones en la forma de hendidura paralelas o perforaciones arregladas regularmente.

23. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque e patrón de irradiación es generado por lo menos parcialmente po la formación de imágenes ópticas de un vidrio estructurado co áreas que absorben y/o esparcen la radiación de excitación y so transparentes para la radiación de excitación.

24. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque e patrón de irradiación es generado por lo menos parcialment mediante la interferencia de la radiación de excitación, e particular por medio de una división y recombinación subsecuent de la radiación de excitación generada por una fuente d radiación o por medio de la irradiación del tejido con un radiación de excitación producida por dos fuentes de radiació que son coordinadas una con otra.

25. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque e patrón de irradiación es generado por lo menos parcialmente po elementos ópticos difractivos, preferiblemente microlentes.

26. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque e patrón de irradiación es generado por lo menos parcialmente po medio de un arreglo regular de microespejos.

27. El método tal y como se reivindica en por l menos una de las cláusulas precedentes, caracterizado porque l forma de superficie del tejido es calculada por una unida evaluadora que controla un láser por medio de la forma d superficie calculada.

28. El método tal y como se reivindica en l cláusula 27, caracterizado porque el láser controlado por l unidad evaluadora y la fuente de radiación usada para l excitación de fluorescencia del tejido biológico, preferiblement un láser ultravioleta, son idénticos.

29. Un dispositivo para determinar la forma de superficie del tejido biológico, en particular para llevar a cab el método de acuerdo a una de las reivindicaciones 1 a 28 con por lo menos una fuente de radiación para gener una radiación de excitación, medios para producir un patrón de irradiació desde la radiación de excitación directamente sobre el tejido manera que las áreas de tejido irradiadas son excitadas par emitir un patrón fluorescente que consiste de una radiació fluorescente, por lo menos un dispositivo de detección par detectar la radiación fluorescente emitida por el tejido, y una unidad evaluadora para calcular la forma d superficie del tejido de la radiación fluorescente detectada caracterizado porque la fuente de radiación genera una radiació de excitación con una longitud de onda localizada esencialment en el rango de longitud de onda ultravioleta.

30. El dispositivo tal y como se reivindica en l cláusula 29, caracterizado porque la fuente de radiación est diseñada como un láser, preferiblemente como un láser sólido d frecuencia multiplicada, un láser de excímero, un láser de gas un láser de tinte multiplicado en frecuencia o como una lámpar de flash, preferiblemente llenado por una mezcla de xenón gaseos o una mezcla de deuterio gaseosa.

31. El dispositivo tal y como se reivindica en l cláusulas 29 o 30, caracterizado porque por lo menos una fuen de radiación adicional y/o un dispositivo para dividir radiación de excitación a fin de irradiar el tejido biológi desde por lo menos dos direcciones con la radiación excitación.

32. El dispositivo tal y como se reivindica en p lo menos una de las cláusulas 29 a 31, caracterizado porque p lo menos un dispositivo de detección adicional para detectar radiación fluorescente forma el patrón fluorescente.

33. El dispositivo tal y como se reivindica en p lo menos una de las cláusulas 29 a 32, caracterizado porque po lo menos un dispositivo de deflexión de luz para deflexionar l radiación fluorescente a un dispositivo de detección.

34. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 33, caracterizado porque lo medios para producir el patrón de irradiación comprenden un máscara con aberturas en la forma de hendiduras paralelas perforaciones regularmente arregladas.

35. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 34, caracterizado porque lo medios para producir el patrón de irradiación comprenden u vidrio estructura con áreas que absorben y/o esparcen l radiación de excitación y son transparentes para la radiación d excitación.

36. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 35, caracterizado porque lo medios para producir el patrón de irradiación comprenden u arreglo regular preferiblemente de elementos óptico difractivos preferiblemente microlentes, arreglados transversalmente a l trayectoria del rayo de la radiación de agitación.

37. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 36, caracterizado porque lo medios para producir el patrón de irradiación comprenden medio para producir un patrón de interferencia sobre el tejid biológico.

38. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 37, caracterizado porque lo medios para producir el patrón de irradiación comprenden por l menos un campo de microespejos.

39. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 38, caracterizado porque e dispositivo de detección comprende una cámara CCD.

40. El dispositivo tal y como se reivindica en p lo menos una de las cláusulas 29 a 39, caracterizado porque fuente de radiación está diseñada en relación a intensida duración de pulsación, tasa de repetición y longitud de onda la radiación de excitación para el tratamiento operativo d tejido biológico, tal como, por ejemplo, la remoción en senti de área de una córnea .

41. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 40, caracterizado por u atenuador de intensidad o un ensanchador de rayo entre por l menos una fuente de radiación y el tejido biológico que va a se introducido en y removido de la trayectoria del rayo de l radiación de excitación.

42. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 41, caracterizado por u seguidor de ojo para determinar la información acerca de lo movimientos del ojo típicos con la ayuda de lo cual la radiació de excitación es reajustada con respecto al ojo a fin de alarga los tiempos de irradiación del patrón de irradiación sobre l córnea .

43. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 42, caracterizado por u seguidor de ojo para determinar la posición del ojo antes de cad irradiación con el patrón de irradiación y/o después de ca detección del patrón fluorescente.

44. El dispositivo tal y como se reivindica en p lo menos una de las cláusulas 29 a 43, caracterizado por seguidor de ojo para determinar la posición del ojo durante irradiación con el patrón de irradiación y/o durante la detecci del patrón fluorescente.

45. El dispositivo tal y como se reivindica en po lo menos una de las cláusulas 29 a 44, caracterizado porque s proporciona una computadora la cual determina la forma d superficie del tejido cuya forma es usada para controlar u láser.

46. El dispositivo tal y como se reivindica en l cláusula 45, caracterizado porque el láser controlado por l computadora y la fuente de radiación, preferiblemente un láse ultravioleta usado para la excitación del tejido biológico so idénticos. *? 48 R E S U M E N La invención se refiere a un método par determinar la forma de superficie del tejido biológico en el cua 5 el tejido es directamente irradiado con un patrón de irradiació producido con la ayuda de una radiación de excitación de maner que las áreas de tejido irradiadas son excitadas para emitir u patrón fluorescente que consiste de una radiación fluorescente cuyo patrón es detectado y evaluado a fin de calcular la forma d 10 superficie del tisú. Un dispositivo de acuerdo con la invenció para llevar a cabo el método de la invención comprende por l menos una fuente de radiación para generar una radiación d excitación, medios para producir un patrón de irradiación desd la radiación de excitación directamente sobre el tejido de maner 15 que las áreas de tejido irradiadas son excitadas para emitir u patrón fluorescente que consiste de una radiación fluorescente por lo menos un dispositivo de detección para detectar l radiación fluorescente emitida por el tejido, y una unida evaluadora para calcular la forma de superficie del tejido desd 20 la radiación fluorescente detectada.