MXPA02003488A - Seguidor de ojo fuera de eje de dos camaras. - Google Patents

Abstract

La cirugia del ojo con laser perfeccionada y/o los sistemas, metodos y dispositivos seguidores de ojo hacen uso de dispositivos de captura de dos imagenes (13), generalmente con dispositivos de captura de ambas imagenes colocados fuera del eje optico del ojo y/o cualquier sistema de suministro de laser (28) . Esto proporciona un contraste de formacion de imagen mejorado para un dispositivo de captura de formacion de imagen tal como una camara con un dispositivo de carga acoplada (CCD), particularmente cuando se utiliza la formacion de imagenes infrarrojas para rastrear la pupila del ojo. Las dos camaras fuera de eje pueden utilizarse independientemente para rastrear los movimientos de la pupila a lo largo de dos ejes laterales ortogonales del ojo (con frecuencia llamado rastreo X-Y) y puede indicar tambien una posicion del ojo a lo largo del eje optico o Z.

Description

SEGUIDOR DE OJO FUERA DE EJE DE DOS CÁMARAS Referencia Recíproca a la Solicitud Relacionada La presente invención en una solicitud de patente regular y reclama el beneficio de prioridad de la Solicitud de Patente Estadounidense Provisional no. 60/158,576 registrada el 7 de octubre de 1999, cuya referencia total se incorpora aquí como referencia.

Antecedentes de la Invención La presente invención está relacionada en general a las mediciones del ojo, y, en una modalidad particular, proporciona métodos, sistemas y dispositivos para medir una posición ocular durante una intervención quirúrgica de ojos con láser. Los sistemas basados en láser se utilizan hoy en día en intervenciones quirúrgicas oftalmológicas sobre tejidos corneales, para corregir defectos visuales. Estos sistemas usan láser para lograr un cambio deseado en la configuración de la cornea, en donde el láser remueve capas delgadas de tejido corneal utilizando una técnica generalmente descrita como fotodescomposición ablativa. Las técnicas de las cirugías de ojos por láser son útiles en procedimientos tales ,£©fcoterapéutica, queratomileusis in si tu con láser (LASIK) y similares . La habilidad de rastrear o seguir los movimientos del ojo de un paciente es reconocida como una característica 5 conveniente en los sistemas de las cirugías de ojos con láser. Los movimientos del ojo incluyen tanto los movimientos voluntarios como los movimientos involuntarios. En otras palabras, aún cuando el paciente mantiene una fijación "fija" en un blanco visual, de todos modos el ojo se mueve. El 10 rastreo del ojo durante una cirugía de ojos con láser ha sido propuesto para evitar estructuras incómodas con las cuales se pretenda lograr una inmovilización total del ojo. El rastreo puede mejorar los procedimientos conocidos en la cirugía de ojos con láser, y puede también facilitar nuevos 15 procedimientos tales como el tratamiento de astigmatismo irregular. Se ha propuesto una variedad de estructuras y técnicas tanto para el rastreo de los movimientos oculares como el barrido de un rayo láser a través del tejido corneal. Un l^ 20 sistema y método de rastreo ocular en un arreglo lineal, ejemplar, han sido descritos en la solicitud de patente estadounidense co-pendiente no. 09/365,428 registrada el 2 de agosto de 1999, cuya completa revelación se incorpora aquí por referencia. Otros sistemas para rastrear el movimiento de uft ojo, particularmente para su uso en cirugías de ojos con láser, se describen en las patentes estadounidenses nos. 5,865,832, 5,632,742 y 4,848,340 cuyas completas revelaciones se incorporan en ésta también por referencia. Un ejemplo de sistema de barrido de "imagen de dispersión" para la ablación selectiva y modelado de tejidos corneales se describe en la solicitud de patente europea no. 628298, cuya completa revelación se incorpora en ésta por • referencia. Este sistema de imagen de dispersión permite que 10 un rayo relativamente largo se dirija exactamente en una superficie de un tejido corneal, de modo que se mitiga la miopía, hiperopía, astigmatismo y combinaciones de estos defectos oculares, particularmente cuando el sistema de imagen de dispersión o barrido se combina con una o más 15 aperturas variables para proliferar el rayo láser. Como se describe en la patente estadounidense co-pendiente no. 09/274,499 registrada el 23 de marzo de 1999, titulada Sistema y Método de Modelado con Rayos Múltiples (cuya revelación se menciona aquí por referencia) , el rayo láser á^ 20 puede ser separado de forma ideal en una pluralidad de haces para minimizar las discontinuidades adyacentes a los bordes de ablación. Sistemas alternativos de barrido se describen en las siguientes patentes estadounidenses, que también se lÁí*É:&.A¿.? ',Ml íÁ.Í.Í£í*íMáá*ááíí... ..iá.^,-incorporan aquí por referencia: 5,556,395; 5,683,379; 5,351,165 y 5,637,109. Aunque los sistemas conocidos de barrido han probado tanto efectividad como seguridad para el modelado de la cornea y mejorar la visión, el trabajo relacionado con la presente invención ha mostrado que la integración de la capacidad de rastreo en el ojo en los sistemas conocidos de cirugía de ojos con láser, puede presentar retos significantes. Por ejemplo, los sistemas conocidos de cirugía de ojos con láser por lo regular incluyen una trayectoria de imagen óptica que es coaxial y comparte elementos ópticos del sistema de distribución láser. Aunque ha sido previamente propuesto utilizar sistemas de rastreo basado en imágenes, esta trayectoria óptica compartida puede limitar el contraste de imágenes disponible, y por tanto, la efectividad del conjunto de rastreo. En vista de lo anterior, sería conveniente proporcionar sistemas, dispositivos y métodos mejorados de cirugía de ojos con láser. También sería conveniente proporcionar técnicas mejoradas de rastreo ocular, particularmente para su uso las cirugías de ojos con láser, en donde el rastreador proporcione de manera ideal tanto el rastreo lateral como la información con respecto a la posición del ojo a lo largo del eje óptico. Sería de especial beneficio si estas mejoras - ..^ -, ^ .^.^+?Aat L proporcionaran una efectividad mejorada de rastreo y permitieran la incorporación de la capacidad de rastreo ocular en los sistemas conocidos de cirugía de ojos con láser, idealmente sin tener que modificar el sistema de 5 distribución láser.

Compendio de la invención La presente invención proporciona en general sistemas, métodos y dispositivos mejorados para la cirugía de ojos con 10 láser y/o rastreo del ojo. La invención hace uso de dos dispositivos de captura de imágenes, por lo regular ambos dispositivos de captura de imágenes estando dispuestos fuera del eje óptico del ojo y/o el eje óptico de cualquier sistema de distribución láser. Esto proporciona un contraste de 15 imágenes mejorado para los dispositivos de captura de imágenes tales como cámaras que tienen un dispositivo de acoplamiento por carga (CCD) , particularmente cuando se usan imágenes infrarrojas para rastrear la pupila de un ojo. Las dos cámaras fuera de eje pueden utilizarse independientemente 0 para rastrear los movimientos de la pupila a lo largo de dos ejes laterales ortogonales del ojo (regularmente llamado rastreo X-Y) , y también pueden indicar una posición del ojo a lo largo del eje óptico/de tratamiento o Z.

J9¡K ¡-^,.^-4..»^-^.^ .„,.. .,.. ^.^..^...j«»M^^.^^-.^a--riA^ l ^ ^í|lll j1 au fjjÉd En un primer aspecto, la invención proporciona un ;rato para modelar un tejido corneal de un ojo, de manera que se efectúe un cambio deseado en la visión de un paciente. El aparato comprende un sistema de distribución de energía que dirige selectivamente una corriente de energía hacia el tejido corneal. Primeros y segundos dispositivos de captura de imágenes son orientados hacia el ojo. Un procesador acopla los dispositivos de captura de imágenes al sistema de distribución de energía. El sistema de distribución de energía desvía lateralmente la corriente de energía a lo largo de un primer eje, en respuesta al movimiento del ojo captado por el primer dispositivo de captura de imágenes. El sistema de distribución de energía también desvía lateralmente la corriente de energía a lo largo de un segundo eje, en respuesta al movimiento del ojo captado por el segundo dispositivo de captura de imágenes. La corriente de energía por lo regular define un eje de tratamiento, el ojo generalmente está dispuesto dentro de primeros y segundos campos de vista de los primer y segundo dispositivos de captura de imágenes, respectivamente. Estos campos de vista son desviados preferentemente de manera angular desde el eje de tratamiento, y típicamente estarán desviados de forma circunferencial uno de otro alrededor del „ * ..IITI í. ?iMftl Til ffi:t «tr j^¡Mtt,a i iMi .É.ilMÉ eje de tratamiento, por lo regular en un ángulo aproximadamente de 90°. Donde el primer dispositivo de captura de imágenes es usado para medir el movimiento del ojo a lo largo de un eje X del ojo, el primer dispositivo de captura de imágenes preferentemente estará dispuesto a lo largo de un plano X-Z y desviado angularmente desde el plano Y-Z. De manera similar, donde el segundo dispositivo de captura de imágenes es usado para captar el movimiento del ojo a lo largo del eje Y del ojo, el segundo dispositivo de captura de imágenes por lo regular estará dispuesto a lo largo del plano Y-Z y angularmente desviado del plano X-Z. Los ángulos de desviación de los primer y segundo dispositivos de captura de imágenes típicamente estarán en el índice de 10° a 70°, el ángulo de desviación por lo regular será de aproximadamente 15° a aproximadamente 65°, de preferencia aproximadamente de 20° a aproximadamente 50°, y más de preferencia aproximadamente de 25° a aproximadamente 45°. La modalidad ejemplar tiene ángulos de desviación aproximadamente de 27°. En otro aspecto, la invención proporciona un aparato para captar el movimiento de un ojo. El ojo tiene un eje óptico y primeros y segundos ejes ópticos laterales. El aparato comprende un primer rastreador con un primer dispositivo de captura de imágenes y un primer módulo procesador. El primer dispositivo de captura de imágenes está orientado hacia el ojo a lo largo de un primer eje de imagen. El primer eje de imagen está angularmente desviado del eje óptico. El primer módulo procesador genera una primera señal que indica el movimiento lateral del ojo relativo al primer eje de imagen. También se proporciona un segundo rastreador con un segundo dispositivo de captura de imágenes y un segundo módulo procesador. El segundo dispositivo de captura de imágenes está orientado hacia el ojo a lo largo de un segundo eje de imagen. El segundo eje de imagen está angularmente desviado del eje óptico y desplazado circunferencialmente desde el primer eje de imagen relativo al eje óptico. El segundo módulo procesador genera una segunda señal que indica el movimiento lateral del ojo relativo al segundo eje de imagen. Un tercer módulo procesador puede ser acoplado a los primer y segundo rastreadores. El tercer módulo procesador calcula el desplazamiento lateral del ojo a lo largo de los primer y segundo ejes laterales a partir de las primera y segunda señales, mismas que permiten el cálculo del movimiento a lo largo del eje óptico. En un aspecto de método, la invención proporciona un método para captar el movimiento de un ojo que tiene un eje óptico y primeros y segundos ejes laterales. El método comprende captar el movimiento del ojo a lo largo del primer je lateral con un primer dispositivo de captura de imágenes.

El primer dispositivo de captura está dispuesto a lo largo de una primera trayectoria de imágenes desviada del eje óptico. 5 El movimiento del ojo a lo largo del segundo eje lateral es captado con un segundo dispositivo de captura de imágenes dispuesto a lo largo de una segunda trayectoria de imágenes desviada del eje óptico. Esta segunda trayectoria de imágenes ^ se desplaza circunferencialmente desde la primera trayectoria 10 de imágenes relativa al eje óptico. De preferencia, se dirige un patrón de energía láser hacia el ojo de modo que se efectúe un cambio deseado en una característica óptica del ojo. La energía láser puede ^^ desplazarse lateralmente en respuesta al movimiento captado 15 del ojo desde los primer y segundo dispositivos de captura de imágenes, para mejorar la alineación entre el patrón y el ojo cuando se mueve el ojo. La posición y/o movimiento del ojo a lo largo del eje óptico puede ser calculada usando la información de los primer y segundo dispositivos de captura j^ 20 de imágenes. En algunas modalidades, el sistema de captación de movimiento del ojo y/o el sistema de deflexión de rayos láser pueden no moverse lo suficientemente rápido como para seguir los movimientos involuntarios o sacádicos más rápidos del ojo, pero efectuarán el rastreo de los movimientos del aJJ .J «-1-S.ftB s., i„> -j-a-it. * «,., .^-a-**^taUthto-M-^..^.4JCM--ll^ ^.^l-M-»*-^.».fc^.»^-^?j-¿^ o o que tienen velocidades asociadas con los movimientos del ojo involuntarios durante la fijación visual. Otras modalidades pueden proporcionar un desarrollo suficiente para rastrear la mayoría y/o todos los movimientos del ojo (incluyendo los movimientos sacádicos del ojo) , con estos sistemas de alto desarrollo que por lo regular incluyen dispositivos de captura de imágenes con altos índices de muestreo .

Breve Descripción de los Dibujos La Figura 1 es un diagrama de bloque simplificado de un sistema de cirugía oftalmológica que incorpora la invención. La Figura 2 es una vista en perspectiva simplificada de la óptica de distribución láser y ejes de imágenes de rastreo del sistema de la Figura 1. La Figura 3 es una vista en perspectiva de un mecanismo de barrido ejemplar para su uso en el sistema de distribución láser de la Figura 2. Las Figuras 3A, 3B y 4 ilustran la operación del mecanismo de barrido de la Figura 3. La Figura 5 ilustra esquemáticamente una posición de una cámara para captar el movimiento del ojo a lo largo de un primer eje o eje X del ojo, e ilustra gráficamente sistemas de coordinación de la cámara y el ojo, junto con variables usadas en la transformación del movimiento captado por la cámara para mediciones de los movimientos oculares laterales. Las Figuras 6 y 6A ilustran una herramienta de calibre de cámara para su uso con el sistema de la Figura 1. 5 La Figura 7 ilustra gráficamente la optimización del umbral de brillantez pupilar, como se usa en el sistema de la Figura 2. La Figura 8 ilustra esquemáticamente una imagen ^ capturada por los dispositivos de captura de imágenes del 10 sistema de la Figura 1, y muestra un método para usar la imagen para proporcionar información de posicionamiento relativa. La Figura 9 ilustra gráficamente la moción del ojo a lo ^ largo del primer eje o eje X y segundo eje o eje Y. 15 Las Figuras 10 y 11 ilustran el desarrollo del rastreo en una primera dirección o dirección X y una segunda dirección o dirección Y, como se describe en la sección experimental . La Figura 12 es una vista en perspectiva de un simulador 20 de moción ocular, como se describe en la sección • experimental Las Figuras 13A y 13B ilustran perfiles de ablación de prueba y diferencias entre un perfil de ablación pretendido y un perfil de ablación real, de acuerdo con la medición mediante el uso del simulador de moción ocular de la Figura 12.

Descripción de las Modalidades Específicas La presente invención proporciona en general métodos mejorados para captar el movimiento de un ojo, particularmente para su uso en cirugías de ojos con láser. Los sistemas de la presente invención por lo regular incluirán dos dispositivos de captura de imágenes fuera de 10 eje, en donde cada dispositivo de captura de imágenes capta el movimiento del ojo a lo largo de un eje de movimiento ocular, lateral, asociado. Los dispositivos de captura de imágenes, algunas veces referidos aquí como cámaras, • típicamente estarán dispuestos fuera del eje óptico del ojo, 15 que por lo regular (aunque no necesariamente) es coaxial con el eje de tratamiento del sistema láser. Los movimientos laterales del ojo rastreados por el sistema de dos cámaras fuera de eje por lo regular serán descritos con referencia a movimientos horizontales y verticales. Como se usa aquí, los ^^ 20 movimientos horizontales son de derecha a izquierda o de izquierda a derecha relativos al paciente, mientras que los movimientos verticales son a lo largo de la orientación inferior/superior relativo al paciente. Podrá notarse que los primer y segundo ejes de moción asociados con los primer y ÍÉÍ??.a*?^I^&^^. &¡ ^. ^^^*^^^ -«, „ ,,*, ._.»».„ ., ...^.^^^^^^.^...^y^jig^^ ^ segundo dispositivos de captura de imágenes no necesariamente necesitan ser ortogonales, y que aún cuando estos ejes de movimiento son ortogonales (tal como cuando definen orientaciones laterales Y y ortogonales X) no necesariamente necesitan estar alineados con las orientaciones horizontales y verticales. Con referencia ahora a la Figura 1, un sistema (10) de cirugía oftalmológica tiene rastreadores horizontales y verticales (llh) y (llv) . Cada uno de los rastreadores (11) incluye una cámara (13) y un procesador (15) de rastreo asociado. Donde diferenciados en la siguiente descripción, estos componentes pueden ser referidos como cámara horizontal (13h) , cámara vertical (13v) y similares. El sistema (10) de cirugía oftalmológica típicamente incluye un láser (20) que genera un rayo láser (26) que es dirigido selectivamente hacia el ojo E por medio de la óptica del sistema de distribución (28) . La óptica del sistema de distribución (28) barre el rayo (26) sobre el tejido corneal del ojo E, de acuerdo con las instrucciones de la computadora (14) . La computadora por lo general barre el rayo (26) sobre el ojo E cambiando la posición angular de los primeros y segundos sistemas (22) (24) de giro de plataforma (descritos a continuación). En modalidades alternativas, la computadora puede barrer el rayo girando uno o más espejos que usan - •- - -*•'-•"• »..-. - -U-*>-^- JJMU *Jl.----to>-t ?fci^ motores galvanométricos o cualquiera de una variedad de mecanismos de barrido alternativos. Opcionalmente, la computadora (14) puede dirigir el perfilado del rayo (26) usando una o más aperturas variables . Como también se muestra en la Figura 1, el sistema (10) incluye una estación de trabajo (12) de computadora personal acoplada a la computadora (14) . El sistema (10) de cirugía láser puede incluir una pluralidad de sensores (generalmente designados con el número de referencia 16) que producen señales de retroalimentación desde componentes ópticos y mecánicos móviles, tales como los descritos en la solicitud de patente europea no. 628298, previamente incorporada aquí como referencia. La estación de trabajo de PC (12) y la computadora (14) pueden combinarse en una sola estructura de procesador o estas funciones de procesamiento pueden ser distribuidas en una amplia variedad de arreglos alternativos. De manera similar, los módulos (15) del procesador de rastreo pueden comprender una o más estructuras de procesamiento por separado de la computadora (14) o pueden estar integrados en la computadora (14) a manera de un solo procesador o con una amplia variedad de arreglos de procesamiento distribuidos. La computadora (14) puede comprender un medio tangible (21) que caracteriza los métodos de la presente invención en un código que se puede leer por computadora. Los medios adecuados -iSfe . uimi*^^********* „ ...t-^. >l t^**.*^.. . i??ri«Éaiii?Milit tÍÉÍÉÉ incluyen discos flexibles, discos ópticos compactos (CDs) , a* &>' discos duros removibles o similares. En otras modalidades, el código puede ser descargado desde una modalidad de comunicación tal como la Internet, almacenada como hardware, 5 firmware (microprogramación cableada), software o similares. En respuesta a las señales provistas por los módulos (15) del procesador de rastreo y los sensores (16) , y de acuerdo con el modelado que se va a realizar en el ojo para aliviar un defecto óptico, la computadora (14) transmite 10 señales de comando a unidades de motor (18) y al láser (20) . En respuesta a estas señales de comando, las unidades de motor producen señales para cambiar una orientación angular del primer sistema de giro de plataforma (22) y el segundo • sistema de giro de plataforma (24) , y para operar los otros 15 componentes del sistema de distribución láser, tales como para variar el tamaño del iris de diámetro variable para corregir la miopía, para controlar la distancia entre un par de cuchillas paralelas de modo que se varíe un ancho del rayo láser, para girar una orientación angular de las cuchillas j^ 20 paralelas y el rayo rectangular para corregir el astigmatismo, y similares. La computadora (14) puede compensar el movimiento lateral del ojo durante un procedimiento de modelado mediante la dirección de la unidad de motor para reposicionar el rayo (típicamente por el movimiento de las primera y segunda plataformas (22) (24)) de modo que el patrón terapéutico de energía láser que vaya a dirigirse al ojo permanezca alineado con el ojo durante los movimientos voluntarios y/o involuntarios del ojo. En términos generales, las cámaras (13) horizontal y vertical capturan imágenes del ojo desde lo largo de trayectorias de imágenes que están desviadas del eje de tratamiento del rayo (26) . Las cámaras, que típicamente comprenden dispositivos de acoplamiento por carga (CCD) sensibles, infrarrojos, generan señales de imagen que son transmitidas hacia los módulos (15) del procesador de rastreo. Los módulos del procesador de rastreo calculan una posición de una característica ocular, y transmiten señales que indican la posición de la computadora (14) . Estas señales pueden comprender una posición absoluta de la característica relativa al sistema láser, una posición relativa de la característica, un tamaño de la característica y similares. En algunas modalidades, la información sobre la posición puede comprender una velocidad de la característica, una aceleración de la característica o similares. Si se desea un desarrollo suficiente del sistema de rastreo, para rastrear los movimientos sacádicos involuntarios más rápidos del ojo, las cámaras (13) pueden comprender dispositivos de captura de h* AjLit¿|A*t--mL.l- „ ^ad Attto-- »>--—«»* -H^tn»^!.^ -...,, >.-.,..t¡-«- **.*-*. ~? ?f???,-iüÉ¡toWi'íÍi??llgltM¡BIÍlimit tlll imágenes con un alto índice de muestreo, por lo regular con un índice de muestreo aproximadamente de 250Hz o más. La óptica (28) del sistema de distribución típico se ilustra sin su estructura de soporte asociada en la Figura 2. 5 Los espejos 30a y 30b (generalmente referidos como los espejos 30) dirigen el rayo láser (26) a través de integradores (32) espaciales y temporales y una apertura variable (34) antes de entrar un mecanismo de barrido (36) .

• El mecanismo de barrido (36) (que incluye las primera y 10 segunda plataformas) selectivamente desvía el rayo (26) lateralmente a través de la superficie corneal del ojo E en el plano X-Y. Mientras se muestra un sistema láser que tiene una sección transversal de rayo, relativamente larga, el • sistema de rastreo también proporcionará ventajas para una 15 amplia variedad de sistemas para cirugía de ojos con láser, incluyendo aquellos que incluyen láser de barrido de plaza pequeña . Se puede proporcionar una variedad de lentes para imagen, vista del procedimiento que utiliza el microscopio M, 20 y similares. Los sistemas de rastreo (11) monitorean el • movimiento del ojo E, de modo que la computadora (14) puede compensar el movimiento del ojo y extirpar de forma precisa la porción pretendida del área de tratamiento. ISCAN, Inc de Burlington, Massachussets, comercializa una cámara/procesador nj^i-A .^^.., .,.,.. . .* . ...^...,^,. ..A„ ..y,A^.JA..^,^ i|)^||| í|y de rastreo ocular particularmente ventajosa. De manera ideal, sistemas de rastreo (11) son adecuados para la integración en los sistemas para cirugía de ojos con láser VISX STAR™, VISX STAR S2™., mismos que están comercialmente i disponibles por VISX, Incorporated de Santa Clara, California. Alternativamente, las modalidades del presente sistema de rastreo pueden ser incorporadas en los sistemas de rastreo comercialmente disponibles por CHIRON VISION de • Irvine, California (una división de BAUSCH & LOMB) ; NIDEK 10 CO., LTD de Gamagori, Japón; LÁSER SIGHT, INC. de Orlando, Florida; AUTONOMOUS TECHNOLOGIES CORPORATION, de Orlando, Florida y otros más. El láser (20) puede incluir, no limitándose al mismo, un láser excimidor tal como un láser excimidor de fluoruro de 15 argón que produce energía láser con una longitud de onda aproximadamente de 193nm. Los sistemas láser alternativos pueden incluir láser en estado sólido, tales como láser en estado sólido de frecuencia multiplicada, láser en estado sólido bombeado con diodo y lámpara de destello, y similares. ^, 20 Los ejemplos de láser en estado sólido incluyen láser en estado sólido UV que producen longitudes de onda aproximadamente de 188-240nm como los descritos en las patentes estadounidenses nos. 5,144,630 y 5,742,626; y en Borsuztky et al., Tunable UV Radiation at Short Wavelengths (188 -240nm) Generated by Frequency Mixing in Li thium Borate (Radiación UV Sintonizable en Longitudes de Onda Pequeñas (188-240nm) Generadas por Mezclado de Frecuencia en Borato de Litio, Física Aplicada, 61:529-532 (1995). Puede utilizarse una variedad de láser alternativos. La energía láser generalmente comprenderá un rayo formado a manera de una serie de pulsos láser discretos, y los pulsos pueden ser separados en una pluralidad de haces. • La Figura 2 también ilustra la posición y orientación de 10 las cámaras horizontal y vertical (13h) (13v) . La cámara horizontal (13h) primeramente mide el movimiento del ojo E a lo largo del eje X del ojo, y se posiciona a lo largo del plano Y-Z y se desvía del plano X-Z, como se ilustra. Las • cámaras horizontal y vertical 13h y 13v están orientadas 15 hacia el ojo E a lo largo de trayectorias (17) de imagen óptica centradas dentro de los campos de vista de las cámaras, en donde estas trayectorias ópticas están definidas generalmente por lentes de las estructuras de cámara asociadas . 20 Las cámaras horizontal y vertical, junto con los módulos del procesador de rastreo, por lo regular comprenden sistemas de rastreo comercialmente disponibles tales como los de ISCAN, INC., de Burlington, Massachussets, u otros sistemas comparables. Los sistemas de rastreo adecuados por lo general .Jifa -U-i..,AÜÜ«ai...,»., .. „ ... J^Jit^^?^*»^-^-Jtfa--»---« fM| y^j^á¿fc ^J incluirán un sensor de posición y un procesador para generar una señal de posición en respuesta a las señales del sensor. Los sistemas de rastreo preferidos incluirán típicamente un sensor de posición óptica dúo dimensional, por lo regular con óptica para reflejar el ojo en el sensor. Los sistemas de ejemplo incluyen tanto una cámara CCD infrarroja como una tarjeta de interfase de computadora personal (PCI) , junto con unidades de software compatibles con un sistema operativo en la computadora (14), tal como Windows NT™ de MICROSOFT®. Las cámaras (13) pueden incluir una tarjeta de circuito impreso con un grosor de 3.175cm cuadrados por 0.762cm. impulsada por una fuente de poder de 12 volteos. Las estructuras de cámara alternativas que tienen dimensiones más grandes y/o más pequeñas pueden ser impulsadas por una variedad de fuentes, y pueden detectar la luz en los índices de longitud de onda visibles u otros. Como se describe con anterioridad, las cámara proporciona una señal de imagen hacia un procesador de rastreo asociado (15) , mismo que típicamente tendrá forma de una tarjeta de rastreo. En el uso, el ojo E será iluminado con una fuente de iluminación infrarroja ilustrada esquemáticamente con el número de referencia (19) . La fuente infrarroja (19) de preferencia comprenderá uno o más diodos emisores de luz infrarroja (LEDs) . En la modalidad ejemplar, la luz es ?*#¿tii hf-tfei,-.ií^t^ provista por dos bloques de tres LEDs infrarrojos, cada uno, en donde cada LED consume aproximadamente 8Orna de corriente eléctrica. Estos bloques de diodos emisores de luz se pueden energizar selectivamente, en donde un bloque de LEDs es energizado sólo cuando el ojo derecho está alineado con el eje de tratamiento. Los LEDs típicamente estarán dentro de 90° (longitud) de las cámaras, y de preferencia tendrán un ángulo azimut mayor (latitud a vertical) que las cámaras • (13) . 10 Bajo la iluminación infrarroja provista por la fuente infrarroja (19), la pupila del ojo E aparecerá relativamente negra a las cámaras (13), en tanto la energía infrarroja no se refleje directamente por dicha estructura clara. El área • que rodea la pupila, incluyendo tanto el iris como la 15 esclerótica, presentará una sombra mucho más clara a las cámaras (13) bajo la iluminación infrarroja, produciendo con ello una imagen de alto contraste de la pupila para su rastreo. Debido a que puede cambiar la luz ambiental del ojo E ^^ 20 durante un procedimiento, el tamaño de la pupila rastreada también puede cambiar. Para acomodar el tamaño de cambio de la pupila, el umbral dinámico es una característica muy ventajosa de la cámara de rastreo comercialmente disponible ejemplar. El umbral dinámico es logrado mediante la -tntA*^ d^iíaadtÉ^^^^j^^.^^,^.^,^. ,,...«,^?8^^^^.^^^^sA?^»^.«a»»»i?^|| determinación del tamaño de la pupila mientras se ajusta el umbral . Como se describe con anterioridad, el mecanismo de barrido (36) de preferencia desviará lateralmente el rayo 5 (26) en respuesta al movimiento del ojo E captado por las cámaras (13) . El mecanismo de barrido se ve más claramente en la Figura 3. El mecanismo de barrido (36) por lo regular desvía lateralmente el rayo (26) girando un lente de imagen (40) alrededor de un primer eje (42), y alrededor de un 10 segundo eje (44) . Más en específico, el mecanismo de barrido (36) incluye una estructura de soporte fija en forma de un soporte (46) . Una primera plataforma (48) gira alrededor de un primer eje (42) relativo al soporte (46), mientras una # segunda plataforma (50) gira relativa a la primera plataforma 15 (48) alrededor de un segundo eje (44) . La deflexión del rayo (26) desde un eje (26a) del rayo sin deflexión puede entenderse con las referencias 3A y 3B. Haciendo girar las primera y segunda plataformas alrededor de los ejes giratorios que se extienden a lo largo y fuera del •20 rayo (26) , el lente de imagen (40) se desplaza a una distancia variable D desde el eje 26a de rayo inicial. El desplazamiento del lente de imagen (40) desde el eje inicial 26a desplaza una imagen (52) de apertura variable (34) desde el eje inicial 26a hacia una imagen (52') de apertura de desviación. La suma y dirección del movimiento de la imagen de apertura está relacionada (pero necesariamente proporcional) a la suma y dirección de la desviación de lente (D) . Así, para la reposición de la imagen de apertura (52) a través de la superficie corneal, el lente (40) que mueve la estructura de desviación de preferencia permitirá que el lente se mueva directamente hacia arriba y hacia abajo del eje inicial 26, como se ilustra en la Figura 3, y también • dentro y fuera del plano del dibujo, permitiendo con ello el 10 barrido de la energía láser de ablación en el plano X-Y a través del tejido corneal. Los sistemas de distribución láser alternativos pueden barrer un rayo que tiene un perfil constante, o el perfil del rayo y la intensidad puede variar • mediante una sistema de magnificación variable. La presente 15 invención por tanto incluye sistemas sin aperturas variables. La capacidad de barrido X-Y del mecanismo de barrido (36) puede entenderse mejor con la referencia a las Figuras 3 y 4. La primera plataforma (48) está montada giratoriamente al soporte (46) mediante una unión giratoria (54) . La unión 20 giratoria (54) define un primer eje giratorio o pivote (42) , n^ y la primera plataforma gira alrededor del primer pivote debido al engrane de conducción entre un motor (56) y una superficie de conducción (58) de la primera plataforma. Un codificador (60) también engrana la superficie de conducción -a? "' - • -*- - - - * * - *-'-" ^^^^^-^^^^^^^t itiHirtlÉÍ (58) , de modo que proporciona la retroalimentación a la computadora (14) con respecto a la orientación angular de la primera plataforma. La segunda plataforma (50) está montada a la primera plataforma (48) mediante otra unión giratoria (54) 5 que define' un segundo eje giratorio o pivote (44) . El lente de imagen (40) está montado en la segunda plataforma (50) , de modo que el lente de imagen se mueve con la primera plataforma cuando la primera plataforma gira alrededor del pivote (42) a lo largo de 60a. 10 Para reponer angularmente el lente de imagen alrededor del segundo eje, un motor (56) está montado en la primera plataforma (48) y engrana conductivamente una superficie de conducción (58) de la segunda plataforma (50) . De nuevo, se • proporciona la retroalimentación a la computadora (14) 15 mediante un codificador (60) , que también está montado en la primera plataforma (48) . La moción giratoria de la primera plataforma (48) relativa al soporte (46) permite que el lente de imagen (40) se desplace alrededor del pivote (42) a lo largo de una 20 primera trayectoria en forma de arco (60a) en cualquier lado • del acceso de rayo inicial (26a) . Para obtener el barrido X-Y del rayo láser (26) hacia una locación arbitraria dentro de una zona de tratamiento sobre una superficie corneal del ojo, el motor (56) montado en la primera plataforma (48) gira la segunda plataforma (50) alrededor del pivote (44) , moviendo con ello el lento de desviación (40) a lo largo de una segunda trayectoria en forma de arco (60b) que cruza la primera trayectoria en forma de arco. En la modalidad de ejemplo, los pivotes (42) y (44) están desviados alrededor del eje de rayo inicial (26a) en aproximadamente 90°, de modo que las primera y segunda trayectorias en forma de arco (60a) y (60b) también se cruzan en aproximadamente 90°. • El posicionamiento exacto de la energía láser en el 10 plano X-Y adyacente a la superficie corneal debe acomodar la moción en forma de arco de la imagen mediante el ajuste de la posición angular del lente alrededor de los primer y segundo pivotes (42) y (44) . En otras palabras, los pivotes aproximan • las mociones en las direcciones X e Y, y el sistema (10) 15 compensa la alinealidad resultante de la deflexión de rayo por el movimiento adicional de la plataforma complementaria, como puede entenderse con referencia a la Figura 4. Puede usarse una amplia variedad de algoritmos para compensar la deflexión de rayo en forma de arco del soporte de lente de ^ 20 imagen de doble pivote de la presente invención. La computadora (14) puede simplemente modelar el movimiento substancialmente en arco del rayo láser basado en la estructura cinemática del mecanismo de barrido (36) y las propiedades ópticas del lente (40) . Alternativamente, puede lM-Aifci-J-L_4 -e-t*f-»*-" &*-J «»..~...-. ,~**«?.*..* ...,. .. i^j^^ ^.^^ !^??^^^g^-^.^^^-J?t^«i»^e¿.-^ f»>?l^lB&A aaM&fa-feeJt..¡ crearse una tabla de consulta de las posiciones angulares deseadas de las primera y segunda plataformas para las coordinadas objetivo X e Y discretas, con rutinas de interpolación estándares usadas entre las entradas de tablas discretas. La computadora (14) del sistema, ilustrado en la Figura 1, calcula la posición angular deseada de las primera y segunda plataformas basada en parte sobre la locación de la pupila captada por las cámaras horizontal y vertical (13h) y (13v) . De preferencia, la computadora (14) determinará la posición de la pupila relativa al eje óptico del ojo y/o del sistema de distribución láser que utiliza cálculos que pueden entenderse con referencia a la Figura 5. Estos cálculos se muestran para la cámara horizontal (13h) , que se ilustra aquí esquemáticamente mediante un lente de imagen de la cámara. Deberá entenderse que la cámara vertical puede hacer uso de cálculos similares, excepto que la cámara vertical (13v) será entonces ubicada en una posición de 90° de desviación de la cámara horizontal alrededor de Z, el eje óptico del ojo E y/o eje de tratamiento del rayo láser (26) . Mientras la cámara horizontal (13h) tiene píxeles horizontales de 380 y píxeles verticales de 350, el eje horizontal de la cámara XH está alineado a lo largo del eje X. Para minimizar la distorsión a lo largo de este eje de medición deseado, mientras se obtiene hlJHfotrl.Mtl.ht..* .ftritM^B.^.^»^^^-^^....,^^,^..^.^ .^^^^^-A&^.a^!lftteB^.i.»A un contraste mejorado, la cámara horizontal (13h) está dispuesta a lo largo del plano X-Z y desviada del plano Y-Z por un ángulo ?. ? puede estar en un índice aproximadamente de 10° a aproximadamente 70°, por lo regular estando entre aproximadamente 15° y 65°, de preferencia entre aproximadamente 20° y 50°, e idealmente entre aproximadamente 25° y 45°, ? es aproximadamente de 27° en la modalidad de ejemplo . Primero, al introducir algunas de las variables usadas en los siguientes cálculos, como se ilustra en la Figura 5, la cámara horizontal (13h) refleja una región o campo de vista (FOV) del ojo E que tiene una configuración substancialmente rectangular, con un ancho indicado por el FOV, y una altura indicada por el FOV. La región de superficie del ojo reflejada dentro de este campo de vista por lo general estará en un ángulo de ? relativo a la cámara. El centro (70) del campo de vista está separado de la cámara (13h) por una distancia r, el borde superior del campo de vista está separado del centro de tratamiento (70) por una distancia a, y el borde lateral del campo de vista está separado del centro de tratamiento (70) por una distancia b. Las esquinas del campo de vista (FOV) están separadas de la cámara (13h) por distancias di , en donde i es 1, 2, ... En tanto el campo de vista es generalmente simétrico alrededor del plano Y-Z, las dos distancias de interés son di y d2, como se ilustra. Donde x sea la coordenada de la pupila a lo largo del eje X del sistema de coordenadas del ojo, e y sea la coordenada del centro de la pupila a lo largo del eje Y del sistema de coordenadas del ojo, determinaremos primero el factor de escalamiento correcto Scalex para el componente Y en la cámara horizontal y el componente X en la vertical. El factor Scale es usado para calcular el valor y. A partir de la cámara horizontal, se usa la ecuación: y= ( l - ScalexX) yH en la cual x es igual al componente x provisto por la cámara vertical, e yH es igual al componente y provisto por la cámara horizontal. Para determinar el factor de escalamiento, primero calculamos las distancias de las esquinas del campo de vista (FOV) d?d2 de: d^ fi + a2 +r2 -2arcos(?,) en donde ?x es igual a p/2 x ? y ?? es igual a p/2 - ?. El factor Scale luego puede ser calculado por el índice del t íL. i ,il A ? ..ÉSáaUlaífc JaiaaaÉ ángulo subtendido por las líneas d?d2 en un FOV dado en milímetros o píxeles de: En donde Nx es el número de píxeles que miden el campo de vista (FOV) en la dirección x de FOVx. yH puede tener unidades de milímetros o píxeles, dependiendo del sistema de 15 coordenadas usado, y proporcionará un valor par y que tiene unidades similares. Estos cálculos son un ejemplo de un método para calcular factores de escalamiento. En otras modalidades, los factores de escalamiento pueden ser medidos en vez de calculados. ^ 20 Como se describe con anterioridad, el cálculo de x sigue un análisis similar, en el que el factor de escalamiento (aquí en milímetros) es: Í.?. ?ÉÉU**,*..* *, .ri, ** ***. * . .„.**...........-.....^..^.....^^^..^¡^-^^..^.l . dá Scale*. y en la cual x es calculado usando el factor de escalamiento a partir de la siguiente ecuación: x= ( 1- Seal eyy) Xv En tanto ambas cámaras horizontal y vertical proporcionan información dúo dimensional en un ángulo para el eje de tratamiento Z, la posición del ojo E a lo largo del eje de tratamiento Z también puede ser calculada. Más específicamente, la posición de la pupila medida por la cámara horizontal xH en el sistema de coordenadas de la cámara horizontal tiene un componente z, como sigue: xH = x + z tan (?) De manera similar, la medición proporcionada por la cámara vertical 13v tiene un componente z, como sigue: Yv - y + z tan ( ?) (en tanto la cámara vertical (13v) ejemplar refleja el ojo desde una posición inferior) . Resolviendo para z (la posición del ojo a lo largo del eje Z) , con x conocido a partir de la cámara vertical e y conocido a partir de la cámara 5 horizontal, encontramos que: XN +X tan(<f) 10 Como se ilustra esquemáticamente en la Figura 7, el rastreo del ojo E de preferencia será relativo. En otras palabras, cuando el operador del sistema inicia el rastreo, el sistema de rastreo registra una posición de la pupila P 15 como una posición inicial P0 que tiene una locación de centro de referencia O. Se rastrea un movimiento del ojo subsiguiente, relativo a dicha posición O de referencia central. Así, la alineación absoluta del rastreador no es crítica. Sin embargo, el rastreo se beneficia ?^ 20 significativamente a partir de la alineación rotacional exacta de los componentes de rastreo, en tanto la desalineación rotacional puede ser más difícil y/o imposible de compensar para usar software y similares.

Puede calcularse un vector de movimiento del ojo E gr, relativo a la referencia inicial, a manera de un vector E de acuerdo con las ecuaciones antes dadas como: t r r* E = xi +yj+zk Con referencia ahora a las Figuras 6 y 6z, un j ig (80) de calibración puede estar soportado de forma removible en la • posición de tratamiento para el ojo E para alinear las 10 cámaras horizontal y vertical 13h, 13v, a manera de llevar a cero los valores x e y provistos por la cámara, y para orientar las cámaras apropiadamente alrededor de sus ejes ópticos. Un aditamento (82) sostiene el patrón para el j ig • (80) en la posición deseada durante la calibración. Para 15 proporcionar ajustabilidad, las cámaras están montadas de modo que tienen tres ejes de rotación. Los ajustes alrededor de estos ejes de preferencia se proporcionarán por medio de buenos mecanismos de ajuste de tornillo con cerrojos provistos para asegurar la posición de la cámara una vez que fe 20 el j ig de calibración (80) aparezca en la posición y orientación deseadas. El índice de moción de las cámaras (13) alrededor de los ejes de montaje de cámara de rotación típicamente tiene un total aproximado de 5o o más.

La estructura y arreglo de las cámaras horizontal y vertical 13h y 13v ejemplares también puede verse claramente en la Figura 6A. Las cámaras están desviadas en izquierda lateral y en una posición inferior relativa al eje óptico del paciente por aproximadamente 27° . El sistema de rastreo ocular ejemplar incluye dos tarjetas de rastreo ocular dedicadas acopladas a dos cámaras infrarrojas pequeñas. Una pluralidad de bloques de diodos que emiten luz infrarroja • proporciona la eliminación oblicua, los diodos que omiten la 10 luz, de ejemplo, tienen una longitud de luz aproximadamente de 880nm. Este arreglo permite que el sistema basado en video detecte la oscuridad de la pupila, en tanto la pupila actúa a manera de una tarja de luz mientras el iris circundante tiene • una sombra relativamente clara. La cámara incluye una tarjeta 15 de circuito impreso de 3.175cm x 3.175cm x 7.62cm, impulsada por la fuente 12v. El umbral de contraste puede ser establecido activamente, en donde el umbral dinámico por lo regular se inicia antes del tratamiento. El sistema de rastreo ocular ejemplar usa un sistema de 60hz que produce ßfe 20 una muestra o señal de locación de ojo a lo largo de un eje asociado cada 16.7ns. El aditamento de alineación (82) ejemplar y el j ig (80) ubican el patrón de alineación por debajo del plano de tratamiento, el patrón de alineación idealmente es mayor a ??A+ ?JAiM. ttMát* ,,, • .,-MÉ-n- 1.......... ,jM^.tt^^^^^. Jvtitááfat l.O m por debajo del plano de tratamiento, en donde el patrón wB&& alineación ejemplar es aproximadamente de 3.5mm por debajo del plano de tratamiento. Esta desviación compensara una distancia promedio entre una superficie corneal y el iris del 5 paciente. El j ig (80) generalmente comprende una placa con un patrón, el patrón ideal incluyendo cuatro orificios dispuestos en las cuatro esquinas de un cuadrado (idealmente de un cuadrado que tiene costados de 14mm) y una cruz en el ^ centro del cuadrado. Esto facilita la determinación del 10 centro óptico y alineación rotacional de las cámaras. Los orificios también son útiles para la calibración de la resolución de la cámara y cálculo de los factores de escalamiento en micrómetros por píxel. Este patrón ejemplar • está ilustrado en las Figuras 6 y 6A. La alineación 15 rotacional de las cámaras puede facilitarse generando un hilo del retículo sobre la pantalla de rastreo ocular y girando cada cámara para alinear el hilo del retículo con el patrón.

Puede utilizarse un factor de escalamiento aproximadamente de 56.7µm por píxel. • 20 Las imágenes provistas por las dos cámaras son procesadas por sus tarjetas PCI asociadas, para determinar un centroide de la pupila en las orientaciones horizontales y verticales. Los datos sobre el centroide de la pupila están disponibles al procesador y/o procesadores del sistema de Í fl¿- jjjl fci-**.»* . « jsüÁtA Jto* ^ Jka^. tratamiento láser cuando el software de rastreo activa una interrupción. Un flujo de datos de las cámaras puede contener duplicados en tanto ambos datos horizontales y verticales pueden ser generados desde cada cámara cuando sea que la 5 cámara active una nueva interrupción de imagen. Puede utilizarse un programa C++ para eliminar datos duplicados y mantener la alineación hacia los datos desde las dos cámaras. Opcionalmente, estos datos duplicados pueden usarse para verificar que ambos rastreadores están operando dentro de una 10 tolerancia predeterminada, y/o para determinar una posición vertical de la pupila, como se describe con anterioridad. Si los rastreadores aparecen fuera de la tolerancia o si el ojo del paciente se mueve horizontal y/o verticalmente más allá • de una zona de rastreo/tratamiento segura, el tratamiento 15 puede ser interrumpido. La información sobre el tiempo y la posición más reciente de la pupila por lo general están disponibles para la programación del sistema vía un requerimiento/interrupción de datos en todo momento. Un método y sistema ejemplares para generar un umbral de 20 rastreo pueden entenderse con referencia a la Figura 7. En • general, tanto un nivel o valor de umbral como un área confinada están determinados para facilitar el rastreo de la pupila. El área confinada por lo regular comprenderá un rectángulo dentro de la imagen. Los píxeles dentro del área confinada son candidatos para la inclusión en la pupila, mientras los píxeles fuera del área confinada están excluidos de la inclusión potencial dentro de la pupila. Preferentemente, el área confinada es seleccionada de modo que sea tan larga como sea posible, mientras se elimina material o características de borde no deseados, tales como un colgajo Lasik, párpado, protector de colgajos, espéculos, o similares. El uso de dicha un área confinada ayuda a eliminar artefactos no deseados cerca de los bordes del campo de vista, pero puede también causar distorsión mientras la pupila cruza el límite del área confinada. De preferencia, cada sistema de rastreo aplicará una variedad de pruebas antes de aceptar una posición de la pupila como válida, incluyendo una separación mínima entre un centroide de la pupila y un límite del área confinada, y similares. Si alguna de estas pruebas no es completada, puede identificarse una condición de error en el rastreo, y puede generarse una señal de error en el rastreo. Cada vez que un operador del sistema inicia un tratamiento con el sistema 2 para cirugía de ojos con láser, la aplicación puede tener un "umbral dinámico" o generar automáticamente un nivel de umbral de la pupila. En la modalidad ejemplar, esto puede lograrse adquiriendo un número de imágenes separadas en determinaciones de umbral de tí Aa.Aa»n.A?gtsi...>. vz?át??ií ...„^^„ ¡ ^,... ¿ **_.&*. , .^f*. .. - -^ -'jgJfdTj jiiij ^iijgn^iüg^ jljj iluminación que difieren. El tamaño de la pupila puede ser calculado para cada una de dichas imágenes que difieren, y los tamaños de la pupila pueden ser analizados como una función de la determinación de umbral, como se ilustra en la 5 Figura 7. La curva del tamaño de umbral/pupila tiene una configuración característica en la cual el gradiente de curvas está generalmente por debajo de un valor predeterminado o asignado entre los puntos A y B. El gradiente por lo regular incrementa más allá de estos dos 10 puntos a lo largo de la curva, de modo que el valor de umbral óptimo está en algún punto entre A y B sobre la parte relativamente plana de la curva. La determinación del nivel de umbral ejemplar, se determina a partir de la siguiente • ecuación: 15 La Posición Óptima es igual a A + (B - A) índice de Umbral : en la cual el índice de umbral es un valor asignado típicamente entre cero y uno. Con referencia a las Figuras 2 y 8, un procedimiento de la cirugía láser típica procederá con el operador del sistema 20 que coloca al paciente mientras está apagado el rastreador.

• Luego, el operador del sistema colocará la óptica de distribución láser relativa al ojo E del paciente con las cámaras horizontal y vertical (13) montadas relativas a la óptica del sistema de distribución, de modo que éstas también queden alineadas con el ojo E. El ojo E es enfocado con un microscopio M y el operador del sistema permite que el sistema de rastreo meta un comando al sistema, típicamente presionando un botón del teclado. El operador del sistema alinea el ojo E con un retículo del microscopio M, de modo que se establezca la posición de referencia del rastreador. Una vez que el ojo es alineado, el operador del sistema proporciona otro comando de entrada presionando un interruptor de pie. La posición de la pupila en el momento de este segundo comando O de entrada es el origen del rastreo. Enseguida, el rastreador proporciona vectores de coordenadas de movimiento al sistema desde el origen de rastreo. En muchas modalidades, se desplegará una indicación al operador, opcionalmente a manera de una luz dentro del campo de vista del microscopio M, para mostrar que se está llevando a cabo el rastreo. Generalmente el rastreador ocular permanecerá prendido hasta que otro comando de entrada por parte del operador del sistema, de nuevo, tal como la presión de un botón en el teclado, se lleve a cabo, en donde el botón asegure el rastreador prendido y apagado . Si el rastreo se pierde durante un tratamiento (por ejemplo, mientras el operador del sistema intenta mantener un tratamiento presionando todavía el pedal de pie) , puede proporcionarse una indicación de rastreo al operador del sistema, por ejemplo, proporcionando un indicador de destello dentro del microscopio o en cualquier otro despliegue del sistema. Opcionalmente, el modelado con láser puede 5 interrumpirse automáticamente si se pierde el rastreo. Si el procedimiento es interrumpido antes de terminar (en muchos sistemas par cirugía de ojos con láser, liberando parcialmente un pedal de pie) , el rastreador puede mantener • la posición de referencia almacenada hasta y/o sólo que el 10 procedimiento sea interrumpido por completo al liberar completamente la palanca de pie, o similares.

Experimentos . El movimiento del ojo y los datos de rastreo fueron 15 registrados en una determinación clínica para determinar si el sistema de rastreo ocular de las Figuras 1, 2 y 6A puede rastrear movimientos del ojo. Se reclutaron cuatro oftalmólogos para participar en el estudio. Se implemento un sistema de grabado de modo que los doctores pudieron llevar a ^^ 20 cabo los procedimientos quirúrgicos en 45 ojos, como normalmente lo harían, mientras se generaba la información de posicionamiento con el sistema de dos cámaras antes descrito, pero sin volver a dirigir el patrón láser ablativo en respuesta a la información del posicionamiento. El ss^Sf- $a& ;<¿n¿?AaJ,i..i?aaij-t....J.«n.a¡t.,J,..fa,^ ^?*^^. „ m, _„_ . . „_, **, ...jj^,,.,á?ttiiaafat&.-t*jai»,»^^.^.t»taj¿to^* . j JAj procedimiento quirúrgico se realizó utilizando un sistema láser excimidor VISX STAR S2™, sobre el cual se montó el sistema de rastreo con cámaras de desviación horizontal y vertical . 5 Para evaluar la exactitud del rastreo en una determinación clínica, se comparó un sistema de rastreo de validación con los datos de posicionamiento generados a partir del rastreador fuera de eje de dos cámaras. El sistema de rastreo de validación no era un sistema de tiempo real, y 10 funcionó como una grabadora de video cinta digital durante el tratamiento ocular con láser. El rastreador de validación registró imágenes oculares cada cinco minutos, en donde la posición del ojo se determinó retrospectivamente en el • laboratorio y se comparó con los datos de tiempo real 15 obtenidos durante el registro utilizando el rastreador fuera de eje de dos cámaras. El sistema de rastreo ocular de dos cámaras y el rastreador de validación (38) estaban conectados a una computadora independiente a la computadora del sistema láser j^ 20 excimidor para estas pruebas de rastreo, y la sincronización del rastreador de dos cámaras y el rastreador de validación se completó dentro de 0. lms por tiradores de hardware. Al presionar el botón de comienzo/adquirir comenzaron los rastreadores substancialmente de inmediato, aunque las -> cámaras no sincronizadas produjeron datos del rastreador con "~5e*tfe?a latencia de cero a 16.7ms (hasta un cuadro), mientras el rastreador de validación de 200Hz empezó la adquisición dentro de 0. lms y produjo una imagen de 5ms más tarde. Las cámaras del rastreador fuera de eje de dos cámaras y le energía de LED se conectaron externamente para proporcionar 5 volteos a los LEDs, y 12 volteos a las cámaras. Las salidas de las cámaras se pusieron a tierra al sistema de láser excimidor, y se conectaron directamente a las tarjetas del rastreador ocular. Las tarjetas del rastreador ocular generaron una salida de video que contiene la videocámara con una superposición que mostraba el centro de la pupila. Las salidas de video del rastreador ocular fueron conectadas a un amplificador de distribución, y se conectaron en un par de tarjetas de adquisición de video análogas y a un par de videograbadoras . El video fue grabado en formatos digital y análogo. La iluminación para la cámara de validación (38) era luz visible. La mayoría de la iluminación se proporcionó por luces oblicuas del sistema láser excimidor. Debido a que los diferentes doctores operan en diferentes niveles de iluminación, el contraste y brillantez de imagen no fueron constantes, y el doctor tuvo la libertad de usar la cantidad de iluminación deseada durante el tratamiento. .Á*&**i**±A*±*Í* , - .«-Jifamn,i Los datos de rastreo del rastreador de dos cámaras y el rastreador de validación se tomaron de 29 pacientes, en donde se hizo un registro durante el tratamiento de un total de 45 ojos, incluyendo 19 ojos izquierdos y 26 ojos derechos. La 5 corrección promedio durante el procedimiento láser fue de - 4.84D de esfera con -0.63 de cilindro. Con referencia ahora a la Figura 9, se registró la moción a lo largo del eje X u horizontal (línea obscura) y en • la orientación vertical o dirección Y (línea clara) . La 10 Figura 9 presenta una gráfica de un movimiento típico del ojo de un paciente durante un procedimiento Lasik, como se registró por medio del rastreador de validación. Esta gráfica muestra que el índice de movimientos del ojo fue típicamente • menor a +l-100µm con movimientos sacádicos ocasionales. 15 La Figura 10 tiene una escala de tiempo relativamente expandida, y muestra la latencia en tiempo entre el rastreador de validación y los datos obtenidos a partir del rastreador de dos ejes. Como puede observarse en las Figuras HA y 11B, las comparaciones del rastreador de dos ejes y el ^ 20 rastreador de validación se dan durante un tiempo total aproximadamente de 25 segundos. Estas gráficas muestran que los dos dispositivos de rastreo están bien correlacionadas. Pueden observarse pequeñas diferencias en el orden de unos cuantos micrones.

Con referencia ahora a la Figura 12, se diseñó y construyó un simulador de moción ocular para medir la habilidad de un VISX STAR S2™ con el sistema de rastreo de dos cámaras integradas para seguir los movimientos del ojo. 5 El simulador (100) simula la moción ocular girando alrededor del eje ortogonal a modo de permitir la ablación de plástico de prueba durante el movimiento de oráculo de prueba . Esto permitió que las ablaciones procedieran durante las mociones • oculares giratorias simuladas. El soporte cardánico (102) se 10 condujo mediante un par de galvanómetros controlados por computadora, que fueron calibrados para hacer movimientos hasta de 0.213µm en 5ms . Este índice corresponde al índice de marco del rastreador de validación de 200Hz. • La exactitud de un solo movimiento del simulador de 15 moción ocular (100) se designó para tener una tolerancia mecánica aproximadamente de 25µm, en donde la tolerancia real del dispositivo era cerca aproximadamente de lOµm. El bieldo y soporte cardánico se fabricaron a partir de titanio, y se designaron para evitar las masas excesivas. Los brazos de 20 palanca que conectan los galvanómetros al soporte cardánico se hicieron de aluminio, y una vez ensamblados, se sintonizaron los galvanómetros. Los galvanómetros se obtuvieron de CAMBRIDGE TECHNOLOGIES, y se controlaron mediante un controlador sintonizable . La sintonización incluye generalmente acoplar la masa pretendida con la masa experimental real . Los galvanómetros se sintonizaron para soportar discos 5 de plástico de 1.5" (3.81cm) de diámetro, en donde el material se perforó con plástico de calibración comercialmente disponible de VISX, INCORPORATED de Santa Clara, California. Un anillo sostenía los discos de plástico • fuertemente en la superficie superior de la copa (104) . 10 Los datos usados para conducir los galvanómetros se registraron durante los estudios clínicos del movimiento ocular, descritos con anterioridad. Estos datos se generaron a partir de las ecuaciones de los movimientos, y se usaron para conducir los galvanómetros. 15 Mientras se condujo el simulador de moción ocular (100) de modo que moviera el plástico de ablación de prueba con movimientos iguales a los de los movimientos oculares medidos reales, un sistema de distribución láser dirigió un tratamiento esférico estándar en el plástico. Una vez más, el 20 sistema láser excimidor STAR S2™ se usó durante esta ^ ablación de prueba, inicialmente sin rastreo añadido. Después de terminar la ablación simulada con el movimiento ocular, se montó un nuevo plástico de ablación de prueba en el simulador de moción ocular (100) y este segundo material de prueba se Í?.?*i ~iJl?t*tllckAi t * ,*. *. ^***J?I**a**..^.*?.. extirpó mientras el simulador de moción ocular se mantuvo en una posición fija. Una tercera muestra de prueba de ablación de plástico se montó en el simulador de moción ocular (100) , y este tercer 5 plástico de prueba se extirpó mientras el simulador de moción ocular (100) movía la ablación de prueba de acuerdo con una prueba de moción ocular clínica registrada. Para esta tercera prueba de ablación, el rastreador de dos cámaras proporcionó • información al sistema de distribución láser a manera de 10 corregir el patrón de la distribución láser para los errores causados por la moción ocular. El análisis de los perfiles de ablación asistida y no asistida con el rastreador se llevaron a cabo barriendo los plásticos extirpados y midiendo las • diferencias entre las ablaciones durante la moción y los 15 perfiles de ablación teórica pretendidos. Los resultados de un perfil de ablación típica se muestran en las Figuras 13A y 13B. La gráfica de la Figura 13A muestra el perfil de ablación a lo largo de los ejes vertical y horizontal para 20 una ablación típica. La línea obscura muestra el perfil de ablación teórico. La línea clara (114) que está más lejano al perfil de ablación teórico ilustra el perfil de la ablación de prueba llevada a cabo sin el rastreador de movimiento. Como puede observarse en la Figura 13B, aún sin rastrear, la Í.A*¿,ií?* .*+jJ^.íi?^M ^ri**i. . • - ' '-*' ; .., , • . „ » . .,„..ji?.fa .^ -j;¡i?^.jia^».A-^..<¡^i5-,''- ..a-a--.^*-'?. < diferencia entre los perfiles de ablación teórico y real es u tanto pequeña. La línea clara (112) en la Figura 13A que está más cercana al perfil de ablación teórico es un perfil medido de 5 una ablación de plástico realizada mientras se rastreaba el movimiento del simulador ocular usando el sistema de rastreo de dos cámaras. Tomando la desviación estándar del plano de diferencia ilustrado en la Figura 13B, sobre el índice de - • 2.5mm a 2.5mm (un diámetro de diferencia de 5mm) proporciona 10 un valor de desviación estándar de 0.53µm con el rastreo (112) y una desviación estándar de 0.92µm sin el rastreo (114) . La tabla II proporciona una prueba 95% segura para la desviación estándar de la diferencia entre los perfiles 15 medido y teórico con el rastreador activo o el rastreador inactivo. Mientras el equivalente esférico promedio de los perfiles de ablación clínicos fue de -4.8D, la profundidad de ablación correspondiente hubiera sido aproximadamente de 38.4µm. Así, el error del sistema con el rastreador inactivo ^ 20 fue de 1.2µm o 3.1%, mientras que el error con el sistema con el rastreador activo fue de 0.6µm o 1.5%. Entonces, es claro que el sistema de rastreo es efectivo.

Tabla II µ: Rastreador µ: Rastreador INACTIVO ACTIVO 95% de error Cl 1.2µm 0.60µm Porcentaje de error 3.1% 1.5% En tanto la modalidad ejemplar se ha descrito con cierto • 10 detalle, a manera de ejemplo y para entenderse mejor, para aquellos expertos en la materia será obvia una variedad de adaptaciones, cambios y modificaciones. De este modo, el alcance de la presente invención se limita sólo de acuerdo con las siguientes reivindicaciones. 15 ^

Claims (11)

1. Reivindicaciones 1. Un aparato para modelar un tejido corneal de un ojo, a manera de efectuar un cambio deseado en la visión de un paciente, el aparato comprende: un sistema de distribución de energía, que dirige selectivamente una corriente de energía hacia el tejido corneal ; primeros y segundos dispositivos de captura de imágenes orientados hacia el ojo; y un procesador que acopla los dispositivos de captura de imágenes al sistema de distribución de energía, de modo que el sistema de distribución de energía refleje lateralmente la corriente de energía a lo largo de un primer eje en respuesta al movimiento del ojo captado por el primer dispositivo de captura de imágenes, y de modo que el sistema de distribución de energía refleje lateralmente la corriente de energía a lo largo de un segundo eje en respuesta al movimiento del ojo captado por el segundo dispositivo de captura de imágenes.
2. 2. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la corriente de energía define un eje de tratamiento, y en donde el ojo está dispuesto dentro de los primer y segundo campos de vista de los primer y segundo dispositivos de captura de imágenes, respectivamente, los campos de vista estando desviados angularmente del eje de tratamiento. Ítt.Al ? J -*>*** >•*•-* -^? ?**
3. 3. El aparato de acuerdo con la reivindicación 2, en donde el segundo campo de vista está desviado circunferencialmente del primer campo de vista alrededor del eje de tratamiento.
4. 4. El aparato de acuerdo con la reivindicación 3, en donde el segundo campo de vista está desviado circunferencialmente en aproximadamente 90 grados del primer campo de vista alrededor del eje de tratamiento. •
5. 5. El aparato de acuerdo con la reivindicación 3, en 10 donde el ojo define un sistema de coordenadas X-Y-Z con un eje Z a lo largo de un eje óptico del ojo, y un plano X-Z a lo largo del primer eje, y un plano Y-Z a lo largo del segundo eje, en donde el primer dispositivo de captura de imágenes está dispuesto a lo largo del plano Y-Z y fuera del 15 plano X-Z, y en donde el segundo dispositivo de captura de imágenes está dispuesto a lo largo del plano X-Y y fuera del plano Y-Z.
6. 6. El aparato de acuerdo con la reivindicación 5, en donde el procesador genera una señal que indica una distancia ^^ 20 entre el sistema de distribución de energía y una característica del ojo en respuesta a las posiciones laterales de la característica dentro de los primer y segundo campos de vista mientras es captado por los primer y segundo dispositivos de captura de imágenes.
7. 7. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, que 'ß iitetriás comprende un láser que genera la corriente de energía, la corriente de energía comprende un rayo láser adaptado para extirpar el tejido corneal.
8. 8. El aparato de acuerdo con la reivindicación 7, en donde el sistema de distribución de energía comprende al menos un lente de imagen de desviación a lo largo de una trayectoria óptica del rayo láser, el lente de imagen se mueve lateralmente relativo al rayo láser en respuesta a las señales desde los primer y segundo dispositivos de captura de imágenes .
9. 9. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1, que además comprende una fuente de luz infrarroja orientada hacia el ojo, en donde cada uno de los dispositivos de captura de imágenes comprende un CCD sensible a la luz infrarroja reflejada por un iris y esclerótica del ojo, y en donde el procesador comprende primeros y segundos módulos de rastreo asociados con los primer y segundo dispositivos de captura de imágenes, respectivamente, los primer y segundo módulos de rastreo determinan una posición de un centroide de la pupila del ojo a partir de la luz infrarroja reflectada.
10. 10. Un aparato para captar la moción de un ojo, el ojo tiene un eje óptico y primeros y segundos ejes ópticos laterales, el aparato comprende: láAú,*á,A ?¡áú , .á?t*». fí un primer rastreador con un primer dispositivo de captura de imágenes y un primer módulo procesador, el primer dispositivo de captura de imágenes está orientado hacia el ojo a lo largo de un primer eje de imagen, el primer eje de imagen está desviado angularmente del eje óptico, el primer módulo procesador genera una primera señal que indica el movimiento lateral del ojo relativo al primer eje de imagen; Y un segundo rastreador con un segundo dispositivo de captura de imágenes y un segundo módulo procesador, el segundo dispositivo de captura de imágenes está orientado hacia el ojo a lo largo de un segundo eje de imagen, el segundo eje de imagen está desviado angularmente del eje óptico y desplazado circunferencialmente del primer eje de imagen relativo al eje óptico, el segundo módulo procesador genera una segunda señal que indica el movimiento lateral del ojo relativo al segundo eje de imagen.
11. 11. El aparato de acuerdo con la reivindicación 10, que además comprende un tercer módulo procesador acoplado a los primer y segundo rastreadores, el tercer módulo procesador calcula el desplazamiento lateral del ojo relativo a los primer y segundo ejes ópticos laterales a partir de las primera y segunda señales. corneal del ojo para efectuar un cambio predeterminado en una característica óptica del ojo. 13. Un método para captar el movimiento de un ojo que tiene un eje óptico y primeros y segundos ejes laterales, el método comprende : captar el movimiento del ojo a lo largo del primer eje lateral con un primer dispositivo de captura de imágenes, el primer dispositivo de captura de imágenes estando dispuesto a lo largo de una primera trayectoria de imágenes desviada del eje óptico; y captar el movimiento del ojo a lo largo del segundo eje lateral con un segundo dispositivo de captura de imágenes dispuesto a lo largo de una segunda trayectoria de imágenes desviada del eje óptico, la segunda trayectoria de imágenes estando desplazada circunferencialmente alrededor del eje óptico relativa a la primera trayectoria de imágenes. 14. El método de acuerdo con la reivindicación 13, que además comprende dirigir un patrón de energía láser hacia el ojo a manera de efectuar un cambio deseado en una característica óptica del ojo, y desplazar lateralmente la energía láser en respuesta al movimiento captado del ojo a Í?.?tá,¡kñ*jk.*M?a¡?r* jjj£jh.» . los primer y segundo dispositivos de captura de para mejorar la alineación entre el patrón y el ojo mueva el ojo. 15. El método de acuerdo con la reivindicación 14, en donde la energía láser se desplaza lateralmente en respuesta a movimientos voluntarios captados del ojo o la cabeza, y en donde los movimientos sacádicos rápidos del ojo no son rastreados . 16. El método de acuerdo con la reivindicación 13, que 10 además comprende determinar la información de posicionamiento del ojo a lo largo del eje óptico, usando señales a partir de al menos uno de los dispositivos de captura de imágenes. •