MXPA02006175A - Sistema de realimentacion optica para correccion de vision. - Google Patents

Abstract

La invencion proporciona un dispositivo de cirugia laser de ojo (12), el sistema (10), y metodos que miden el error refractivo en el ojo antes, durante y/o despues de cirugiia de correccion de vision. La invencion permite ajustes durante la operacion de correccion de vision y permite mediciones cualitativas y/o cuantitativas del tratamiento foto-refractivo progresivo al proyectar y formar en imagen imagenes de referencia a traves de la cornea y otros componentes del sistema optico ocular (10). Una pendiente del valor de calidad de imagen tal como una Funcion de Transferencia optica, puede monitorearse durante el procedimiento para ayudar en determine cuando se termina el tratamiento.

Description

SISTEMA DE REALIMENTACION ÓPTICA PARA CORRECCIÓN DE VISION ,# ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere en general a sistemas para corrección de visión. En una modalidad, la presente invención se refiere a un sistema de realimentación óptica simplificado, que puede integrarse en sistemas para cirugía de ojos con láser, exigente, para proporcionar realimentación respecto al avance de los cambios en características refractivas del ojo, opcionalmente permitir mediciones en tiempo real de la velocidad de cambio en calidad del sistema óptico ocular del ojo, durante cirugía de corrección de la visión. Los procedimientos con láser en ojo conocidos, generalmente emplean un láser ultravioleta o infrarrojo para retirar una capa microscópica de tejido estromal de la córnea del ojo, para alterar las características refractivas del ojo. El láser elimina una porción selecta del tejido córneo, a menudo para corregir errores refractivos del ojo. Ablación de láser ultravioleta resulta en fotodescomposición del tejido córneo, pero en general no provoca daño térmico significante a tejidos adyacentes y subyacentes del ojo. Las moléculas irradiadas se descomponen fotoquímicamente en it íffiiÉfit f n-f^" ^ - -*"-» -*'•- fragmentos volátiles más pequeños, rompiendo directamente los enlaces intermoleculares. Los procedimientos de ablación con láser pueden retirar el estroma objetivo de la córnea, para cambiar el contorno de la córnea para diversos propósitos, tales como para corregir miopía, hiperopía, astigmatismo, y semejantes. El control sobre la distribución de la energía de ablación a través de la córnea, puede proporcionarse por una variedad de sistemas y métodos, incluyendo el uso de máscaras de ablación, aberturas fijas y móviles, sistemas de exploración controlada, sistemas para dar seguimiento al movimiento de los ojos y semejantes. En sistemas conocidos, el haz láser a menudo comprende una serie de pulsos discretos de energía de luz láser, con la forma total y cantidad de tejido retirada que se determina por la forma, tamaño, ubicación y/o número de un patrón de pulsos de energía láser que inciden en la córnea. Una variedad de algoritmos puede emplearse para calcular el patrón de pulsos láser empleado para volver a formar la córnea a fin de corregir un error refractivo del oj o . Aunque en general han sido exitosos algoritmos conocidos para calcular el patrón de energía láser para aplicar en corregir errores de visión estándar, sistemas para corrección de visión actuales se mejorarán si pudieran monitorear los cambios que se llevan a cabo actualmente ""-— **~~~^—+» durante un procedimiento foto-refractivo. Algoritmos de -&m - ablación conocidos, a menudo adquieren una velocidad de ablación uniforme, de manera tal que cada pulso de energía láser se espera que retire una profundidad uniforme de tejido 5 córneo. Aunque esto es a menudo una aproximación válida, las profundidades de ablación pueden variar significativamente con cambios en condiciones ambientales, tales como a diferentes humedades o semejantes. Las profundidades de ablación también pueden variar localmente, tal como con el 10 fenómeno denominado "islas centrales" una profundidad de ablación central ligeramente reducida, que en ocasiones se experimenta dentro de una gran área de ablación. Como resultado de inconsistencias en la profundidad de ablación, en ocasiones se realizan procedimientos de retoque, después 15 de cirugía láser, después de que el ojo se ha sanado, a fin de reconfigurar adicionalmente la córnea y proporcionar el desempeño de visión deseado. Además, ya que el sanado puede tardar varios meses, estas cirugías de retoque pueden crear una inconveniencia substancial para un paciente. Para evitar 20 este retardo, los sistemas de cirugía láser se beneficiarán enormemente por tener algún tipo de realimentación concurrente . El tratamiento de errores refractivos aún adicionales del ojo, también ha sido propuesto, incluyendo el 25 tratamiento de córneas irregulares y semejantes. Dispositivos ?fA.*... *<yr J. 'ü r .> < - . r.-**í l?.AtUti..i~l para topografía de sensor con frente de onda Hartmann-Shack, ahora se desarrollan, para medir en forma precisa las características óptica del ojo. Teóricamente, patrones de ablación a la medida, derivados de estos sistemas de medición, pueden permitir corrección de pequeños errores irregulares con suficiente precisión para proporcionar en forma confiable, agudezas visuales mejores a 20/20. Desafortunadamente, los sensores de frente de onda propuestos a la fecha, han sido bastante voluminosos, de manera tal que puede ser difícil y/o imposible el incorporar estos dispositivos de medición en los sistemas de cirugía láser existentes ahora en uso. Mientras que puede ser posible incluir un sistema de medición de córnea fuera de eje alterno en dispositivos de tratamiento conocidos, la precisión de estos sistemas fuera de-eje pueden no ser tan buena como se desee, particularmente para el tratamiento de menores errores irregulares del ojo, a fin de llevar al máximo agudeza visual. Por lo tanto, se requieren técnicas alternas para proporcionar realimentación en el avance actual de una ablación. Estas técnicas de realimentación pueden proporcionar beneficios substanciales sobre procedimientos convencionales, en donde un paciente en general espera que el epitelio o aleta que cubre la superficie de estroma de ablación, sane antes de que el ojo se evalúe adicionalmente y -antes de que pueda realizarse cirugía de "retoque" para reconformar o reconstituir adicionalmente la córnea. A la luz de lo anterior, sería conveniente el proporcionar mejorados sistemas, dispositivos y métodos oftalmológicos. Sería particularmente conveniente el proporcionar técnicas mejoradas para verificar el éxito de un procedimiento de cirugía láser de ojo. Además sería conveniente ciertos dispositivos pudieran integrarse fácilmente en sistemas de cirugía con láser para ojo 10 existentes, así como en sistemas de cirugía recientemente desarrollada. Al menos algunos de estos objetivos se cumplirán por el método y sistema de la presente invención, descritos a continuación y en las reivindicaciones. COMPENDIO DE LA INVENCIÓN 15 La presente invención proporciona dispositivos, sistemas y métodos mejorados para cirugía láser de ojo. Más particularmente, la presente invención proporciona dispositivos, sistemas y métodos que pueden proporcionar mediciones del error refractivo en el ojo antes, durante y/o 20 después de cirugía para corrección de la visión, a menudo mientras que el paciente está ubicado para tratamiento con láser y alineado con el sistema de suministro de láser. La presente invención permite realizar ajustes durante la operación de corrección de visión, sin tener que esperar por 25 análisis post-cirugía respecto al éxito de la cirugía. Esto ,,,..*« .,.*??....,»»..-.»- . i?m?^til^? . ??^ ^y3t?aíafbri t?^íam??»l?J^^ es particularmente útil cuando el ojo de un paciente tiene características no usuales que pueden no haber sido tomadas en cuenta y/o si hay dificultades no anticipadas en la operación, tales como error en medir la receta original del paciente, error del operador humano, variaciones en humedad, o semejantes. Al aprovechar el sistema relativamente simple para determinar las propiedades ópticas del ojo de un paciente, con muchos de los componentes del sistema que ya están incluidos en estaciones de trabajo para tratamiento con láser conocidas, la presente invención puede utilizarse para proporcionar visión mejor que 20/20. En un primer aspecto, la invención proporciona un sistema de tratamiento de ojo, para realizar corrección de visión en un ojo. El ojo tiene retina y componentes ópticos oculares incluyendo una córnea. El sistema comprende componentes ópticos de proyección dispuestos para proyectar una imagen de referencia a través de los componentes ópticos oculares y sobre la retina, cuando el ojo se coloca para tratamiento. Componentes ópticos para formación de imagen, se orientan para adquirir una imagen de evaluación de la retina a través de los componentes ópticos oculares. La imagen de evaluación se define por la imagen de referencia como se proyecta a través de los componentes ópticos oculares y forma en imagen, a través de los componentes ópticos oculares. Un elemento transmisor de energía se coloca j-^-^j¡aa «jb^¡iaS-,^^-.J^AfcAa..11lj¡t<tla¡¡l ^.?. respecto a los componentes ópticos formadores de imagen, para transmitir energía de tratamiento hacia la córnea, para alterar los componentes ópticos oculares. En muchas modalidades, al menos una parte de la porción de los componentes ópticos de proyección y/o los componentes ópticos de formación de imagen, se alineará coaxialmente con la energía de tratamiento. Típicamente, el elemento transmisor de energía comprende un láser, con la energía que comprende un haz láser de ablación córnea dirigido sobre una ruta de haz. Pueden proporcionarse separadores de haz, para separar la ruta del haz desde una ruta de formación de imagen de los componentes ópticos de formación de imagen, una ruta de proyección de los componentes ópticos de proyección y semejantes, con las rutas de proyección y formación de imagen que tienen cada una al menos una porción alineada coaxialmente con la ruta del haz láser. Ventajosamente, los componentes ópticos de formación de imagen pueden comprender un microscopio tal como los microscopios que a menudo se incluyen en sistemas de cirugía láser de ojo, para formar en imagen la córnea para dirigir ópticamente un procedimiento de tallado. Estos microscopios de formación de imagen córnea pueden modificarse para permitir formación de imagen de la imagen de evaluación desde la retina, incluyendo lentes adiciones y/o ^^m^tíÉt-iHl-^sMMI seleccionables sobre la ruta de formación de imagen, al proporcionar suficiente recorrido de movimiento del cuerpo de microscopio o semejante. Típicamente, un separador de haz de formación de imagen, separará una ruta óptica de microscopio de la ruta de formación de imagen antes de que la imagen alcance el ocular del microscopio. En muchas modalidades, un dispositivo de captura de imagen tal como un Dispositivo Acoplado de Carga (CCD = Charge Couple Device) se acoplará ópticamente al sistema de formación de imagen, para generar señales en respuesta a la imagen de análisis. Un analizador de imagen, a menudo se acoplará al dispositivo de captura de imagen, con el analizador de imagen que generalmente determina una calidad de formación de imagen de los componentes ópticos oculares. El analizador de imagen a menudo se acoplará al elemento transmisor de energía, para definir una ruta de realimentación de tratamiento córnea. En muchas modalidades, un objeto de referencia definirá la imagen de referencia y el analizador de imagen comparará una imagen del objeto de referencia para determinar la calidad de formación de imagen. El analizador, a menudo calculará la calidad de formación de imagen, utilizando una función de transferencia de modulación, el analizador idealmente calcula una velocidad de cambio de la calidad de formación de imagen (tal como una pendiente de la calidad de imagen respecto a la energía de gj^^g^j^ g^g^±ij tratamiento dirigida a la córnea) , de manera tal que el sistema puede terminar la energía de tratamiento en o por debajo de una velocidad de cambio predeterminada (a menudo baja) de la calidad de formación imagen. En algunas modalidades, los componentes ópticos de proyección incluirán al menos un elemento movible, para ajustar una distancia focal entre el sistema de tratamiento de ojo y la referencia proyectada. Opcionalmente, el sistema de cirugía de ojo, puede incluir un sistema de fijación de objetivo de paciente, que utiliza al menos una porción de los componentes ópticos de proyección. El sistema objetivo puede ser capaz de dirigir un objetivo de fijación hacia el ojo, para ver por el ojo, para ayudar al paciente en mantener alineamiento axial entre el ojo y la energía de tratamiento. Opcionalmente, el elemento móvil como mínimo puede ajustarse durante tratamiento del ojo mientras que se monitorea la imagen de análisis, a fin de ayudar en determinar el cambio en propiedades refractivas que actualmente se efectúan por los tratamientos. En una modalidad simple, el operador de sistema puede variar la distancia focal de proyección entre tratamientos a fin de estimar una o más características ópticas (tales como calidad, energía o semejantes) y una o más de velocidad o velocidades de cambio de una característica óptica efectuada por un tratamiento parcial del ojo.

En otro aspecto, la invención proporciona un método para realizar corrección de visión en un ojo. El método comprende alinear el ojo respecto a un eje de tratamiento de un sistema de tratamiento. Una característica refractiva del o o se cambia al dirigir un haz láser sobre el eje de tratamiento y sobre una córnea del ojo. Una imagen se proyecta sobre una retina de la córnea alineada a través de un sistema óptico ocular; el sistema óptico ocular incluye la córnea. La imagen proyectada de la retina se forma en imagen a través del sistema óptico ocular, y el haz láser se controla al menos en parte en respuesta a la etapa de formación de imagen. De preferencia, una calidad de formación de imagen óptica del sistema óptico ocular, se determinará con base en la imagen de análisis definida por la etapa de formación de imagen. La calidad de formación de imagen, a menudo se determinará al comparar la imagen de análisis con una imagen de referencia, típicamente utilizando una función de transferencia óptica o semejante. En la modalidad ejemplar, una velocidad de cambio de la calidad de formación de imagen se determinará, que de esta manera puede indicar distorsiones combinadas, asociadas con un primer paso de la imagen proyectada a través del sistema óptico ocular y sobre la retina, así como un segundo paso de la imagen a través del sistema óptico ocular desde la retina al sistema de formación ,^.„.,i»ii^f-T f«LL..^^i£iÉLA^ de imagen. La calidad de formación de imagen óptica y/o su velocidad de cambio puede calcularse por un procesador, o simplemente puede verificarse por un operador del sistema. Independientemente, esto puede proporcionar una indicación de realimentación del avance del procedimiento de ablación actual durante cirugía láser de ojo. Una comprensión adicional de la naturaleza y ventajas de la invención será aparente por referencia a las porciones restantes de la especificación y los dibujos. BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS La Figura 1 es una vista en perspectiva de un sistema de cirugía láser de ojo, de acuerdo con los principios de la presente invención. La Figura 2 es un esquemático simplificado del sistema de cirugía láser de ojo de la presente invención. Las Figuras 3A y 3B son diagramas de bloque funcionales, que muestran esquemáticamente sistemas y métodos para medir calidad de una córnea por proyección y formación de imagen de una imagen a través del sistema óptico de córnea . La Figura 4 muestra una imagen de referencia para utilizar en la presente invención. Las Figuras 5A-C ilustran imágenes de referencia alternas y/o imágenes de evaluación formadas al proyectar una imagen de referencia sobre una retina a través del sistema Üjii Kií di n^.fefcáa^ -¡——«—---'-* óptico del ojo y al formar en imagen la imagen proyectada desde la retina a través del sistema ocular. Las Figuras 6A y 6B ilustran esquemáticamente como monitorear la calidad de imagen y/o la velocidad de cambio de la calidad de imagen, puede proporcionar realimentación durante tratamiento de un ojo, utilizando el sistema de la Figura 1. La Figura 7 muestra un esquemático más detallado de una modalidad ejemplar de la presente invención. La Figura 8 ilustra un sistema de realimentación óptica de acuerdo con los principios de la presente invención, en donde el sistema de proyección utiliza componentes que también se emplean para proporcionar un objetivo de fijación variable para ver por el paciente, a fin de ayudar en mantener alineamiento entre el ojo y el sistema de tratamiento. La Figura 9 ilustra esquemáticamente la remoción incremental de tejido córneo de acuerdo con los principios de la presente invención. DESCRIPCIÓN DE LAS MODALIDADES ESPECÍFICAS La presente invención proporciona sistemas y métodos que pueden proporcionar mediciones del error refractivo en el ojo, antes, durante o después de cirugía para corrección de la visión. La presente invención es particularmente útil para mejorar la petición y eficacia de procedimientos quirúrgicos de láser para ojo, tales como queratectomía fotorefractiva (PRK = Photorefractive Keratectomy) , queratectomía fototerapéutica (PTK = Phototherapeutic Keratectomy) , queratomileusís de láser in situ (LASIK = Láser in Situ Keratomileusis) y semejantes. De preferencia, la presente invención puede proporcionar mediciones en tiempo real de la mejora del sistema óptico en el ojo y proporcionar realimentación a cirujanos durante los procedimientos para corrección de visión. Por lo tanto, aunque el sistema se describe en el contexto de un sistema para cirugía láser de ojo, habrá de entenderse que el sistema puede adaptarse para utilizarse en sistemas para procedimientos de tratamiento de ojo alterno tales como queratotomía radial, implantes de anillo córneo y semejantes. El sistema de la presente invención puede adaptarse fácilmente a sistemas láser existentes, en parte debido a que los componentes del sistema pueden operar a través de un separador de haz que dirige energía desde el dispositivo de suministro de haz láser al ojo. Al proporcionar realimentación e información gráfica en avance actual de mejoras del sistema óptico en el ojo, el operador del sistema puede continuar la cirugía de corrección de visión, hasta que el ojo esté en o cerca de su nivel máximo de desempeño de formación de imagen, como se indica por el dispositivo de u¿ i??*3k**^ ?«i^***.-*jf^-.-t *A~* .. -y| realimentación. La presente invención también permite que el cirujano evalúe el progreso durante la cirugía y típicamente no requiere que la cirugía sea interrumpida y/o el alineamiento del ojo con el sistema de tratamiento se altere para realizar evaluaciones. De esta manera, el uso del presente sistema de realimentación óptica puede facilitar el volver a esculpir o tallar la córnea de manera tal que el ojo exceda el umbral normal 20/20 de visión deseada. Ahora con referencia a la Figura 1, un sistema de cirugía láser de ojo 10 de la presente invención incluye un láser 12 que produce un haz láser 14. El láser 12 se acopla ópticamente a los componentes ópticos de suministro de láser 16, que dirigen el haz láser 14 a un ojo del paciente P. Una estructura de soporte de componentes ópticos de suministro (no mostrados aquí por claridad) se extiende desde un cuadro 18 que soporta el láser 12. Un microscopio 20 se monta en la estructura de soporte de componentes ópticos de suministro, el microscopio a menudo se utiliza para formar en imagen una córnea del ojo E. Opcionalmente, al menos algunos de los componentes ópticos del microscopio 20 también pueden ser utilizados para formar en imagen una retina del ojo, como se describe en detalle a continuación. El láser 12 en general comprende un láser excimer, que comprende idealmente un láser de fluoruro de argón que produce pulsos de luz láser, con longitud de onda de -At-¿a»aaj-»ti tIlifíiÍgf»-8-"^' aproximadamente 193 mn. El láser 12 de preferencia se diseñará para proporcionar una fluencia estabilizada con realimentación en el ojo del paciente, suministrada por componentes ópticos de suministro 16. La presente invención también puede ser útil con fuentes alternas de radiación ultravioleta o infrarroja, particularmente aquéllas adaptadas para someter a ablación controlable el tejido córneo sin provocar daño significante a tejidos adyacentes y/o subyacentes del ojo. Estas fuentes incluyen, pero no están limitadas a, láseres de estado sólido, y otros dispositivos que pueden generar energía en la longitud de onda ultravioleta entre aproximadamente 185 y 205 nm y/o aquéllos que utilizan técnicas de multiplicación de frecuencia. Por lo tanto, aunque un láser excimer es la fuente ilustrativa de un haz de ablación, pueden emplearse otros láseres en la presente invención. El láser 12 y los componentes ópticos de suministro 16, en general dirigirán el haz láser 14 al ojo del paciente P bajo la dirección de una computadora 22. La computadora 22 en general ajustará en forma selectiva el haz láser 14, para exponer porciones de la córnea a los pulsos de energía láser, para efectuar una nueva escultura o talla predeterminada de la córnea y alterar las características refractivas del ojo. En muchas modalidades, tanto el láser 14 como el sistema óptico de suministro de láser 16 estarán bajo control de computadora del procesador 22, para efectuar el proceso de escultura láser deseado, con el procesador que altera idealmente procedimiento de ablación en respuesta a alimentaciones del sistema de realimentación óptica descrito a continuación. La realimentación de preferencia se suministrará al procesador 22 desde un sistema de análisis de imagen automatizado, o puede alimentarse manualmente en un procesador por un operador de sistema que utiliza un dispositivo de alimentación en respuesta a una inspección visual de las imágenes de análisis que se proporcionan por el sistema de realimentación óptica. El procesador 22 a menudo continuará y/o terminará un tratamiento de talla o reescultura en respuesta a la realimentación, y opcionalmente también puede modificar la re-escultura planeada con base al menos en parte en la realimentación. El haz láser 14 puede ajustarse para producir la talla o re-escultura deseada utilizando una variedad de mecanismos alternos. El haz láser 14 puede limitarse selectivamente utilizando una o más aberturas variables. Un sistema de abertura variable ejemplar que tiene un iris variable y una ranura de ancho variable, se describe en la patente de los E.U.A. No. 5,713,892, toda la descripción de la cual se incorpora aquí por referencia. El haz láser también puede ajustarse a la medida al variar el tamaño y desplazamiento del punto láser desde un eje del ojo, como se describe en la patente de los E.U.A. No. 5,683,379, y también describe en las solicitudes de patente de los E.U.A. copendientes números de serie 08/968,380, presentada en Noviembre 12, 1997; y 09/274,999 presentada en Marzo 22, 1999, todas las descripciones de las cuales aquí se incorporan por referencia. Son posibles alternativas aún adicionales, incluyendo explorar el haz láser sobre la superficie del ojo y controlar el número de pulsos y/o tiempo de residencia en cada sitio, como se describe por ejemplo por la patente de los E.U.A. No. 4,665,913 (toda la descripción de la cual se incorpora aquí por referencia) ; utilizando máscaras en la ruta óptica del haz láser 14, que hace ablación para variar el perfil del haz incidente en la córnea, como se describe en la solicitud de patente de los E.U.A. No. de Serie 08/468,898, presentada en Junio 6, 1995 (toda la descripción de la cual se incorpora aquí por referencia) ; sistemas de exploración de perfil híbrido, en donde el haz de tamaño variable (típicamente controlado por un diafragma de iris con diámetro variable y/o ranura de ancho variable) se explora a través de la córnea; o semejante. Los programas de computadora y la metodología de control para estas técnicas de ajuste a la medida con patrón láser, están bien descritos en la literatura de patente. ^.^,...¡ i? ji ^,llfmfííH-ffiM-fjáte- "*- •* * Componentes y subsistemas adicionales pueden incluirse con el sistema láser 10, como habrá de entenderse por aquéllos con destreza en la especialidad. Por ejemplo, integradores espaciales y/o temporales, pueden ser incluidos para controlar la distribución de energía dentro del haz láser, como se describe en la patente de los E.U.A. No. 5,646,791, la descripción de la cual se incorpora aquí por referencia. Un filtro/evacuador de efluente de ablación, y otros componentes auxiliares del sistema de cirugía lásern que no son necesarios para la comprensión de la invención, no requieren ser descritos en detalle para comprender la presente invención. Como se mencionó anteriormente, el sistema láser 10, en general incluirá una computadora o procesador programable 22. El procesador 22 puede comprender (o interconectar con) un sistema PC convencional, que incluye los dispositivos de interfase de usuario estándar tales como teclado, monitor y semejantes. El procesador 22 típicamente incluirá un dispositivo de alimentación tal como una unidad de discos ópticos o magnéticos, una conexión a Internet o semejantes.- Estos dispositivos de alimentación a menudo se utilizarán para descargar un código ejecutable por computadora desde un medio de almacenamiento tangible 29, que incorpora cualquiera de los métodos de la presente invención. Medios de almacenamiento tangible 29, pueden tomar la forma 1 i ! de un disco flexible, un disco óptico, una cinta de datos o semejantes y el procesador 22 incluirá las tarjetas de memoria y otros componentes estándar de los sistemas de computadora modernos para almacenar y ejecutar este código. 5 Ahora con referencia a la Figura 2, un esquemático simplificado del sistema de cirugía láser para ojo 10, muestra los componentes ópticos empleado en un sistema de realimentación óptica 30. El láser 12 dirige el haz láser 14 a un separador de haz 100 del sistema óptico de suministro de 10 láser 16, a menudo por medios de patrón de ablación 17. Como se describió anteriormente, los medios de patrón de ablación 17 pueden incluir mecanismos de exploración (tales como lentes de desplazamiento, espejos, prismas o semejantes) , mecanismos de perfilado variable (tales como diafragmas de 15 iris con diámetro variable, ranuras de ancho variables, sistemas de lentes de acercamiento o alejamiento rápido, máscaras seleccionables o semejantes) y/o mecanismos para ajuste a la medida de energía (tales como geles o máscaras para ablación, componentes ópticos difractivos o semejantes) . 20 El separador de haz 100 redirige el haz 14 y su patrón de energía de ablación hacia el ojo E, para reconfor ar la córnea C. Esta talla de la córnea C a menudo se realizará después de retirar o desplazar una capa de epitelial de la córnea y/o una aleta que incluye tejido epitelial, membrana 25 de Bowman y tejido de estroma (como se describe en la literatura de patente) , o posiblemente puede enfocarse a través de la capa epitelial y la membrana de Bowman con un sistema intraestromal . Para proporcionar realimentación respecto a los efectos del procedimiento de ablación con láser en el ojo, el sistema 10 en general incluye componentes ópticos de proyección 102 y componentes ópticos de formación de imagen 105 dispuestos para proyectarse sobre y formar imagen de una superficie de una retina R del ojo E. Como se ve en la Figura 2, al menos algunos de los componentes ópticos del sistema de proyección 102, el sistema de formación de imagen 105 y el sistema de suministro de láser 106, pueden utilizarse por más de uno de los sistemas. Además de la córnea C, el ojo E incluye una cantidad de otros componentes que afectarán el desempeño óptico total del ojo, incluyendo la lente, iris, cámaras anterior y posterior, etc. Estos y los otros componentes ópticos del ojo, incluyendo la córnea C, en general se refieren aquí como el sistema óptico ocular S. Para proporcionar realimentación en los resultados actuales de la talla de la córnea C, y ventajosamente de los cambios en propiedades ópticas del sistema óptico ocular total S, el sistema de realimentación óptica 30, tanto proyecta como forma una imagen IR en la retina R del ojo E. Como puede entenderse con referencia a las Figuras 2 y 3A, un objetivo 104 (que define una imagen de referencia I) se utiliza para proyectar la imagen I en la retina del ojo ^'^ E, para formar la imagen retinal IR. El objeto 104 puede ser auto- iluminante o tener una fuente de energía 106 tal como un diodo emisor de luz, un diodo láser, una bombilla o foco para 5 dirigir rayos de luz 108 que transportan la imagen de referencia I desde el objeto 104 hacia el ojo E. Un separador de haz 110 puede emplearse para dirigir los rayos de energía hacia el ojo E. La imagen de referencia IR/ también puede proyectarse utilizando energía fuera del 10 espectro visible, tal como (pero no limitado a) energía infrarroja . La calidad de formación de imagen de la imagen retinal IR, variará con la calidad del sistema óptico total a través del cual viaja la imagen de referencia proyectada I, 15 incluyendo los elementos ópticos del sistema de proyección de imagen 102 y el sistema de formación de imagen ocular S del ojo E. Como puede entenderse con referencia a las Figuras 4-5C, el objeto 104 puede adquirir una variedad de configuraciones tales como cuerpos planares reflejantes o 20 transparentes, el objeto a menudo define una imagen de referencia como una rejilla, un conjunto de retículas de onda sinusoidal, un conjunto de barras de contraste de tamaño variante, una estrella de Siemen o semejantes. Como puede entenderse con referencia a las Figuras 25 2 y 3B, la imagen retinal IR proyectada en el interior del ojo E, se forma por analizador de imagen retinal 120 (opcionalmente por otro separador de haz 112) para definir una imagen de análisis IE (ver Figura 5B) . Con base en la imagen de evaluación IE formada en imagen de la retina, el analizador de imagen 120 puede emplearse para determinar el estado actual de los sistemas oculares. El analizador de imagen 120 a menudo comprenderá un dispositivo de captura de imagen 270 tal como un dispositivo acoplado de carga (CCD = Charge Couple Device) , que convierte la imagen de evaluación en señales de imagen digital 271, de manera tal que la información de imagen pueda analizarse por un procesador de imagen 272. El procesador de imagen 272 típicamente comprenderá equipo físico, soporte lógico y/o memoria que mantiene su contenido sin energía eléctrica (firmware) , dispuestos para calcular una característica óptica de la imagen de evaluación IE en respuesta a las señales de imagen 271. El procesador de imagen 272 a menudo determinará la cantidad óptica, opcionalmente al medir las características más pequeñas o frecuencias espaciales que se reproducen en forma precisa en la imagen de evaluación IE. También puede proporcionarse análisis más complejo. El procesador de imagen 272 puede describirse como un dispositivo para cálculo de función de transferencia óptica, un dispositivo para calcular la función de transferencia de ^J ..^AArf ?.AaM,^^.....aaa^l^a,..^ »^Jaa^....J^^. modulación o semejantes, dependiendo de que medida se utiliza dentro del sistema. Ventajosamente, el analizador de imagen 120 puede proporcionar información intermitente y/o en tiempo real respecto a un procedimiento de corrección de visión, antes, durante y/o después del procedimiento de cirugía láser, ya que los componentes ópticos de proyección 102 y los componentes ópticos de formación de imagen 105 no interfieren con la operación y/o alineamiento del láser 12. Opcionalmente, la realimentación durante una talla o reescultura puede proporcionarse mientras que se lleva a cabo la ablación y/o entre pulsos o tratamientos parciales (para mejorar el desempeño de señal -a- interferencia) ya que el objeto 104 y el montaje de realimentación 120 están ambos corriente arriba del separador de haz 100 dentro del tren óptico 130. De preferencia, el separador de haz 100 es un separador de haz ultravioleta que no interfiere contra rayos de luz visible y/o energía infrarroja que proviene del objeto 104. Aunque el analizador de imagen retinal 120 puede operarse en una variedad de diferentes principios, una modalidad preferida del analizador 120 utiliza una función de transferencia óptica (OTF = Optical Transfer Function) para determinar una calidad de la formación de imagen que se proporciona por el sistema óptico córneo S. La función de transferencia óptica es una medida general de que también un sistema óptico puede transmitir o transferir una imagen. En términos generales, la luz o energía de un objeto 104 que pasa a través de un sistema óptico 140, como se indica por las flechas 142, producirá una imagen del objeto. En un sistema óptico perfecto, una imagen del objeto 104 será perfectamente creada de nuevo después de pasar a través del sistema óptico 140. En sistemas reales, sin embargo, aberraciones en cualquiera de los componentes del sistema óptico 140 provocan distorsión y difracción que crean una transferencia de imagen menos que perfecta. El análisis de la imagen (IR en nuestro ejemplo) que de hecho se crea por el sistema óptico, permite que la calidad del sistema óptico sea medida en forma precisa. Más específicamente, al analizar la imagen retinal IR, y particularmente al comparar la imagen retinal lR con la imagen de referencia I, una función de transferencia óptica del sistema óptico 140, puede ser determinada. Como las propiedades ópticas del tren óptico 130 del sistema 10 pueden determinare fácilmente, esto permite que la calidad óptica del sistema óptico ocular sea calculada. Mientras que la función de transferencia óptica es una medida particularmente ventajosa de la calidad de formación de imagen óptica, habrá de entenderse que una amplia variedad de mediciones de calidad óptica alternas conocidas, puede ser calculada.

El sistema de realimentación óptica 30, típicamente no derivará la función de transferencia óptica (o cualquier otra medición alterna de calidad de formación de imagen) directamente desde la imagen retinal IR, pero en su lugar medirá la calidad de formación de imagen del sistema óptico ocular, al formar en imagen la imagen retinal IR de la retina, sobre el dispositivo de captura de imagen 270, de manera tal que la imagen de nuevo pase a través de los componentes ópticos oculares. De esta manera, la imagen de evaluación final IE se definirá por una imagen de referencia I que ha pasado dos veces a través de la córnea C y los otros componentes del sistema óptico ocular. Teóricamente, la función de transferencia óptica puede ser definida por: OTF = MTF PTF En otras palabras, la función de transferencia óptica es el producto de una función de transferencia de modulación (MTF = Modulation Transfer Function) y una función de transferencia de fase (PTF = Phase Transfer Function) . La función de transferencia de modulación describe la forma en que el sistema óptico 140 transfiere el contraste o modulación del objeto 104 a la imagen I, como una función de frecuencia espacial. Se relaciona a amplitud e intensidad. La función de transferencia de modulación se define como: J-max " J-mm MTF = en donde Ima? e Im?n son respectivamente, los valores máximo y mínimo de brillantez en el objeto o iluminación de la imagen. El objeto 104, típicamente define una imagen I como un patrón de líneas con separaciones espaciales o frecuencias que varían de acuerdo con un patrón conocido. Una variedad de estos patrones se ilustra en las Figuras 4, 5A y 5C. Típicamente, se utilizan retículas de ondas cuadradas ya que son más fáciles de producir, aunque su uso a menudo involucra más procesamiento de datos para extraer los componentes sinusoidales empleados en MTF. Opcionalmente, la función de transferencia de modulación sola puede ser utilizada como una medida de calidad de formación de imagen. En un sistema óptico perfecto, la función de transferencia de modulación se aproxima a uno. La función de transferencia de modulación, también conocida como la respuesta de onda seno y la función de transferencia de contraste, miden la capacidad de un sistema óptico para reproducir o transferir diversos niveles de detalle del objeto a la imagen, como se ilustra por el grado de contraste (modulación) en la imagen. Como se puede esperar, entre más fino sea el detalle, más alto será el contraste requerido para resolverlo.

El segundo componente de la función de transferencia óptica, es la función de transferencia de fase (PTF) . Se relaciona a distorsión de imagen o fase, y opcionalmente puede despreciarse cuando se calcula la calidad óptica del sistema óptico. Si se utiliza, la función de transferencia de fase puede definirse como sigue: PTF = e i( " ' con y ' que son la fase de la imagen de referencia e imagen de evaluación, respectivamente. Ventajosamente, la función de transferencia óptica y/o función de transferencia de modulación de un sistema óptico, pueden determinarse directamente al formar retículas en imagen a través del sistema óptico. Los contrastes en el objeto o imagen de referencia I y la imagen de evaluación IE, se miden, y su relación puede definir la función de transferencia de modulación para la frecuencia espacial de retículas. Similarmente, la calidad de formación de imagen puede medirse al determinar la potencia de resolución del sistema óptico, tal como al medir el detalle más pequeño que puede detectarse o discriminarse en una imagen. Esto se efectúa típicamente al formar en imagen una imagen o diagrama de potencia de resolución, tal como el diagrama de resolución objetivo de barras mostrado en la Figura 4, la Estrella de Siemen ilustrada en la Figura 5C o semejantes. Estas medidas pueden tomar en cuenta opcionalmente los efectos de aberración cromática, distancia separada del eje, orientación de la imagen de referencia y semejantes. Pueden emplearse aún adicionales métodos de cálculo para medición de calidad de imagen óptica, tal como determinar la función de umbral de contraste y semejantes. Estas y otras mediciones de calidad de imagen óptica estándar se conocen y describen por ejemplo por George Smith y colaboradores, en "The Eye and Visual Optical Instruments" (El Ojo e Instrumentos Ópticos Visuales) Cambridge University Press (1997) págs. 662-691, por F.W. Campbell y colaboradores en " Optical Quali ty of the Human Eye" (Calidad Óptica del Ojo Humano) J. Physiol., 186 (October 1966), págs. 558-578; " Photonics Dictionary" (Diccionario de Fotónica) págs. D-22, 92, 102, y 123 (1997); y por William D. Stanley y colaboradores en "Digi tal Signal Processing" (Procesamiento de Señal Digital) 2a Ed. , (1984) págs. 120-124; toda las descripciones de la cuales aquí se incorporan por referencia. Ahora con referencia a las Figuras 2, 5A y 5B, el objeto 104 iluminado por la fuente de luz 106 se ilustra que tiene un patrón de retícula cuadrada 200. Rayos de energía del objeto 104 pasan a través de diversos componentes ópticos 130 en el sistema láser y se dirigen hacia el ojo E, como se indica por las flechas 204. La imagen retinal IR creada en la retina del ojo E se refleja por el separador de haz 112 hacia el analizador formador de imagen 120. Ya que el sistema óptico del ojo no es un sistema óptico perfecto, transmitir la imagen a través del sistema óptico ocular S, no reproducirá exactamente la referencia, sino por el contrario resultará en algo de pérdida de resolución y algo de distorsión de la imagen. Por lo tanto, la imagen de evaluación formada IE muestra algo de pérdida en contraste en donde hay algo de empañadura de los elementos adyacentes . Estos cambios deberán ser indicados por el valor de la función de transferencia óptica, función de transferencia de modulación o semejantes. La reducción en contraste y cambio en fase medida por la función de transferencia óptica, indica que el sistema óptico contiene aberraciones y otros defectos que por ejemplo pueden ser indicados por un valor OTF significativamente menor a 1.0. La imagen de evaluación esquemática IE de la Figura 5B también exhibe distorsión del patrón de retícula cuadrado, en donde el patrón de retícula cuadrado originalmente 200 ahora tiene la forma de un reloj de arena. La función de transferencia óptica puede tomar este cambio en cuenta, ya que mide la calidad del sistema óptico 140. Adicionalmente, al analizar la imagen de evaluación y comparar la imagen de evaluación con la imagen de referencia original, los errores ópticos del sistema óptico 140 (y por lo tanto los componentes ópticos oculares S) pueden ser derivados.

Utilizando técnicas de post-procesamiento de imagen estándar, tales como transformadas rápidas de Fourier, técnicas de filtrado, y técnicas de modulación de imagen de transformada óptica conocidas, originalmente desarrolladas para detectar, medir y compensar contaminación atmosférica, el procesador de imagen 272 puede comprender opcionalmente un procesador de análisis y restauración de imagen de computadora, que calcula la distorsión esférica, cilindrica y/u otra del sistema óptico ocular. Estos algoritmos para utilizar en este procesador ahora se utilizan para corregir distorsión atmosférica de telescopios basados en tierra, que ven distantes estrellas o planetas. Al comparar la imagen de evaluación IE con la imagen de referencia imagen I, estas herramientas computacionales pueden utilizarse para calcular los errores ópticos del sistema óptico ocular. De nuevo, este sistema deberá tomar en cuenta tanto el primer paso de la imagen de referencia a través del sistema ocular en ruta a la retina como el segundo paso a través de la córnea, lente y otros componentes oculares del ojo en ruta al CCD. El cálculo de una talla o re-escultura de la córnea para compensar la aberración medida, luego será relativamente directo, proporcionando opcionalmente realimentación al sistema de tratamiento láser que resulta en un patrón de ablación revisado. Paquetes de soporte lógico para estas técnicas de post-procesamiento de imagen, están ^¡ ^gjn ¡áí¡ comercialmente disponibles tales como el soporte lógico Interactive Data Language (MR) de Research Systems Inc., de Boulder, Colorado. Un sistema de control de realimentación más simple puede dar seguimiento al progreso de la calida óptica de sistema óptico ocular durante un patrón de ablación predeterminado, como puede entenderse con referencia a las Figuras 6A y 6B. Al registrar en forma gráfica la función de transferencia óptica u otra medición de calidad de imagen respecto a un tiempo de tratamiento, la energía de tratamiento, número de exploraciones de tratamiento parciales, o semejantes, la gráfica puede utilizarse para mostrar cuando el sistema óptico ha alcanzado su nivel máximo de mejora. Como se ve en la Figura 6A, el calcular una pendiente o velocidad de cambio de la calidad de imagen, permite al operador y/o sistema el avanzar cuando el tratamiento continua mejorando la visión a una velocidad significante 240, y detener el tratamiento cuando la velocidad de mejora de la calidad de imagen está en o cerca de cero, idealmente por debajo de alguna velocidad predeterminada 242. El monitorear la velocidad de cambio de la calidad de formación de imagen, permite al sistema recurrir a cualquier escala de medición de calidad de imagen arbitraria, y también simplifica la compensación para la transmisión de dos pasos a través de los componentes ópticos oculares, ya que una velocidad de cambio significante en los componentes ópticos oculares se correlacionará con una velocidad significante de cambio de calidad de imagen total de la imagen de evaluación. Similarmente, cuando la velocidad de cambio de la calidad de imagen de la imagen de evaluación está en o cerca de cero, esto indica que los componentes ópticos oculares ya no están mejorando significativamente más con tratamiento continuo, y el tratamiento puede detenerse antes de cualquier deterioro de la agudeza visual por sobre-o excesivo tratamiento. La técnica de realimentación basada en velocidad de la Figura 6A puede incorporarse fácilmente en sistemas de cirugía láser para ojo, conocidos. Ahora con referencia a las Figuras 1 y 7, algo o todo de los componentes ópticos del microscopio 20 (tales como un objetivo 21) pueden ser utilizados para formar en imagen la retina del ojo E (y la imagen retinal proyectada IR de los componentes ópticos de proyección 102) , a menudo al proporcionar recorrido suficiente del cuerpo de microscopio, lentes oculares de microscopio alternos para incrementar la distancia de trabajo del microscopio y semejantes. En algunas modalidades, el analizador de imagen simplemente puede montarse en una base de cámara del microscopio, que se proporciona generalmente para el sistema de exhibición asistente.

En general, él conjunto de realimentación de imagen de retina, puede utilizar un dispositivo de captura de imagen con dispositivo de acoplado de cargo (CCD) 270 para detectar la imagen de retina del interior del ojo E, el CCD idealmente tiene una cámara CCD de alta resolución tal como aquéllos comercialmente disponibles de Eastman Kodak Company bajo el modelo Megaplus (MR) . El CCD ejemplar tendrá una resolución de aproximadamente 6 millones de pixeles o más. Datos del dispositivo de captura de imagen 270 se transmitirán a y procesarán por un procesador de imagen 272, con el procesador de imagen que se incorpora opcionalmente en el procesador 22, que controla el suministro del patrón de energía láser de ablación al ojo (ver Figura 1) . En forma alterna, el procesador de imagen puede comprender un tablero procesador dedicado o una amplia variedad de técnicas de procesamiento de datos distribuidos, puede ser empleada. En algunas modalidades, el operador del sistema puede evaluar la imagen manualmente, al ver la imagen a través del microscopio 20, detener el procedimiento al accionar un pedal, una pantalla sensible al tacto, un ratón, un dispositivo de alimentación de voz o cualquier otro dispositivo de alimentación. Independientemente, la imagen de evaluación de los componentes ópticos para formación de imagen 104, se utilizará para determinar una calidad del sistema de formación de imagen, tal como al determinar la frecuencia espacial discreta más pequeña de la imagen de referencia de barras paralelas de la Figura 4, que permanece distinta en la imagen de evaluación, o por cualquier otra técnica para cálculo de calidad de imagen conocida. Estas evaluaciones a menudo utilizan información respecto a la imagen de referencia, comparando opcionalmente la imagen de evaluación IE con la imagen de referencia para calcular calidad, como se ilustra esquemáticamente por la ruta 263. Ya que la calidad de formación de imagen puede medirse repetidamente durante o entre tratamientos sin retardo excesivo del proceso de tratamiento, el cambio en la calidad de formación de imagen medida con una unidad de tratamiento deseada, puede calcularse como se ilustra en las Figuras 6A y 6B . Cuando la mejora en formación de imagen producida a partir de una unidad de tratamiento es menos que un valor nominal, puede enviarse una señal de realimentación por una ruta de realimentación 273 al láser 12, los componentes ópticos de suministro de láser 16 y/o controlador de láser 22 para terminar la ablación. Como puede entenderse con referencia a la Figura 6B, la selección del tiempo de muestreado para medición adecuado puede ayudar en compensar cambios transitorios en calidad de formación de imagen durante, por ejemplo exploraciones incompletas o no uniformes del láser durante una serie de tratamientos parciales. Independientemente, al medir la velocidad de cambio de la *¿ j,ti;í calidad de formación de imagen actual del sistema de formación de imagen ocular, el operador puede avanzar a y detenerse en la calidad de formación de imagen óptica máxima, de esta manera reduciendo la probabilidad de tratamientos de seguimiento o de retoque. Aún adicionales componentes del sistema de realimentación óptica 30 pueden incorporarse en sistemas existentes de dispositivos de cirugía láser para o o conocidos. Por ejemplo, como se ilustra en las Figuras 7 y 8, y como se describe más completamente en la solicitud de patente de los E.U.A. co-pendiente, comúnmente cedida No. 09/105,690 (Expediente del Agente No. 18158-010700US presentada en Junio 26, 1998, toda la descripción de la cual aquí se incorpora por referencia) , en general es benéfico el proporcionar un sistema de observación de objetivo 238, para que el paciente vea durante un tratamiento láser, a fin de mantener alineamiento entre el ojo E y el eje de tratamiento del sistema de suministro láser. Ya que las características ópticas del ojo cambiarán durante el procedimiento, el sistema objetivo 238 puede incluir una o más lentes móviles 240, para compensar un error de refracción del ojo de manera tal que un objetivo de fijado 242 aparezca en foco al paciente. Al menos algunos de los componentes del sistema objetivo 238 pueden emplearse para proyectar la imagen de referencia sobre la retina como un sistema de proyección 102.

Ya que la posición de la lente móvil 240 para compensar adecuadamente errores refractivos conocidos, puede ser determinada, al mover la lente a la posición que proporciona la mejor calidad de imagen retinal, puede medirse en forma precisa el error refractivo del ojo. La Figura 7 muestra un sistema óptico de fijación del paciente activo, ejemplar, que permite al paciente mantener una posición de ojo firme durante el procedimiento quirúrgico. El sistema óptico de fijación del paciente utiliza un diodo emisor de luz (LED = Light Emitting Diode) como un objetivo 242 para que observe un paciente. Por movimiento coordinado de la lente móvil 240, el sistema de fijación activo mantiene el LED en foco al paciente aún cuando las características ópticas del ojo, cambian durante el procedimiento de cirugía. Al mantener el LED en foco, el paciente puede ser mantenido en forma más vigilante de su foco en el LED y de esta manera reducir movimiento aleatorio del ojo. El sistema óptico de fijación de paciente activo 238, utiliza un separador de haz 252, para proyectar el LED frente al objeto 104. En la situación en donde el sistema óptico de fijación 238 está en uso, sería conveniente el iluminar el objetivo 104 con energía infrarroja de la fuente 106. De esta manera, el paciente solo verá el LED y no será confundido por la luz visible de la fuente de luz u objeto 104. En algunas modalidades, una sola fuente de luz y/o \¿^j^á^da^j í¿¡¿¿^^^¿ imagen puede utilizarse tanto para proyección de imagen de referencia como fijación. Ya que el láser retira selectivamente porciones de la córnea, aberraciones pueden ser sometidas a ablación temporalmente en el ojo. Para disminuir cualesquier efectos nocivos de las aberraciones en la visión del paciente (que pueden limitar temporalmente la capacidad del paciente para enfocar en el objetivo de fijado visual, y posiblemente producir daño corregible a la visión del ojo si el procedimiento de ablación tiene que detenerse permanentemente antes de terminar) , puede descomponerse un tratamiento refractivo en una serie de tratamientos que mejoran de manera incremental un defecto refractivo del ojo. Aún cuando estos sub-tratamientos se realizan inmediatamente siguiendo uno al otro, este método de descomponer el tratamiento en una serie de más pequeñas correcciones, minimizará aberraciones creadas durante el proceso de ablación. Este aspecto de la presente invención se ilustra esquemáticamente en la Figura 9 con 290a, 290b, y 290c, que representan cambios increméntales en la forma de la córnea. Como se ve en la Figura 9, el epitelio T en general se desplazará para alcanzar la córnea. El epitelio puede retirarse por raspado manual o abrasión, o la córnea simplemente puede ser sometida a incisión para definir una g^ ^^jA^y^ aleta, con la aleta que se dobla fuera del recorrido durante la ablación del estroma subyacente. La superficie de estroma expuesta no proporcionará una superficie óptica ideal, de manera tal que la calidad de 5 formación de imagen total de componentes ópticos oculares, pueden no ser cercana a la ideal durante la talla o reescultura. Sin embargo, mientras que el epitelio retirado o desplazado o la aleta degradará la calidad óptica, puede no alterar significativamente la re-escultura, para llevar al 10 máximo la calidad y/o la velocidad de cambio de calidad durante del procedimiento, de manera tal que la cantidad del tratamiento para lograr el desempeño óptico máximo sin el epitelio o aleta en el sistema óptico córneo, puede no ser significativamente diferente a la cantidad de tratamiento 15 deseado para lograr el desempeño óptico sanado máximo. Incluso si el error óptico del sistema óptico sin el epitelio difiere significativamente al error óptico sanado, el sistema de la presente invención puede ser utilizado para medir un cambio total actual en las características ópticas del ojo, 20 por ejemplo al volver a enfocar repetidamente la imagen retinal con la lente móvil 240, y al medir el movimiento total de la lente móvil a través de un procedimiento. El procedimiento puede terminarse cuando el movimiento de la lente muestra que se ha alcanzado una cantidad deseada de re- 25 escultura. ßSÉiC.

Como se ilustra esquemáticamente en la Figura 9, el paciente con un error refractivo esférico de menos diez (- 10) dioptrías, puede corregirse con una serie de tratamientos correctivos de dos dioptrías. El sistema de formación de imagen inicialmente proyectará un objetivo a la distancia de separación correspondiente a la posición -10.0 D, esto es, para miopía, a una distancia de separación 293 de 0.1 metro frente al paciente. Una primer serie de pulsos láser 14a retira selectivamente una primer porción 290a de estroma S, de esta manera efectuando una corrección de dos dioptrías de la miopía del paciente. En este punto, el objetivo puede proyectarse a una distancia de separación diferente 295 apropiada a -8.0 D de miopía, que sería 0.125 metro frente al plano del ojo de paciente. Ahora con referencia a las Figuras 7, 8 y 9, la separación objetivo entre el ojo E y la imagen de evaluación IE y/o imagen de objetivo de fijación, generalmente se variará al mover la lente 240. Opcionalmente, una posición de la lente 240 puede controlarse y/o detectarse por el analizador de imagen 120. En algunas modalidades, el operador del sistema puede mover manualmente la lente para enfocar la imagen de evaluación IE mientras que ve la imagen de evaluación por el microscopio 20. Una característica óptica de los componentes ópticos oculares S, en general se determinará después de al menos tratamiento parcial del ojo E, opcionalmente en respuesta a la imagen de evaluación enfocada. La característica óptica a menudo comprenderá calidad de imagen, que puede ser medida por un analizador de imagen 120, o simplemente por el operador del sistema que evalúa la frecuencia espacial más pequeña, que puede ser distinguida por el microscopio 20. Características ópticas más detallada del sistema ocular también puede ser determinada, como se describió anteriormente. En algunas modalidades, mediciones de calidad óptica pueden tomarse con el sistema de proyección 102 fijo a una distancia de separación apropiada para visión totalmente corregida. Las señales de realimentación a menudo se transmitirán sobre la ruta de realimentación 273, en respuesta a la calidad medida u otra característica óptica. En nuestro procedimiento de tratamiento ejemplar -10.0 D, la característica óptica deberá indicar mejora en el error esférico después del primer tratamiento correctivo parcial, de manera tal que el sistema láser 10 procederá con una serie adicional de patrones de pulsos láser 14b para reducir adicionalmente la miopía. Mediciones adicionales de la característica óptica de los componentes ópticos oculares S, de nuevo pueden realizarse después de este tratamiento parcial. Si el tratamiento continúa beneficiando la calidad óptica como se planeó, pueden proceder adicionales tratamientos parciales, los tratamientos parciales sß intercalan opcionalmente con mediciones de calidad óptica. Más pequeños incrementos de tratamiento (por ejemplo, 1.0 D o menos) pueden ser impuestos cuando la talla o re-escultura se aproxima a terminación. Cuando la calidad óptica no mejora más con el tratamiento, esto es, cuando la velocidad de cambio de la calidad óptica está en o cerca de 0.0, el tratamiento se detendrá en respuesta a las señales de realimentación 273. Opcionalmente, los tratamientos parciales también pueden ser modificados en respuesta a las señales de realimentación, por ejemplo, incrementando la profundidad de ablación, si la característica óptica medida indica un tratamiento parcial pretendido de 2.0 D que de hecho resulta en solo un cambio de 1.7 D en el sistema óptico ocular. Conforme el láser somete a ablación la córnea y altera la configuración refractiva del ojo, el tren óptico ajustable varía la distancia de separación bajo el control dinámico de la computadora, de manera tal que la imagen del objetivo, como se ve por el paciente, permanece substancialmente en foco. El proceso de re-escultura con láser típicamente tardará entre aproximadamente 10.0 segundos y 3.0 minutos para completar, y los componentes ópticos de suministro del sistema de cirugía láser, a menudo serán controlados por computadora. El ajuste del tren óptico ajustable puede basarse en mediciones topográficas de tiempo real de la córnea durante el proceso de fotoablación. En llMfcM,aÍ^J J^^¿>^.^-^M-MI-i>M-..«^ -¡¡¡¡ forma alterna, el tren óptico ajustable se variará por computadora, de acuerdo con configuraciones intermedias calculadas del ojo durante la talla o re-escultura. Mientras que la modalidad ejemplar se ha descrito con cierto detalle, a manera de ejemplo y por claridad de comprensión, una variedad de modificaciones, cambios y adaptaciones serán evidentes a aquéllos con destreza en la especialidad. Por ejemplo, el sistema también puede utilizar múltiples imágenes, colores o patrones en el sistema de realimentación. Elementos de lente movibles y/o seleccionables pueden incluirse en el sistema de proyección para compensar y medir errores cilindricos (así como esféricos) y cambios en el ojo. Por lo tanto, el alcance de la presente invención se limita solamente por las reivindicaciones anexas.

Claims (26)

REIVINDICACIONES

1. Un sistema de tratamiento de ojo, para realizar corrección de visión en el o o, el ojo tiene una retina y componentes ópticos oculares incluyendo una córnea, el sistema se caracteriza porque comprende: componentes ópticos de proyección, que proyectan una imagen de referencia a través de los componentes ópticos oculares y sobre la retina cuando el ojo se coloca para tratamiento; componentes ópticos para formación de imagen que adquieren una imagen de evaluación de la retina a través de los componentes ópticos oculares, la imagen de evaluación se define por la imagen de referencia como se proyecta a través de los componentes ópticos oculares y como se forma en imagen a través de los componentes ópticos oculares; y un elemento de transmisión de energía colocado respecto a los componentes ópticos de formación de imagen, para transmitir energía de tratamiento hacia la córnea, para alterar los componentes ópticos oculares del ojo situado.

2. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque al menos una porción de los componentes ópticos de proyección o al menos una porción de los componentes ópticos de formación de imagen, se alinean coaxialmente con la energía de tratamiento.

3. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque el elemento de transmisión de energía comprende un láser y la energía comprende un haz láser de ablación córnea que tiene una ruta de haz, y además comprende un primer separador de haz, que separa una ruta de formación de imagen de los componentes ópticos de formación de imagen de la ruta del haz.

4. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 3, además comprende un segundo separador de haz, que separa la ruta de formación de imagen de una ruta de proyección de los componentes ópticos de proyección, al menos una porción de los componentes ópticos de proyección y al menos una porción de los componentes ópticos de formación de imagen, se alinean coaxialmente con la ruta del haz láser.

5. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 4, caracterizado porque el primer separador de haz se coloca entre el ojo y el segundo separador de haz .

6. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque los componentes ópticos de formación de imagen comprenden al menos algunos de los componentes ópticos de un microscopio.

7. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque el microscopio puede adquirir una imagen de la córnea para dirigir ópticamente un procedimiento de talla o re-escultura córnea.

8. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque la imagen de referencia se adapta para indicar una calidad de los componentes ópticos córneos, y además comprende una alimentación acoplada al elemento de transmisión de energía para terminar la energía de tratamiento a una velocidad predeterminada de cambio de la calidad de imagen.

9. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque los componentes ópticos de formación de imagen además comprenden un separador de haz de formación de imagen, que separa una ruta óptica de microscopio de la ruta de formación de imagen.

10. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 1, además comprende un dispositivo de captura de imagen acoplado ópticamente con los componentes ópticos de formación de imagen y generar una señal de imagen de análisis, en respuesta a la imagen de evaluación, y un analizador de imagen acoplado al dispositivo de captura de imagen, el analizador de imagen determina una calidad de imagen de los componentes ópticos oculares, en respuesta a las señales de imagen de análisis.

11. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque el analizador de imagen se acopla al elemento transmisor de energía para definir una ruta de realimentación de tratamiento de córnea, el elemento de transmisión de energía altera la energía de tratamiento en respuesta a señales de realimentación de la ruta de realimentación.

12. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 10, además comprende un objeto de referencia que define la imagen de referencia, en donde el analizador de imagen compara una imagen del objeto de referencia con la imagen de evaluación, para determinar la calidad de imagen.

13. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque el analizador además determina una velocidad de cambio de la calidad de imagen.

14. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque la velocidad de cambio de la calidad de formación de imagen indica una pendiente de la calidad de la imagen respecto a una unidad de tratamiento dirigida a la córnea.

15. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 13, además comprende una alimentación acoplada al elemento transmisor de energía, para terminar la energía de tratamiento a una velocidad predeterminada de cambio de la formación calidad de imagen. *»* k »«*m**- --*-a'--•^^•^-"•-•'i^iaQii áwii

16. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque el analizador se adapta para calcular la calidad de formación imagen utilizando una función de transferencia de modulación.

17. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque los componentes ópticos de proyección crean una imagen infrarroja en la retina del ojo.

18. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el elemento de transmisión de energía comprende un láser que produce un haz de energía en el espectro ultravioleta.

19. El sistema de tratamiento de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el elemento de transmisión de energía comprende un láser excimer.

20. El sistema de cirugía de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el elemento transmisor de energía comprende un láser de estado sólido.

21. El sistema de cirugía de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el dispositivo de captura de imagen comprende un CCD de alta resolución.

22. El sistema de cirugía de ojo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque los componentes ópticos de proyección incluyen al menos un elemento movible para ajustar una distancia de formación de imagen entre el sistema de tratamiento de ojo y la referencia proyectada.

23. El sistema de cirugía de ojo de conformidad con la reivindicación 22, caracterizado porque además comprende un sistema objetivo de fijación de paciente, que incluye al menos una porción de los componentes ópticos de proyección, el sistema objetivo es capaz de dirigir un objetivo de fijación hacia el ojo para ver por el ojo a fin de ayudar en mantener alineamiento axial entre el ojo y la energía de tratamiento.

24. Un sistema de tratamiento de ojo para realizar corrección de visión en un ojo que tiene una retina colocada tras los componentes ópticos oculares, los componentes ópticos oculares incluyen una córnea, el sistema se caracteriza porque comprende: componentes ópticos de proyección, que proyectan una imagen de referencia a través de los componentes ópticos oculares y sobre la retina; componentes ópticos de formación de imagen que adquieren una imagen de evaluación desde la retina a través de los componentes ópticos oculares, los componentes ópticos de formación de imagen definen una ruta de formación de imagen; un dispositivo de captura de imagen acoplado ópticamente a los componentes ópticos de formación de imagen y que genera señales de imagen de análisis en respuesta a la imagen de evaluación; un analizador de imagen acoplada al dispositivo de captura de imagen, el analizador de imagen determina una calidad de imagen de los componentes ópticos oculares, en respuesta a las señales de imagen de análisis; y un sistema láser de ablación córnea, que dirige un haz láser hacia la córnea para alterar los componentes ópticos oculares, al menos una porción del haz láser está substancialmente alineada coaxialmente sobre al menos una porción de la ruta de formación de imagen, el sistema láser acopla al analizador de imagen sobre una ruta de realimentación de tratamiento de córnea, el sistema láser altera el haz láser en respuesta a señales de realimentación de la ruta de realimentación.

25. Un sistema de tratamiento de ojo para realizar corrección de visión en un ojo, el ojo tiene una retina y componentes ópticos oculares que incluyen una córnea, el sistema se caracteriza porque comprende: componentes ópticos de proyección, que proyectan una imagen de referencia a través de los componentes ópticos oculares y sobre la retina, cuando el ojo se coloca para tratamiento, en donde la imagen de referencia se adapta para indicar una calidad de los componentes ópticos de córnea; componentes ópticos de formación de imagen que adquieren una imagen de evaluación desde la retina a través de los componentes ópticos oculares, la imagen de evaluación se define por la imagen de referencia como se proyecta a través de los componentes ópticos oculares y como se forma en imagen a través de los componentes ópticos oculares, en donde los componentes ópticos de formación de imagen comprenden al menos algunos de los componentes ópticos de un microscopio; un elemento de transmisión de energía colocado respecto a los componentes ópticos de formación de imagen, para transmitir energía de tratamiento hacia la córnea, para alterar los componentes ópticos oculares del ojo localizado; y una alimentación acoplada al elemento de transmisión de energía, para terminar la energía de tratamiento a una velocidad de cambio predeterminada de la calidad de formación imagen.

26. Un método para realizar corrección de visión en un ojo, el método se caracteriza porque comprende: alinear el ojo respecto a un eje de tratamiento de un sistema de tratamiento; cambiar una característica refractiva del ojo al dirigir un haz láser sobre el eje de tratamiento y sobre la córnea del ojo; proyectar una imagen sobre una retina del ojo alineado a través de un sistema óptico ocular, el sistema óptico ocular incluye la córnea; formar en imagen la imagen proyectada desde la retina a través del sistema óptico ocular del ojo alineado; y controlar el haz láser al menos en parte en respuesta al a etapa de formación de imagen. ¡¿tj^ gü^tg^ggigjt^^ g^^^ '??téil