MXPA05013779A - Metodos y dispositivos para colocar en registro conjuntos de datos de medicion optica de un sistema optico. - Google Patents

Abstract

La presente invencion proporciona metodos, sistemas y software para el registro de un primer conjunto de datos de un objeto con un segundo conjunto de datos de es objeto. En una modalidad, la presente invencion mide los errores refractivos de un sistema optico. El metodo comprende obtener una primera y segunda mediciones opticas del sistema optico. Estas primera y segunda mediciones se encuentran en registro entre si y pueden mejorar el diagnostico y/o tratamiento de los errores refractivos del sistema optico. En otra modalidad, la primera medicion optica es un mapa topografico y la segunda medicion optica es una medicion del frente de ondas.

Description

MÉTODOS Y DISPOSITIVOS PARA COLOCAR EN REGISTRO CONJUNTOS DE DATOS DE MEDICIÓN ÓPTICA DE UN SISTEMA ÓPTICO Referencias cruzadas a solicitudes relacionadas La presente solicitud se relaciona con la Solicitud de Patente de EE.UU., No. De Serie 10/300,714, presentada el 19 de noviembre del 2002, la cual reclama el beneficio de la Solicitud de Patente Provisional de EE.UU., No. De Serie 60/384,653, presentada el 30 de mayo del 2002, cuya descripción completa se incorpora aquí como referencia. La presente solicitud también se relaciona con la Solicitud de Patente de EE.UU., No. De Serie 10/365,121, presentada el 11 de febrero del 2003, la cual reclamó el beneficio de la Solicitud de Patente Provisional, No. 60/356,658, presentada el 11 de febrero del 2002, y la Solicitud de Patente de EE.UU., No. de Serie 60/389,090, presentada el 13 de junio del 2002, cuyas descripciones completas se incorporan aqui como referencia.

Antecedentes de la Invención La presente solicitud se relaciona, generalmente, , a la colocación en registro de múltiples conjuntos de datos entre sí. Más específicamente, la presente invención se relaciona la colocación en registro de la medición del frente de onda y un mapa de topografía corneal de un ojo. Los procedimientos conocidos de láser del ojo emplean generalmente un láser ultravioleta o infrarrojo para remover una capa microscópica del tejido estromal de la córnea del ojo, y alterar las características refractivas del ojo. El láser remueve una configuración seleccionada del tejido corneal, a menudo para corregir errores refractivos del ojo. La ablación del láser ultravioleta resulta en una foto-descomposición del tejido corneal, pero generalmente no causa un daño térmico significante a los tejidos adyacentes y subyacentes del ojo. Las moléculas irradiadas son rotas en fragmentos volátiles menores fotoquímicamente, rompiendo directamente las uniones intermoleculares . Los procedimientos de ablación de láser pueden remover el estroma objetivo de la córnea y cambiar el contorno de la córnea para varios propósitos, tal como para corregir la miopía, hipermetropía, astigmatismo y similares. El control sobre la distribución de la energía de ablación a través de la córnea puede ser provisto por una variedad de sistemas y métodos, que incluyen el uso de máscaras que se pueden extirpar, aberturas fijas y móviles, sistemas de exploración controlados, mecanismos de pista del movimiento del ojo, y similares. En sistemas conocidos, el haz de láser a menudo comprende una serie de pulsos discretos de energía de luz láser, con la configuración total y cantidad de tejido removida siendo determinados por la configuración, tamaño, ubicación y/o número de un patrón de pulsos de energía que chocan sobre la córnea. Una variedad de algoritmos pueden ser usados para calcular el patrón de pulsos láser usados para reconfigurar la córnea, para así corregir un error refractivo del ojo. Los sistemas conocidos hacen uso de una variedad de formas de láser y/o la energía del láser para efectuar la corrección, que incluyen el láser infrarrojo, láser ultravioleta, láser de femtosegundos, láser de estado sólido de múltiples longitudes de onda, y similares. Técnicas de corrección de visión alternativas hacen uso de incisiones radiales en la córnea, lentes intraoculares , estructuras de soporte corneal removibles, configuración térmica y similares. Métodos conocidos del tratamiento de corrección corneal han tenido generalmente éxito en corregir los errores de visión estándar, tal como la miopía, hipermetropía, astigmatismo y similares. Sin embargo, como con todos los éxitos, aún mejoras ulteriores serían deseables. Hacia ese fin, los sistemas de medición del frente de onda están ahora disponibles para medir las características refractivas de un ojo de un paciente particular. Un sistema de medición del frente de onda promisorio es el Sistema WaveScan® VISX, el cual usa un conjunto de sensor de frente de onda Hartmann-Shack que puede cuantificar aberraciones de orden superior, a través de todo el sistema óptico, que incluye errores esfero-cilindricos de primero y segundo orden y aberraciones del tercero hasta el sexto orden, causadas por aberraciones de coma y esféricas. La medición del frente de onda del ojo crea un mapa de aberración de alto orden, que permite la evaluación de aberraciones a través de la trayectoria óptica del ojo, por ejemplo tanto aberraciones internas como aberraciones en la superficie corneal. En seguida, la información de aberración del frente de onda puede ser guardada y después entra en un sistema de computadora para calcular un patrón de ablación acostumbrado para corregir las aberraciones en el ojo del paciente . Por costumbre, un patrón de ablación basado en las mediciones del frente de onda, puede ser posible para corregir errores refractivos menores, para así proporcionar, confiable y repetidamente, agudezas visuales mayores de 20/20. Alternativamente, puede ser deseable para corregir aberraciones del ojo, que reducen la agudeza visual a menos de 20/20. Mientras los sistemas de medición del frente de onda han sido altamente exitosos, son posibles aún mejoras. Por ejemplo, en algunos casos, puede ser deseable diagnosticar concurrentemente los errores refractivos del ojo, usando os o más diferentes dispositivos de medición ópticos, para así proporciona un mejor diagnóstico (y tratamiento) de los errores refractivos en los tejidos ópticos del ojo. Con el fin de tomar ventaja de dos fuentes de datos diferentes para el planeamiento del tratamiento corneal, sin embargo, los datos de los dos dispositivos de medición óptica deben ser colocados en registro. Consecuentemente, se necesitan métodos, sistemas y software (programas) para el registro de conjuntos de datos desde dispositivos separados de medición óptica.

Breve Compendio de la Invención La presente invención proporciona métodos, sistemas y software para registrar y alinear una primera base de datos de un ob eto, con un segundo conjunto de datos del objeto. En una modalidad, el primero y segundo conjuntos de datos son una primera medición óptica y una segunda medición óptica de un sistema óptico. En un aspecto, la presente invención proporciona un método para registra.r los conjuntos de datos obtenidos por os instrumentos diferentes . El método comprende obtener un primer conjunto de datos desde un objeto, con un primer instrumento y obtener un segundo conjunto de datos del objeto con un segundo instrumento. Puntos de datos distintivos del objeto se ubican en cada uno de los conjuntos de datos y puntos de datos distintivos se usan para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos. En una modalidad, el objeto es un ojo que tiene errores refractivos u otros errores ópticos. La primera medición óptica puede ser una medición del frente de onda, que se obtiene por un dispositivo de medición del frente de onda. La segunda medición óptica puede ser un mapa topográfico corneal , adaptado por un topógrafo corneal . Típicamente, los puntos de datos distintivos son una o más marcas de zonas en el ojo, tal como el limbo, iris, centro del iris, patrón del iris, pupila, centro de la pupila, límite de a pupila y vértice corneal .

En una modalidad, una de las marcas de zona es el centro del iris. Una vez que los centros del iris se ubican en ambos conjuntos de datos, los centros del iris son coincidentes. Si fuera necesario, un desplazamiento ciclo-torsional entre las otras marcas de zona seleccionadas en el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos pueden ser calculados y el desplazamiento ciclo-torsional entre los dos conjuntos de datos puede ser compensado antes de sobreponer los conjuntos de datos entre sí. Una transformación del sistema de coordenadas puede ser establecido entre los os conjuntos de datos, para permitir la correspondencia entre las dos mediciones ópticas. Uno o ambos conjuntos de datos puede también ser escalado en tamaño, de modo que el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos coincidan sustancialmente entre sí, de manera que cuando se sobrepongan los conjuntos de datos, los puntos en cada uno de estos conjuntos de ciertos serán substancialmente registrados y alineados entre sí. Una vez que el primero y segundo conjuntos de datos están en registro y alineados, estos conjuntos de datos pueden ser analizados para diagnosticar los errores ópticos en el sistema óptico. En seguida, un patrón de ablación para el sistema óptico, basado en el análisis del primero y segundo conjunto de datos en registro, pueden ser generados. En otro aspecto, la presente invención proporciona un método de mejorar una medición de errores refractivos de un sistema óptico. El método comprende obtener una primera medición óptica del sistema óptico y obtener una segunda medición del sistema óptico. La primera medición óptica del ojo está en registro con la segunda medición del sistema óptico . El sistema óptico comprende típicamente tejidos ópticos de un ojo, y la primera medición del sistema óptico puede ser una medición del frente de onda del ojo y la segunda medición puede ser un mapa topográfico corneal del ojo. En una modalidad, el registro del mapa topográfico corneal del ojo con la medición del frente de onda del ojo, comprende colocar marcas de zona en el mapa topográfico corneal del ojo y la medición del frente de onda del ojo y calcular al menos una posición relativa y los desplazamientos torsionales entre las marcas de zona, para generar una trans ormación del sistema coordinado entre el mapa topográfico y la medición del frente de onda. Las marcas de zona incluyen, pero no se limitan a, al menos uno del limbo, iris, entro del iris, patrón del iris, pupila, centro de la pupila, límite de la pupila y vértice corneal. La transformación del sistema coordinado puede ser usada para alinear el mapa topográfico corneal del ojo con la medición del frente de onda del ojo. El tamaño del mapa topográfico corneal y la medición del frente de onda pueden ser escalados y/o sobrepuestos entre sí, cuando sea deseado. Después que el mapa topográfico corneal y la medición del frente de onda están en registro, los errores ópticos del ojo pueden ser diagnosticados usando el mapa topográfico corneal en registro y la medición del frente de onda del ojo. En seguida, un patrón de ablación para el ojo puede ser generado analizando al menos uno del mapa de ablación corneal y la medición del frente de onda. En un aspecto más, la presente invención proporciona un método de registrar un mapa topográfico corneal de un ojo, que se obtiene por un primer instrumento, con una medición del frente de onda de un ojo, que se obtiene por un segundo instrumento. El método comprende ubicar marcas de zona en el mapa topográfico corneal y ubicar una marca de zona correspondiente en la medición del frente de onda. Las marcas de zona pueden estar al menos en uno de un limbo, iris, centro del iris, patrón del iris, pupila, centro de la pupila, límite de la pupila, y vértice corneal. Un desplazamiento posicional y torsional entre las marcas de zona se determina y el mapa topográfico corneal se registra con la medición del frente de onda. En otro aspecto, la presente invención proporciona un sistema para colocar en registro un primer conjunto de datos con un segundo conjunto de datos. El sistema comprende una memoria acoplada a un procesador. La memoria comprende una pluralidad de módulos para el registro del primer conjunto de datos, un módulo para recibir el segundo conjunto de datos, un módulo para ubicar puntos de datos distintivos en cada uno de los conjuntos de datos, y un módulos para usar los puntos de datos distintivos para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos. Los puntos de datos distintivos pueden ser marcas de zona en un ojo, tal como un centro de la pupila, límite de la pupila, centro del iris, limite del iris, patrón del iris, limbo, y/o vértice corneal. El módulo para usar los puntos de datos distintivos pueden ser configurados para calcular y compensar el desplazamiento de posición y torsional entre los puntos de datos distintivos en el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. El módulo para usar puntos de datos distintivos puede ser configurado área sobreponer un primer conjunto de datos con un segundo conjunto de datos. Este módulo de usar puntos de datos distintivos para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos, puede también ser configurado para escalar un tamaño de al menos uno del primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos, para corresponder sustancialmente el tamaño de los conjuntos de datos entre si. El sistema puede comprender un dispositivo de medición del frente de ondas, de modo que el primer conjunto de datos sea una medición del frente de onda. El sistema puede también incluir una topografía corneal de modo que el segundo conjunto de datos sea un mapa topográfico corneal. Los módulos del sistema pueden también incluir un módulo para calcular un patrón de ablación, basado en un análisis del primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. El sistema puede incluir opcionalmente un conjunto de láser para entregar el patrón de ablación. En otro aspecto, la presente invención proporciona un sistema para el registro de una primera medición óptica de un sistema óptico con una segunda medición óptica del sistema óptico. Este sistema comprende una memoria acoplada a un procesador. La memoria comprende una pluralidad de módulos, para el registro de la primera edición óptica con la segunda medición óptica. Los módulos comprenden un módulo para obtener la primera medición óptica del sistema óptico, un módulo para obtener la segunda medición óptica del sistema óptico, y un módulo para el registro de la primera medición óptica del sistema óptico con la segunda medición óptica de este sistema óptico. Los módulos pueden además comprender un módulo para diagnosticar los errores ópticos del sistema óptico. El módulo de diagnóstico puede usar la primera medición óptica y la segunda medición óptica para diagnosticar el sistema óptico. Los módulos pueden también incluir un módulo para generar un patrón de ablación para corregir los errores ópticos diagnosticados del sistema óptico. En una modalidad, el sistema de la presente invención se configura para ubicar las mismas marcas de zona del ojo en dos imágenes de dos dispositivos separados, tal como un dispositivo VISX aveScan® y un sistema topográfico corneal Humphrey® ATLAS™. Una vez que se ubican las marcas de zona, los sistemas de la presente invención pueden calcular los desplazamientos relativos, posicional y torsional, entre los dos conjuntos de datos (por ejemplo, imágenes) , con el fin de alinear los conjuntos de datos entre sí.

En otro aspecto, la presente invención proporciona un programa de computadora almacenado en un medio de almacenamiento que se puede leer por computadora, para medir los errores ópticos de un sistema óptico. El programa de computadora comprende un módulo de clave para recibir el primer conjunto de datos, un módulo de clave para recibir el segundo conjunto de datos, un módulo de clave para ubicar puntos de datos distintivos en cada uno de los conjuntos de datos y un módulo de clave para usar los puntos de datos distintivo para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos. En una modalidad, los módulos de clave se configuran para recibir las mediciones del frente de onda y/o el mapa topográfico. El programa de computadora puede además incluye un módulo de clave para diagnosticar los errores ópticos del sistema óptico y un módulo de clave para generar un patrón de ablación en el diagnóstico de los errores óptico del sistema óptico. En otro aspecto, la presente invención proporciona un programa de computadora, almacenado en un medio de almacenamiento que se puede leer por computadora, para el registro de un primera medición óptica de un sistema óptico con una segunda medición óptica del sistema óptico. El programa de computadora comprende un módulo de clave para obtener una primera medición óptica del sistema óptico, un módulo de clave para obtener una segunda medición óptica del sistema óptico y un módulo clave para el registro de la primera medición óptica del sistema óptico con la segunda medición óptica del sistema óptico. Para un mejor entendimiento de la naturaleza y las ventajas de la invención, se debe hacer referencia a la siguiente descripción, tomada en conjunto con los dibujos acompañantes .

Breve Descripción de los Dibujos La Figura 1 ilustra esquemáticamente un sistema simplificado, de acuerdo con una modalidad de la presente invención,- La Figura 2 ilustra esquemáticamente un sistema de láser ejemplar, de acuerdo con una modalidad de la presente invención; La Figura 3 ilustra un dispositivo de medición del frente de onda, de acuerdo con una modalidad de la presente invención; La Figura 3A ilustra un dispositivo de medición del frente de onda, alternativo, de la presente invención; La Figura 4 ilustra esquemáticamente un sistema de computadora ejemplar, de acuerdo con una modalidad de la presente invención; La Figura 5 ilustra esquemáticamente un método de la presente invención como se lleva a cabo por una pluralidad de módulos; La Figura 6 ilustra un ejemplo de un módulo para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos ; La Figura 6A ilustra un ejemplo de un algoritmo para colocar puntos de datos distintivos en un conjunto de datos ; La Figura 6B ilustra un ejemplo de los pasos de ubicar un centro de la pupila en un mapa topográfico corneal . La Figura 7 es una gráfica que ilustra un cambio relativo en la posición de vértice estimada de medición desde una imagen de frente onda y una imagen de topografía corneal ; Las Figuras 8 y 9 ilustran una pluralidad de imágenes de un ojo de un paciente, y sus puntos de datos distintivos calculados.

Descripción Detallada de la invención La presente invención es particularmente útil para mejorar el diagnóstico de errores ópticos de un ojo y aumentar la exactitud y eficacia de los procedimientos quirúrgicos del ojo por láser, para corregir los errores ópticos del ojo, tal como la queratectomía fotorrefractiva (PRK) , queratectomía fototerapéutica (PTK) la queratomileusis in situ de láser (LASIK) , la queratomileusis epitelial de láser (LASK) y similares. Mientras la presente invención se describe primariamente en el contexto de mejorar el diagnóstico y tratamiento de errores refractivos del ojo, usando un sistema de cirugía del ojo por láser, se debe entender que la presente invención puede ser adaptada párale uso en un diagnóstico alternativo de otros sistemas ópticos, procedimientos de tratamientos del ojo y sistemas ópticos, tal como láser de femtosegundos y tratamiento de láser, láser infrarrojos y tratamientos de láser, queratectomía radial (RK) , bandas esclerales, procedimientos de diagnostico de tipo seguimiento, y similares. Asimismo, mientras la discusión remanente se enfoca al registro y alineamiento de conjuntos de datos de imágenes de un ojo desde un sistema de medición de frente de onda, y una topografía corneal, la invención es igualmente aplicable al registro y alineamiento de los conjuntos de datos obtenidos por una variedad de otros instrumentos de medición ópticos. Por ejemplo, la presente invención puede ser usada en alinear imágenes de cualquier combinación de un sistema de medición del frente de onda, una cámara de la pupila sobre un sistema de medición de frente de onda, una topografía corneal, dispositivos de paquimetria, escáner de tomografia de coherencia óptica (OCT) , cualquier instrumento que lleve una imagen del ojo, con la pupila y parte del iris en el campo de visión, y similares. La Figura 1 ilustra esquemáticamente un sistema simplificado de una modalidad de la presente invención. El sistema lustrado de la presente invención incluye típicamente un primer instrumento 10 de medición, un segundo instrumento 16 de medición y un sistema láser 15. En una modalidad, el primer instrumento de medición es un dispositivo 10 de medición del frente de onda, que mide las aberraciones y otras características ópticas de un sistema completo ocular u otro tejido óptico. Los datos de tal dispositivo de medición del frente de onda pueden ser usados para generar una superficie óptica de un arreglo de gradientes ópticos. Se debe entender que la superficie óptica no coincide precisamente con una superficie de tejido real, ya que los gradientes mostrarán los efectos de las aberraciones, que se ubican realmente a través del sistema del tejido ocular. No obstante, las correcciones impuestas en la superficie del tejido óptico para así corregir las aberraciones derivadas de los gradientes, deben corregir el sistema de tejido óptico. Según se usan aquí, los términos de "una superficie de tejido óptico" puede abarcar una superficie de tejido teórica (derivada, por ejemplo, de datos del sensor del frente de onda) , una superficie de tejido real, y/o una superficie de tejido formada con el fin de tratamiento (por ejemplo, por la incisión délos tejidos corneales, para así permitir una aleta del epitelio corneal, que se va a desplazar y a exponer el estroma subyacente. El segundo instrumento de medición puede ser un topógrafo corneal 16. Este topógrafo corneal 16 puede ser usado para diagnóstico y examinar la superficie corneal . El topógrafo corneal 16 incluye típicamente un dispositivo 18 que forma imagen, tal como un sujetador de marco se analizan por un sistema 19 de computadora, y este sistema de computadora puede generar una o más gráficas y salidas tabulares que incluyen los mapas topográficos tridimensionales. El topógrafo corneal 16 puede determinar los contornos de la superficie corneal midiendo las elevaciones y depresiones en la superficie corneal . Un ejemplo de un topógrafo corneal es el Humphrey®Atlas™ Corneal Topographer, de Zeiss Humphrey Systems, de Dublín, California, que es un instrumento que usa la tecnología de disco flexible para generar imágenes de la superficie corneal . El topógrafo corneal 16 puede ser basado en un método que captura la reflexión de anillos de luz desplazados de la superficie de la córnea y que miden la distorsión en la luz reflejada. Un detector (no mostrado) captura las imágenes reflejadas y el sistema de computadora 19 procesa los datos, y exhibe la información en uno o más formatos, seleccionados por el usuario. Por ejemplo, el topógrafo corneal 16 puede proporcionar un mapa axial (que describe el radio de la curvatura de la córnea, con relación al eje óptico) , mapas de curvatura (que retratan el radio de curvatura independiente del eje óptico) y/o los mapas de elevación (que ilustran el radio relativo a una esfera de referencia. Como se puede apreciar, el topógrafo Hmphrey® Atlas™ es meramente un ejemplo de un topógrafo corneal que se puede usar con la presente invención. Otros topógrafos corneales vendidos por Topcon Medical Sistemas, Dicon Diagnostics, Haag-Streit, EyeQuip, Toey Corp, Bausch & Lomb, Cari Zeiss Ophthalmic Sistemas, Nidek, y Láser Sight, se peden usar con la presente invención. Algunos sistemas y métodos para medir una topografía corneal de un ojo se describen en las patentes de EE.UU., Nos. 4,761,071, 4,995,716, 5,406,342, 6,396,069, 6,116,738, 4,540,254 y 5,491,524, cuyas descripciones completas se incorporan aquí como referencia. Las Figuras 1 y 2 ilustran una modalidad de un sistema 15 de cirugía láser, que es incorporada por la presente invención. El sistema 15 de cirugía del ojo por láser incluye un conjunto láser 12 que produce un haz láser 14. Este conjunto láser 12 está acoplado ópticamente a la óptica de entrega láser 21, que dirige este haz de láser 13 a un ojo de un paciente P. Una estructura de soporte de óptica de entrega (no mostrada aquí para claridad) se extiende desde un marco 18 que soporta el conjunto láser 12. Un conjunto 20 de imagen, tal como un microscopio, se monta sobre la estructura de soporte óptica para formar una imagen de la cornea del ojo E, durante el procedimiento láser. El conjunto de láser 12 comprende generalmente una fuente láser excímer, que comprende típicamente un láser de argón-flúor que produce pulsos de luz láser, que tienen una longitud de onda de aproximadamente 193 nm. El conjunto de láser 12 preferiblemente será diseñado para proporcionar una fluencia estabilizada de retroalimentación en el ojo del paciente, entregado por las ópticas 21 de entrega. La presente invención puede también ser útil con fuentes alternativas de radiación ultravioleta o infrarroja, particularmente aquellas adaptadas para la ablación controlada del tejido corneal sin causar daño significante a los tejidos adyacentes y/o subyacentes del ojo. Tales fuentes incluyen, pero no se limitan a, los láser de estado sólido y otros dispositivos que pueden generar energía en la longitud de onda ultravioleta, entre aproximadamente 185 y 215 nm y/o aquellos que utilizan técnicas de multiplicación de frecuencia. Así, aunque un láser excímer es la fuente ilustrativa de un haz de ablación, otros láser pueden ser usados en la presente invención. El conjunto de láser 12 y ópticas de entrega 21, generalmente dirigirán el haz láser 14 al ojo del paciente P, bajo la dirección de un sistema 22 de computadora. El sistema de computadora 22 ajustará, generalmente en forma selectiva, el haz 14 de láser para exponer porciones de la córnea a los pulsos de energía láser, para así afectar el resultado predeterminado de la córnea y alterar las características refractivas del ojo. En muchas modalidades, tanto el haz de láser 14 como el sistema óptico 21 de entrega de láser, estarán bajo el control de la computadora y el sistema 22 de la computadora, para afecta el proceso de esculpido de láser deseado, para así entregar el perfil de ablación acostumbrado, con el sistema de computadora idealmente alterando el procedimiento de ablación, en respuesta a las entradas desde el sistema de retroalimentación óptico. Esta retroalimentación será preferiblemente entrada en el sistema 22 de computadora desde un sistema de análisis de imagen automático, o puede entrar manualmente en el procesador por un operador del sistema que usa un dispositivo de entrada en respuesta a la inspección visual délas imágenes de análisis provistas por el sistema de retroalimentación óptico. El sistema de computadora 22 a menudo continuará y/o terminará con el tratamiento de esculpido en respuesta a la retroalimentación, y puede, opcionalmente, también modificar el esculpido planeado con base, al menos en parte, en la retroalimentación. El haz de láser 14 puede ser ajustado para producir el esculpido deseado, usando una variedad de mecanismos alternativos. Este haz de láser 14 puede estar limitado selectivamente usando una o más aberturas variables. Un sistema de abertura variable tiene un iris variable y un hendidura de ancho variable, se describe en la patente de EE.UU., No. 5,713,892, cuya descripción completa se incorpora aquí como referencia. El haz de láser puede también ser adaptado variando el tamaño y desplazamiento de la zona de láser desde un eje del ojo, como se describe en la patente de EE.UU., 5,383,379, y como se describe también en la Solicitud de Patente de EE.UU., de propiedad común, No. De Serie 08/968,380, presentada el 1 de noviembre de 1997, y 09/274,999, presentada el 22 de marzo de 1999, cuya descripción completa se incorpora aquí como referencia. Aún son posibles otras alternativas, que incluyen la exploración del haz láser sobre la superficie del ojo y controlando el número de pulsos y/o tiempo en cada ubicación, como se describe, por ejemplo, por las patentes de EE.UU. Nos. 4,663,913 (cuya descripción competa se incorpora aquí como referencia) , y como se demuestra por otros sistemas de láser de exploración, tal como el láser LSX por LaserSight Ladar Vision, por Alcon Autonomous, Allegretto, por Wavelight y el 217C por Technols, usando máscaras en la trayectoria óptica del haz láser 14, que realiza una ablación para variar el perfil del haz incidente en la córnea, como se describe en la Solicitud de patente de EE.UU., No. De Serie 08/468,898, presentada el 6 de junio de 1995 (cuya descripción completa se incorpora aquí como referencia) ; sistemas híbridos de exploración del perfil, en los cuales un haz de tamaño variable (controlado típicamente por una hendidura de ancho variable y/o diafragma de iris de diámetro variable) se explora a través de la córnea, o similares. Los programas de computadora y la metodología de control para estas técnicas de adaptación del patrón de láser, son bien descritas en la literatura de patentes. Componentes adicionales y subsistemas puede ser incluidos con el sistema de láser 15, como se entiende por los expertos en la materia. Por ejemplo, integradores espaciales y temporales se pueden incluir para controlar la distribución de energía, dentro del haz láser, como se describe en la patente de EE.UU., No. 5,646,791, cuya descripción se incorpora aquí como referencia. Un evacuador / filtro del efluente de ablación, y otros componentes auxiliares del sistema de cirugía láser, que no son necesarios para un entendimiento de la invención, no necesitan ser descritos en detalle para un entendimiento de la presente invención. Como se muestra esquemáticamente en la Figura 1, el dispositivo 10 de medición del frente de onda, incluye típicamente un conjunto 11 de medición del frente de onda y un conjunto 13 que forma imágenes. Este conjunto 11 de medición del frente de onda puede ser usado para medir y obtener una superficie en elevación del frente de onda de al menos uno de los ojos del paciente y el conjunto 13 que forma imágenes y obtener simultáneamente aún o mover las imágenes del ojo del paciente, durante el frente de onda. En modalidades ejemplares, el conjunto 13 que forma imágenes es una cámara de CGD, que puede obtener una imagen fija del ojo del paciente. Las imágenes obtenidas por el conjunto 13 que horma imágenes, puede después ser usado para el registro de la medición del frente de onda y/o un patrón de ablación acostumbrado (basado en la medición del frente de onda y/o el mapa de topografía corneal) con el ojo del paciente, durante el procedimiento quirúrgico de láser. El conjunto 11 de medición del frente de onda y el conjunto 13 que forma imágenes pueden estar acoplados a, o ser integrales con, un sistema de computadora 17, que puede generar y almacenar las mediciones del frente de onda y las imágenes del ojo del paciente. En seguida, los datos del frente de onda del paciente pueden ser almacenaos en un medio 29 que se puede leer por computadora, tal como un CD-R, CD-EW, DVD-R, disquete, disco óptico, una unidad de disco duro u otros medios que se pueden leer por computadora.

Opcionalmente, en algunas modalidades, el sistema de computadora del dispositivo de medición del frente de onda puede también generar y guardar un perfil de ablación, basado en los datos del frente de onda en el medio 9 que se puede leer por computadora. La imagen fija del ojo, datos del frente de onda y/o el perfil de ablación acostumbrado pueden ser cargados en una memoria del sistema quirúrgico láser 25, a través de la lectura del medio 29 que se puede leer por computadora o a través de la entrega dentro de la memoria del sistema quirúrgico 15 sobre una red local o de área ancha (LAN o WAN) . El sistema 15 de cirugía del ojo por láser puede incluir un sistema 22 de computadora que está en comunicación con un conjunto 20 que forma imagen y un conjunto de láser 12. El sistema 22 de computadora puede tener un software (programa) almacenado en una memoria y un hardware (equipo) que se puede usar para controlar la entrega de la energía de ablación al ojo del paciente, la guia de la posición del ojo del paciente relativo a un eje óptico del haz 14 de láser (por ejemplo, traslaciones en las direcciones x, y y z, y rotaciones torsionales, y similares. Las modalidades ejemplares, ente otras funciones, el sistema 22 de computadora, pueden ser programadas ara calcular un perfil de ablación acostumbrado basado en los datos del frente de ondas y/o los datos de la topografía corneal, el registro de imágenes realizado con el conjunto 13 que forma imágenes, con las imágenes de tiempo real tomadas por el conjunto 20 que forma imágenes. Adicionalmente, el sistema 22 de computadora puede ser programado para medir, en tiempo real, el movimiento (x(t), y(t), z(t) y la orientación rotatoria 9(t) del ojo del paciente, en relación con el eje óptico del haz láser para asi permitir que el sistema de computadora modifique la entrega del perfil de ablación acostumbrado, con base en la posición de tiempo real y/o la orientación del ojo del paciente. Haciendo ahora referencia a la Figura 3 , una modalidad de un dispositivo 10 de medición del frente de onda de la presente invención se ilustra esquemáticamente. Como puede ser apreciado, el dispositivo 10 de medición del frente de onda ilustrado es meramente un ejemplo de un dispositivo de medición del frente de onda, que puede ser usado con las modalidades de la presente invención y otro dispositivos de medición el frente de onda convencionales o patentados, pueden ser usados . En términos muy generales, el dispositivo 10 de medición del frente de ondas incluye un conjunto 13 que forma imágenes, que puede formar una imagen del ojo E de paciente, durante la medición del frente de ondas del ojo, con el conjunto 11 de medición del frente de ondas. El conjunto 11 de medición del frente de ondas incluye una fuente 22 de imagen, tal como un láser, que proyecta una imagen de fuente a través de los tejidos ópticos 34 del ojo E y así para formar una imagen 44 en una superficie de la retina R. La imagen de la retina R se transmite por el sistema óptico del ojo (específicamente, tejidos ópticos 34) y la imagen en un sensor 36 del frente de ondas por la óptica 38 del sistema. El conjunto 13 que forma imágenes, puede estar en comunicación con un sistema 17 de computadora para entregar imágenes del ojo del paciente a una memoria en el sistema 17 de computadora. Si se desea, el sensor 36 del frente de ondas puede también ser configurado para comunica señales a la computadora 17 para la determinación de un programa de tratamiento de ablación corneal. La computadora 17 puede ser la misma computadora que se usó para detectar la operación directa del sistema 15 de cirugía láser, o al menos algunos o todos los componentes de la computadora del dispositivo 10 de medición del frente de ondas y el sistema de cirugía láser pueden estar separados. Los datos del sensor 36 del frente de ondas, pueden ser transmitidos a la computadora 22 del sistema láser, por vía de medios tangibles 29, por vía de una puerta de entrada / salida, por vía de una conexión de trabajo de red, tal como la Intranet, la Internet, o similares . El sensor 36 del frente de ondas comprende generalmente un arreglo 38 de lentes peques y un sensor 40 de imágenes. Como la imagen de la retina R es transmitido a través de tejidos ópticos 34 y formado imágenes en una superficie del arreglo 38 de lentes pequeños, este arreglo de lentes separa la imagen transmitida en un arreglo de haces pequeño 42 y (en combinación con otros componentes ópticos del sistema) las imágenes de los haces pequeños separados en la superficie del sensor 40. Los sensores 40 comprenden típicamente un dispositivo de acoplamiento cargado o CCT, y detecta las características de esos haces pequeños individuales, que se pueden usar para determinar las características de una región asociada de los tejidos ópticos 34. En particular, donde la imagen 4 comprende un punto o zona pequeña de luz, una ubicación de la zona transmitida, según la imagen por un haz pequeño, puede indicar directamente un gradiente local de la región asociada del tejido óptico.

El ojo E generalmente define una orientación anterior ANT y una orientación posterior POS . La f ente 32 de imagen proyecta generalmente una imagen en una orientación posterior a través de los tejidos ópticos 34 en la retina E. Los tejidos ópticos 34 de nuevo transmiten la imagen 44 desde la retina anteriormente hacia el sensor 36 del frente de ondas. La imagen 44, formada realmente en la retina R, puede ser distorsionada por cualquier imperfección en el sistema óptico del ojo, cuando la fuente de imagen es transmitida originalmente por los tejidos ópticos 34. Opcionalmente, la óptica de proyección de la fuente de imagen 46 puede ser configurada o adaptada para disminuir cualquier distorsión de la imagen 44. En algunas modalidades, la óptica de fuente de imagen puede disminuir los errores ópticos de orden menor, compensando los errores esféricos y/o cilindricos de los tejidos ópticos 34. Los errores ópticos de orden mayor de los tejidos ópticos pueden también ser compensados a través del uso de un elemento óptico que se adapta, tal como un espejo deformable. El uso de una fuente de imagen láser 32 se selecciona para definir un punto o pequeña zona de imagen 44 en la retina que puede facilitar el análisis de datos provisto por el sensor 36 de frente de onda. La distorsión de la imagen 44 puede extralimita por transmitir una imagen de fuente a través de la región central 48 de los tejidos ópticos 34, la cual es menor que una pupila 50, ya que la porción central de la pupila puede ser menos propensa a errores ópticos que la porción periférica.

Independientemente de la estructura de la fuente de imagen particular, será generalmente benéfico tener bien definida y formada exactamente la imagen 44 en la retina R. Mientras el método de la presente invención generalmente será descrito con referencia a la detección de una imagen 44 sobre la retina, se entenderá que una serie de lecturas de los datos del sensor del frente de onda pueden ser tomadas. Por ejemplo, una serie de tiempo de las lecturas de datos del frente de onda pueden ayudar a proporciona una determinación general más exacta de aberraciones del tejido ocular. Como los tejidos oculares pueden variar en configuración en un breve período de tempo, una pluralidad de medidas del sensor del frente de ondas, separadas temporalmente, pueden evitar depender de una sola característica óptica como la base para el procedimiento corrector refractivo. Aún otras alternativas están también disponibles, que incluyen tomar datos del sensor del frente de ondas del ojo con este ojo en diferentes configuraciones, posiciones y/u orientaciones. Por ejemplo, un paciente a menudo ayudará a mantener el alineamiento del ojo con el conjunto 11 de medición del frente de onda, enfocando sobre un objetivo fijo, como se describe en la patente de EE.UU., No. 6,004,313, cuya descripción completa se incorpora aquí como referencia. Variando una posición focal del objetivo de fijación, como se describe en esa referencia, las características ópticas del ojo pueden ser determinadas mientras el ojo acomoda o adapta la imagen en un campo de visión a distancia variable. Otras alternativas incluyen girar el ojo por la provisión de alternativas y/o moviendo los objetivos de fijación dentro del conjunto 1 de medición del frente de onda. La ubicación del eje óptico del ojo puede ser verificada con referencia a los datos provistos de un conjunto imaginario 13, tal como una cámara de pupila, que forma imágenes del ojo concurrentemente durante las mediciones del frente de ondas. En la modalidad ejemplar, el conjunto 13 de imagen, forma imágenes de la pupila 50 y/o el iris, para así permitir la determinación subsiguiente de una orientación de posición y torsional de la pupila y/o el iris para el registro de los datos del sensor frontal de onda con relación a los tejidos ópticos, como también será descrito abajo . Una modalidad alternativa de un sistema del sensor del frente de ondas se ilustra en la Figura 3A. Los componentes mayores del sistema de la Figura 3A son similares a aquellos de la Figura 3. Adicionalmente, la Figura 3A incluye un elemento óptico 52 que se adapta, en la forma de un espejo deformable. La imagen de fuente se refleja desde el espejo deformable 52 durante la transmisión a la retina E, y el espejo deformable está también a lo largo de la trayectoria óptica usada para formar la imagen transmitida entre la retina R y el sensor 40 de imagen. Este espejo deformable 52 puede ser deformado en forma controlable para limitar la distorsión de la imagen formada en la retina, y puede aumentar la exactitud de los datos frontales de onda. La estructura y uso del sistema de la Figura A son descritas más completamente en la patente de EE.UU., No. 6,095,651, cuya descripción completa se incorpora aquí como referencia. Los componentes de una modalidad de un sistema de frente de onda para medir el ojo y las ablaciones, comprenden elementos de un aparato VISX aveScan®, disponible de VISX, Incorporated de Santa Clara, California. Una modalidad preferida incluye un aparato VISX WaveScan® con un espejo deformable, como se describió antes. Una modalidad alternativa de un dispositivo medidor del frente de onda se describe en la patente de EE.UU., No. 6,271,915, cuya descripción completa se incorpora aquí como referencia. La Figura 4 es un diagrama de bloques simplificado de un sistema de computadora ejemplar 17, 9, 22, abarcado por el sistema de la presente invención. Este sistema de computadora incluye al menos un procesador 50, que comunica con un número de dispositivos periféricos por medio del subsistema 62 del colector. Estos dispositivos periféricos pueden incluir un subsistema de almacenamiento 64, que comprende un subsistema 66 de memoria y un subsistema de almacenamiento de archivo 68, un dispositivo 70 de entrada de la interfaz di usuario, dispositivos 72 de salida de la interfaz del usuario y un subsistema 74 de interfaz de la red. Este subsistema de interfaz de la red 74 proporciona una interfaz a una red 75 de comunicaciones para la comunicación con otros dispositivos que forman imágenes, bases de datos, o similares. Los dispositivos de entrada de interfaz del usuario 70 pueden incluir dispositivos de señalamiento de teclado, tal como un ratón, esfera de pista, cojin de toque o tabletas gráficas, un escáner, pedales de pies, una palanca de mando, una pantalla de toque incorporado en el exhibidor, un dispositivo de entrada de audio, el cual es un sistema de reconocimiento de voz, micrófonos y otros tipos de dispositivos de entrada. En general, el uso del término de "dispositivo de entrada" intenta incluir una variedad de dispositivos convencionales y patentados y formas de entrar la información en el sistema de computadora. Cada dispositivo de entrada a menudo será usado para descargar un código que puede ejecutar la computadora desde una red de computadora u otros medios de almacenamiento tangibles que incorporan pasos o instrucciones de programas para cualquiera de los métodos de la presente invención. Los dispositivos 72 de salida de la interfaz del usuario pueden incluir un subsistema de exhibición, una impresora, una máquina de fax, o exhibiciones no visuales, tal como dispositivos de salida de audio. El subsistema de exhibición puede ser un tubo de rayos catódicos (CRT) , un dispositivo de panel plano, tal como un dispositivo de cristal líquido (LCD) , un dispositivo de proyección o similares. El subsistema de exhibición puede también proveer exhibición no visual tal como un dispositivo de salida de audio. En general, el uso del término ; dispositivo de salida intenta incluir una variedad de dispositivos convencionales y patentados y maneras para producir la información desde el sistema de computadora al usuario. El subsistema de almacenamiento 64 almacena la programación básica y construcción de datos que proporcionan la funcionalidad de las varias modalidades de la presente invención. Por ejemplo, la base de datos y módulos que realizan la funcionalidad de la presente invención pueden ser almacenados en el subsistema 64 de almacenamiento. Estos módulos del software son generalmente ejecutados por el procesador 50. En un medio distribuido, los módulos del software pueden ser almacenados en una memoria de una pluralidad de sistemas de computadora y ejecutados por procesadores de la pluralidad de sistemas de computadora. El subsistema de almacenamiento 64 comprende típicamente el subsistema de memoria 66 y el subsistema 68 de almacenamiento de archivos . El subsistema 66 de memoria incluye típicamente un número de memorias que comprenden una memoria de acceso aleatorio principal (RAM) 76 para almacenar las instrucciones y datos durante la ejecución del programa, y una memoria solamente de lectura (ROM) 78 en la cual instrucciones fijas se almacenan. El subsistema 68 de almacenamiento de archivos proporciona el almacenamiento persistente (no volátil) para el programa y archivos de datos, y puede incluir una unidad de disco duro, una unidad de disquete junto con medios removibles de memoria asociados, una Memoria Solamente de Lectura, Digital, Compacta (CD-ROM) ,una unidad óptica DVD, CD-R, CD-RW, o cartuchos- o discos de medios removibles. Una o más unidades pueden estar colocadas en ubicaciones remotas en otras computadores conectadas de otros sitios, acoplados al sistema de computadora. Las bases de datos y módulos que realizan la funcionalidad de la presente invención, pueden también ser almacenados por el subsistema 68 de almacenamiento de archivos . El subsistema 62 del colector proporciona un mecanismo para permitir que los varios componentes y subsistemas del sistema de computadora se comuniquen entre sí, según sea intentado. Los varios subsistemas y componentes del sistema de computadora no necesitan estar en la misma ubicación física, y pueden ser distribuidos en varias ubicaciones dentro de una re distribuida. Aunque el subsistema de colector 62 se muestra esquemáticamente cono un colector sencillo, modalidades alternativas del subsistema de colector pueden utilizar múltiples colectores. El propio sistema de computadora puede ser de varios tipos, que incluyen una computadora personal, una computadora portátil, una estación de trabajo, una terminal de computadora, una computadora de red, un módulo en la unidad que forma imágenes, un marco principal o cualquier otro sistema procesador de datos. Debido a la naturaleza aún cambiante de las computadoras y redes, la descripción del sistema de computadora, ilustrado en la Figura 4, se intenta sólo como un ejemplo especifico para fines de ilustrar una modalidad de la presente invención. Muchas otras configuraciones del sistema de computadora son posibles, que tienen más o menos componentes que el sistema de computadora ilustrado en la Figura 4. La Figura 3 ilustra esquemáticamente una pluralidad de módulos80 que pueden llevar a cabo una modalidad de la presente invención. Los módulos 80 pueden ser módulos de software, módulos del hardware o un combinación de ello. Si los módulos son módulos de software, los módulos serán incorporados en un medio que puede leer la computadora, y procesados por un procesador 60 en cualquier sistema de computadora de la presente invención. Un primer conjunto de datos de un primer instrumento,, será recibido por el módulo 82. El primer conjunto de datos es típicamente una medición óptica y/o imagen de un sistema óptico, tal como un ojo. Por ejemplo, en una modalidad, la medición óptica está en la forma de una medición del frente de ondas del ojo de un paciente. Tal medición del frente de ondas puede ser obtenida por dispositivos de medición del frente de ondas, ilustrados en las Figuras 3 y 3A. Un segundo conjunto de datos desde un segundo instrumento, puede ser recibido por el módulo 85. El segundo conjunto de daos es también típicamente una medición óptica y/o imagen del mismos sistema óptico. Por ejemplo, en una modalidad, la segunda medición óptica está en la forma de un mapa topográfico corneal del ojo de un paciente. Como puede ser apreciado, la presente invención no se limita a un dispositivo de medición del frente de ondas y un topógrafo corneal . El primer instrumento y el segundo instrumento pueden ser cualquier combinación de dispositivo de medición óptica que se usen para obtener mediciones de errores ópticos o refractivos del sistema óptico. El primero y segundo conjuntos de datos pueden ser transmitidos del primer instrumento y el segundo instrumento sobre una red de comunicaciones, o los conjuntos de datos de cada dispositivo pueden ser almacenados en un medio que se puede leer por computadora y cargado al sistema de computadora que se procesan por los módulos 80.

Co el fin de tomar ventaja de las dos fuentes de datos (por ejemplo, el topógrafo corneal y el dispositivo de medición del frente de ondas) para el diagnóstico de los errores refractivos del ojo y para la planeación del tratamiento corneal, los datos desde las dos fuentes deben estar en registro. Consecuentemente, el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos se transmiten al módulo 86 donde se aplican uno o más algoritmos de proceso de imágenes a los conjuntos de datos para el registro del primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. Típicamente, el registro de los dos conjuntos de datos establece una transformación del sistema coordinado entre los dos conjuntos de datos, para compensar cualquier mal alineamiento de posición y/o torsión. La Figura 6 ilustra esquemáticamente una modalidad ejemplar del módulo 86. Como se puede apreciar, sin embargo, la Figura 6 es meramente un ejemplo de un algoritmo de proceso de imágenes que puede ser usado para el registro de dos conjuntos de datos y la presente invención no se limita al ejemplo específico de la Figura 6. Como se ilustra, los datos del módulo 82 pueden ser transmitidos al módulo 86, conde uno o más algoritmos se aplican al primer conjunto de datos (por ejemplo, la medición del frente de onda) para ubicar puntos de datos distintivos, tal como marcas de zonas en la medición del frente de ondas. Algunos ejemplos de marcas de zona son el limbo, iris, límite del iris, centro del iris, patrón del iris (por ejemplo la textura del patrón del iris) , pupila, centro de la pupila, centro de la córnea, y vértice de la córnea. En una modalidad, ilustrada en la Figura 6A, un algoritmo 90 puede detectar las marcas de zona (por ejemplo, la pupila y el iris) con alta exactitud. En la modalidad ilustrada, el algoritmo 90 calcula una información de la pupila (paso 100) . Tal como la ubicación de la pupila, encontrar el centro de la pupila, y/o calcular el radio de la pupila. En una modalidad, la pupila se ubica por el umbral del conjunto de datos analizando un histograma del valor del pixel y escogiendo la posición de una primera "inmersión" en el histograma, después de al menos 2000 píxeles y debajo del umbral de cor. Todos los píxeles debajo del umbral pueden ser etiquetados con "1" y los píxeles arriba del umbral son etiquetados con "O" . Los píxeles etiquetaos con"l" generalmente corresponderán a la pupila, pestañas y posiblemente otras regiones de la imagen. Sin embargo, se debe apreciar que el número de píxeles empleado será relacionado el área de la pupila y variará con las aplicaciones de la invención. Las dos características distinguibles acerca de la región de la pupila, , comparadas a otras regiones no de la pupila, es su gran tamaño y la ubicación central- En algunas modalidades, las regiones de intersección con un marco interno de ancho de 5 pixeles del conjunto de datos, serán descartadas y la región remanente más grande se puede seleccionar como la pupila. Si se desea, la región de la pupila seleccionada puede ser llenada para remover cualquier hueco creado por las reflexiones o similares. Por ejemplo, en una modalidad, la región remanente de la imagen puede también ser analizada en la forma convexa. Por ejemplo, en una modalidad, la región remanente de la imagen puede también ser analizada en la convexidad. Un radio y centro de la pupila puede ser estimado por el procedimiento de estimación estándar de los cuadrados mínimos . Una vez calculada la información de la pupila, se puede calcular la información del iris (paso 102) , tal como la ubicación del límite del iris, centro del iris y radio del iris. En algunas modalidades, el limite del iris puede ser estimado para tener un cierto radio de pixeles (por ejemplo 320 píxeles) y puede asumir ser constante para toas las personas . El centro del iris puede ser calculado como un centro del círculo que corresponde al límite eterno del iris. Si se desea, una posición del centro del iris puede ser usada para calcular un desplazamiento de la pupila desde el centro del iris. Alternativamente, otro método de calcular la información del iris, toma ventaja del hecho que el centro de la pupila ya se ha encontrado (como se describió antes) ,que el iris tiene un intervalo limitado de posibles valores y el centro del iris está usualmente no muy lejos del centro de la pupila. Puesto que el centro de la pupila y el centro del iris son típicamente no muy lejos entre sí, es posible estimar la derivada radial de la intensidad de la imagen con respecto al centro del iris por la derivada radial con respecto al centro déla pupila. Asimismo, el intervalo limitado délos valores del radio del iris ocurren en naturaleza, permite la restricción de un intervalo de posible búsqueda al un anillo centrado en el centro de la pupila, y tiene radios interno y externo, de modo que el orden del iris debe estar siempre ubicado en algún sitio dentro del intervalo. En una modalidad, el intervalo de búsqueda numérico puede estar entre aproximadamente 10.5 ram y 14 mm.

En otras modalidades, el intervalo puede ser mayor o menor, si se desea. Opcionalmente, una vez que el iris es encontrado, el anillo del iris puede luego ser desenvuelto y dividido en un número fijo de sectores, convirtiendo las coordenadas Cartesianas del iris en coordenadas polares, centras en la pupila (Etapa 104) En modalidades alternativas, puede ser posible analizar el anillo del iris sin desenvolverlo. Sin embargo, el solicitante ha encontrado que desenvolviendo y escalando el anillo del iris, permitir mejor coincidencia de las marcas de zona (por ejemplo, bloques de textura) en el iris, entre diferentes imágenes del ojo, por medio de la traslación pura. Por ejemplo, si el anillo del iris o se desenvuelve, el algoritmo puede tener una correspondencia problemática de los bloques de textura que han girado, en tanto si el anillo del iris se desenvuelve, los bloques de textura mantendrán la misma configuración relativa. Después que el iris se divide en sectores, las marcas de zona pueden ser ubicadas (paso 100) . Por e emplo, una región saliente o marca de zona en cada sector se puede identifica y sus propiedades se pueden extraer. En una modalidad, la región del iris e segmentada en veinticuatro sectores de quince grados. Sin embargo, se debe apreciar que en otras modalidades, la región del iris puede ser segmentada en más de veinticuatro sectores o menos de estos veinticuatro sectores . Las marcas de zona preferiblemente son suficientemente distintas y tienen alto contraste. Ellas son en varias posibles formas para seleccionar tales marcas de zona. En una forma de realización, una máscara cuadrada de tamaño MxM (por ejemplo de 21x21 ora ojos de color oscuro y de 31x31 para ojos de color claro) se definen. La máscara puede se explorada sobre cada uno de los veinticuatro sectores, y para cada píxel, en cada sector, un valor se calcula de la región dentro de la máscara, de entrada en ese píxel . El valor asignado al plxel es determinado como la suma de amplitudes de todas las frecuencias espaciales presentes en la región. En una modalidad, la suma de las amplitudes puede ser calculada por la transformación de Fourier en la región. Si se desea, la porción central de 5x5 del espectro Fourier puede ser nulificada para remover un componente DC.

El valor máximo puede luego ser ubicado en cada sector, tal como el límite de su máscara correspondiente sea al menos de 4 píxeles en alejamiento del límite del iris, con el fin de evitar estrechar el margen de la pupila y otros artefactos de límite, tal como los párpados y pestañas. Las posiciones de "triunfo" Y los bloques correspondientes se almacenan para la comparación ulterior. Una descripción más completa de un algoritmo que se pueda usar para ubicar el centro de la pupila, centro del iris y otras marcas de zona en un imagen de medición del frente de onda, se describe en la solicitud de Patente de EE.UU. No. De Serie 10/300714, presentada el 19 de noviembre del 2002, y Gon F. "Chapter 1 on Video-oculography" , PhD Thesis, University of Utecht (1997) , para completar la descripción, la cual se incorpora aquí como referencia. Haciendo de nuevo referencia a la Figura 6, las marcas de zona en el primer conjunto de datos, pueden ser almacenadas, y el segundo conjunto de datos del módulo 84 pueden ser transmitidos al módulo 86, donde el algoritmo 92 puede ser dado para ubicar los puntos de datos distintivos correspondientes (por ejemplo, centro de la pupila, iris, marcas de zona, y similares) en el segundo conjunto de datos (por ejemplo la medición de la topografía corneal) . Un algoritmo similar al mosto en la Figura 6A puede ser usado para ubicar los puntos de datos distintivos en el segundo conjunto de datos. Desafortunadamente, en casos donde el segundo conjunto de datos es del topógrafo corneal, la imagen desde el topógrafo corneal a menudo contiene reflexiones de anillos plácidos que se usan por el tipógrafo corneal 16 para obtener los cálculos de la elevación de superficie real. La presencia de anillos plácidos a menudo hace difícil encontrar el centro y limites exactos de la pupila. Sin embargo, el algoritmo 92 debe ser suficientemente robusto para ubicar exactamente el centro de la pupila y los límites en la imagen. La Figura 6B ilustra esquemáticamente un paso ejemplar 100 que puede ser usado para ubicar la pupila en una imagen de topografía corneal. Primero, un umbral es determinado, con base en una histograma diferencial 200 para determina el límite de la pupila. La primera inmersión 202 se usa para diferenciar la pupila y el iris. La imagen puede ser el umbral 204 y es seguido por una dilatación morfológica y la erosión 206, para cerrar los huecos de los anillos. Un mejor límite de ajuste se encuentra, con base en el límite 208 de la región. Este mejor círculo de ajuste se considera es el límite externo 210 de la pupila. Desde los límites externos, el algoritmo puede ubicar el centro de la pupila. Adicional o alternativamente, el borde externo del iris permanece parcialmente visible y puede ser usado para encontrar el centro de la córnea. Pasos similares, como se ilustran en la Figura 6A pueden ser usados para ubicar el centro del iris, el limite el iris, el radio del iris, y otras marcas de zona en el iris, si se desea. Algunas modalidades de tales algoritmos de encontrar el iris usan el centro de la pupila, como una estimación inicial del centro del iris, pero para el mapa de topografía de la córnea, puede ser posible usar el centro de la imagen como la estimación inicial . La Figura 7 ilustra datos de 11 ojos que se han analizado, cuando los métodos de la presente invención. El tamaño del iris estimado se comparó con la medición real de esta tamaño del iris. La diferencia media es el radio del iris estimado, del radio real fue de 0.024 mm, con una división estándar de 0.081 mm. La posición del vértice corneal con respecto al centro de la pupila, se comparó para cada pareja de imágenes. La Figura 7 muestra un cambio relativo en la posición del vértice estimada para cada pareja. El punto más oscuro representa la posición del vértice corneal de los datos del frente de onda, mientras el más claro representa la posición del vértice corneal del topógrafo corneal. Las líneas que conectan los dos puntos indican el desplazamiento estimado. Las Figuras 8 y 9 son algunos ejemplos de aplicar la etapa de hallar el iris para el conjunto de datos del mapa de la topografía corneal, para ubicar el centro de la córnea. El punto 300 indica el centro calculado del iris, como se calcula por un algoritmo de la presente invención El círculo 302 con el centro 304 es el centrol calculado de la pupila en las imágenes. Nótese el desplazamiento nasal característico del centro de la pupila con respecto al centro corneal en las imágenes de topografía debido al tamaño menor de la pupila. La Figura 9 muestra un conjunto similar de datos con el mapa de topografía corneal, obtenido por el topógrafo corneal 1S. Debido a las longitudes de onda similares, el patrón del iris se mira más similar entre las dos imágenes. La medición del frente de onda forma imágenes del vértice corneal, que corresponde a la primer imagen de reflexión de Purkinje del haz láser de medición, mientras la imagen basada en la topografía, el vértice es el centro del anillo más interno, el cual también contiene las imágenes de reflexión de Purkinje, desde el objetivo del instrumento. Haciendo referencia de nuevo a la Figura 6, una vez que los centros del iris y/u otros puntos de datos distintivos se ubican en tanto el primer conjunto de datos como el segundo conjunto de datos, el módulo 93 se usa para el registro de los puntos de datos distintivos en los dos conjuntos de datos. La escala de una o ambas de las imágenes del conjunto de datos, puede ser escalada y/o ajusta de modo que el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos, correspondan sustancraímente entre sí. Si la ciclo-rotación es descontinuada (por ejemplo, debido a la misma orientación del cuerpo y la orientación del objetivo visual de la ciclo-rotación no es significante) , las dos imágenes pueden ser sobrepuestas, así que una región de la topografía corneal que corresponde a la medición del frente de datos se puede seleccionar y alinear, logrando así el registro. Como puede ser apreciado, aún si la ciclo-rotación no es significante, si se desea que esas marcas de zona puedan aún ser usadas para corregir la menor ciclo-rotación entre el primero y segundo conjunto de datos. En algunas modalidades, un algoritmo 94 puede en seguida ser dado para calcular los desplazamientos posesiónales y/o de orientación relativos, entre los puntos de datos distintivos para así determinar la diferencia ciclo-torsional general ente los dos conjuntos de datos, y el ángulo de rotación puede ser tomado en cuenta antes de sobreponer los dos conjuntos de datos, como se determinó antes y en la Solicitud de Patente, No. De SerielO/00 , 714 , presentada el 19 de noviembre del 2002, cuya descripción completa se incorporó aquí previamente como referencia.

Haciendo de nuevo referencia a la Figura 5, una vez que el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos se colocaron en registro (módulo 86) , los datos en registro pueden ser transmitidos ópticamente al módulo 88, donde los conjuntos de datos se analizaron, separadamente o en combinación, para el diagnostico de los errores ópticos en el sistema óptico. Alternativamente, los datos en registro pueden ser analizador manualmente por el médico para diagnosticar los errores ópticos. Una vez que los errores ópticos del sistema óptico son diagnosticados, uno o ambos de los conjuntos de datos se envían al módulo 89, donde se calcula un patrón de ablación láser. En una modalidad, un patrón de tratamiento, tal como un mapa de programa de ablación, se puede calcular del mapa en elevación del frente de onda y/o el mapa de topografía corneal, para así remover los errores regulares (esféricos y/o cilindricos) e irregulares de los tejidos ópticos . Combinando el programa de tratamiento con una características de pulso de ablación láser de un sistema láser particular, una tabla de ubicaciones del pulso de ablación, tamaños, configuraciones y/o números puede ser desarrollada. Algunos métodos ejemplares y sistemas para preparar una tabla de ablación se describen en la Solicitud de Patente de EE.UU., también pendiente. No. 09/805,737, presentada el 13 de marzo del 2001 e intitulada "Generación de Exploración de Ubicaciones de Zonas para Cirugía del Ojo por Láser! Y la Solicitud de Patente Provisional, No. De Serie 60/739,090, presentada el 13 de junio del 2002 e intitulada "Combadura Objetivo, Basada en la Topografía Cornal", cuya descripción completa se incorpora aguí como referencia. Una tabla de ablación puede ser optimizadas, opcionalmente, clasificando los pulsos individuales, para así evitar el calentamiento localizado, la minimización de las ablaciones irregulares, si el programa de tratamiento es interrumpido, y similares. Como se puede apreciar, en algunas modalidades, sólo uno el mapa de topografía corneal y la medición frontal de onda, puede ser usado para generar el patrón de ablación. Por ejemplo, si sólo se usa el mapa de topografía corneal, entonces todas las mediciones son de la superficie corneal, más bien que todo el sistema óptico del ojo. Algunos sistemas y métodos para determinar una ubicación de ablación y configuración guando la topografía corneal, se adscriben en la patentes de EE.UU. , Nos. , 245, 059, 6.129,722, y 5,843,070, cuyas descripciones completas se incorporan aquí como referencia.

El patrón de ablación corneal puede ser calculado por el módulo 89, que se procesa en un procesador en el sistema de computadora, 17, 19 ó 22, o por otro procesador separado para la ablación del ojo con el sistema 15 de ablación láser, para asi corregir los errores ópticos medidos del ojo. El módulo 89 de la presente invención puede proporcionar la modelación sofisticada del ojo, tomando en cuenta la superficie posterior de la córnea, lentes modelo, etc. Usando tanto las aberraciones totales (por ejemplo de la medición del frente de onda) como las aberraciones superficiales (por ejemplo, del topógrafo corneal) puede ser posible determinar las fuentes de diferentes aberraciones en el ojo y desarrollar un patrón de ablación que minimizará el tamaño del PSF (función de diseminación del punto) en la retina, proporcionando así la agudeza visual óptima para el paciente. Las dos superficies (por ejemplo, la topografía del frente de onda y corneal) pueden ser combinadas en varias combinaciones (por ejemplo, el promedio pesado de la topografía del frente se onda y corneal) que será determinado de rayos trazados a través de las varias superficies ópticas del ojo (ambas superficies de la córnea y el lente) para crear la imagen retina. Mientras la cirugía impulsada puramente por el frente de onda produce excelentes resultados en pacientes, el uso de la topografía corneal puede mejorar la consistencia de los resultados, clasificados para superficies corneales anormales y altas cantidades de aberraciones lenticulares, y determina los porcentajes de las aberraciones corneales con relación a las aberraciones internas en el sistema óptico, conduciendo de esta manera a mejores diagnósticos y resultados de los tratamientos refractivos . En una modalidad, el módulo 89 está en un sistema más plano de un tratamiento separa no mostrado) que importa tanto los datos del frente de onda como los datos topográficos. Los cálculos el perfil de ablación a menudo se basan en ambas propiedades ópticas medidas del ojo y en las características del tejido corneal objetivo para la ablación (tal como el régimen de ablación, el índice reactivo, la propensidad del tejido a formar "islas centrales" o profundidades disminuidas de la ablación central, dentro de un haz de energía uniforme. Y similares) . Los resultados del calculo a menudo comprenderá un patrón de ablación en la forma de una tabla de ablación que lista las ubicaciones de ablación, números de pulsos, tamaños de ablación y /o configuraciones de ablación, para efectuar la corrección refractiva deseada. Un método ejemplar para generar los patrones de ablación se describe en la Solicitud de Patente de EE.UU., también pendiente, No. 09/805,737, cuya descripción completa se incorporó previamente aquí como referencia. Donde el error refractivo se va a corregir por modalidades de tratamientos alternativos, los planes del tratamiento alternativo pueden ser preparados, tal como los tamaños del implante del anillo corneal, o similares. Para alinear torsionalmente (es decir, colocar en registro) el perfil de ablación con el ojo del paciente, el perfil de ablación calculado necesita tener una transformación coordinada única a una imagen del ojo, tomada por la cámara de pupila del sistema láser, para asi determinar las diferencias de posición y el desplazamiento torsional, entre el perfil de ablación y la imagen de tiempo real del ojo. En modalidades ejemplares, la cámara de pupila es un dispositivo de video que puede obtener el video que fluye, típicamente el primer marco del video que fluye, puede ser analizado por el sistema de computadora para ubicar el centro de la pupila, centro del iris y/o marcadores que se ubican originalmente en el primero o segundo conjunto de datos. Una vez que el centro de pupila, centro de iris y/o o marcadores se ubican, un desplazamiento torsional entre el patrón de ablación y la imagen del marco de video del ojo del paciente se calculan. Una vez que el desplazamiento torsional se determina, el sistema de computador puede ir a la posición de traslación (x(t), y(t) y z(t)) de la pupila del paciente, con una pista del ojo de alta velocidad (HSET) y la orientación torsional (G(t)) del ojo con la pista torsional. Debido a la posición del centro de la pupila es guiada típicamente con el HSET, la pista torsional estima la posición de las marcas de zona con respecto al centro de pupila. Una descripción más completa de las imágenes en registro torsionalmente del ojo y la pista torsionalmente el ojo, se describe en la Solicitud de Patente de EE.UU., de propiedad común, No de Serie 10/300,714, presentada el 19 de noviembre del 2002, cuya descripción completa se incorporó aquí como referencia. Como entenderán los expertos en la técnica, la presente invención puede ser incorporada en otras formas específicas, sin apartarse de sus características esenciales. Un experto ordinario en la técnica reconocerá otras variaciones, modificaciones y alternativas. Por ejemplo, mientras la presente invención se describió para el registro de dos conjuntos de datos, se debe apreciar que la presente invención puede colocar en registro tres o más conjuntos de datos, si se desea. Asimismo, la presente invención puede ser usada para el diagnóstico de fuentes de aberración (por ejemplo la superficie corneal o aberraciones internas, escogiendo el tratamiento óptimo con lentes modelo, la función de esparcimiento de puntos y similares. Por lo tanto, la descripción anterior intenta ser ilustrativa, pero no limitativa, del ámbito de la invención, el cual se indica en las siguientes reivindicaciones.

Claims (1)

1. REIVINDICACIONES Un método para colocar en registro conjuntos de datos, obtenidos por dos diferentes instrumentos, este método comprende : obtener un primer conjunto de datos desde un objeto, con un primer instrumento; obtener un segundo conjunto de datos del objeto, con un segundo instrumento; ubicar puntos de datos distintivos del objeto, en cada uno de los conjuntos de datos; y usar los puntos de datos distintivos, para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos. El método de la reivindicación 1, en que el objeto es un ojo. El método de la reivindicación 1, en que el conjunto de datos del primer instrumento comprende una medición del frente de ondas del ojo. El método de las reivindicaciones 2 ó 3, en que el segundo conjunto de datos del segundo instrumento comprende un mapa topográfico corneal del ojo. El método de la reivindicación 2, en que los puntos de datos distintivos son un o más marcas de zona en el ojo. El método de la reivindicación 5, en que las marcas distintivas son al menos una de: el limbo, iris, centro del iris, patrón del iris, pupila, centro de la pupila, limite de la pupila y vértice corneal. El método de la reivindicación 5, en que el punto de datos distintivos es un centro del iris, en que el uso de los puntos de datos distintivos para el registro comprende coincidir los centros del iris del primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos, el método además comprende escalar al menos uno del conjunto de datos, de modo que los tamaños del primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos coincidan sustancialmente entre 8. El método de la reivindicación 2 , que además comprende generar un patrón de ablación para el ojo, basado en un análisis del primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. 9. El método de la reivindicación l,que además comprende sobreponer el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. 10. El método de la reivindicación 9, que comprende medir un desplazamiento ciclo-torsional entre el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos, y compensar este desplazamiento ciclo-torsional antes de sobreponer el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. 11. El método de la reivindicación 1, en que el uso de puntos de datos distintivos comprende calcular los desplazamientos posicional relativo y torsional, entre el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. 12. El método de la reivindicación 11, en que el cálculo de los desplazamientos posicional relativo y torsional comprende establecer una transformación del sistema de coordenadas entre el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. Un método para mejorar una medición de errores refractivos de un sistema óptico, este meto comprende : obtener una primera medición óptica del sistema óptico; obtener una segunda medición del sistema óptico, Y colocar en registro la primera medición óptica del ojo con la segunda medición del sistema óptico . 14. El método de la reivindicación 11, en que el sistema óptico comprende los tejidos hopitos del un ojo; donde la primera medición del sistema óptico es una medición del frente de ondas del ojo y la segunda medición es un mapa topográfico corneal del ojo. 15. El método de la reivindicación 14. que además comprende el diagnóstico de los errores hopitos del ojo, usando el mapa topográfico corneal en registro y la medición del frente de ondas del ojo. 16. El método de la reivindicación 14, que comprende generar un patón de ablación para el ojo, analizando al menos uno del mapa de ablación corneal y la medición del frente de ondas . 17. El método de la reivindicación 14, en que el registro del mapa topográfico corneal del ojo con la medición del frente de ondas del ojo comprende: colocar marcas de zona en el mapa topográfico corneal del ojo y la medición del frente de ondas del ojo; calcular al menos uno del desplazamiento posicional relativo y torsional entre las marcas de onda, pata generar una transformación el sistema coordinado entre el mapa topográfico y la medición frontal de onda; y usar la transformación del sistema coordinado, para alinear el mapa topográfico corneal del ojo con la medición del frente de onda del ojo. 18. El método de la reivindicación 17, en que la marca de zona es al menos una de: un limbo, iris, centro del iris, patrón del iris, pupila, centro de la pupila, limite de la pupila, y vértice corneal. 19. El método de la reivindicación 14, en que el registro comprende escalar un tamaño de al menos uno del mapa topográfico corneal y la medición del frente de onda. 20. El método de la reivindicación 14, en que el registro comprende sobreponer el mapa topográfico corneal del ojo con la medición del frente de onda del ojo . 21. Un sistema para el registro de un primer conjunto de datos con un segundo conjunto de datos, este sistema comprende: un procesador; una memoria acoplada con el procesador, esta memoria comprende una pluralidad de módulos para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos, los módulos comprenden: un módulo para recibir el primer conjunto de datos ; un módulo para recibir el segundo conjunto de dato; un módulo para ubicar puntos de daos distintivos en cada uno de los conjuntos de datos ; y un módulo para usar lo puntos de datos distintivos para el registro del primer conjunto de datos- con el segundo conjunto de datos . 22. El sistema de la reivindicación 21, en que el primer conjunto de datos es una medición del frente de ondas . 23. El sistema de las reivindicaciones 21 ó 22, ñeque el segundo conjunto de datos es un mapa topográfico corneal . 24. El sistema de la reivindicación 21, en que el sistema además comprende un topógrafo corneal, que obtiene el segundo conjunto de datos. 25. El sistema de la reivindicación 21 en que el sistema además comprende un dispositivo de medición del frente de ondas, que obtiene el primer conjunto de datos . 26. El sistema de la reivindicación 21 en que los módulos además comprenden un módulo para calcular un patrón de ablación, basado en el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. 27. El sistema de la reivindicación 21 en que los módulos además comprenden un conjunto de láser, para entregar el patrón de ablación. 28. El sistema de la reivindicación 21, en que el módulo para usar los puntos de datos distintivos para el registro del primer conjunto de datos on el segundo conjunto de datos, se configura para escala un tamaño de al menos uno del primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos, para coincidir sustancialmente estos conjuntos de datos entre sí. 29. El sistema de la reivindicación 21, en que los punto de datos distintivos son marcas de zona en un o o . 30. El sistema de la reivindicación 29 en que el módulo para ubicar puntos de datos distintivos se configura para colocar al menos uno de una pupila, centro de la pupila, límite de la pupila, centro del iris, patrón- del iris, límite del iris, limbo y vértice cornal en el primero y segundo conjuntos de datos. 31. El sistema de la reivindicación 30 en que el módulo para usar los puntos de datos distintivos se configura para calcular y compensar un desplazamiento posicional y torsional entre los puntos de datos distintivos en el primer conjunto de daos y el segundo conjunto de datos. 32. El sistema de la reivindicación 31, en que el módulo para usar los puntos de datos distintivos se configura para sobreponer el primer conjunto de datos y el segundo conjunto de datos. 33. Un sistema para el registro de una primera medición óptica de un sistema óptico con una segunda medición óptica del sistema óptico, este sistema comprende: una memoria, acoplada a un procesador, esta memoria comprende una pluralidad de módulos para el registro de la primera medición óptica on la segunda medición óptica de los módulos, que comprenden: un módulo para obtener la primera medición óptica el sistema óptico; un módulo para obtener la segunda medición óptica del sistema óptico; y un módulo para el registro de la primera medición óptica del sistema óptico con la segunda medición óptica del sistema óptico. El sistema de la reivindicación 33, que además comprende un módulo para el diagnóstico de los errores ópticos del sistema óptico, que usa la primera medición óptica y la segunda medición óptica del sistema óptico. El sistema de la reivindicación 34, que además comprende un módulo para generar un patrón de ablación, para corregir los errores ópticos diagnosticados del sistema óptico. Un sistema para medir errores ópticos de un sistema óptico, este sistema comprende: medios para obtener una primera medición óptica del sistema óptico; medios para obtener una segunda medición óptica del sistema óptico; y medios para el registro de la primera medición óptica del sistema óptico con la segunda medición óptica del sistema óptico. 37. El sistema de la reivindicación 36, que además comprende un medio para diagnosticar los errores ópticos del sistema óptico, usando la primera medición óptica y la segunda medición óptica del sistema óptico. 38. El sistema de la reivindicación 36, que además comprende un medio para corregir los errores ópticos diagnosticados del sistema óptico. 39. Un programa de computadora, almacenado en un medio de almacenamiento que se puede leer por computadora, para medir los errores ópticos de un sistema óptico, el programa de computadora comprende : un módulo clave para recibir el primer conjunto de datos; un módulo clave para recibir el segundo conjunto de datos; un módulo clave para usar los puntos de datos distintivos en cada uno de los conjuntos de datos; y un módulo clave para usar los puntos de datos distintivos para el registro del primer conjunto de datos con el segundo conjunto de datos. 40. El programa de computadora de la reivindicación 39, en que el primer conjunto de datos es una medición del frente de ondas . 41. El programa de computadora de la reivindicación 39 ó 40, en que el segundo conjunto de datos es un mapa topográfico . 42. El programa de computadora de la reivindicación 39, que además comprende un módulo clave, para diagnosticar los errores ópticos del sistema óptico. 43. El programa de computadora de la reivindicación 42, que comprende un módulo clave para generar un patrón de ablación para corregir los errores ópticos, en que el patrón de ablación está, al menos en parte, basado en el diagnóstico de los errores ópticos del sistema óptico . 44. Un programa de computadora almacenado en un medio de almacenamiento que se puede leer por computadora, para el registro de una primera medición óptica de un sistema óptico, con una segunda medición óptica del sistema óptico, este programa de computadora comprende : un modulo clave, para obtener una primera medición óptica del sistema óptico; un módulo clave para obtener una segunda medición óptica del sistema óptico; y un módulo clave para el registro de la primera medición óptica del sistema óptico, con la segunda medición óptica del sistema óptico. 5. El programa de computadora de la reivindicación 44, que además comprende un módulo clave para el agnóstico de errores ópticos del sistema óptico, usando la primera medición óptica y la segunda medición óptica del sistema óptico. 6. El programa de computadora de la reivindicación 44, que además comprende un módulo clave para generar un patrón de ablación para corregir los errores ópticos diagnosticados del sistema óptico. 7. Un método para el registro de un mapa topográfico corneal de un ojo, que se obtiene por una primera medición con una medición del frente de ondas de un ojo, que se obtiene por un segundo instrumento, este método comprende : localizar marcas de zona en el mapa topográfico corneal ; localizar una marca de zona correspondiente en la medición del frente de onda; y colocar en registro el mapa topográfico corneal con la medición del frente de ondas . El método de la reivindicación 47, en que las marcas de zona son al menos una de: el limbo, iris, centro del iris, patón del iris, pupila, centro de la pupila, límite de a pupila, y vértice corneal. El método de la reivindicación 47, que además comprende sobreponer el mapa topográfico corneal con la medición del frente de onda.