ES2300259T3 - Aparato para la formacion de imagenes de tejido ocular. - Google Patents

Abstract

Un aparato para formación de imágenes in vivo de tejido ocular, tal como la córnea o el cristalino, en la porción anterior del ojo de un paciente, incluyendo dicho aparato: un láser (703) para proporcionar un haz láser (715) adecuado para iluminación y que tiene una configuración sustancialmente plana en una dirección hacia dicho ojo (705); una cámara (707) para detectar luz de dicho láser reflejado por dicho tejido ocular; y un alojamiento (709) para contener dichos medios de láser (702) y dicha cámara (707), incluyendo dicho alojamiento una ventana (719) que permite la transmisión de dicho haz láser (715) hacia el ojo (705) y de dicha luz reflejada por dicho tejido de nuevo a dicha cámara (707) y al menos un puerto (711) para comunicación de señales de potencia y datos a y de dicha cámara (707) y láser (703); y medios de exploración para efectuar una exploración lateral del haz láser a través del ojo del paciente, caracterizado porque los medios de exploración incluyen una serie de lámparas (721) que presentan un blanco lateralmente móvil que el ojo del paciente es capaz de observar.

Description

Aparato para la formación de imágenes de tejido ocular.

Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención

La presente invención se refiere en general a un método y aparato para evaluar objetivamente in vivo las propiedades de tejido ocular, y más en concreto a un método y aparato para formación de imágenes in vivo y análisis de tejido corneal de manera objetiva y cuantitativa para fines de diagnóstico y terapéuticos.

2. Estado de la técnica

En muchas aplicaciones de diagnóstico y terapéuticas, hay gran necesidad de cuantificar objetivamente la densidad óptica, forma y tamaño de varios tejidos oculares, tal como el cristalino y la córnea.

Considerando la lente de la córnea, es bien conocido que la presencia de turbidez corneal en posiciones particulares en la córnea puede afectar, en individuos concretos, a la agudeza visual y la función del ojo. También se conoce que la densidad óptica de la turbidez corneal está relacionada con la cantidad de difusión de luz (es decir, dispersión) producida por el mayor tamaño y coagulación de moléculas proteínicas en la córnea. Actualmente, las descripciones de turbidez corneal de la técnica anterior consisten en general de una declaración morfológica. Tales descripciones morfológicas se han basado primariamente en la agudeza visual potencial del paciente estimada usando un indicador de agudeza.

En los últimos años se han desarrollado varias técnicas tener para lograr la deseada cirugía de corrección de la refracción en el ojo humano esculpiendo con láser la porción de uso óptico de la córnea. Ejemplos de tales técnicas anteriores se describen en las Patentes de Estados Unidos 4.718.418, 4.732.148, 4.773.414, 4.729.372, 4.669.466, 4.473.330, 4.856.513, y 4.994.058. Aunque algunas de estas Patentes de Estados Unidos utilizan diferentes formas de aparatos, describen esencialmente el mismo método para esculpido por láser fotoablativo de la córnea.

En general, el paso preoperativo del método implica quitar la capa epitelial de la zona central anterior de la córnea. Entonces, se dirige un haz láser ultravioleta de un diámetro controlado en sección transversal a la zona sin epitelio para fotoablación uniforme a través de la membrana de Bowman y la penetración selectiva del estroma, logrando un nuevo perfil curativo de características predeterminadas únicamente en el tejido del estroma. A continuación, se llevan a cabo procedimientos postoperatorios favorables a nuevo crecimiento epitelial eficiente suave sobre la región esculpida quirúrgicamente. Dado que actualmente no es insólito que se produzca una cierta cantidad de "turbidez" corneal o dispersión de luz a causa del procedimiento de esculpido con láser, que puede ser más o menos observable en diferentes pacientes, el tratamiento postoperatorio de esta anomalía también se realiza típicamente usando varios medicamentos de aplicación típica.

Antes de realizar el procedimiento de esculpido corneal descrito anteriormente, es importante adquirir datos representativos del grosor y la topografía de la córnea de un ojo anormal particular. Tales datos deben estar en forma de un contexto fácilmente interpretable contra el que la profundidad y distribución superficial de la incisión quirúrgica en la superficie anterior de la córnea anormal pueda ser determinado con el fin de lograr una corrección refractiva deseada en el ojo del paciente. Además, para a efectos de documentación médica y legal, es importante que el cirujano oftalmológico determine objetivamente y registre el grado exacto de turbidez corneal presente en el ojo del paciente antes y después del esculpido con láser de la córnea.

La Patente de Estados Unidos número 4.669.466 describe un sistema CAD/CAM para uso en la adquisición de datos topográficos y de grosor corneal que pueden ser usados por el cirujano oftalmológico al determinar el nuevo perfil de curvatura a formar en el estroma con el fin de lograr un grado deseado de corrección óptica en el ojo del paciente. El equipo actualmente usado para adquirir datos topográficos corneales incluye un escáner ocular óptico o un fotoqueratómetro con provisión para generar datos topográficos digitalizados. Ejemplo de este equipo es el fotoqueratoscopio PFS-1000 que se puede adquirir en el mercado de la empresa japonesa, Sun Contact Lens Co., Ltd., con oficinas en Estados Unidos en Palo Alto, California. El fotoqueratoscopio de Sun tiene la capacidad de explorar rápidamente la córnea de tal forma que determine toda la topografía de la superficie exterior de la córnea, de limbo a limbo. Se definen de forma exacta y clara sutiles diferencias en la curvatura de la córnea exterior o zona óptica interior. El fotoqueratoscopio está disponible con un fotoanalizador que tiene la capacidad de digitalizar los datos de miles de puntos individuales en la córnea particular, y producir una salida digitalizada, a partir de la que se puede producir una representación visual para mostrar el perfil en sección transversal de la curvatura superficial anterior de secciones transversales que incluyen el eje central del ojo.

El equipo actualmente usado para adquirir datos del grosor corneal incluye un paquímetro para hacer múltiples determinaciones del grosor exacto de la córnea, dentro de milésimas de milímetro, en múltiples posiciones en la superficie de la córnea. Usando telemetría ultrasónica, se obtienen datos de grosor medidos correlacionados con datos de coordenadas de posición como salida digitalizada. Las mediciones paquimétricas pueden ser realizadas manualmente en una base individual de punto a punto, usando una sonda transductora de mano comercialmente disponible flexiblemente conectada a medios de suministro de potencia y visualización, por ejemplo el paquímetro ultrasónico Myopach que se puede obtener de Myocure, Inc., Los Angeles, California, o el paquímetro ultrasónico "Villasenor", que se puede obtener de Cilco, Inc. Huntington, W. Virginia. Utilizando dicho dispositivo, un blanco de fijación permite que el ojo no examinado del paciente mantenga la estabilidad del eje central del ojo examinado cuando la sonda se coloca en la superficie corneal en cualquier lugar desde el eje central óptico a la periferia.

Varias patentes que describen aparatos para medir tejido ocular se describen en las Patentes de Estados Unidos números: 5.684.562, 5.634.249, 5.673.109, 5.624.436, 5.620.437, 5.470.329, 5.596.377, 5.562.656, 5.507.799, 5.549.599, 5.488.443, 5.139.022, 5.404.884, 5.800.424, 5.784.146, 5.817.088, 5.726.735, y 5.706.072.

Aunque el equipo antes descrito tiene la capacidad de adquirir datos topográficos y de grosor de la córnea, la naturaleza de estos datos se conoce por haber sido generados en base a un número fijo de mediciones realizadas en puntos a lo largo de la superficie de la córnea y aplicando posteriormente técnicas matemáticas de estimación.

Así, son muy necesarios un método y aparato que sean capaces de producir mediciones objetivas de la turbidez corneal y determinar la geometría 3D de la córnea y estructuras asociadas sin los inconvenientes y desventajas que acompañan a la técnica anterior.

Consiguientemente, sería deseable proporcionar un método y aparato para formación de imágenes in vivo y análisis de tejido corneal de manera objetiva y cuantitativa.

También sería deseable proporcionar tal método y aparato, con los que se pueda formar imágenes en sección transversal de tejido corneal en una alta profundidad de campo que se extiende más allá del grosor de la córnea y el cristalino.

También sería deseable proporcionar tal método y aparato, a partir de los que se puede formar imágenes exactas de tejido corneal en sección transversal, con relaciones espaciales correctas entre estructuras oculares.

También sería deseable proporcionar un método y aparato para medir exactamente las dimensiones físicas de la córnea y su relación espacial correcta dentro del ojo.

También sería deseable proporcionar un método y aparato para formar imágenes en sección transversal de tejido corneal que permitan la localización exacta de zonas de mayor densidad óptica, tal como turbidez corneal.

También sería deseable proporcionar un sistema de análisis de tejido corneal a base de láser en el que se pueden formar imágenes digitales en sección transversal de la córnea, el cristalino y las estructuras oculares circundantes y a partir del que se pueda determinar objetivamente el grado y posición exactos de densidad óptica de la córnea usando análisis de imágenes digitales.

También sería deseable proporcionar tal sistema de análisis de tejido corneal en el que la luminancia y dimensión en sección transversal de la iluminación con láser usada para visualizar la lente y formar imágenes corneales en sección transversal, puedan ser mantenidas esencialmente uniformemente constantes de imagen a imagen, y de una sesión de fotoexamen a otra.

También sería deseable proporcionar tal sistema de análisis de tejido corneal que incluye un microscopio y un detector de imágenes que usa iluminación con láser para visualizar y formar imágenes en sección transversal perfectamente enfocadas totalmente a través del tejido exterior incluyendo la córnea y el cristalino.

También sería deseable proporcionar un sistema de análisis de tejido corneal a base de láser en el que el modelo 3D de la córnea y sus estructuras oculares circundantes en el ojo puede ser generado usando imágenes digitales en sección transversal formadas de estas estructuras.

También sería deseable proporcionar un aparato para representar claramente detalles oculares del ojo, tales como flotadores y análogos.

US-A-5 861 939 describe un aparato según el preámbulo de la reivindicación 1. Describe en particular una unidad de mano que permite ver el fondo de un ojo no dilatado. La unidad incorpora una serie lineal de fuentes de luz puntuales, por ejemplo luz láser, que operan en sucesión. Una lente cilíndrica convierte la luz de cada fuente puntual en una línea de luz. La luz es reflejada de la unidad al ojo. La luz reflejada recibida por la unidad se envía a una cámara CCD.

Resumen de la invención

La presente invención se define en las reivindicaciones acompañantes.

Según uno de los aspectos más amplios de la presente invención, se facilita un método y aparato asociado para formación de imágenes in vivo de tejido corneal. En general, el método incluye proporcionar un haz láser que tiene una configuración sustancialmente plana. El haz láser plano es dirigido a través de una porción en sección transversal del tejido corneal, con el fin de iluminar la porción en sección transversal y hacer que el haz láser sea dispersado por moléculas en el tejido corneal. Entonces, al menos una porción de la luz láser dispersada es detectada con el fin de formar una imagen en sección transversal del tejido corneal. En general, el haz láser configurado plano tiene una dimensión en forma de hendidura en sección transversal que tiene sustancialmente la misma dimensión de anchura en la profundidad de campo dentro del que se extiende la mayor dimensión de profundidad del ojo. Estas características únicas del haz de iluminación permiten la formación de imágenes claras enfocadas detectadas en el plano de detección de imagen. El método y aparato de la presente invención pueden ser usados para medir objetivamente la densidad óptica de tejido ocular, así como medir exactamente la dimensión física de estructuras oculares y sus relaciones espaciales correctas dentro del ojo. En el caso de la córnea, el método y aparato de la presente invención pueden ser utilizados para producir imágenes en sección transversal enfocadas, a partir de las que la densidad óptica del tejido que forma la córnea puede ser medida exactamente y por ello se puede determinar el grado y posición exactos de la turbidez corneal. En el caso del cristalino, el método y aparato de la presente invención pueden ser utilizados para producir imágenes en sección transversal enfocadas, a partir de las que la densidad óptica de tejido incluyendo la lente puede ser medida exactamente y por ello se puede determinar el grado y posición exactos de la catarata en su interior. En la realización ilustrada, el aparato de la presente invención se hace en forma de un sistema de análisis de tejido ocular, que es capaz de formar una pluralidad de imágenes en sección transversal del tejido corneal, especificándose cada imagen en un plano de dispersión de luz diferente, definido dentro del tejido corneal. Preferiblemente, el sistema de análisis de tejido corneal incluye medios de dirección del haz de iluminación para dirigir el haz láser plano al tejido ocular en un ángulo de incidencia seleccionado con respecto al tejido corneal, de modo que, para cada ángulo de incidencia seleccionado, la luz láser se disperse principalmente en un plano de dispersión de luz diferente dentro del tejido corneal. El sistema también incluye medios detectores para detectar una porción de la luz láser dispersada de cada plano de dispersión de luz diferente. En base a la pluralidad de imágenes en sección transversal adquiridas, se puede construir una imagen tridimensional o modelo del tejido corneal y posteriormente visualizar a lo largo de las direcciones de visión deseadas. A partir de la imagen tridimensional modelo de la córnea, el grosor físico de la córnea puede ser determinado exactamente en cada punto a lo largo de la superficie de la córnea. Además, a partir de la imagen tridimensional modelo de la córnea, se puede determinar exactamente su topografía (es decir, características superficiales). Los datos de grosor y topográficos de la córnea (es decir, curvatura corneal) obtenidos de la imagen tridimensional modelo de la córnea pueden ser usados posteriormente por el cirujano oftalmológico al planificar el perfil de curvatura exacta que debe ser esculpido por fotoablación en el tejido del estroma de un paciente particular con el fin de lograr un grado deseado de corrección óptica en su ojo.

Breve descripción de los dibujos

Para una mejor comprensión de los objetos de la presente invención, la descripción detallada de la realización ilustrada se ha de leer en conexión con los dibujos siguientes, donde:

La figura 1A es una representación esquemática del método de formación de imágenes según la presente invención, que representa la iluminación de una porción en sección transversal de un cristalino con un haz láser sustancialmente plano de luminancia sustancialmente uniforme y la detección de luz láser dispersada de la porción en sección transversal para formar una imagen del mismo en el plano de detección de imagen.

La figura 1B es una representación esquemática del método de la presente invención, que ilustra el recorrido de iluminación con láser y la dispersión y detección de luz, según se ve a lo largo del plano Z-Y del sistema de referencia de coordenadas de la figura 1A.

La figura 2 es una representación esquemática de un sistema de detección y análisis de imágenes de dispersión y microscopio binocular.

La figura 3A es una representación esquemática de una imagen de dispersión detallada de una porción en sección transversal del ojo representado en la figura 1 B, tomada a lo largo de la línea 2A-2A, representativa de la porción central de la córnea y el cristalino.

La figura 3B es una representación esquemática de una imagen de dispersión detectada de una porción en sección transversal del ojo representado en la figura 1 B, tomada a lo largo de la línea 2B-2B, representativa de una porción de borde de la córnea y cristalino.

La figura 4 es una representación esquemática de una imagen de dispersión detectada formada según el método de la presente invención, que ilustra las varias estructuras oculares dentro de la imagen y el uso de procesado de imágenes digitales para proporcionar el perfil de luminancia (es decir, densidad óptica) a lo largo de una línea de análisis seleccionada.

La figura 5 es una representación esquemática de un sistema de análisis de tejido ocular incluyendo un microscopio binocular y subsistema de detección y análisis de imagen de dispersión capaz de formar una pluralidad de imágenes en sección transversal de tejido ocular tomadas en ángulos diferentes de incidencia de la iluminación, y reconstruir imágenes en sección transversal para formar una imagen tridimensional de la córnea, el cristalino y estructuras oculares circundantes.

\newpage

La figura 5A es una representación esquemática del aparato de la figura 5, según se ve a lo largo del plano X-Z del sistema de referencia de coordenadas de la figura 5.

La figura 6 es una representación esquemática de un sistema de análisis de tejido ocular incluyendo un subsistema de detección y análisis de imagen de dispersión y microscopio binocular capaz de formar una pluralidad de imágenes en sección transversal de la córnea y cristalino tomada en ángulos diferentes de incidencia de la iluminación, y reconstruir estas imágenes en sección transversal para formar una imagen tridimensional de la córnea y el cristalino.

La figura 7A es una vista en perspectiva posterior de un aparato según esta invención con una empuñadura de pistola opcional. La figura 7B es una vista despiezada parcialmente idealizada del aparato. La figura 7C es una vista frontal idealizada del aparato de la invención que representa una serie de lámparas. Y la figura 7D es una vista superior idealizada del interior de otro dispositivo que no es parte de la invención.

La figura 8 es un esquema de un dispositivo para uso con la lámpara láser de hendidura para proporcionar mejor resolución.

Las figuras 9A/B, 10A/B, y 11A/B son fotografías de imágenes oculares realizadas usando retroiluminación (es decir, iluminadas posteriormente) y una lámpara láser de hendidura (haz láser de hendidura).

Y las figuras 12A/B son fotografías de imágenes oculares realizadas usando retroiluminación.

Descripción detallada de las realizaciones ilustradas

Con referencia a las figuras 1A y 1B en particular, en primer lugar se describirá el método de formar imágenes in vivo de tejido ocular según la presente invención. Según la presente invención, se utiliza un haz láser para iluminar tejido ocular de modo que la luz láser dispersada por moléculas incluyendo el tejido pueda ser detectado en un plano de detección de imagen colocado en un ángulo de dispersión preseleccionado.

Una característica esencial del haz láser de iluminación de la presente invención es que tiene una configuración sustancialmente plana y una luminancia sustancialmente uniforme en cada sección transversal en forma de hendidura. Se ha descubierto que usando un haz láser sustancialmente plano que tiene una luminancia sustancialmente uniforme en cada sección transversal en forma de hendidura, donde la anchura de cada sección transversal en forma de hendidura es sustancialmente constante a lo largo del haz láser plano, es posible iluminar tejido ocular dentro del ojo con una densidad de flujo que no diverge a lo largo de la profundidad de campo, en cuyo interior se extiende la dimensión de profundidad más grande del ojo. En consecuencia, la luz dispersada del tejido ocular en cualquier lugar a lo largo de la dirección de propagación del haz láser plano proporcionará claras imágenes enfocadas detectadas en el plano de detección de imagen. La generación de un haz láser sustancialmente plano según los principios de la presente invención se puede lograr usando un sistema proyector de línea de diodos láser con zoom comercialmente disponible, tal como el modelo V-SLM-S2Z de Newport Corporation de Mountain Valley, California. En general, el sistema proyector de línea de diodos láser con zoom 1 incluye un cabezal proyector de línea 2 y un suministro de potencia 3. El cabezal proyector de línea 2 incluye un láser de 1,5 milivatios, y circuitería electrónica para la regulación de la salida de potencia óptica y protección del láser diodo contra transitorios de línea y ruido electromagnético. Además de tener una entrada para modulación de la salida láser, el cabezal proyector de línea 2 también incluye óptica de conformación del haz para estructurar la distribución óptica a una configuración plana. También se realizan movimientos mecánicos para fácil ajuste de la lente con respecto a la geometría del haz plano. También se realiza ajuste de enfoque para que el usuario pueda controlar la anchura de línea a cualquier separación deseada. Se puede lograr anchuras de línea de sólo 0,004 pulgada mediante ajuste del control de enfoque, mientras que la longitud de la línea se puede ajustar controlando la divergencia del haz. Como se ilustra en las figuras 1A y 1B, la formación de imágenes in vivo se logra dirigiendo a un ángulo de incidencia preseleccionado el haz láser esencialmente plano 4 a través de una porción en sección transversal del tejido ocular 6. En el ejemplo representado en la figura 1A, el tejido ocular incluye el cristalino, mientras que en la figura 1B el tejido ocular incluye la córnea 7, el córtex anterior 8, el cristalino 9 y el córtex posterior 10. Como se ilustra, el haz láser plano incidente 4 es dirigido a lo largo de una línea de incidencia 50 para iluminar una porción en sección transversal (es decir, plano de dispersión de luz) 5 del tejido ocular, haciendo por ello que el haz láser plano 4 sea dispersado por moléculas en dicho plano de dispersión de luz. Entonces, a un ángulo de dispersión preseleccionado, al menos una porción de luz láser dispersada 11 es detectada en un plano de detección de imagen 12 con el fin de formar una imagen en sección transversal del tejido ocular iluminado. Como se describirá con más detalle a continuación, la detección de la imagen de dispersión en sección transversal en el plano de detección de imagen 12 se puede lograr usando una de varias técnicas de detección de imagen. Con el fin de mantener el ojo relativamente estacionario con respecto al haz de iluminación plano 4 y el plano de detección de imagen 12, la cabeza del paciente deberá ser estabilizada mediante un apoyo convencional de mentón y frente (no representado). En la posición estabilizada, el paciente mira al haz láser plano, que se orienta a aproximadamente 45 grados al eje de detección de imagen, que se extiende perpendicular al plano de detección de imagen. Como se representa en la figura 2, la luz dispersada es enfocada preferiblemente a través de la óptica de un sistema de microscopio binocular 13, de modo que el usuario pueda visualizar la imagen en sección transversal formada bajo la iluminación del haz láser plano 4. Además, como se ilustra, se ha dispuesto un divisor de haz 14 a lo largo de un recorrido óptico en el sistema de microscopio binocular 13. La función del divisor de haz 14 es dividir el haz de luz dispersada 11 de la porción en sección transversal de la córnea y el cristalino, y dirigir el haz de luz producido 15 sobre un detector fotoelectrónico de imágenes 16 para formar una imagen en sección transversal digitalizada. Notablemente, el haz de luz de dispersión 15 es enfocado por la óptica 16A para formar la imagen en sección transversal en el plano de detección de imagen de detector de imágenes 16. Preferiblemente, el detector de imágenes 16 es una videocámara de dispositivo de acoplamiento de carga (CCD) incluyendo una serie de unidades fotosensibles, y se usa en unión con un láser 2 que produce una salida de haz láser plano que tiene una longitud de onda preferiblemente en el rango de 600 a 650 nanómetros. Con esta disposición, se puede producir una imagen en sección transversal digitalizada del tejido ocular, aprovechando la sensibilidad de la cámara CCD en este rango de longitudes de onda. Además, al nivel de potencia recomendado, por ejemplo, de 1,5 milivatios, la retina se puede exponer de forma continua al haz láser plano sin riesgo de lesión térmica. En tal realización, la imagen en sección transversal digitalizada consta de una pluralidad de pixels, teniendo cada pixel un valor de intensidad. De manera convencional, usando una escala de grises de 0-255, la intensidad de cada pixel puede ser cuantificada con gran precisión, y por ello también la densidad óptica del tejido ocular representado por los valores de pixel incluyendo la imagen. Con el fin de medir la densidad óptica de tejido ocular, tal como el cristalino, en zonas de interés concretas, la salida vídeo de detector de imágenes CCD 16 es suministrada a un ordenador convencional de procesado de imágenes 17 programado con software general de procesado de imágenes que es capaz de realizar varias funciones, incluyendo, por ejemplo, análisis de imágenes, medición de imágenes y procesado de imágenes. Tal software se puede obtener comercialmente de Media Cybernetics, de Silver Springs, Maryland, bajo la denominación comercial Image-Pro^{TM}.

El ordenador de procesado de imágenes 17 también incluye un dispositivo de visualización vídeo 18 para presentar visualmente las imágenes adquiridas en el plano de detección de imagen de la cámara CCD 16. En la figura 4 se ilustra un ejemplo de varios tipos de análisis de imágenes que se realizarían típicamente en las imágenes en sección transversal. Como se representa, en la figura 4, la imagen digitalizada 21 es visualizada en el dispositivo de visualización vídeo 18 (obsérvese la figura 2). En este ejemplo particular se selecciona una línea de análisis 20 que se extiende a través de toda la imagen en sección transversal 21 de la córnea, el córtex anterior, el núcleo y el córtex posterior del cristalino. Entonces, usando la función de análisis de imágenes del software Image-Pro^{TM}, el perfil de luminancia a lo largo de la línea de análisis seleccionada puede ser determinado y visualizado. A partir del perfil de luminancia se puede discernir fácilmente las transiciones estructurales y la densidad óptica relativa en el tejido ocular. Realizando análisis histográfico dentro de zonas seleccionadas de interés 22 en la imagen en sección transversal digitalizada 21, es posible determinar la densidad óptica de algunas porciones de la córnea del paciente y así el grado y la posición exactos de la turbidez corneal. Notablemente, con una escala de grises de 0-255, la densidad óptica dentro del tejido ocular puede ser cuantificada con el mismo grado de precisión. Juntamente con la luminancia constante en cada sección transversal en forma de hendidura del haz láser plano de iluminación 4 y la sensibilidad constante del detector fotoelectrónico de imágenes 16 (figura 2), se puede producir imágenes coherentes en sección transversal del tejido ocular y almacenar de manera repetida sin variación de la medición de la densidad óptica. De esta forma, se puede producir imágenes en sección transversal de una córnea del paciente, por ejemplo, indexar apropiadamente en cuanto a la posición en el ojo, y posteriormente almacenar. En una fecha posterior, por ejemplo, después de la exposición a factores de turbidez corneal o terapia con medicamentos adecuados para la turbidez corneal, se puede producir imágenes adicionales en sección transversal en la misma posición dentro de la córnea. Dado que las condiciones de formación de imágenes de la presente invención se pueden mantener esencialmente constantes durante diferentes sesiones de formación de imágenes, se puede hacer significativas comparaciones entre estas imágenes para determinar el progreso de la turbidez corneal. Además, debido a la constancia de las condiciones de formación de imágenes y la densidad de flujo esencialmente no divergente a lo largo de la dimensión de anchura del haz de iluminación plano, se puede formar, almacenar y comparar imágenes de la córnea a lo largo de varias secciones transversales paralelas para determinar la posición y el grado de turbidez corneal en la córnea. Realizando las funciones de medición de imágenes de software Image-ProTM sobre la imagen en sección transversal detectada, las distancias entre y las zonas y perímetros de varias estructuras oculares pueden ser calculadas exactamente de manera convencional usando técnicas geométricas. Para una explicación en tales mediciones, véase Systems of Ophthalmology, Vol. 5, Ophthalmic Optics and Refraction, p. 109, por Duke Elder, publicado por CV Mosby, St. Louis, 1970; y Clinic Visual Optics, p. 331, por Bennett y Rubbett, publicado por Buttersworth, Londres, 1984. Tales mediciones pueden ser muy útiles para colocar adecuadamente en un paciente una lente intraocular intracapsular que encaja ajustadamente en la bolsa capsular sin la necesidad de hápticos elásticos.

Con el método de la presente invención, así es posible determinar exactamente las especificaciones del cristalino de un paciente, es decir, la curvatura exterior y posterior y el diámetro, permitiendo por ello el uso de una nueva clase de lentes intraoculares sin hápticos.

Con el fin de producir un modelo visual tridimensional de tejido ocular tal como la córnea, se puede utilizar cualquiera de los sistemas de análisis de tejido ocular representados en las figuras 5 y 6. En general, cada sistema produce un haz láser plano 4 para iluminar, de manera secuencial, una pluralidad de secciones transversales paralelas de tejido ocular. Como en la realización previamente descrita, la dispersión de luz 11 de cada sección transversal es detectada secuencialmente en el plano del detector de imágenes, por lo que la imagen detectada es almacenada o registradas de otro modo. A continuación, la pluralidad de imágenes en sección transversal son reconstruidas en un sistema informático gráfico convencional que tiene capacidades de modelado tridimensional. Posteriormente se puede examinar vistas bidimensionales del modelo reconstruido a lo largo de direcciones de visión deseadas proporcionadas por el sistema informático gráfico. En la figura 5, el sistema de análisis de tejido ocular 30 incluye una plataforma 31, que está adaptada para moverse a lo largo de un par de carriles separados 32A y 32B, que están fijados con relación a una porción de base estacionaria (no representada). Preferiblemente, la porción de base será de una altura suficiente para que el usuario pueda ver el ojo a través de sistema de microscopio binocular 13 montado encima de la plataforma 31 por medio de un primer soporte 33. Se ha previsto un motor paso a paso y un mecanismo de engranajes apropiado 33A para efectuar el movimiento secuencial de la plataforma 31 con relación a los carriles 32A y 32B y la porción de base estacionaria. Como se ilustra en la figura 5, la fuente de haz láser plano 1 y el sistema de microscopio binocular 13 de la figura 2 están montados fijamente en la plataforma 31 por medio de soportes primero y segundo 33 y 34, respectivamente. Preferiblemente, estos soportes son regulables de modo que se puedan regular los ejes ópticos de la fuente de haz láser 1 y el sistema de microscopio 13 de manera que estén sustancialmente dentro de los mismos planos ópticos. Además, en esta realización cada línea seleccionada de incidencia del haz de iluminación plano y el ángulo de dispersión del plano de detección de imagen están fijados en un ángulo de aproximadamente 45 grados. Como en la figura 2, el sistema de microscopio 13 de las figuras 5 y 5A también incluye un divisor de haz 14 para formar un haz de dispersión de luz que es dirigido sobre detector fotoelectrónico de imágenes 16. Como se ilustra en las figuras 5 y 5A, la salida del detector de imágenes 16 es suministrada al sistema informático gráfico 3D convencional 35, que incluye el monitor vídeo 18, como se ha descrito anteriormente. También se ha previsto un controlador secuencial 36 para controlar sincrónicamente los movimientos de la plataforma 31 con respecto a la base estacionaria, así como para transferir imágenes detectadas del detector de imágenes 16 al sistema informático gráfico 3D 35. Al inicio de un proceso de adquisición de imagen, la plataforma 31 se coloca de modo que el haz de iluminación 4 pase a través de una línea de incidencia 50A, coplanar con una porción más extrema del cristalino 9. Durante el primer ciclo de adquisición de imágenes, el haz láser plano 4 de la fuente 1 es dirigido al tejido ocular a lo largo de la línea de incidencia 50A que es sustancialmente paralela al eje óptico del ojo. A lo largo de esta línea de incidencia, el haz láser plano 4 ilumina moléculas que están a lo largo de un plano de dispersión de luz coplanar con el haz láser plano y dispersa la luz láser. Mientras está bajo el control del controlador síncrono 36, el detector de imágenes 16 detecta una porción de la luz láser dispersada que es enfocada a través de la óptica de detector de imágenes 16 para formar la imagen dispersada. La imagen dispersada es detectada por el detector de imágenes 16 que está colocado en un ángulo de dispersión que está fijado con respecto a la línea de incidencia seleccionada, a lo largo de la que se propaga el haz láser plano 4. La imagen de dispersión detectada es transferida posteriormente al sistema informático gráfico 3D 35 para almacenamiento. El controlador síncrono 36 mueve entonces la plataforma 31 un incremento lateral muy pequeño con respecto al ojo, en la dirección de la flecha de referencia 37. Este desplazamiento lateral permite que el haz láser plano 4 sea dirigido de nuevo al tejido ocular, pero esta vez a lo largo de una línea de incidencia 50B y dentro de un plano de dispersión de luz que está desviado, pero es paralelo a la línea de incidencia previa 50A y el plano de dispersión de luz correspondiente. La imagen en sección transversal detectada a lo largo de la línea de incidencia 50B es transferida posteriormente del detector de imágenes 19 al sistema informático gráfico 3D 35 para almacenamiento. El proceso antes descrito de mover incrementalmente la plataforma 31 para desviar secuencialmente la línea de incidencia de la línea de incidencia previa y para adquirir, transferir y almacenar sincrónicamente la imagen detectada, se repite varias veces bajo el control del controlador síncrono 36 hasta que se adquiere un número suficiente de imágenes en sección transversal paralelas. A continuación, estas imágenes son utilizadas para calcular una o más imágenes tridimensionales reconstruidas de la estructura ocular sometida a examen. Tales reconstrucciones de imágenes 3D se pueden producir usando técnicas de programación convencionales, almacenarse posteriormente en la memoria del sistema informático gráfico 35, y posteriormente visualizarse a lo largo de direcciones de visión deseadas o seleccionadas. La operación del sistema de análisis de tejido ocular 40 (véase la figura 6) es similar en muchos aspectos al sistema 30 ilustrado en las figuras 5 y 5A. Por ejemplo, la fuente láser I y el sistema de microscopio 13 están montados fijamente sobre una plataforma 41 de la manera descrita anteriormente en conexión con la segunda realización. Sin embargo, hay varias diferencias. La plataforma 41 es estacionaria con respecto al ojo del paciente. Además, para desplazar lateralmente el haz láser plano 4 con respecto al ojo del paciente, una chapa de vidrio 42 de un grosor predeterminado está montada en un bastidor de soporte 43. A su vez, el bastidor de soporte 43 es soportado por un poste 44 que se puede girar con respecto a la plataforma 41 con un motor paso a paso 45 que opera bajo el control de un controlador síncrono 46. Cuando el motor paso a paso 45 es movido por el controlador síncrono 46, la chapa de vidrio 42 se gira una cantidad preseleccionada, efectuando por ello un desplazamiento lateral incremental deseado del haz láser plano a lo largo de una línea de incidencia seleccionada, preferiblemente paralela al eje óptico del ojo sometido a examen. Al inicio del proceso de adquisición de imagen, la placa refractiva 42 es preferiblemente sustancialmente perpendicular al haz de iluminación plano 4. Durante el primer ciclo de adquisición de imágenes, la placa refractiva 42 permanece en su posición original o inicial, y la sección transversal de extremo del tejido ocular es iluminada y la imagen dispersada es detectada por el detector de imágenes 16. Después de transferir sincrónicamente la primera imagen detectada al sistema informático gráfico 3D 35 bajo el control del controlador síncrono 46, la placa refractiva 42 se gira un pequeño incremento angular para desplazar ligeramente la línea de incidencia de haz de iluminación plano 4 alejándola de la línea de incidencia previamente seleccionada. Así se ilumina una sección transversal de tejido ocular paralela a su primera sección transversal (es decir, el plano de dispersión de luz) y la luz dispersada es detectada por el detector de imágenes 16, por lo que esta segunda imagen en sección transversal es transferida al sistema informático gráfico 3D 35 para almacenamiento. El ciclo anterior de adquisición de imágenes se repite varias veces bajo el control del controlador síncrono 46 hasta que se adquiere un número suficiente de imágenes para reconstrucción de imágenes 3D de la córnea de un paciente concreto, como se ha explicado anteriormente. Realizando funciones de medición de imágenes sobre los datos representados en la reconstrucción de imágenes 3D (es decir, el modelo) de la córnea, se puede obtener exactamente varios tipos de datos importantes. Por ejemplo, el grosor de la córnea en cualquier punto en sus superficies puede ser calculado y proporcionado como datos digitalizados de salida correlacionados con un punto en su superficie. Además, datos topográficos relativos a las características superficiales de la córnea del paciente (es decir, la curvatura corneal) antes de cirugía láser pueden ser calculados exactamente y proporcionados como salida de datos en un formato adecuado. Tales datos del grosor corneal y datos topográficos pueden ser utilizados entonces por el cirujano oftalmológico al determinar el nuevo perfil superficial a esculpir en el tejido de estroma de la córnea de un paciente concreto, con el fin de lograr un grado deseado de corrección óptica en su ojo. Se pueden ver detalles relativos al cálculo de tales tipos de datos de reconstrucciones de imágenes 3D de la córnea en la publicación titulada "Computerized Surface Reconstruction for Corneal Topography and Pachymetry Using Digitized Slit-Lamp Video Images", por J.H. Hoffman y colaboradores, Arvo Abstract Paper Nº 1512-69 (1992). En las realizaciones ilustradas, se utilizan un aparato fotoelectrónico de detección de imágenes y procesado de imágenes digitales técnicas al llevar a la práctica la presente invención. Sin embargo, también se puede usar técnicas de registro de imágenes fotográficas y técnicas de medición de densidad óptica de imágenes fotográficas para llevar a la práctica la presente invención con buenos resultados esperados.

Lo anterior se describe y reivindica en mi Patente de Estados Unidos número 5.404.884.

Una mejora de lo anterior es una unidad integrada de mano. El movimiento mecánico de la plataforma y dispositivos asociados de la fuente de luz o filtro, como se ha descrito anteriormente, proporcionan un aparato voluminoso y poco manejable para uso in situ. Según esta mejora anterior, la unidad de mano integrada 701 representada en la figura 7A incluye una "cámara en un chip" o CCD, un láser, óptica asociada, y unos medios para presentar un blanco móvil al paciente. El aparato de registro en la unidad de mano incluye un chip CCD (dispositivo de acoplamiento de carga) en una placa de circuitos con óptica integrada; los fabricantes de dispositivos CCD adecuados incluyen Photobit (Pasadena, CA), Vision Ltd. (Edimburgo, Escocia), y Hewlett-Packard. Se dirige un láser desde una dirección temporal hacia el aspecto nasal del ojo; esto evita la obstrucción del haz láser por la nariz del paciente, y las sombras proyectadas por la frente en pacientes con ojos hundidos. La luz reflejada por el ojo es capturada por la cámara CCD a lo largo del eje del ojo. Mientras que la cámara CCD se coloca a lo largo del eje, el láser se coloca preferiblemente para iluminar el ojo a 45º hacia el aspecto temporal del eje de la órbita.

La figura 7B representa una vista despiezada parcialmente idealizada del interior de dicho dispositivo de mano. Se dirige un láser 703 hacia el ojo de un paciente 705. La luz láser reflejada por el ojo es registrada en una videocámara 707 (con óptica y electrónica asociadas), que puede ser un CCD. El alojamiento 709 incluye uno o más puertos 711 para conectar potencia exterior al dispositivo, y para conectar la señal de salida de la videocámara a un dispositivo de visualización (no representado). La videocámara puede enviar una señal a un dispositivo de visualización tal como un monitor (VDT) y/o un ordenador en el que se guarda la señal de salida digital (o digitalizada) de la videocámara, o la cámara puede ser una lente y fibra óptica asociada (como un dispositivo de fibra óptica usado internamente a través de un catéter) que se visualiza en un monitor o registra en una grabadora vídeo (por ejemplo, VCR). Como se representa, si el haz reflejado 713 se considera coaxial con el eje del ojo, entonces el incidente haz 715 es de 45º desde él, y se facilita la entrada desde esta dirección por medio de un dispositivo reflector 717 tal como un espejo; se han descrito en la literatura microespejos (por ejemplo, atacados sobre chips) y son útiles aquí como el dispositivo reflector.

A diferencia de la mayoría de los modelos descritos anteriormente, la presente mejora está destinada a uso in situ y así es mucho más pequeña. Consiguientemente, se deben considerar diferentes métodos de exploración del láser a través del campo de visión deseado. Un método se representa en la figura 7C, una vista frontal idealizada del dispositivo, en la que se representa una ventana 719 para que los haces láser pasen a su través. "Encima" de la ventana se ha colocado una serie de lámparas 721, que pueden ser diodos fotoemisores (LEDs). Cuando el dispositivo está colocado correctamente, se indica al paciente que mire a la serie de LEDs; se utiliza circuitería electrónica bien conocida (y no representada) para encender las lámparas en una secuencia relativamente lenta; al paciente se le indica que siga la secuencia cada vez que se enciende un LED. Así, se hace que el ojo del paciente se mueva lateralmente, y así el ojo es explorado efectivamente por el haz láser.

Como se ha indicado anteriormente, el láser es dirigido preferiblemente desde el aspecto temporal para minimizar los problemas esperados de las sombras y obstrucciones. Como se representa en la figura 7B, el dispositivo se coloca para examinar el ojo derecho del paciente. Para examinar el ojo izquierdo manteniendo al mismo tiempo el dispositivo en la misma orientación que la representada, la nariz produciría una obstrucción. En una realización, el dispositivo se bascula simplemente poniendo el lado superior hacia abajo, girándolo alrededor del eje de la órbita, de modo que el láser esté en el otro lado de la videocámara (es decir, del aspecto temporal derecho en comparación con la figura 7B). En otra realización, como se representa en la figura 7A, el dispositivo puede ser soportado rotativamente por una empuñadura. Por ejemplo, una empuñadura de pistola 723 está unida por el brazo 725 al cañón 727, que está montado rotativamente en la caja por un conjunto de pestaña 729. El cañón es preferiblemente un conducto para cables 731 por el que la salida vídeo y la entrada de potencia salen y entran en el dispositivo. Como representa la línea de puntos, el dispositivo se gira alrededor del cañón (que define un eje esencialmente paralelo con el eje óptico del ojo) para pasar de un ojo al otro.

En lugar de los LEDs, otro método para exploración del haz láser a través del ojo del paciente (que no es parte de la presente invención, pero que se presenta para explicación) es manipular electroópticamente el haz. La figura 7D representa una vista superior idealizada del interior del dispositivo, similar a la vista en perspectiva representada en la figura 7B. Aquí, los cables de suministro de potencia 731 alimentan el láser 703, la cámara 707, y un dispositivo de exploración 733. El dispositivo de exploración puede ser un cristal piezoeléctrico que cambia su índice de difracción en función de la diferencia de voltaje a través de sus caras; consiguientemente, los cables de suministro de potencia son necesarios, y la caja indicada en 733 requiere electrónica asociada. Otro método de exploración del haz láser es utilizar prismas, tal como describe la Patente de Estados Unidos número 5.227.910 (cuya descripción se incorpora aquí por referencia). Otro método de exploración del láser es utilizar métodos como los usados en lectores de códigos de barras por exploración láser de mano; por ejemplo, un espejo rotativo como el descrito en la Patente de Estados Unidos número 5.146.463; en esta invención, el espejo se tiene que girar más lentamente que en un lector de exploración de código de barras.

Una realización adicional de la presente invención (obsérvese la figura) permite el uso del método y un aparato para proporcionar mejor resolución. Con mayor resolución, se pueden obtener las funciones siguientes:

(1)

detección de células que flotan en el fluido acuoso en la cámara encima del ojo, la cual es útil para el diagnóstico objetivo y la clasificación del estado de inflamación del ojo, tal como el iris. Es conocido usar un instrumento designado con la denominación comercial "Flare Meter" que mide la dispersión de luz en la cámara anterior. La presencia de células inflamatorias y proteínas en el fluido acuoso hace que la luz se disperse. El uso de la hendidura láser permite ver células en vez de proporcionar un aumento de la luz de dispersión;

(2)

detección de fibras de colágeno y células en el gel vítreo del ojo. La versión corriente de la lámpara láser de hendidura tiene un ángulo de 45 grados entre el eje del plano de la luz láser y el eje de la cámara. Si el ángulo se redujese de modo que el haz encajase dentro de la pupila y la resolución del detector se incrementase, entonces las características del gel vítreo sería visibles con la lámpara láser de hendidura; y

(3)

también con respecto a la formación de imágenes tridimensionales reales, el instrumento corriente está concebido con una cámara que se usa para capturar imágenes secuenciales que posteriormente se montan para crear una representación tridimensional del segmento anterior del ojo.

Se deberá indicar que el equipo informático corriente tiene una cámara capaz de capturar imágenes secuenciales que posteriormente se vuelven a montar para crear una representación tridimensional del segmento anterior del ojo. Equipo informático recientemente desarrollado permite la captura simultánea de imágenes pareadas de dos cámaras (detectores). El uso de dos cámaras permite entonces la formación de imágenes tridimensionales en tiempo real.

Es posible llevar a cabo dos pasadas por cada ojo dentro de segundos una de otra. Los láseres derecho e izquierdo explorarían individualmente y las imágenes serían capturadas y analizadas independientemente una de otra. Así, los datos de imagen podrían ser preparados entonces al instante con el fin de verificar la exactitud.

La validación es especialmente importante dado que los datos pueden ser usados para controlar la cantidad de tejido corneal quitado por Lasik.

Con referencia a la figura 8, se dirige un haz adicional paralelo o ligeramente convergente al eje de visión del sistema de formación de imágenes. Por ejemplo, en una versión usando un láser de diodos rojos o HeNe, las opacidades del vítreo, el cristalino, la córnea, o incluso de lentes de contacto son transiluminadas y visibles. En la segunda versión se dirige un haz verde sobre la retina. Ésta es una diferencia crucial porque la iluminación roja es reflejada selectivamente por la retina y los vasos retinales que los hace casi imposibles de distinguir uno de otro.

Con vasos de longitudes de onda verdes, las características retinales se acentúan. Sin embargo, en la versión dos, se utiliza una lente de entre 60 y 100 dioptrías, para cancelar la potencia refractiva del ojo. Esto permite una visión directa del ojo y se pueden observar las características retinales.

Este acercamiento es sustancialmente diferente de los oftalmodoscopios láser de exploración.

En resumen, con referencia a la figura 8, el aparato para la formación de imágenes in vivo del tejido ocular anterior de un paciente incluye un tubo de longitud especificada que se soporta de manera que se extienda a lo largo de la visión del ojo.

El tubo contiene óptica para enfocar una imagen sobre una cámara/dispositivo detector junto a un extremo de dicho tubo. El tubo contiene óptica bien conocida por los expertos en la técnica. Dentro del tubo se soporta angularmente un espejo semirreflector a través de dicho tubo, como se representa, dispuesto entre sus extremos.

Se enfoca un haz láser a través de la lente en el ojo y vuelve del ojo a la cámara/detector a través del espejo semirreflector.

Como se ha descrito, esta invención es adecuada para la formación de imágenes de tejido en la porción anterior del ojo. Dicho tejido ocular incluye, por ejemplo, la córnea, la cámara anterior del ojo (es decir, donde se contiene el humor acuoso), el iris, y el cristalino. Así, este dispositivo es útil, entre otros análisis, para examinar pacientes para ver si tienen cataratas.

Una de las ventajas del sistema de la presente invención es que es portátil y fácil de usar, y con software adecuado como el mencionado anteriormente es rápido de usar para obtener un diagnóstico exacto. Por ejemplo, supóngase que el dispositivo tiene una serie de LEDs que se iluminan secuencialmente para hacer que el paciente mueva el ojo. Dado que un CCD puede adquirir imágenes a una velocidad muy rápida, si uno de los cuadros (imágenes) adquiridos por el CCD no está alineado con los otros (según determine el software), dicho cuadro puede ser eliminado del procesado.

Otra ventaja del sistema de la presente invención es que hay una profundidad de campo muy grande. Un dispositivo típico de lámpara de hendidura tiene una profundidad de campo de aproximadamente 1 mm. Con una lámpara de hendidura típica, lo que no se enfoca está altamente distorsionado. Con la presente invención, la profundidad de campo es significativamente más larga, probablemente del orden de más de 1 metro, pero a todos los intentos y fines prácticos, la profundidad de campo es suficiente para formar una imagen de todo el ojo de delante atrás (que generalmente tiene una longitud de aproximadamente 22 mm). Esto proporciona otra ventaja significativa: mientras que un dispositivo típico de lámpara de hendidura tiene una palanca que el usuario debe ajustar de forma continua para mantener el campo enfocado, el presente dispositivo tiene una profundidad de campo tan grande que forma imágenes incluso del ojo de un niño o de un bebé (tales pacientes no suelen estarse quietos mucho rato).

Otra realización de esta invención depende del uso de CCDs mejorados que tienen mayor resolución; según se ve por la proliferación de cámaras digitales y su costo decreciente, la tecnología CCD está progresando de forma significativa desde donde estaba hace unos pocos años. Un método actualmente usado para determinar la existencia de inflamación intraocular es una luz visible de dispersión, o "destello", de un haz de luz que pasa a través de la cámara anterior del ojo. La cantidad de luz de dispersión a través de un microscopio de lámpara de hendidura es conocida cualitativamente (subjetivamente) o cuantificada determinando los fotones por unidad de tiempo, y se utiliza como una medida del grado de inflamación intraocular. La luz de dispersión producida por inflamación puede ser debido a células inflamatorias y/o proteínas en el fluido intraocular. Usando la presente invención y un CCD de mayor resolución, se puede hacer un diagnóstico más exacto de la "inflamación" visualizando los agentes que producen la luz de dispersión. Es decir, un CCD de alta resolución puede ser usado para diferenciar, por visualización, entre células en el fluido y proteínas en el fluido. Con tal diferenciación, el diagnóstico es más objetivo y puede ser dirigido a agente o agentes que producen la inflamación.

En otra realización, se puede formar imágenes de fibras de colágeno y células en el gel vítreo del ojo. Las versiones anteriores de la lámpara láser de hendidura proporcionan un ángulo de aproximadamente 45º entre el plano de la luz láser y el eje de la cámara. Las mejoras del hardware permiten ahora reducir el ángulo hasta el punto de que se puede usar un CCD mejorado de alta resolución, estando un haz láser y el eje óptico de la cámara dentro de la pupila. En esta configuración se pueden visualizar características del vítreo (tal como fibras de colágeno y células).

Otra realización de la invención contempla formación de imágenes tridimensionales en tiempo real. En lugar de la única cámara como se representa en las figuras, se puede utilizar dos cámaras con una separación conocida, y software comercialmente disponible (análogo al usado para seguimiento de objetivos), para capturar simultáneamente imágenes de ambas cámaras y sintetizar una imagen tridimensional. Una tarjeta integrada vendida bajo el nombre EureCard MULTI (por Euresys S.A.) realiza adquisición simultánea de imágenes de dos cámaras. El uso de formación de imágenes 3D en tiempo real es un beneficio significativo para realizar LASIK y otra cirugía. Otra mejora de esta ventaja es usar dos láseres separados (por ejemplo, uno de 45º y el otro de -45º) para explorar el ojo, con imágenes capturadas simultáneamente por el sistema de dos cámaras. La comparación de las dos imágenes 3D (una de cada láser) puede ser usada para verificar la exactitud de las imágenes 3D. Además, dado que estas imágenes se obtienen en tiempo real, este sistema de la presente invención puede ser usado como una adición estereoscópica a LASIK y cirugía similar, mejorando en gran medida la precisión del médico.

Lo anterior se ha descrito con referencia a fuentes de luz láser. En general, la fuente iluminante puede incluir cualquier fuente de luz de intensidad suficiente con una longitud de onda utilizable. Por ejemplo, se puede utilizar los denominados "diodos superluminiscentes" o fuentes de luz de diodos análogos en la presente invención. Tales diodos superluminescentes se describen, por ejemplo, en la Patente de Estados Unidos número 5.994.723 (asignada a Omron Corp.), incluyendo la zona de oftalmología, como se describe en la Patente de Estados Unidos número 5.719.673 (asignada a Carl Zeiss Jena GmbH). Se pueden obtener diodos superluminescentes en el mercado de varias fuentes, incluyendo Internet (por ejemplo, Superlum Ltd., Moscú, Rusia, mediante http://www.superlum.ru, disponible en varias bandas espectrales y longitudes de onda espectrales).

Es preferible usar luz roja (alrededor de 632 nm, generalmente 600-650 nm) por tres razones significativas. Primera: la mayoría de los CCDs tienen su sensibilidad máxima alrededor de esta longitud de onda, y así se puede obtener imágenes CCD de alta resolución con esta invención. Segunda: la luz de dispersión máxima de tejido óptico se produce en este régimen de longitud de onda. Estas dos primeras razones permiten usar un nivel de luz bajo, lo que también aumenta la comodidad del paciente. Finalmente, la luz roja es reflejada por la retina, de modo que se puede ver estructuras oculares con "retroiluminación" (es decir, mediante iluminación posterior efectiva). No obstante, el uso de una luz verde también es adecuado porque los vasos sanguíneos absorberán y así serán visibles con iluminación de luz verde. Un dispositivo según esta invención puede tener fuentes de luz roja y verde a usar alternativamente, dependiendo de qué estructuras se desee representar, o las fuentes pueden ser pulsadas alternativamente para proporcionar iluminación efectivamente con ambas fuentes simultáneamente.

Como se representa en las figuras explicadas a continuación, la presente invención proporciona imágenes por las que se puede determinar el grosor de varias estructuras oculares, así como la posición específica de las opacidades. Esto puede ser muy importante para determinar la condición (por ejemplo, el grosor) de una estructura tanto antes como después de la operación. Por ejemplo, la cirugía de catarata es el procedimiento quirúrgico reembolsado por Medicare más ampliamente realizado en este país, pero no hay documentación objetiva de la existencia de cataratas antes de la operación, ni de su extracción post-operatoria en un paciente dado. Usando la presente invención, la catarata puede ser representada, y la imagen almacenada y/o impresa en papel, tanto antes como después de la operación. Tal documentación reduciría en gran medida el fraude de Medicare por este procedimiento si se exigiese dicha documentación antes de autorizar o reembolsar el procedimiento.

Como se representa en las figuras 9A y 9B, esta invención permite al médico ver y obtener imágenes de defectos en lentes de contacto cuando se llevan puestas. Como se representa en la figura 9A, un defecto en una lente de contacto blanda es evidente dentro del margen de la pupila, y por ello es probable que afecta a la visión de los pacientes. La figura 9B representa lo que parecen ser estrías o pliegues dentro o en la superficie de una lente de contacto blanda, y de nuevo dentro del margen de la pupila, afectando así a la visión del paciente. Las imágenes de las figuras 9A y 9B se lograron usando una combinación de una lámpara láser de hendidura y retroiluminación como se ha descrito anteriormente.

Las figuras 10A y 10B ilustran defectos corneales y defectos epiteliales a diferentes profundidades. La figura inferior (10B) representa un parche de irregularidades epiteliales en la córnea. El haz láser de hendidura aparece curvado cuando interseca la córnea, y como una línea recta interrumpida donde choca con el iris. Se puede ver en la figura superior (10A) que se puede ver estructuras de varias profundidades con la combinación de una lámpara láser de hendidura y retroiluminación. Por ejemplo, la reflexión de la córnea aparece como la línea curvada indicada, el borde de la pupila y el borde de la lente intraocular son visibles, así como la cara del vítreo y el iris; la retroiluminación a través de la córnea describe pliegues.

Las figuras 11A y 11B muestran cataratas corticales, opacidades de lente como las observadas con una combinación de la lámpara láser de hendidura y retroiluminación. La vista superior (11A) representa opacidades en la córnea por la lámpara de hendidura que aparecen como opacidades (zona brillante), mientras que la retroiluminación describe opacidades en forma de radios. Obsérvese que las observadas con la lámpara de hendidura en la superficie aparece brillante cuando reflejan/difunden la luz (es decir, no dejan pasar la luz a su través), mientras que las observadas mediante retroiluminación aparecen oscuras (es decir, la luz reflejada por la córnea a su través es bloqueada por las opacidades). Igualmente con la vista inferior (11B), una opacidad cortical anterior aparece oscura porque oscurece la luz que es reflejada de la retina.

Finalmente, las figuras 12A y 12B ilustran opacidades del vítreo observables por retroiluminación. En la vista superior (12A) se ven cristales de hialitis asteroide en virtud de la retroiluminación. Estos cuerpos cristalinos oscurecen la visión del paciente, y se ven claramente en esta imagen. En la vista inferior (12B), se puede ver sangre suelta en la cavidad vítrea como una zona más oscura pobremente definida detrás de la lente.

Una característica central de la presente realización de la invención, según se ve en las figuras 9-12, es que hay un mínimo de reflexión de la córnea. Los intentos de retroiluminar estructuras oculares con instrumentos convencionales, tales como una cámara retinal, dan lugar a una reflexión brillante central. En muchas de estas imágenes muestra, las imágenes retroiluminadas y de láser de hendidura se ven simultáneamente. Esta iluminación simultánea permite una estimación de la profundidad de la opacidad así como sus coordenadas bidimensionales.

Aunque las realizaciones particulares representadas y descritas anteriormente han demostrado ser útiles en muchas aplicaciones en la técnica oftálmica, los expertos en la técnica a la que pertenece la presente invención pensarán en otras modificaciones de la presente invención aquí descrita.

Claims (12)

1. Un aparato para formación de imágenes in vivo de tejido ocular, tal como la córnea o el cristalino, en la porción anterior del ojo de un paciente, incluyendo dicho aparato:

un láser (703) para proporcionar un haz láser (715) adecuado para iluminación y que tiene una configuración sustancialmente plana en una dirección hacia dicho ojo (705);

una cámara (707) para detectar luz de dicho láser reflejado por dicho tejido ocular; y

un alojamiento (709) para contener dichos medios de láser (702) y dicha cámara (707), incluyendo dicho alojamiento una ventana (719) que permite la transmisión de dicho haz láser (715) hacia el ojo (705) y de dicha luz reflejada por dicho tejido de nuevo a dicha cámara (707) y al menos un puerto (711) para comunicación de señales de potencia y datos a y de dicha cámara (707) y láser (703); y medios de exploración para efectuar una exploración lateral del haz láser a través del ojo del paciente,

caracterizado porque los medios de exploración incluyen una serie de lámparas (721) que presentan un blanco lateralmente móvil que el ojo del paciente es capaz de observar.

2. El aparato de la reivindicación 1, donde la cámara (707) es un dispositivo de acoplamiento de carga.

3. El aparato de la reivindicación 1 o 2, incluyendo además una empuñadura (723) unida a dicho alojamiento (709).

4. El aparato de la reivindicación 3, donde dicha empuñadura (723) está unida al alojamiento (709) por un cañón (727) que define un eje sustancialmente paralelo con dicho eje del ojo, y donde dicho cañón (727) está unido rotativamente a dicho alojamiento (709).

5. El aparato de cualquier reivindicación precedente, donde el aparato es de mano.

6. El aparato de cualquier reivindicación precedente, incluyendo además una segunda cámara, y donde ambas cámaras son dispositivos de acoplamiento de carga.

7. El aparato de la reivindicación 6, incluyendo además medios para proporcionar una imagen estereoscópica.

8. Un método para formación de imágenes in vivo de tejido ocular en el ojo de un paciente, incluyendo dicho método:

proporcionar un haz láser (715) adecuado para iluminación y que tiene una configuración sustancialmente plana en una dirección hacia dicho ojo (705);

detectar luz de dicho haz láser (715) reflejada por dicho tejido ocular;

proporcionar un alojamiento (709) conteniendo: un láser (703) para generar dicho haz láser y una cámara (707) para detectar dicha luz, una ventana (719) que permite la transmisión de dicho haz láser (715) hacia el ojo (705) y de dicha luz reflejada por dicho tejido de nuevo a dicha cámara (707), y al menos un puerto (711) para comunicación de señales de potencia y datos a y de dicha cámara (707) y láser (703);

efectuar una exploración lateral del haz láser (715) a través del ojo del paciente cuando el paciente observa una serie de lámparas que proporcionan un blanco lateralmente móvil; y

recibir y procesar luz reflejada por dicho tejido ocular para generar dicha imagen de tejido ocular.

9. El método de la reivindicación 8, donde se representa la porción anterior del ojo.

10. El método de la reivindicación 9, donde se representan células y/o proteínas en el fluido acuoso de dicha porción anterior del ojo, o donde se representa el gel vítreo del ojo, o donde se representan fibras de colágeno y/o células.

11. El método de cualquiera de las reivindicaciones 8 a 10, donde se disponen dos cámaras, y donde la luz reflejada a cada una de dichas dos cámaras es recibida y procesada simultáneamente para generar una imagen tridimensional.

12. El método de la reivindicación 11, donde dos láseres están dispuestos en lados opuestos del eje efectivo de dichas dos cámaras.