MXPA01010535A

MXPA01010535A - Optimizacion de correcion por ablacion de un sistema optico y metodos asociados.

Info

Publication number: MXPA01010535A
Application number: MXPA01010535A
Authority: MX
Inventors: Alfred Campin John
Original assignee: Alcon Universal Ltd
Priority date: 2000-03-22
Filing date: 2001-03-22
Publication date: 2002-11-04
Also published as: WO2001087201A1; AR032312A1; AU770888B2; DE60103609D1; BR0105551A; DK1235538T3; JP2003533277A; US6569154B2; AU5004801A; US20020007176A1; EP1235538A1; DE60103609T2; ES2217137T3; EP1235538B1; CA2375163A1; ATE268150T1

Abstract

Un sistema de correccion optica para corregir defectos visuales de un ojo incluye un analizador de frente de onda que responde a un frente de onda que emana desde un ojo para determinar una diferencia de trayectoria optica entre una onda de referencia y el frente de onda. Un convertidor proporciona una correccion optica en base a la diferencia de trayectoria y a una eficiencia de ablacion radialmente dependiente. La correccion de eficiencia usa un polinomio de compensacion de la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Xpn, en donde p es un radio normalizado medido a partir de una porcion central de la cornea, que alcanza un valor de 1 en un borde externo de la zona de correccion optica. Un haz laser es dirigido a la cornea el cual tiene la energia suficiente para seccionar el material de cornea. La correccion optica se logra mediante la remocion de una cantidad seleccionada del material de cornea para crear un cambio deseado de la forma de la cornea en base a la correccion optica.

Description

í * * T OPTIMIZACIÓN DE CORRECCIÓN POR ABLACIÓN DE UN SISTEMA ÓPTICO Y MÉTODOS ASOCIADOS ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN Campo de la Invención La presente invención se refiere a una medición y corrección de aberración óptica y, de manera más particular, a un sistema y método para lograr una optimización empírica de una medición y 10 corrección objetivas de un sistema óptico tal como el ojo humano.

• Descripción de la Técnica Relacionada Los sistemas ópticos que tienen un enfoque de imagen real pueden recibir luz colimada y enfocarla en un punto. Tales sistemas 15 ópticos pueden encontrarse en la naturaleza, por ejemplo en los ojos de los seres humanos y de los animales, o. pueden fabricarse en forma manual, por ejemplo, sistemas de laboratorio, sistemas de # guía y similares. En cualquier caso, las aberraciones en el sistema óptico pueden afectar el desempeño del sistema. 20 Un ojo humano perfecto o ideal refleja de manera difusa un haz luminoso que impacta desde su retina a través de los elementos ópticos del ojo, lo cuales incluyes un cristalino y una córnea. Para dicho ojo ideal en un estado relajado, es decir que no se acomoda para proporcionar enfoque de campo cercano, la luz reflejada sale 25 del ojo como una secuencia de ondas planas. Sin embargo, un ojo resr tiene aberraciones que ocasionan la deformación o distorsión de las ondas luminosas reflejadas que salen del ojo. Un ojo con aberración refleja de manera difusa un haz luminosa que impacta • desde su retina a través de su cristalino y córnea como una 5 secuencia de frentes de onda distorsionados. Se sabe en la técnica como realizar la corrección láser de las deficiencias de enfoque mediante queratectomía fotorefractiva (PRK) , la cual modifica la curvatura de la córnea, y la cirugía LASIK. Dichos métodos emplean típicamente un rayo láser excímero de 10 193-nm para seccionar el tejido de la córnea. Munneriyn et al {J. Cataract Refract. Surg. 14(1 ), 46-52 , 1988) ha presentado ecuaciones para determinar un volumen específico de tejido que se va a remover para lograr una corrección refractiva deseada. Frey (Patente de los Estados U nidos de Norteamérica No. 5,849,006) 15 enseña un método de uso de un láser de punto fino para remover un volumen deseado de tejido para efectuar una corrección refractiva deseada. • BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN 20 Es un objeto de la presente invención proporcionar un sisterha y método para la optimización de una corrección por ablación de la córnea humana . Es un objeto más proporcionar dicho sistema y método que 25 explica la anisotropía de la córnea.

Es otro objeto proporcionar dicho sistema y método que incluye una atenuación radialmente dependiente de la energía de ablación. Es un objeto adicional proporcionar dicho sistema y método utilizando la descripción matemática que puede adaptarse fácilmente 5 en un algoritmo de ablación. Estos y otros objetos se logran mediante la presente invención , ', un sistema de corrección óptica para corregir defectos visuales de un ojo. El sistema comprende un analizador de frente de onda que responde a un frente de onda que emana desde un ojo para 10 determinar una diferencia de trayectoria óptica entre una onda de referencia y el frente de onda. El sistema comprende además un convertidor para proporcionar una corrección óptica en base a la diferencia de trayectoria y a la eficiencia de ablación radialmente dependiente. La corrección de eficiencia usa un polinomio de 15 compensación de la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + ... + Xp", donde p es un radio normalizado que es específico de la zona óptica y se mide a partir de una porción central de la córnea, alcanzando un valor de 1 en el borde la zona de corrección óptica. Se dirige un haz láser a la córnea el cual tiene la energía 20 suficiente para seccionar el material de la córnea. La corrección óptica se logra mediante la remoción de una cantidad seleccionada del material de la córnea para crear un cambio de forma de la córnea en base a la corrección óptica. Las características que presenta la invención, tanto para la 25 organización como el método de operación , junto con los objetos y ventajas adicionales de la misma, se comprenderán mejor a partir de la siguiente descripción utilizada en conjunción con el dibujo que le acompaña. Se comprende también en forma expresa que el dibujo es para fines de ilustración y descripción y no se pretende como una definición de los límites de la invención. Esos y otros objetos alcanzados y ventajas ofrecidas por la presente invención, se volverán completamente evidentes conforme se lea la descripción siguiente en conjunción con el dibujo que le acompaña. 10 BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS • La fig. 1 es un diagrama esquemático de u sistema para determinar aberraciones oculares. La fig. 2 es una gráfica de profundidades de ablación deseada 15 y lograda como una función de la posición radial de un ojo miope. La fig. 3 es una gráfica de profundidades de ablación deseada y lograda como una función de la posición radial de un ojo hipermétrope. Las figs. 4A y 4B son gráficas de la función de eficiencia de 20 ablación de la presente invención: la fig. 4A es la gráfica de 1 - 0.3r2, en donde rmax = 3.25 mm; la fig 4B es la gráfica de 0.95 - 0.3r2 - 0.25r3 + 0.3r4. La fig. 5 es un diagrama esquemático de un sistema para suministrar un haz láser de ablación a un ojo.

Se presentará ahora una descripción de las modalidades preferidas de la presente invención con referencia a las figs. 1 - 5. 5 El sistema y método para corregir defectos visuales de un ojo incluye un analizador de frente de onda, en una modalidad preferida JÉ, un sistema 10 (fig. 1 ) similar a aquel descrito en la solicitud copendiente y de propiedad común de N úmero de Serie 09/664, 128, los contenidos de la cual están incorporados a la presente mediante 10 referencia. El aparato 10 incluye un rayo láser 12 para generar la radiación óptica utilizada para producir un haz láser de diámetro pequeño 14. El láser 12 genera un haz de luz láser colimada (representado por las líneas punteadas del haz 14) de una longitud de onda y energía que son seguras para el ojo. para aplicaciones 15 oftálmicas, las longitudes de onda apropiadas incluirían el espectro visible completo y el espectro cercano a infrarrojo. A manera de ejemplo, las longitudes de onda apropiadas pueden estar en un rango desde aproximadamente 400-1000 nms, incluyendo longitudes de onda útiles de 550 - 650-, y 850 - nm. En tanto que la operación 20 en el espectro visible se prefiere generalmente, ya que esas son las condiciones en las que funciona el ojo, el espectro cercano a infrarrojo puede ofrecer ventajas en ciertas aplicaciones. Por ejemplo, el ojo del paciente puede estar más relajado si el paciente no conoce la medición que está teniendo lugar. Sin importar la 25 longitud de onda de la radiación óptica, la energía debe restringirse ' ff É#las aplicaciones oftálmicas a niveles seguros para el ojo. Para la radiación láser, los niveles de exposición seguros para el ojo apropiados pueden encontrarse en el U .S. Federal Performance 9r Standard for Láser Products. Si el análisis se va a ejecutar en un 5 sistema óptico diferente al ojo, el rango de longitud de onda de examinación debe incorporar lógicamente el rango de desempeño pretendido del sistema. Para seleccionar un núcleo colimado de diámetro reducido del haz de luz láser 14, se usa un diafragma de iris 16 para bloquear el 10 haz láser 18 de un tamaño deseado para el uso. En términos de la presente invención , el haz láser 18 tendrá un diámetro en el rango de aproximadamente 0.5 - 4.5 mm, siendo típico a manera de ejemplo con 1 - 3 mm. U n ojo con aberración severa utiliza un haz de diámetro reducido en tanto que un ojo con aberración ligera 15 puede ser evaluado con un haz de mayor diámetro. Dependiendo de la divergencia de salida del láser 12, puede colocarse un lente en la trayectoria de haz para optimizar la colimación del haz. • El haz láser 18, como se describe en la presente a manera de ejemplo, es un haz polarizado que es pasado a través de un divisor 20 de haz sensible a la polarización 20 para dirigir hacia un trayecto óptico de enfoque 22 , el cual opera para enfocar el haz láser 18 a través de los elementos ópticos del ojo 120 (por ejemplo, la córnea 126, la pupila 125 y el cristalino 124) hacia la retina 122. Se comprende que el cristalino 124 puede no estar presente en un paciente que ha experimentado un procedimiento de cataratas. Sin embargo, esto no afecta a la presente invención . El trayecto óptico 22 forma la imagen del haz láser 18 como un punto fino de luz en o cerca de la fovea centralis del ojo 123, donde la visión del ojo es más precisa. Obsérvese que el punto fino de luz podría reflejarse fuera de otra porción de la retina 122 para l' ^ít determinar las aberraciones relacionadas con otro aspecto de la visión de una persona. Por ejemplo, si el punto de luz fuera reflejado fuera del área de la retina 122 que circunda a la fovea centralis 123, 10 las aberraciones relacionadas específicamente con la visión • periférica de una persona podrían evaluarse entonces. En todos los casos, el punto de luz puede dimensionarse para formar una imagen lim itada de difracción cercana en la retina 122. Por lo tanto el punto de luz producido por el haz láser 18 en la fovea centralis 123 no 15 excede de aproximadamente 100µm de diámetro y típicamente, son del orden de 10µm . La reflexión difusa del haz láser 18 desde la retina 122 está # representada por líneas sól idas 24 indicativas de la radiación que pasa a través del ojo 120. El frente de onda impacta sobre y pasa a 20 través del trayecto óptico 22 y hacia el divisor de haz sensible a la polarización 20. El frente de onda 24 es despolarizado con relación al haz láser 18 debido a la reflexión y refracción conforme el frente de onda 24 emana desde la retina 122. En consecuencia, el frente de onda 24 es transferido en el divisor de haz sensible a la polarización 25 20 y dirigido hacia un analizador de frente de onda 26 tal como un -T .. ?rrt¡¡|rf __ ?jß???_________ analizador de frente de onda Hartmann-Shack (H-S). En general, el analizador de frente de on ^ 26 mide las inclinaciones del frente de onda 24, es decir, las derivadas parciales con respecto a x y y, en un número de coordenadas transversales (x, y) . Esta información derivada parcial se usa entonces para reconstruir o aproximar el frente de onda original con una expresión matemática tal como series ponderadas de polinomios de Zernike. Los estados de polarización para el haz láser incidente 18 y el divisor de haz 20 reducen al mínimo la cantidad de radiación láser parásita que alcanza la porción del detector del analizador de frente de onda 26. En algunas situaciones, la radiación parásita puede ser suficientemente pequeña cuando se compara con la radiación que regresa desde el objetivo deseado (por ejemplo, la retina 122) de manera que son innecesarias las especificaciones de polarización . La presente invención es capaz de adaptarse a una amplia gama de defectos de la visión y como tal logra un nivel novedoso de rango dinámico en términos de medición de las aberraciones oculares. La mejora del rango dinámico se logra con el trayecto óptico 22 y/o la porción de detector de frente de onda 26. El trayecto óptico 22 incluye un primer lente 220, un espejo plano 221 , un espejo de Porro 222 y un segundo lente 224, todos los cuales se ubican a lo largo de la trayectoria del haz láser 18 y el frente de onda 24. El primer lente 220 y el segundo lente 224 son lentes idénticos mantenidos en posiciones fijas. El espejo de Porro 222 es capaz de movimiento linear, como se indica mediante las flechas 223 .__?^____á_ _____^_____ _M..___m__t__ -. para cambiar la longitud de la trayectoria óptica entre los lentes 220 y 224. Sin embargo , se comprende que la presente invención no está lim itada a la disposición particular del espejo plano 221 y el espejo • de Porro 222 y q ue las disposiciones ópticas pueden utilizarse sin 5 apartarse de las enseñanzas y beneficios de la presente invención. U na "posición cero" del espejo de Porro 222 está identificada mediante el reemplazo del ojo 120 por una fuente de calibración de luz coli mada para proporcionar u n frente de onda de referencia tal como una onda plana perfecta 1 10. Dicha fuente podría lograrse 10 mediante u n haz láser expand ido por un telescopio de haz al • diámetro que cubrirá el plano de formación de imagen del analizador de onda 26 y el ajuste del espejo de Porro 222 hasta que el analizador de frente de onda 26 detecta la luz que se está colimando . Obsérvese q ue los cambios en la longitud de la 15 trayectoria óptica logrados con el espejo de Porro 222 pueden calibrarse en dioptrías a fin de proporcionar u na corrección dióptrica esférica aproximada . Para determinar de manera empírica una eficiencia de tratam iento de un perfi l de haz particular al efectuar el cambio 20 deseado en la refracción , se reunieron los datos sobre la ablación de córneas humanas in vivo con perfi les de ablación conocidos y perfiles de fluencia de haz láser conocidos. La precisión y falta de subjetividad de la medición de frente de onda antes descrita se utilizó para determinar los resultados ópticos y por tanto la eficiencia 25 de tratamiento efectivo de los perfi les de ablación particulares.

Cualesquiera desviación^ i?iel cambio esperado en el contenido de aberración pueden atribuirse a diferencias relativas en la efectividad de ablación a través de la superficie de la córnea. Se derivó una función de efectividad de ablación generalizada individual a partir de datos clínicos utilizando perfiles de ablación nominales miopes e hipermétropes. Los datos fueron recolectados a partir de perfiles de ablación nominales obtenidos empleando un punto luminoso explorador de haz láser estrecho excímero tal como el descrito en las Patentes de los Estados Unidos de Norteamérica Nos. 5,849,006 y 5,632,742, los contenidos de las cuales se incorporan a la presente mediante referencia. La función de atenuación radialmente simétrica de la presente invención fue determinada mediante análisis de gráficas de profundidades de ablación pretendidas y logradas contra la posición de córnea radial normalizada para ojos miopes (fig. 2) e hipermétropes (fig. 3). en su forma general función de efectividad de ablación tiene la forma polinominal A + Bp + Cp2 + Dp3 + ... + xpn, como se describió antes. En una modalidad específica la función tiene la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Ep4, con coeficientes de ejemplo A = 0.95, B __ 0, C __ -0.3, D = -0.25, y £ = 0.3 para un radio de zona óptica de 3.25 mm. La función de efectividad de ablación incluye cualquier dependencia radial en el rango de ablación real, es decir, por ejemplo, mieras de tejido removido por impulso. Sin embargo, se incorpora también cualquier efecto biomecánico o variación ___-*_*_ t*. ^^íaiMti- '______tr__ _m___tí tfiláiP seca en las propiedades ópticas de la córnea que pueden influir en el resultado óptico en una forma radialmente independiente. La función de atenuación o eficiencia se usa entonces para moirjififsar el perfil de tratamiento tomando el cambio deseado en la 5 profundidad de la córnea (el perfil de ablación nominal) y dividir ésta entre la función de atenuación. Esto produce un nuevo perfil que, cuando se secciona, da como resultado el cambio deseado. En una modalidad particular la atenuación se logra calculando la descripción de Zernike del perfil de ablación y dividiendo el 10 polinomio de Zernike entre el perfil de atenuación que se registra en • el sistema de suministro de haz láser.

Penfrada(p?) = P?____d_ (p?)/(? + fíp + Cp2 + Dp3 + ... + Xpn) 15 En una gráfica de una forma simple de esta función , 1 - 0.3r2, donde rmax = 3.25 mm (fig. 4A), la eficiencia de ablación radialmente dependiente varia de un valor de aproximadamente 1 cercano a una • ubicación central en donde r = 0 en la superficie de la córnea hasta un valor de aproximadamente 0.7 a una distancia desde la ubicación 20 central en donde r _ 3.25 mm . U na versión más detallada de la función de atenuación, 0.95 - 0.3r2 - 0.25r3 + 0.3r4, la cual tiene una forma más compleja, se muestra en la fig . 4B. La función específica aplicada para un sistema láser de tratamiento particular puede depender de elementos 25 específicos de ese dispositivo, tal como la energía de haz, etc. por -__¿_¿?±_¡_?__gíi_i_±__* los tanto, los coeficientes en el polinomio de función de atenuación pueden ajustarse para optimizar los resultados para las condiciones de tratamiento particular. # Preferiblemente la corrección óptica se basa además en los 5 índices refractivos del medio a través del cual pasa el frente de onda. En una modalidad particular, el convertidor proporciona la diferencia de trayectoria utilizando una reconstrucción de Zernike del frente de onda y la diferencia de trayectoria es dividida entre una diferencia de un índice de refracción de material de córnea y un 10 índice de refracción del aire. La corrección óptica es una alteración prescrita de la curvatura de superficie de la córnea del ojo y, la corrección óptica lograda mediante ia reformación de la curvatura de superficie de la córnea del ojo se basa en la alteración prescrita sin considerar una topografía resultante de la superficie general de la 15 córnea. Un sistema de suministro de haz láser ilustrativo 5 (fig . 5) y el sistema de seguimiento del ojo puede comprender, por ejemplo, r aquel mostrado en la Patente de los Estados Unidos de Norteamérica No. 5, 980, 513, de propiedad común con la presente solicitud, los 20 contenidos de ia cual se incorporan a la presente mediante referencia. La porción de suministro de haz láser del sistema 5 incluye una fuente de láser de tratamiento 500, elementos ópticos de proyección 510, elementos ópticos de espejo de transferencia X- Y 520, controlador de conversión de haz 530, divisor de haz dicróico 25 200 y elementos ópticos de espejo de ajuste de ángulo del haz 300. ._______^_____.______?^-j^i^___r^.-^e__i_^ *3?*A * .-Í Los impulsos láser se distribuyen como disparos sobre el área que se va a seccionar o desgastar, preferiblemente en una secuencia distribuida de manera que se logra la forma deseada del objeto o córnea. De preferencia, el haz láser impulsado es desviado para dirigir los disparos a una pluralidad de posiciones desplazadas espacialmente sobre la superficie de la córnea para formar una pluralidad de puntos de ablación espacialmente distribuidos . Cada uno de esos puntos puede tener un diámetro predeterminado, por ejemplo, 2.5 o 1 .0 mm , y pueden tener una distribución de intensidad definida, por ejemplo, mediante un perfil de distribución de Gauss o uno generalmente plano a través del punto. En la operación de la porción de suministro de haz 5, la fuente láser 500 produce un haz láser 502 incidente sobre los elementos ópticos de proyección 510. Los elementos ópticos de proyección 510 ajustan el diámetro y la distancia para enfocar el haz 502 dependiendo de los requerimientos del procedimiento particular que se esté ejecutando. Después de salir de los elementos ópticos de proyección 510, el haz 502 impacta sobre los elementos ópticos del espejo de transferencia X - Y 520, donde el haz 502 es transferido o desviado independientemente a lo largo de cada uno de los dos ejes de transferencia ortogonales según lo regula el controlador de transferencia de haz 530. El controlador 530 es típicamente un procesador programado con un conjunto predeterminado de dos transferencias dimensionales o desplazamientos de haz 502 á._.,.-__.__t_i__?___ _._ ____ ___.*_____ dependiendo del procedimiento oftálmico particular que se esté ejecutando. Cada uno de los ejes de transferencia X y Y es controlado en forma independiente por un espejo de transferencia. La porción de seguimiento del ojo del sistema 5 incluye un 5 detector de movimiento del ojo 100, el divisor de haz dicróico 200, y los elementos ópticos de ajuste de ángulo de haz 300. El detector 100 determina la cantidad de movimiento del ojo y utiliza esa cantidad para ajustar los espejos 310 y 320 para seguimiento junto con el movimiento del ojo. Para hacer esto, el detector 100 transmite 10 primero la energía luminosa 101 -T, la cual ha sido seleccionada para transmitir a través del divisor de haz dicróico 200. Al mismo tiempo, después de experimentar la transferencia de haz de acuerdo con el procedimiento de tratamiento particular, el haz 502 impacta sobre el divisor de haz dicróico 200, el cual ha sido seleccionado para 15 reflejar el haz 502 (por ejemplo, un haz láser con una longitud de onda de 193-nm) hacia loe elementos ópticos de espejo de ajuste del ángulo de haz 300. ^ * La energía luminosa 101 -T es alineada de manera que es paralela al haz 502 conforme impacta sobre los elementos ópticos de 20 espejo de ajuste del ángulo de haz 300. Se comprende que el término "paralelo" como se usa en la presente incluye la posibilidad de que la energía luminosa 101 -T y el haz 502 puedan ser coincidentes o colineales. Tanto la energía luminosa 101 -T como el haz 502 se ajustan en correspondencia uno con el otro mediante los 25 elementos ópticos 300. En consecuencia, la energía luminosa 101 -T y el haz 502 mantienen su relación paralela cuando son incidentes en un ojo 120. Ya que los elementos ópticos del espejo de transferencia X-Y 520 desvían la posición del haz 502 en la • transferencia independientemente de los elementos ópticos 300, la 5 relación paralela entre el haz 502 y la energía luminosa 101-T se mantiene a través de todo el procedimiento oftálmico particular. Los elementos ópticos de espejo de ajuste del ángulo de haz constan de espejos giratorios independientes 310 y 320. El espejo 310 es giratorio alrededor del eje 312, como se indica mediante la 10 flecha 314, en tanto que el espejo 320 es giratorio alrededor del eje 322, como se indica mediante la flecha 324. Los ejes 312 y 322 son ortogonales entre sí. De esta manera, el espejo 310 es capaz de barrer la energía luminosa 101-T y el haz 502 en un primer plano (por ejemplo, la elevación), en tanto que el espejo 320 es capaz de 15 barrer de manera independiente la energía luminosa 101-T y el haz 502 en un segundo plano (por ejemplo, azimut) que es perpendicular al primer plano. Al salir de los elementos ópticos de espejo de ajuste ^_w del ángulo de haz 300, la energía luminosa 101-T y el haz 502 impactan sobre el ojo. 20 El movimiento de los espejos 310 y 320 se logra comúnmente con dos impulsores de servo controlador/motor 316 y 326 respectivamente. En general, los impulsores 316 y 326 deben ser capaces de reaccionar rápidamente cuando el error medido a partir del detector de movimiento del ojo 100 es grande y además, debe 25 proporcionar una muy alta ganancia a partir de bajas frecuencias (CD) hasta aproximadamente 100 radianes por segundo para eliminar virtualmente el error de estado estable y el transitorio. De forma más específica, el detector de movimiento del ojo 100 proporciona una medida del error entre el centro de la pupila (o un 5 desfase desde el centro de la pupila que seleccionó el médico) y la ubicación donde apunta el espejo 310. La energía luminosa 101 -R reflejada desde el ojo 120 se desplaza a través de los elementos ópticos 300 y el divisor de haz 200 para detección en un detector 100. El detector 100 determina la 10 cantidad de movimiento del ojo en base a los cambios en la energía • de reflexión 101 -R. Las señales de control de error indicativas de la cantidad de movimiento del ojo son retroalimentadas por el detector 100 a los elementos ópticos de espejo de ajuste del ángulo de haz 300. Las señales de control de error regulan el movimiento o 15 realineación de los espejos 310 y 320 en un esfuerzo por impulsar las señales de control de error a cero. Al hacer esto, la energía luminosa 101 -T y el haz 502 se mueven en correspondencia con el • movimiento del ojo en tanto que la posición real del haz 502 con relación al centro de la pupila es controlada por los elementos 20 ópticos del espejo de transferencia X-Y 520. A fin de tomar ventaja de las propiedades del divisor de haz 200, la energ ía luminosa 101 -T debe ser de una longitud de onda diferente a aquella del haz láser de tratamiento 502. La energía luminosa debe ubicarse preferiblemente fuera del espectro visible 25 para no interferir u obstruir la vista de un cirujano del ojo 120.

Además, si la presente invención se va a utilizar en procedimientos quirúrgicos oftálmicos, la energía lum inosa 101 -T debe ser "segura para el ojo", como lo define el American National Standards Institute (ANSÍ). En tanto que una variedad de longitudes de onda de luz satisfacen los requerimientos anteriores, a manera de ejemplo, la energía luminosa 101 -T puede comprender energía de luz infrarroja en la región de longitud de onda de 900-nm. La luz en esta región cumple con los criterios antes mencionados y además es producida por fuentes de luz económicamente suministrables y fácilmente disponibles. Una fuente de luz de ese tipo es un láser de rango de repetición de alto impulso de GaAs 905-nm que opera a 4 kHz, el cual produce el impulso seguro para la vista definido por ANSÍ de 10 nJ en un impulso de 50-ns. También puede emplearse un sistema de ablación de la córnea que usa ablación de 193-nm en un rango de fluencia de 100 - 1000 mJ/cm2, el cual usa un punto fino (<2.5 mm). Una modalidad preferida utiliza un punto < 10 mm y fluencias pico de 400 - 600 mJ/cm2. Por tanto, puede verse que la presente invención de manera que la presente invención proporciona un sistema y método para proporcionar una función de corrección compensadora adaptada para negar o cancelar la función de eficiencia de ablación para permitir que se obtenga la forma deseada real del volumen de remoción de la córnea, logrando un resultado óptico ideal. En la descripción anterior, ciertos términos se han usado por brevedad , claridad y comprensión , aunque no se implican ______ "»*"* ? _._____ÚÍ _,-» ??Jk?____ tf«»te**to. ,__ limitaciones innecesarias a partir de las m ismas más allá de los requerimientos de la técnica anterior, debido a que dichos términos se usan para fines de descripción en la presente y están destinadas • a considerarse ampliamente. Además, las modalidades, del aparato 5 ilustradas y descritas en la presente son en forma de ejemplo y el alcance de la invención no está limitado a los detalles exactos de construcción . Habiendo descrito la invención , la construcción, la operación y uso de las modalidades preferidas de la misma y las nuevos, 10 ventajosos y útiles resultados obtenidos de este modo, las • construcciones nuevas y útiles y los equivalentes mecánicos razonables de la misma obvios para aquellos con experiencia en la técnica, se establecen en las reivindicaciones anexas. 15 20 25 .i______i__j____ ____)ei______M

Claims

REIVI N DICACIONES 1 . Un sistema de corrección óptica para corregir los defectos • visuales de un ojo, el sistema de corrección óptica que comprende: 5 un analizador de frente de onda que responde a un frente de onda que emana desde un ojo para determinar una diferencia de trayectoria óptica entre una onda de referencia y el frente de onda; un convertidor para proporcionar una corrección óptica en base a la diferencia de trayectoria y de una eficiencia de ablación 10 radialmente dependiente que usa un polinomio de compensación de • la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Xpp, en donde p es un radio normalizado medido a partir de una porción central de la córnea, que alcanza un valor de 1 en un borde externo de la zona de corrección óptica; y 15 un haz láser que tiene energía suficiente para seccionar material de córnea, en donde la corrección óptica se logra mediante la remoción de una cantidad seleccionada dei material de la córnea para crear un cambio deseado de forma de la córnea. 2. El sistema citado en la reivindicación 1 , en donde los medios 20 de corrección óptica comprenden un analizador de frente de onda que responde a un frente de onda que emana desde el ojo, y en donde la modificación de córnea es determinada por una diferencia de trayectoria óptica entre una onda de referencia y el frente de onda. "«f-^ i. "***- • 3. El sistema citado en la reivindicación 2 , que comprende además: una fuente de energía para generar un haz de radiación óptica; • y elementos ópticos de enfoque colocados en la trayectoria del haz para dirigir el haz a través del ojo, en donde el haz es reflejado desde la retina del ojo como el frente de onda de radiación qu« emana desde el ojo. 4. El sistema citado en la reivindicación 1 , en donde el 10 polinomio tiene la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Ep4, con coeficientes • A = 0.95, B __ 0, C = -0.3, D = -0.25 y E = 0.3 para un radio de zona óptica de aproximadamente 3.25 mm. 5. El sistema citado en la reivindicación 1 , en donde la eficiencia de ablación radialmente dependiente varía desde un valor 15 de aproximadamente 1 .0 próximo a una ubicación central en donde r= 0 en la superficie de la córnea hasta un valor de _? aproximadamente 0.7 en un borde externo de la zona óptica que tiene un radio en donde r=; 3.25 mm. 6. El sistema citado en la reivindicación 1 , en donde la 20 corrección óptica se basa además en índices refractivos de medios a través de los cuales pasa el frente de onda. 7. El sistema citado en la reivindicación 1 , que comprende además un seguidor de ojo para monitorear el movimiento y para ajustar las posiciones del haz láser en respuesta al movimiento. l ,_:.*.4 „ _í_i,.í . 8. El sistema citado en la reivindicación 1 , en donde la corrección óptica es una alteración prescrita de la curvatura de superficie de la córnea del ojo, y en donde la corrección óptica # lograda por la reformación de la curvatura de superficie de la córnea 5 del ojo se basa en la alteración prescrita sin considerar una topografía resultante de la superficie general de la córnea . 9. El sistema citado en la reivindicación 1 , en donde el convertidor proporciona la diferencia de trayectoria utilizando una reconstrucción Zernike del frente de onda, y en donde la diferencia 10 de trayectoria se divide entre una diferencia de un índice de # refracción del material de la córnea y un índice de refracción del aire. 10. Un sistema para modificar la visión de un ojo, el sistema que comprende: 15 un analizador de frente de onda que responde a un frente de onda que emana desde el ojo para determinar una diferencia de trayectoria óptica entre una onda de referencia y el frente de onda; un convertidor para proporcionar una corrección óptica en base a la diferencia de trayectoria óptica y una eficiencia de ablación que 20 usa un polinomio de compensación de la forma: A + Bp + Cp2 + Dp3 + Xp", en donde p es un radio normalizado medido a partir de una porción central de la córnea, que alcanza un valor de 1 en un borde externo de la zona de corrección óptica; y 'iítfofa ___&____&_*. . '- e*?é_±.? *_.___& un láser de tratamiento que produce un haz láser impulsado para proporcionar una pluralidad de disparos de haz láser capaces de seccionar el material de córnea; y medios de desviación de haz operables con el láser de 5 tratamiento para desviar el haz láser impulsado y para dirigir la pluralidad de disparos de haz láser hasta una pluralidad de posiciones espacialmente separadas sobre la superficie de la córnea del ojo como una pluralidad de puntos de ablación espacialmente distribuidos para proporcionar una modificación deseada a la córnea 10 modificando por tanto la visión del ojo. • 1 1 . El sistema citado en la reivindicación 10, en donde los medios de desviación de haz proporcionan un patrón de disparo predeterminado individual que responsable de la corrección óptica. 12. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde cada 15 uno de la pluralidad de puntos de ablación formados sobre la superficie de la córnea pueden definirse mediante una longitud de diámetro de aproximadamente 2.5 mm . ür 13. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde cada uno de la pluralidad de puntos de ablación formados en la superficie 20 de la córnea incluye una dimensión de longitud de aproximadamente 1 .0 mm. 14. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde cada uno de la pluralidad de puntos de ablación formados sobre la superficie de la córnea comprende un perfil de intensidad a través 25 del punto definido por una distribución de Gauss aproximada. ?í, 1 _______> 15. El sistema citado-«en la reivindicación 10, en donde cada uno de la pluralidad de puntos de ablación formados en la superficie de la córnea comprende un perfil de intensidad generalmente plano a través del punto. 16. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde la corrección óptica se basa además en índices refractivos de medios a través de los cuales pasa el frente de onda. 17. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde el polinomio tiene la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Ep4, con coeficientes A = 0.95, B = 0, C = -0.3, D .= -0.25 y E s 0.3 para un radio de zona óptica de aproximadamente 3.25 mm. 18. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde la eficiencia de ablación radialmente dependiente varía desde un valor de aproximadamente 1.0 próximo a una ubicación central en donde r= 0 en la superficie de la córnea hasta un valor de aproximadamente 0.7 en un borde externo de la zona óptica que tiene un radio en donde r= 3.25 mm. 19. El sistema citado en la reivindicación 10, que comprende además: una fuente de energía para generar un haz de radiación óptica; y elementos ópticos de enfoque colocados en la trayectoria del haz para dirigir el haz a través del ojo, en donde el haz es reflejado desde la retina del ojo como el frente de onda de radiación que emana desde el ojo. 20. El sistema citado en la reivindicación 10, que comprende • además un seguidor de ojo para monitorear el movimiento y para 5 ajustar las posiciones del haz láser en respuesta al movimiento. 21 .. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde la corrección óptica comprende una alteración prescrita de la curvatura de superficie de la córnea del ojo, y en donde la corrección óptica lograda por la reformación de la curvatura de superficie de la córnea 10 del ojo se basa en la alteración prescrita sin considerar una • topografía resultante de la superficie general de la córnea. 22. El sistema citado en la reivindicación 10, en donde el convertidor proporciona la diferencia de trayectoria utilizando una reconstrucción Zernike del frente de onda, y en donde la diferencia 15 de trayectoria se divide entre una diferencia de un índice de refracción del material de la córnea y un índice de refracción del aire. • 23. Un sistema de corrección óptica para corregir los defectos visuales de un ojo, el sistema de corrección óptica que comprende 20 un convertidor para proporcionar una corrección óptica en base a la diferencia de trayectoria óptica entre una onda de referencia y un frente de onda que emana desde un ojo y en una eficiencia de ablación radialmente dependiente utilizando un polinomio de compensación de la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Xp", en donde p es 25 un radio normalizado medido a partir de una porción central de la __ _____ _1_~ ^«M¿___________m____£¡ córnea, que alcanza un valor de 1 en un borde externo de la zona de corrección óptica, la corrección óptica útil para determinar una cantidad óptima del material de córnea que se va a remover para crear un cambio deseado de forma de la córnea. 24. U n método de tratamiento de una córnea de un ojo para efectuar una corrección refractiva del ojo, el método que comprende las etapas de: determinar una modificación de córnea a partir de una medición del ojo a fin de proporcionar una visión deseada; proporcionar una corrección óptica para el ojo en base a la modificación córnea y en una eficiencia de ablación que usa un polinomio radialmente invariable de compensación de la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Xp" , en donde p es un radio normalizado medido a partir de una porción central de la córnea, que alcanza un valor de 1 en un borde externo de la zona de corrección óptica; dirigir un haz láser sobre el ojo para seccionar la córnea; y mover el haz láser en un patrón alrededor del ojo, el patrón en base a la corrección óptica. 25. El método citado en la reivindicación 24, que comprende además la etapa de redirigir el haz láser para compensar el movimiento del ojo. 26. El método citado en la reivindicación 24, en donde el polinomio tiene la forma A + Bp + Cp2 + Dp3 + Ep4, con coeficientes A = 0.95, B = 0, C = -0.3, D = -0.25 y E = 0.3 para un radio de zona óptica de aproximadamente 3.25 mm. __a¡___ «&-4> i .i.i ÍB 27. El método citado en la reivindicación 24, que comprende las etapas de: seleccionar un área en la córnea; y • proporcionar una pluralidad de puntos de haz láser sobre el 5 área seleccionada de la córnea para ablación de la misma, en donde un tamaño de cada uno de los puntos es sustancialmente menor que el área seleccionada, y en donde ios puntos están en un patrón que tiene una separación entre ellos. 28. El método citado en la reivindicación 27, que comprende 10 además la etapa de formar cada uno de la pluralidad de puntos de • ablación sobre la superficie de la córnea que se va a definir mediante un diámetro de aproximadamente 2.5 mm . 29. El método citado en la reivindicación 27, que comprende además la etapa de formar cada uno de la pluralidad de puntos de 15 ablación sobre la superficie de la córnea que se va a definir mediante un diámetro de aproximadamente 1 .0 mm . 30. El método citado en la reivindicación 27, que comprende ^r además la etapa de formar cada uno de la pluralidad de puntos de ablación sobre la superficie de la córnea para tener una distribución 20 de intensidad definida por un perfil de Gauss a través del punto. 31 . El método citado en la reivindicación 27, que comprende además la etapa de formar cada uno de la pluralidad de puntos de ablación sobre la superficie de la córnea para tener una distribución de intensidad definida por un perfil generalmente plano a través del 25 punto. Í.-?*_? __li¡i _?i 32. El método citado en la reivindicación 24, que comprende además la etapa de proporcionar la corrección óptica en base a los índices refractivos de medios a través de los cuales pasa el frente • de onda 5 33. El método citado en la reivindicación 24, en donde la eficiencia de ablación radialmente dependiente varía desde un valor de aproximadamente 1 .0 cercano a una ubicación central en donde r= 0 en la superficie de la córnea hasta un valor de aproximadamente 0.7 en un borde externo de la zona óptica que 10 tiene un radio en donde r= 3.25 mm . 34. El método citado en la reivindicación 24, en donde la corrección óptica es una alteración prescrita de la curvatura de superficie de la córnea del ojo, y en donde la corrección óptica lograda por la reformación de la curvatura de superficie de la córnea 15 del ojo se basa en la alteración prescrita sin considerar una topografía resultante de la superficie general de la córnea. ^ 20 25