ES2222914T3 - Aparato para determinar una cuantia de ablacion corneal. - Google Patents
Aparato para determinar una cuantia de ablacion corneal.Info
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Abstract
Un aparato para determinar una cuantía de ablación corneal, en base a la cual se efectúa una operación para corregir la ametropía, cuyo aparato comprende: -una primera unidad de entrada (53) para introducir datos de una forma corneal preoperativa (75) del ojo de un paciente; -una segunda unidad de entrada (52, 53, 54) para introducir datos de una forma corneal posoperativa del ojo del paciente, para ser estimados; -una unidad de cálculo (54) de la cuantía de la ablación, para calcular los datos de una cuantía de ablación total (72) de la córnea en una zona óptica (70) de ella, en base a los datos introducidos por las unidades de entrada primera (53) y segunda (52, 53, 54); y -una unidad de salida (56, 59a) para dar salida a los resultados calculados por la unidad de cálculo (54) de la cuantía de la ablación; caracterizado porque: -la unidad de cálculo (54) de la cuantía de la ablación calcula los datos de una cuantía de dicha ablación en un componente simétrico, en base a los datos de la cuantía de la ablación total (72), y calcula los datos de la cuantía de una ablación en un componente asimétrico (74) como un componente de astigmatismo irregular, en base a la cuantía de ablación total (72) y la cuantía de la ablación en el componente simétrico, por sustracción de la cuantía de la ablación en dicho componente simétrico de la cuantía de ablación total (72).
Description
Aparato para determinar una cuantía de ablación
corneal.
La presente invención se refiere a un aparato
para determinar una cuantía de ablación corneal y a un aparato
quirúrgico de actuación sobre una córnea, y más particularmente al
aparato utilizado para corregir la ametropía mediante la ablación
de la superficie corneal y variación de su forma.
Es conocido en las operaciones quirúrgicas la
corrección de la ametropía de un ojo mediante un procedimiento de
ablación de la superficie corneal (estroma corneal y similares) con
un haz de láser que varía así su forma. En la operación quirúrgica
se obtienen tanto la forma corneal (forma de la superficie corneal)
como la potencia refractiva del ojo que ha de ser operado (el ojo de
un paciente), en base a lo cual se calcula y halla la cuantía de la
ablación corneal necesaria. Con anterioridad, los procedimientos
para calcular la cuantía de la ablación corneal se han llevado a
cabo como sigue.
Primero, se supone que la superficie corneal del
ojo que ha de ser operado es una superficie esférica o tórica, y
con esta suposición se estima una forma corneal en base a un
promedio del radio de curvatura corneal preoperativo obtenido
mediante una medición de la forma corneal. Luego se calcula la
cuantía de la ablación corneal sobre el supuesto de que una forma
corneal posoperativa ha de tener también forma de una superficie
esférica o tórica. Este cálculo se basa en los valores S (potencia
esférica), C (potencia cilíndrica), y A (ángulo axial astigmático),
hallados mediante la medición de la potencia refractiva de un ojo
subjetivo y/o la potencia refractiva del ojo objetivo.
Sin embargo, la cornea de un ojo humano no
siempre tiene una forma simétrica, tal como una superficie
esférica, una superficie tórica, o similares. Por tanto, hay casos
en los que la forma corneal es asimétrica, de modo que la
superficie corneal es diferente, debido en parte a un astigmatismo
irregular o similares. Para ejecutar la operación para corregir la
ametropía adecuadamente, es insuficiente calcular los datos de la
ablación (es decir, los datos de la cuantía de la ablación corneal)
compuestos sólo de una forma simétrica (es decir, un componente
simétrico), tal como una superficie esférica o una superficie
tórica.
El documento EP 0 947 158 A1 describe un aparato
oftálmico para el cálculo de la información oftálmica de un ojo que
ha ser operado, y para determinar luego la cuantía de la ablación
corneal para uso en la cirugía correctora de la ametropía, en base
a la información oftálmica calculada. El aparato comprende un
primer dispositivo de entrada para la introducción de los datos de
una forma corneal preoperativa, un segundo dispositivo de entrada
para introducir los datos de una potencia refractiva preoperativa,
un primer dispositivo de cálculo para calcular los datos de la
potencia refractiva de una superficie corneal de emetropía
equivalente para hacer que el ojo sea emetrópico, un segundo
dispositivo de cálculo para calcular los datos de la cuantía de la
ablación corneal, y un dispositivo visualizador para visualizar al
menos uno de los resultados calculados por los dispositivos de
cálculo primero, segundo, y tercero.
El documento US 4.721.379, en el que se basan la
forma en dos partes de las reivindicaciones 1 y 10, describe un
instrumento para ayuda en la ejecución de la cirugía correctiva de
refracción de la cornea, por determinación de la topografía de la
superficie anterior de la córnea, cuya determinación es en forma de
datos digitalizados introducidos en el ordenador, y estimación del
grosor local de la córnea a lo largo de ejes múltiples, y dicha
determinación es también en forma de datos digitalizados que se
introducen en el ordenador, y se proporciona una visualización
CAD/CAM (diseño ayudado por ordenador/ejecución ayudada por
ordenador) que presenta ambas categorías de datos, correlacionados
como apropiados para la visualización selectiva del cirujano de una
zona, aspecto, o sección corneal, como aquél pueda considerar
adecuado para una operación prospectiva.
La presente invención ha sido ideada a la vista
de las circunstancias expuestas, y tiene por objeto evitar los
problemas anteriores y proporcionar un aparato para determinar la
cuantía de la ablación corneal, que puede calcular dicha cuantía
para ejecutar adecuadamente una operación de corrección de
ametropía, en base a la forma corneal y/o a la potencia refractiva
del ojo.
Otro objeto de la presente invención es
proporcionar un aparato quirúrgico para una cornea, mediante el
cual la operación quirúrgica puede ser efectuada eficientemente en
base a la cuantía obtenida de la ablación corneal.
Para el logro de los objetos de acuerdo con la
finalidad de la presente invención, seguidamente se describe en
general una realización de ella, que comprende la construcción que
se expone seguidamente.
Un aparato para determinar la cuantía de la
ablación corneal, en base a la cual se ejecuta la operación
quirúrgica para corregir la ametropía según la reivindicación 1,
comprende una primera unidad de entrada para introducir datos de la
forma corneal preoperativa del ojo de un paciente; una segunda
unidad de entrada para introducir los datos de una forma corneal
posoperativa estimada; una unidad de cálculo de la cuantía de la
ablación para el cálculo de los datos de dicha cuantía, de manera
que se calculen los datos de la cuantía de dicha ablación en un
componente simétrico, así como los datos de la cuantía de la
ablación en un componente asimétrico, separada y respectivamente,
en base a los datos introducidos por dichas unidades de entrada de
datos primera y segunda; y una unidad de salida para dar salida a
los datos calculados por la unidad de cálculo de la cuantía de la
ablación.
En este caso, y de acuerdo con la reivindicación
2, la unidad de salida puede comprender preferiblemente una unidad
visualizadora para visualizar gráficamente los resultados
calculados por la unidad de cálculo de la cuantía de la
ablación.
También en este caso y de acuerdo con la
reivindicación 3, la unidad de salida puede comprender
preferiblemente una unidad de envío para enviar los resultados
calculados por la unidad de cálculo de la cuantía de la ablación al
aparato quirúrgico de actuación en la córnea.
Igualmente, en este caso y de acuerdo con la
reivindicación 4, la unidad de cálculo de la cuantía de la ablación
puede calcular satisfactoriamente, al menos un dato seleccionado
del grupo consistente en un componente esférico, un componente no
esférico, y un componente cilíndrico, para uso como los datos de la
cuantía de la ablación en el componente simétrico.
Además, y de acuerdo con la reivindicación 5, el
aparato según la reivindicación 1 puede comprender también una
unidad de medición de la forma corneal para medir los datos de
distribución de un radio de curvatura corneal preoperativo del ojo;
en la que la primera unidad de entrada puede introducir
satisfactoriamente los datos de distribución preoperativa medidos
por la unidad de medición de la forma corneal, en la unidad de
cálculo de la cuantía de la ablación.
También, y de acuerdo con la reivindicación 6, el
aparato según la reivindicación 1 puede comprender además una
unidad de medición de la forma corneal para medir los datos de
distribución de un radio de curvatura corneal preoperativa del ojo;
una unidad de medición de la potencia refractiva del ojo para medir
los datos de distribución de la potencia refractiva preoperativa del
ojo; una unidad de cálculo de la forma corneal para calcular los
datos de distribución de una potencia refractiva corneal de una
emetropía equivalente del ojo, en base a la distribución
preoperativa de los datos medidos por la unidad de medición de la
forma corneal, y los datos de distribución preoperativa medidos por
la unidad de medición de la potencia refractiva del ojo, y
subsiguientemente calcular por estimación los datos de distribución
de un radio de curvatura corneal posoperativo del ojo, en base a
los datos de distribución obtenidos de una potencia refractiva
corneal de emetropía equivalente; en el que la primera unidad de
entrada puede introducir satisfactoriamente los datos de
distribución preoperativa medidos por la unidad de medición de la
forma corneal en la unidad de cálculo de la cuantía de la ablación,
y la segunda unidad de entrada puede introducir satisfactoriamente
los datos de distribución preoperativa medidos por la unidad de
cálculo de la forma corneal dentro de la unidad de cálculo de la
cuantía de la ablación.
En este caso, y según la reivindicación 7, la
unidad de cálculo de la forma corneal puede calcular
preferiblemente los datos de distribución de la potencia refractiva
corneal en base a los datos de distribución del radio de curvatura
corneal medido por la unidad de medición de la forma corneal, y
subsiguientemente calcular los datos de distribución de la potencia
refractiva corneal de una emetropía equivalente en base a los datos
de distribución obtenidos de la potencia refractiva corneal y los
datos de distribución de la potencia refractiva del ojo medidos por
la unidad de medición de la potencia refractiva del ojo; y la
unidad de salida puede incluir preferiblemente una unidad de
visualización para presentar gráficamente al menos unos datos de
distribución seleccionados del grupo consistente en los datos de
distribución de la potencia refractiva corneal, los datos de
distribución de la potencia refractiva del ojo, y los datos de
distribución de la potencia refractiva corneal de emetropía
equivalente.
Además, y de acuerdo con la reivindicación 8, el
aparato según la reivindicación 1 comprende también una unidad de
entrada de potencia refractiva de corrección para introducir los
datos de una potencia refractiva de corrección del ojo del
paciente; y una unidad de cálculo de la forma corneal para calcular
por estimación los datos de una forma corneal posoperativa, en base
a los datos introducidos de la potencia refractiva de corrección;
en el que la segunda unidad de entrada puede introducir
preferiblemente los resultados calculados por la unidad de cálculo
de la forma corneal en la unidad de cálculo de la cuantía de la
ablación.
También, y de acuerdo con la reivindicación 9, en
el aparato según la reivindicación 1, al menos una de las unidades
de entrada primera y segunda puede comprender satisfactoriamente
una unidad de entrada con la que el operador introduce datos.
Un aparato para determinar una cuantía de
ablación corneal, en base a lo cual se ejecuta la operación
quirúrgica para corregir la ametropía, de acuerdo con la
reivindicación 10 comprende una unidad de medición de la forma
corneal para medir los datos de distribución del radio de curvatura
corneal del ojo de un paciente; una unidad de medición de la
potencia refractiva del ojo para medir los datos de distribución de
dicha potencia refractiva del ojo; una unidad de cálculo de la
forma corneal para el cálculo de los datos de distribución de una
potencia refractiva corneal de una emetropía equivalente del ojo,
en base a unos datos de distribución preoperativa medidos por la
unidad de medición de la forma corneal, y unos datos de
distribución preoperativa medidos por la unidad de medición de
potencia refractiva del ojo, y subsiguientemente calcular por
estimación los datos de distribución de un radio de curvatura
corneal posoperativa del ojo, en base a los datos de distribución
obtenidos de la potencia refractiva corneal de emetropía
equivalente; una unidad de cálculo de la cuantía de la ablación para
calcular los datos de dicha cuantía de ablación corneal del ojo, de
manera que se calculen los datos de una cuantía de ablación en un
componente simétrico, y los datos de la cuantía de la ablación en
un componente asimétrico, separada y respectivamente, en base a los
resultados medidos por la unidad de medición de la forma corneal y
los resultados calculados por la unidad de cálculo de la forma
corneal; y una unidad de salida para dar salida a los resultados
calculados por la unidad de cálculo de la cuantía de la
ablación.
En este caso y de acuerdo con la reivindicación
11, la unidad de cálculo de la forma corneal puede calcular
satisfactoriamente los datos de distribución de una potencia
refractiva corneal en base a los datos de distribución del radio de
curvatura corneal medido por la unidad de medición de la forma
corneal, y subsiguientemente calcular los datos de distribución de
la potencia refractiva corneal de una emetropía equivalente en base
a los datos de distribución obtenidos de la potencia refractiva
corneal y de los datos de distribución de la potencia refractiva
del ojo, medidos por la unidad de medición de dicha potencia
refractiva del ojo; y la unidad de salida puede incluir
satisfactoriamente una unidad de visualización para mostrar
gráficamente al menos un dato seleccionado del grupo consistente en
los datos de distribución de la potencia refractiva corneal, los
datos de distribución de la potencia refractiva del ojo, los datos
de distribución de la potencia refractiva corneal de una emetropía
equivalente, los datos de la cuantía total de la ablación, los
datos de la cuantía de la ablación en el componente simétrico, y los
datos de la cuantía de la ablación en el componente asimétrico.
En este caso también, y de acuerdo con la
reivindicación 12, la unidad de salida puede comprender
preferiblemente una unidad de envío para enviar los resultados
calculados por la unidad de cálculo de la cuantía de la ablación a
un aparato quirúrgico de actuación en la córnea.
La fig. 1 muestra una configuración esquemática
de un sistema óptico en el aparato para determinar la cuantía de la
ablación corneal de la realización preferida de la presente
invención.
La fig. 2 muestra una disposición de
fotodetectores destinados a una parte de fotorrecepción.
La fig. 3 muestra una construcción esquemática de
un sistema de control del aparato para determinar la cuantía de la
ablación corneal, de la realización preferida de la presente
invención.
La fig. 4 ilustra un método para el cálculo del
radio de curvatura corneal.
La fig. 5 ilustra un método de cálculo de la
potencia refractiva corneal.
La fig. 6 muestra la diferencia entre un valor
calculado de la potencia refractiva corneal obtenida por medición
de la forma de la córnea, y un valor medido obtenido por medición
de la potencia refractiva del ojo.
La fig. 7 ilustra un método de cálculo de una
cuantía de la ablación corneal.
La fig. 8 ilustra un método de cálculo de una
cuantía de ablación corneal.
La fig. 9 es una tabla de flujo de acciones que
muestra un método para calcular una cuantía de ablación
corneal.
La fig. 10 muestra un ejemplo de un mapa de color
y una visualización gráfica tridimensional con respecto a la
distribución de la potencia refractiva y la distribución de la
cuantía de la ablación.
Seguidamente se expondrá una realización
preferida de la presente invención, con referencia a los dibujos
que se acompañan. La fig. 1 es una vista que muestra una
configuración esquemática de un sistema óptico en el aparato para
determinar la cuantía de la ablación corneal en el aparato de dicha
realización preferida. Dicho sistema óptimo está dividido, a groso
modo, en un sistema óptico de medición de la potencia refractiva
del ojo, un sistema óptico de proyección del blanco de fijación, y
un sistema óptico de medición del radio de curvatura de la
córnea.
El sistema óptico 100 de medición de la potencia
refractiva del ojo incluye un sistema óptico 1 de proyección de una
luz hendida, y un sistema óptico 10 de detección de la imagen de
dicha luz hendida. Una luz dentro de un margen de rayos próximos a
la zona infrarroja procedentes de una fuente de luz 2 del sistema
óptico 1 de proyección de la luz hendida, es reflejada por un espejo
3, y luego ilumina una abertura hendida 4a de un sector giratorio
4. Dicho sector giratorio 4 gira accionado por un motor 5. Una luz
hendida explorada por el giro del sector 4, pasa a través de una
lente de proyección 6 y un diafragma limitador 7, y luego es
reflejada por un divisor de haz 8. La luz hendida se transmite
luego a un divisor de haz 9, y converge entonces en proximidad a la
córnea Ec del ojo E de un paciente, y es proyectada sobre el fondo
Ef de dicho ojo. La fuente de luz 2 está dispuesta en la posición
conjugada en proximidad de la córnea Ec, con respecto a la lente de
proyección 6.
El sistema óptico detector 10 está dotado de una
lente fotorreceptora 11 y un espejo 12, dispuestos sobre el eje
óptico principal L1, y un diafragma 13 y una parte fotorreceptora
14 dispuesta sobre el eje óptico L3. El eje óptico L3 es formado
por reflexión del espejo 12. El diafragma 13 está dispuesto en el
punto focal posterior de la lente 11 por intermedio del espejo 12
(es decir, en la posición conjugada con el fondo del ojo que tiene
emetropía). Como se muestra en la fig. 2, ocho fotodetectores 15a a
15h están dispuestos sobre la superficie de la parte fotorreceptora
14, de modo que estén aproximadamente en las posiciones conjugadas
con la córnea Ec con respecto a la lente 11. Seis fotodetectores
15a a 15f de los ocho fotodetectores 15a a 15h están dispuestos
sobre la línea que pasa a través del centro (es decir, el eje
óptico L3) de la superficie fotorreceptora, de modo que formen pares
15a con 15d, 15c con 15d, y 15e con 15f. Los pares respectivos están
dispuestos de modo que sean simétricos con respecto al centro de la
superficie fotorreceptora. La distancia de configuración de estos
tres pares se establece de modo que detecte una potencia refractiva
correspondiente a las respectivas posiciones en la dirección
meridiana de la córnea Ec (en la fig. 2 se muestra un tamaño
equivalente de una córnea). Por el contrario, los fotodetectores 15g
y 15h están situados sobre la línea perpendicular a la línea sobre
la que están dispuestos los fotodetectores 15a a 15f, con el centro
en el eje óptico L3, de modo que sean simétricos con respecto al
centro.
En el sistema óptico de medición 100 que tiene la
construcción descrita, un mecanismo de giro 21 comprende un motor
20, y un engranaje o similar hace girar los componentes del sistema
óptico de proyección 1, tales como la fuente de luz 2, el espejo 3,
el sector 4, y el motor 5, sobre el eje óptico L2, y gira también
la parte fotorreceptora 14 del eje óptico L3, haciendo que los giros
estén sincronizados entre sí. En la realización preferida, los
fotodetectores 15a a 15f están dispuestos en la dirección
perpendicular que intersecta el lado largo de la imagen de luz
hendida (imagen) recibida por la parte fotorreceptora 14, en el
caso de que dicha luz hendida sea explorada sobre un fondo del ojo
que tiene hipermetropía o miopía, sin astigmatismo.
30 es un sistema óptico de proyección de blanco
de fijación, 31 es una fuente de luz visible, 32 es un blanco de
fijación, y 33 es una lente de proyección. La lente 33 se mueve
hacia el eje óptico, con lo que se emborrona el ojo E. 34 es un
divisor de haz que hace que el eje óptico del sistema óptico de
observación sea coaxial. La fuente de luz 31 ilumina el blanco de
fijación 32, desde el cual la luz pasa a través de la lente 33 y del
divisor de haz 34, siendo reflejada entonces por el divisor de haz
9 con lo que alcanza el ojo E. De acuerdo con ello, el ojo E puede
ser fijado al blanco de fijación 32.
Un sistema óptico de medición del radio de
curvatura corneal incluye un sistema óptico 25 de proyección de
blanco, para medir un radio de curvatura y un sistema óptico 35 de
detección de imagen de blanco para medir un radio de curvatura. El
sistema óptico de proyección 25 tiene la configuración que se
expone más adelante. 26 es una placa lisa cónica dotada de una
abertura en su centro. Sobre la placa lisa hay formadas unas
configuraciones en anillo que tienen numerosas partes de paso de
luz y de bloqueo de luz, en círculos concéntricos con el centro del
eje óptico L1. 27 es una pluralidad de fuentes de luz de
iluminación, tales como LEDs o similares, y la luz de iluminación
procedente de la fuente de luz 27 es reflejada por una placa
reflectora 28, de modo que ilumine la placa lisa 26 desde detrás
casi uniformemente. La luz que tiene la configuración de anillo,
pasada a través de las partes de paso de luz de la placa lisa 25, es
proyectada sobre la córnea Ec, y forma la imagen con configuración
de anillo (anillo liso) sobre la córnea Ec.
El sistema óptico 35 de detección incluye el
divisor de haz 9, el divisor de haz 34, la lente fotográfica 37 y
una cámara CCD 38. Una luz de la imagen de configuración en anillo
formada sobre la córnea Ec es reflejada por el divisor de haz 9 y
el divisor de haz 34 sucesivamente, y luego penetra en los elementos
fotográficos de la cámara 38 por la lente 37 (es decir, que la
imagen es recibida). Además, el sistema óptico de detección 35
actúa también como sistema óptico de observación. Por tanto, una luz
de la porción anterior de imagen del ojo E, iluminada por una
fuente de luz de iluminación para una parte anterior de un globo
ocular, no mostrada, penetra dentro de los elementos fotográficos
de la cámara 38 (es decir, que la imagen es recibida). El monitor
39 de TV presenta la imagen de la parte anterior fotografiada del
ojo y la imagen de la configuración en anillo formada sobre la
córnea Ec.
Seguidamente se describirá el funcionamiento del
aparato con la construcción antes citada de acuerdo con la presente
invención, y con referencia al esquema de bloques del sistema de
control mostrado en la fig. 3. Primeramente se describirá la
medición del radio de curvatura corneal (medición de la forma
corneal) y la medición de la potencia refractiva del ojo.
En el caso de medición del radio de curvatura
corneal, el operador selecciona la modalidad para la medición del
radio de dicha curvatura, con el uso del conmutador 40 de
intercambio de modalidad. El operador ejecuta la alineación con la
observación de la imagen de la parte anterior del ojo E presentada
sobre el monitor 39, que es iluminada por la fuente de luz de
iluminación de la parte anterior. (Para dicha alineación puede ser
utilizada una manera bien conocida. Dicha manera es tal que un
blanco para ajuste de posición es proyectado sobre la córnea Ec, y
luego un punto luminoso de reflexión de la córnea y un retículo, se
hace que tengan la relación dada). Completada la alineación, el
operador presiona un conmutador de iniciación de la medición, no
mostrado, con lo que se genera una señal de disparo, en respuesta a
la cual se hace que se inicie la medición.
Una parte 53 de cálculo de la forma de la córnea
detecta un borde de una imagen de configuraciones de anillo por
tratamiento de una imagen fotografiada por la cámara 38. Luego, la
parte 53 de cálculo calcula un radio de curvatura corneal por
obtención de cada posición de borde con relación a un vértice de la
córnea Ec, a intervalos de ángulo dado (1º).
El cálculo para la obtención del radio de
curvatura de la córnea puede ser efectuado como sigue. Como se
muestra en la fig. 4, la altura de la imagen detectada se define
como h' en el momento en que una imagen i debida a la superficie
convexa corneal de la fuente P de luz a la distancia D sobre el eje
óptico y la altura H desde la córnea es formada sobre el plano de
detección bidimensional por la lente L. La amplificación del
sistema óptico del aparato se define como m. El radio de curvatura
de la córnea R viene dado por la siguiente expresión:
R = (2D / H)
mh'
Es posible también adaptar un método de cálculo
del radio de curvatura corneal como sigue. Dicho radio de curvatura
corneal de la zona en la que el anillo número j es proyectado sobre
la córnea se define como Rj. La constante proporcional que es
determinada por la altura del anillo de número j, la distancia
hasta el ojo E, y la amplificación fotográfica, es definida como Kj.
La altura de la imagen sobre el plano fotográfico es definida como
hj. Bajo la definición, la expresión de la relación como se
identifica anteriormente viene dada por la expresión siguiente:
Rj = kj
\cdot
hj
Donde, si una pluralidad de ojos como modelo que
tengan radios de curvatura corneal diferentes que cubre el margen
de mediciones son medidos de antemano, entonces la constante
proporcional Kj es obtenida como valor intrínseco para el aparato.
Por tanto, si la constante Kj es leída y utilizada para el cálculo
en el momento de la medición, entonces la distribución de los
radios de curvatura corneal es obtenida en un tiempo extremadamente
corto. (Para los detalles de este cálculo véase el documento USP
5.500.697, que corresponde a la Publicación de Patente Japonesa
abierta núm. HEI 7(1995)-124113, o similar).
Los datos de distribución obtenidos del radio de curvatura corneal
son almacenados en una memoria 55b.
Un aparato quirúrgico de actuación en una córnea
es utilizado sobre el supuesto de que un centro de pupila sea
definido como posición de origen de un ojo, pero en general, el
vértice corneal no coincide con el centro de la pupila, de modo que
la relación de posición entre la forma de la córnea (centro corneal
o similar) y el centro de la pupila debe ser hallada con
anterioridad. A la vista de esto, en base a la imagen de la parte
anterior fotografiada por la cámara 38, un centro de pupila es
definido como un punto de intersección definido por las líneas
primera y segunda: la primera línea pasa a través de un centro entre
dos puntos, y se extiende en dirección perpendicular (los dos
puntos están respectivamente sobre los bordes opuestos de una
pupila, los puntos sobre los bordes están en los puntos de
intersección con una línea horizontal que pasa a través
aproximadamente del centro de una pupila), y la segunda línea pasa
a través de un centro entre los dos puntos, y se extiende en
dirección horizontal (los dos puntos están respectivamente sobre
los bordes opuestos de una pupila, y los puntos sobre los bordes son
puntos de intersección con una línea perpendicular que pasa a
través aproximadamente del centro de una pupila). El método por
definición de centro de una pupila no se limita a ello, y otro
método puede ser adoptado satisfactoriamente. Por ejemplo, un centro
de pupila puede ser definido satisfactoriamente en base a la
gravedad de una pupila. La posición obtenida de la pupila con
relación a la forma de la córnea es almacenada también en la
memoria 55b.
Por el contrario, en el caso de la medición de la
potencia refractiva de un ojo (citada de aquí en adelante como
"potencia refractiva de un ojo objetivo"), el operador cambia
la modalidad a la de medición de una potencia refractiva de un ojo
(en el caso de modalidad de medición continua es cambiada
automáticamente a la modalidad para la medición de la potencia
refractiva de un ojo), y entonces la medición es efectuada por el
sistema óptico 100 de medición. La parte 52 de cálculo de la
potencia refractiva obtiene la distribución de la potencia
refractiva de un ojo objetivo, en base a cada diferencia de fase de
cada señal de salida procedente de cada fotodetector de la parte 14
fotorreceptora. Más específicamente, en primer lugar, la medición
preliminar es efectuada con un método similar de medición de la
potencia refractiva en la técnica anterior, tal como un método de
diferencia de fase. En base a este resultado, el ojo E es
emborronado por movimiento de la lente 33. Después, el centro de
cada fotodetector 15a a 15f es determinado en la dirección
meridiana, donde están colocados los fotodetectores 15a a 15f. Esta
determinación se basa en cada señal que sale de los fotodetectores
15g y 15h, y las señales varían de acuerdo con el movimiento de una
luz hendida (una imagen hendida) de la parte 14 fotorreceptora.
Seguidamente y en base a la diferencia de fase entre cada señal
salida de cada fotodetector 15a a 15f relativa al centro de cada
citado fotodetector 15a a 15f, es calculada cada potencia
refractiva de cada parte corneal correspondiente a dichos
fotodetectores. Si este cálculo se efectúa con objeto de obtener la
potencia refractiva de cada meridiano por cada paso axial, bajo la
condición de que el sistema óptico de proyección 1 y la parte
fotorreceptora 14 se hagan girar 180º en torno al eje óptico un
ángulo dado, tal como de 1º, puede ser obtenida entonces la
distribución de la potencia refractiva que varía en la dirección de
un meridiano (para detalles, véanse las publicaciones de Patente
Japonesa abiertas núms. HEI 10(1998)-108836 y
HEI 10(1998)-108837, que corresponden a la
USP 5.907.388). Aquí, el valor de la potencia refractiva es
expresado como potencia de un vértice (el aparato puede también dar
salida o convertir un valor de una potencia refractiva como
potencia de anteojos, que está basado en una posición en la que se
usa un par de anteojos). Los datos de distribución obtenidos de la
potencia refractiva del ojo objetivo son almacenados en un HDD 55a
o en la memoria 55b.
Si los respectivos datos de medición, que
incluyen un radio de curvatura corneal y una potencia refractiva
del ojo objetivo son obtenidos como antes se ha descrito, entonces
el operador actúa sobre un teclado 58 y/o un ratón 57 de acuerdo
con unas instrucciones presentadas en un visualizador en color 56
conectado a una parte de control 50, lo que hace que comience el
análisis. La parte 54 de análisis proporcionada por la parte de
control 50 convierte el radio de curvatura corneal en una potencia
refractiva corneal, y ejecuta luego un programa de análisis con
objeto de obtener la relación entre la potencia refractiva corneal
convertida y la correspondiente potencia refractiva del ojo
objetivo.
Seguidamente se expone un método de conversión
del radio de curvatura corneal en potencia refractiva corneal. La
potencia refractiva corneal es la que se obtiene cuando una luz
paralela a un eje óptico es refractada sobre la córnea, y la luz
refractada se intersecta con el eje óptico. La potencia refractiva
corneal es definida como la recíproca de la distancia entre el
vértice corneal y la intersección. Cuando un radio de curvatura
corneal se convierte en la potencia refractiva corneal, es utilizada
la ley de Snell (o denominada ley de refracción). Cuando se
convierte el radio de curvatura corneal en la potencia refractiva
corneal D, puede ser utilizada la siguiente expresión para calcular
la proximidad del eje óptico de medición (la proximidad de un
centro corneal, debido a su escaso error:
D = (ne - 1)
/
r
donde r se define como el radio de
curvatura corneal, y ne es un valor refractivo equivalente (en
general, ne =
1,3375).
No obstante, la expresión puede ser aplicada solo
a la proximidad del eje óptico de medición. Si la expresión es
aplicada a la parte periférica de la córnea (que está) lejos de las
inmediaciones, el error aumentará. En caso de tratarse de la parte
periférica de la córnea, la potencia refractiva de acuerdo con la
ley de Snell es apropiada. La potencia refractiva obtenida bajo esta
definición es comparable con la potencia refractiva del ojo
objetivo a la misma escala, Además, la ley de Snell define que una
línea normal en un punto incidente de un haz de luz, y un haz de
luz refractado en este punto incidente, están sobre el mismo plano
en el momento en que el haz de luz penetra en el plano de
refracción, y define además que una relación de un valor del seno
de un ángulo formado por una línea normal y un haz de luz incidente,
y un valor del seno de un ángulo formado por una línea normal y un
haz de luz refractado es una constante. La ley de Snell viene dada
por la siguiente expresión:
N \ sen \ i =
N' \ sen \
i'
donde cada índice refractivo de
cada medio de un plano de refracción es definido como N y N', un
ángulo formado por un haz de luz incidente y una línea normal es
definido como i, y un ángulo formado por un haz de luz refractado y
una línea normal es definido como
i'.
Seguidamente se describirá el cálculo de la
potencia refractiva corneal con el uso de la ley de Snell. En la
fig. 5, una luz paralela a una línea que pasa a través de un
vértice de la córnea T y un centro de curvatura Oa es definida como
que se refracta en un punto P de la córnea, a una distancia X del
vértice corneal T, y es definida como que se intersecta en un punto
f con la línea TOa. Se exponen ahora las definiciones siguientes
(una unidad de distancia es un metro):
-Ra: un radio de curvatura corneal en un punto
P
-Rr: una distancia desde un punto P a un punto
f
-\theta: un ángulo entre una línea normal en
un punto P y una luz incidente
-\gamma: un ángulo entre una línea normal en
un punto P y una luz refractada
Una potencia refractiva en un punto P puede ser
calculada por las siguientes operaciones de cálculo.
Primeramente, como se muestra en la fig. 5, el
ángulo \theta viene dado por la siguiente expresión:
(1)\theta =
sen^{-1}\left(\frac{X}{R_{a}}\right)
Seguidamente, el ángulo \gamma viene dado por
la siguiente expresión basada en la ley de Snell:
(2)\gamma =
sen^{-1} \left(\frac{X}{R_{a} \ x \ n}\right)
En base a las expresiones (1) y (2), un ángulo
\alpha (formado por un segmento hP y un segmento Pf), una
distancia Rr, y un segmento hf, viene dado por las siguientes
expresiones:
\alpha = 90 -
\theta +
\gamma
(3)R_{r} =
\frac{X}{cos(\alpha)}
\overline{hf}
= \sqrt{R_{r}{}^{2} -
X^{2}}
Además, una distancia de un segmento Th viene
dado por la siguiente expresión:
(4)\overline{Th} = R_{a} -
\sqrt{R_{a}{}^{2} - X^{2}}
De acuerdo con ello, una distancia desde el
vértice corneal T al punto f es obtenida con la siguiente
expresión:
(5)\overline{Tf} = \overline{Th}
+ \overline{hf} = R_{a} - \sqrt{R_{a}{}^{2} - X^{2}} +
\sqrt{R_{r}{}^{2} - X^{2}}
Una potencia refractiva Dc en una córnea se
obtiene con la siguiente expresión:
(6)Dc =
\frac{1}{\overline{Tf}} = \frac{1}{R_{a} - \sqrt{R_{a}{}^{2} -
X^{2}} + \sqrt{R_{r}{}^{2} - X^{2}}}
Por el contrario, una potencia refractiva D en el
aire viene dada por la siguiente expresión, bajo la definición de
que el índice refractivo es n (= 1,376):
(7)D = n \ x \
Dc = \frac{n}{R_{a} - \sqrt{R_{a}{}^{2} - X^{2}} +
\sqrt{R_{r}{}^{2} - X^{2}}}
Si el cálculo mediante el uso de las expresiones
antes expuestas (1) a (7) es efectuado con respecto a toda la zona
medida, es calculada entonces la potencia refractiva corneal.
Alternativamente, el cálculo puede ser efectuado satisfactoriamente
por la parte 53 de cálculo de la forma corneal.
Seguidamente, la potencia refractiva del ojo
objetivo es convertida luego en una potencia refractiva equivalente
a una superficie corneal con respecto a la potencia refractiva
corneal calculada como antes se ha descrito. El valor convertido
resulta en forma de una potencia refractiva corneal necesaria para
hacer que el ojo E sea emétrope (en esta memoria descriptiva, esto
es citado como "una potencia refractiva corneal de emetropía
equivalente").
Aquí, la relación entre la potencia refractiva
corneal obtenida de una forma corneal y la potencia refractiva del
ojo objetivo es como sigue. Como se muestra en la fig. 6, los
significados de un valor de la potencia refractiva corneal difieren
totalmente de un valor de la potencia refractiva del ojo objetivo.
La potencia refractiva corneal es obtenida mediante el cálculo de
una distancia focal f, convertida luego en la potencia refractiva.
Por el contrario, la potencia refractiva del ojo objetivo es
obtenida por medición de una potencia refractiva (cuantía de la
corrección) df necesaria para hacer que el ojo sea emétrope. Por
ejemplo, si la potencia refractiva corneal obtenida de una forma de
la córnea es 43,50D, es decir, en la misma zona de medición que la
potencia refractiva de un ojo objetivo, y la potencia refractiva de
éste medida es 0D, esto indica entonces que el ojo E tiene un
sistema óptico tal que forma una imagen sobre la retina cuando la
potencia refractiva corneal es 43,50D. Si la potencia refractiva
corneal es de 43,50D, y la potencia refractiva del ojo objetivo es
-2D, entonces esto indica que el ojo E necesita corrección de la
potencia refractiva corneal en cuantía de -2D (para ser de 41,50D),
de modo que se forme una imagen sobre la retina.
De acuerdo con ello, en la zona en la que es
medida la potencia refractiva del ojo objetivo es calculada una
potencia refractiva corneal que hace que el ojo sea emétrope, de
modo que se sume la potencia refractiva del ojo objetivo medida,
incluido un signo referido a la potencia refractiva obtenida de la
medición de la forma de la córnea. El valor calculado corresponde a
la potencia refractiva corneal de emetropía equivalente, y viene
dado por la siguiente expresión:
Potencia
refractiva corneal de emetropía equivalente = Potencia
refractiva corneal + Potencia
refractiva del ojo
objetivo
Además, la potencia refractiva corneal de
emetropía equivalente puede ser convertida en el radio de curvatura
corneal, en base a la ley de Snell. Esta conversión puede ser
efectuada mediante el uso de las dos expresiones siguientes,
halladas del mismo modo que se muestra en la fig. 5:
(8)R_{r} =
\frac{R_{a}}{\sqrt{1 - \left(\frac{X}{n \ x \ R_{a}}\right)^{2} -
\frac{1}{n} \sqrt{1 - \left(\frac{X}{R_{a}}\right)^{2}}}}
\sqrt{R_{r}{}^{2} - X^{2}} +
R_{a} - \sqrt{R_{a}{}^{2} - X^{2}} - \frac{n}{D} =
0
Donde D se define como la potencia refractiva
corneal de emetropía equivalente; Ra es el radio de curvatura
corneal resuelto.
Mediante el uso de la potencia refractiva corneal
D de emetropía equivalente y el radio de curvatura corneal Ra
convertido, la relación entre el valor de la potencia refractiva
del ojo objetivo y el valor del radio de curvatura corneal obtenido
a partir de la medición de la forma corneal y el valor de la
potencia refractiva corneal puede ser expresada en forma de
superficie corneal. Por tanto, la relación puede ser utilizada para
estimar la forma superficial corneal En general, se dice que una
potencia refractiva total de un ojo es la suma de una potencia
refractiva corneal y una potencia refractiva de la lente, pero no
es fácil conocer la potencia refractiva de una lente. Además, una
longitud axial ocular es también causa de ametropía. Por el
contrario, las expresiones antes mostradas permite al operador
comprender la relación con una forma superficial corneal real
mediante una manera de reemplazo de la ametropía con una forma de
superficie corneal, aunque dicho operador no conozca ciertos
valores desconocidos, tales como la potencia refractiva de una
lente, la longitud axial ocular, y similares.
Seguidamente se describirá el análisis de los
datos de ablación para uso en una operación quirúrgica de
corrección de ametropía. Mediante el accionamiento del ratón 57 y
similares, el operador instruye a la unidad para ejecutar un
programa de análisis, y luego una parte 54 del análisis calcula los
datos de la ablación en base al radio de curvatura corneal obtenido
a partir de la medición de la forma corneal, y al radio de
curvatura corneal obtenido por conversión de la potencia refractiva
corneal de emetropía equivalente. Este método de cálculo se
describe seguidamente, efectuando un punto de corrección de miopía,
con referencia a las figs. 7 y 8. La fig. 9 es una tabla del flujo
de acciones que muestra un método de cálculo.
En base al radio de curvatura corneal obtenido
por medición de la forma corneal, se hallan los datos de una forma
corneal preoperativa como forma tridimensional. En base al radio de
curvatura corneal obtenido por conversión de la potencia refractiva
corneal de emetropía equivalente se hallan los datos de la forma
corneal posoperativa (que es el blanco de la corrección).
Subsiguientemente, en base a la diferencia entre los dos datos se
calculan los datos de la cuantía total de la ablación. Es decir, que
como se muestra en la fig. 7(a), se hace que los datos de
una forma corneal 71 sean desplazados una cuantía máxima \Deltah1
hacia abajo con relación a los datos de una forma corneal
preoperativa 75 (de lo que resultan los datos de una forma corneal
71'). Por tanto, los datos de una forma corneal 71 son un blanco
para la corrección, y la cuantía máxima \Deltah1 es una
diferencia dentro de un margen de una zona óptica 70 que es la zona
de la ablación. La distribución de los datos de la altura obtenidos
por desplazamiento se define como los datos de una cuantía total 72
de la ablación, y se obtienen como datos de una forma 72'
tridimensional de distribución de la altura, como se muestra en la
fig. 7(b). Los datos de la cuantía de la ablación en el
momento pueden ser tratados preferiblemente por aproximación.
En el caso de que una potencia refractiva corneal
de emetropía equivalente no sea utilizada como similar a la
realización preferida de la presente invención, la distribución de
los datos de una cuantía de la ablación puede ser obtenida por
eliminación de los datos de una forma corneal posoperativa de los
datos de una forma corneal preoperativa. Entonces, los datos de una
forma corneal preoperativa se hallan por medición de la forma
corneal, y los datos de una forma corneal posoperativa son los
datos de la estimación, hallados por los datos de una potencia
refractiva corregida (definida en base a una potencia refractiva
obtenida por medio de una medición de potencia refractiva de un ojo
subjetivo).
Después de obtenidos los datos de una cuantía de
ablación total 72, se calculan los datos de una cuantía de la
ablación en un componente esférico. Por ejemplo, se halla un radio
de curvatura mínimo R1 de una forma esférica 76. Luego, la forma
esférica 76 es circunscrita en torno a una forma tridimensional 72'
de los datos de una cuantía 72 de ablación total (véase la fig.
7(b)). La forma esférica 76 que tiene el radio de curvatura
mínimo R1 se hace que se desplace hacia abajo \Deltah2, de modo
que quede en los datos de una forma tridimensional 72' (una forma
esférica 76'). La distribución de los datos de altura obtenidos por
desplazamiento se define como los datos de cuantía de la ablación
en una superficie esférica 77. La fig. 8(a) muestra los datos
de una cuantía de ablación restante 73, obtenidos por sustracción
de los datos de una cuantía de la ablación en una superficie
esférica 77, de los datos de una cuantía de ablación total 72 (los
datos de una forma tridimensional 72'). Subsiguientemente, son
calculados los datos de una cuantía de ablación en un componente
cilíndrico, en base a los datos de la cuantía de la ablación
restante 73.
Antes de calcular los datos de una cuantía de la
ablación en un componente cilíndrico, es definido un ángulo A en la
dirección axial siguiendo los procedimientos antes mencionados.
Primeramente, se establecen los datos de distribución de un radio
de curvatura corneal en cada posición de coordenada, mediante el
uso de una forma de los datos de una cuantía de ablación total 72.
Luego se halla la dirección de curvatura más plana entre los datos
establecidos, que es definida como dirección A del ángulo axial. En
la fig. 8(a), la dirección A de ángulo axial es definida como
de 0º.
Seguidamente se halla un radio de curvatura
máximo R2 de una forma cilíndrica 78. Luego, la forma cilíndrica 78
es inscrita en una forma de los datos de una cuantía 73 de ablación
restante, con definición de la dirección A del ángulo axial, como
se muestra en la fig. 8(a). Los datos de distribución de
altura de la forma cilíndrica 78 que tiene el radio de curvatura
máximo R2 es definida como datos de la cuantía de la ablación en
una superficie cilíndrica 79. La fig. 8(b) muestra los datos
del resto obtenido por sustracción de los datos de una cuantía de
la ablación en una superficie cilíndrica 79 de los datos de una
cuantía de ablación restante 73. El resto es definido como datos de
una cuantía de ablación en un componente de astigmatismo irregular
(un componente asimétrico) 74.
La anterior descripción está hecha con adopción
del caso de corrección de miopía como ejemplo, pero la realización
preferida no se limita a ello. En base a los procedimientos antes
mencionados, también en el caso de la corrección de hipermetropía,
puede ser hallados los datos de una cuantía de ablación en un
componente esférico y en un componente cilíndrico, de modo que tenga
una forma tal que una cuantía de ablación de una parte periférica
es mayor que la de una parte central.
Además, el procedimiento antes descrito es un
ejemplo de un método para calcular una cuantía de ablación en un
componente simétrico y en un componente asimétrico. Por tanto, la
cuantía de la ablación puede ser obtenida con varias clases de
métodos. Por ejemplo, la dirección A del ángulo axial de
astigmatismo es obtenida subsiguientemente como antes se ha dicho,
con objeto de lograr los datos de la ablación total, y cada forma
seccional es hallada por análisis cada 2 \mum, y luego cada
círculo inscrito basado en la dirección A del ángulo axial es
hallado para cada forma seccional obtenida. Por tanto, puede ser
hallado un componente esférico y/o un componente no esférico, y
puede ser hallada también cada cuantía de ablación de aquéllos.
Además, un resto obtenido por sustracción de un componente esférico
y/o un componente no esférico en simetría de giro, un componente
cilíndrico en simetría de línea, o similares, de la cuantía de
ablación total, puede ser calculado y definido como una cuantía de
la ablación en un componente asimétrico.
Como antes se ha descrito, son obtenidas
respectivamente una cuantía de la ablación en un componente
esférico (un componente no esférico), una cuantía de la ablación en
un componente cilíndrico, y una cuantía de la ablación en un
componente de astigmatismo irregular, y se da salida a estos datos
para ser presentados gráficamente en un visualizador en color 56.
de modo que sean comparados fácil y visualmente con la distribución
de una potencia refractiva de un ojo objetivo y la distribución de
una potencia refractiva corneal.
La fig. 10 es una vista que muestra un ejemplo de
visualización de un mapa en color y un gráfico tridimensional, con
respecto a la distribución de una potencia refractiva y la
distribución de una cuantía de ablación. La distribución de una
potencia refractiva corneal, que ha de ser el blanco de la
corrección, es presentada por medio de un mapa en color sobre la
parte de visualización 62, en la esquina superior derecha de la
pantalla; la distribución de la potencia refractiva corneal
preoperativa es presentada por medio de un mapa en color sobre la
parte de visualización 61, en la esquina superior izquierda de la
pantalla. Además, la distribución de una cuantía de ablación total
es presentada en la parte de visualización 63 de la esquina inferior
izquierda de la pantalla, como forma tridimensional; la
distribución de una cuantía de la ablación en un componente
simétrico, tal como un componente cilíndrico, sobre la parte de
visualización 64 en el centro inferior de la pantalla, como forma
tridimensional; y la distribución de una cuantía de la ablación en
un componente no simétrico, tal como un componente de astigmatismo
irregular, es presentada en la parte 65 de la esquina inferior
derecha de la pantalla, como forma tridimensional. Además, la
distribución de la cuantía de la ablación en un componente
simétrico (un componente asimétrico) puede ser mostrada también
gráficamente de modo similar al antes mencionado. Además, en el
método de visualización pueden ser cambiados entre sí en un mapa en
color, una visualización tridimensional y una visualización de una
imagen de un corte (perfil) en cierta dirección meridiana, mediante
el uso de un conmutador 60 de intercambio dispuesto en la esquina
inferior derecha de la pantalla.
Como antes se ha descrito, la relación entre los
resultados de la medición de la forma corneal, los resultados de la
medición de la potencia refractiva del ojo objetivo, los datos de
una cuantía de ablación total en base a los resultados antes
mencionados, los datos de la cuantía de una ablación en un
componente esférico (no esférico), los datos de la cuantía de una
ablación en un componente cilíndrico, y los datos de la cuantía de
una ablación en un componente de astigmatismo irregular, es
visualizada gráficamente individual y respectivamente. De acuerdo
con ello, en el caso de cirugía de corrección corneal para tratar
el ojo del paciente de modo que adquiera una condición de
emetropía, el operador puede apreciar visualmente qué componente de
la aberración ocular debe ser abladido por la irradiación de
láser.
En el caso de una cuantía de ablación máxima sea
superior a una cuantía permisible de ablación corneal, con respecto
a toda la zona óptica 70, es corregida dicha cuantía de la ablación
de modo que quede dentro de un margen de cuantía permisible,
haciendo la zona óptica 70 pequeña.
Después, cada dato calculado por la parte 54 de
análisis, tal como los datos de la cuantía de la ablación en un
componente esférico (no esférico), los datos de la cuantía de la
ablación en un componente cilíndrico, y los datos de la cuantía de
la ablación en un componente de astigmatismo irregular, son
almacenados en la unidad de disco duro HDD 55a y/o en la memoria
55b. Estos datos son transferidos al aparato quirúrgico 90 de
actuación sobre la córnea, que ablade la córnea con un haz de laser
excimer a través de un cable de comunicación conectado a una puerta
59b y un disco flexible 59c accionado por la unidad de disco
flexible 59a (FDD). La posición de un centro de pupila con respecto
a los datos antes identificados es transferida también y almacenada
dentro del aparato quirúrgico 90 de actuación en la córnea. Dicho
aparato 90 para la córnea determina un número de impulsos de
irradiación y una potencia de irradiación sobre cada coordenada de
la córnea del ojo del paciente, en base a los datos introducidos de
una cuantía de ablación corneal. De acuerdo con los valores
determinados, el aparato quirúrgico 90 de actuación sobre la córnea
lleva a cabo la cirugía para operar sobre una córnea Ec mediante el
control de la irradiación del laser.
Ejemplos de los aparatos quirúrgicos 90 para una
córnea se describen en la Publicación de Patente Japonesa abierta
núm. HEI 9(1997)-122167 (que corresponde a
la USP 5.800.424), y en la Publicación de Patente Japonesa abierta
núm. HEI 9(1997)-266925 (que corresponde a
la USP 5.906.608.
Además, en una realización preferida, el aparato
para determinar la cuantía de una ablación corneal de la presente
invención, comprende todos los mecanismos en un cuerpo: el
mecanismo para medir una forma corneal (un radio de curvatura
corneal); el mecanismo para medir la potencia refractiva de un ojo
objetivo; el mecanismo para calcular los datos de una forma corneal
que es utilizada como blanco para la corrección, en base a los
resultados medidos por los dos mecanismos antes citados; y el
mecanismo para calcular una cuantía de ablación corneal, en base a
los datos de una forma corneal preoperativa y los datos de una
forma corneal de blanco de corrección. No obstante, estos
mecanismos pueden ser proporcionados satisfactoriamente por
dispositivos separados individualmente, o algunos de ellos pueden
ser combinados satisfactoriamente y proporcionados para cada
dispositivo. El aparato para determinar una cuantía de ablación
corneal puede ser satisfactoriamente un aparato tal que calcule los
datos de una cuantía de ablación corneal mediante la simple
introducción de los datos de una forma corneal preoperativa, y los
datos de una forma corneal de blanco de corrección. Como antes se ha
descrito, son posibles varias modificaciones y variaciones en la
presente invención, dentro del alcance de las reivindicaciones.
Como antes se ha descrito, de acuerdo con la
presente invención, aún en el caso de un astigmatismo irregular o
similares, puede ser determinada una cuantía apropiada de ablación
corneal de acuerdo con una forma de la córnea y/o una potencia
refractiva del ojo que ha de ser operado, con la finalidad de
efectuar una operación quirúrgica para corregir la ametropía
adecuadamente.
En tal caso, la ablación puede ser efectuada
preferiblemente por el aparato quirúrgico de actuación sobre una
córnea, de manera que se diferencie la ablación para un componente
simétrico, de la ablación para un componente asimétrico, sobre la
base de la cuantía de ablación corneal determinada. De acuerdo con
ello, el período de tiempo necesario para una operación completa
puede ser acortado, y dicha operación puede ser efectuada de manera
fácil y eficiente.
Claims (12)
1. Un aparato para determinar una cuantía de
ablación corneal, en base a la cual se efectúa una operación para
corregir la ametropía, cuyo aparato comprende:
-una primera unidad de entrada (53) para
introducir datos de una forma corneal preoperativa (75) del ojo de
un paciente;
-una segunda unidad de entrada (52, 53, 54) para
introducir datos de una forma corneal posoperativa del ojo del
paciente, para ser estimados;
-una unidad de cálculo (54) de la cuantía de la
ablación, para calcular los datos de una cuantía de ablación total
(72) de la córnea en una zona óptica (70) de ella, en base a los
datos introducidos por las unidades de entrada primera (53) y
segunda (52, 53, 54); y
-una unidad de salida (56, 59a) para dar salida a
los resultados calculados por la unidad de cálculo (54) de la
cuantía de la ablación;
caracterizado porque:
-la unidad de cálculo (54) de la cuantía de la
ablación calcula los datos de una cuantía de dicha ablación en un
componente simétrico, en base a los datos de la cuantía de la
ablación total (72), y calcula los datos de la cuantía de una
ablación en un componente asimétrico (74) como un componente de
astigmatismo irregular, en base a la cuantía de ablación total (72)
y la cuantía de la ablación en el componente simétrico, por
sustracción de la cuantía de la ablación en dicho componente
simétrico de la cuantía de ablación total (72).
2. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que la unidad de salida (56, 59a) comprende una unidad de
visualización para presentar gráficamente los resultados calculados
por la unidad de cálculo de la cuantía de la ablación.
3. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que la unidad de salida (56, 59a) comprende una unidad
emisora para enviar los resultados calculados por la unidad de
cálculo (54) de la cuantía de la ablación, a un aparato quirúrgico
(90) de actuación sobre una córnea.
4. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que la unidad de cálculo (54) de la cuantía de la ablación
calcula al menos un dato del grupo consistente en un componente
esférico, un componente no esférico, y un componente cilíndrico,
para uso como datos de la cuantía de la ablación en el componente
simétrico.
5. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
que comprende además una unidad de medición de la forma de la
córnea para medir los datos de distribución de un radio de
curvatura corneal (Ra) del ojo; en el que la primera unidad de
entrada (53) introduce los datos de distribución preoperativa
medidos por la unidad de medición de la forma de la córnea dentro
de la unidad de cálculo (54) de la cuantía de la ablación.
6. El aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
que comprende además:
-una unidad de medición de la forma de la córnea
para medir los datos de distribución de un radio de curvatura
corneal (Ra) del ojo; una unidad de medición de potencia refractiva
del ojo para medir los datos de distribución de la potencia
refractiva de un ojo;
-una unidad de cálculo de la forma de la córnea
para calcular los datos de distribución de una potencia refractiva
corneal de una emetropía equivalente del ojo, en base a unos datos
de distribución preoperativos medidos por la unidad de medición de
la forma corneal, y unos datos de distribución preoperativos
medidos por la unidad de medición de la potencia refractiva del
ojo, y subsiguientemente calcular los datos de distribución de un
radio de curvatura corneal (Ra) posoperativo del ojo, para ser
estimados, en base a los datos de distribución de la potencia
refractiva corneal de una emetropía equivalente, en la que la
primera unidad de entrada (53) introduce los resultados medidos por
la unidad de medición de la forma corneal dentro de la unidad de
cálculo de la cuantía de la ablación, y la segunda unidad de entrada
(52, 53, 54) introduce los resultados obtenidos por la unidad de
cálculo de la forma de la córnea dentro de la unidad de cálculo
(54) de la cuantía de la ablación.
7. Un aparato de acuerdo con la reivindicación 6,
en el que la unidad de cálculo de la forma corneal calcula los
datos de distribución de una potencia refractiva corneal en base a
los datos de distribución del radio de curvatura corneal (Ra)
medido por la unidad de medición de la forma de la córnea, y
subsiguientemente calcula los datos de distribución de la potencia
refractiva corneal de una emetropía equivalente en base a los datos
de distribución obtenidos de la potencia refractiva corneal y los
datos de distribución de la potencia refractiva del ojo medidos por
la unidad de medición de la potencia refractiva del ojo; y
-la unidad de salida (56, 59a) incluye una unidad
de visualización que muestra gráficamente al menos un dato
seleccionado del grupo consistente en los datos de distribución de
la potencia refractiva corneal, los datos de distribución de la
potencia refractiva del ojo, y los datos de distribución de la
potencia refractiva corneal de una emetropía equivalente.
8. El aparato de la reivindicación 1, que
comprende además:
-una unidad de entrada de potencia refractiva de
corrección, para introducir datos de una potencia refractiva de
corrección del ojo; y una unidad de cálculo de la forma de la
córnea para calcular los datos de una forma corneal posoperativa,
para su estimación, en base a los datos introducidos de la potencia
refractiva de corrección; en la que la segunda unidad de entrada
(52, 53, 54) introduce los resultados calculados por la unidad de
cálculo de la forma de la córnea dentro de la unidad de cálculo (54)
de la cuantía de la ablación.
9. Un aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que al menos una de las unidades de entrada primera (53) y
segunda (52, 53, 54) comprende una unidad de entrada con la que el
operador introduce los datos.
10. Un aparato para determinar la cuantía de una
ablación corneal, en base a la cual se efectúa la operación
quirúrgica para corregir la ametropía, cuyo aparato comprende:
-una unidad de medición de la forma de la córnea,
para medir los datos de distribución de un radio de curvatura
corneal (Ra) del ojo de un paciente;
-una unidad de medición de la potencia refractiva
del ojo, para medir los datos de distribución de la potencia
refractiva del ojo;
-una unidad de cálculo de la forma de la córnea
para calcular los datos de distribución de una potencia refractiva
corneal del ojo en base a los datos de distribución preoperativos
medidos por la unidad de medición de la forma de la córnea, y los
datos de distribución preoperativos medidos por la unidad de
medición de la potencia refractiva del ojo, y subsiguientemente
calcular los datos de distribución de un radio de curvatura corneal
(Ra) posoperativo del ojo, para su estimación, en base a los datos
de distribución obtenidos de una potencia refractiva corneal de una
emetropía equivalente;
-una unidad de cálculo (54) de la cuantía de la
ablación, para calcular los datos de una cuantía de ablación total
(72) de la córnea en una zona óptica (70) de ella, en base a los
resultados medidos por la unidad de medición de la forma de la
córnea, y los resultados calculados por la unidad de cálculo de
dicha forma corneal; y
-una unidad de salida (56, 59a) para dar salida a
los resultados calculados por la unidad de cálculo (54) de la
cuantía de la ablación;
caracterizado porque:
-la unidad de cálculo (54) de la cuantía de la
ablación calcula los datos de dicha cuantía en un componente
simétrico, en base a los datos de la cuantía de ablación total
(72), y calcula los datos de una cuantía de ablación en un
componente asimétrico (74) como un componente de astigmatismo
irregular, en base a la cuantía de ablación total (72) y la cuantía
de la ablación en el componente simétrico, por sustracción de la
cuantía de la ablación en el componente simétrico de la cuantía de
ablación total (72).
11. El aparato de acuerdo con la reivindicación
10, en el que la unidad de cálculo de la forma de la córnea calcula
los datos de distribución de una potencia refractiva corneal en
base a los datos de distribución del radio de curvatura corneal
(Ra) medido por la unidad de medición de la forma de la córnea, y
subsiguientemente calcula los datos de distribución de una potencia
refractiva corneal de emetropía equivalente en base a los datos de
distribución obtenidos de la potencia refractiva corneal y los datos
de distribución de la potencia refractiva del ojo medidos por la
unidad de medición de la potencia refractiva del ojo; y la unidad
de salida (56, 59a) incluye una unidad de visualización para
mostrar gráficamente al menos un dato seleccionado del grupo
consistente en los datos de distribución de la potencia refractiva
corneal, los datos de distribución de la potencia refractiva del
ojo, los datos de distribución de la potencia refractiva corneal de
una emetropía equivalente, los datos de una cuantía de ablación
total, los datos de la cuantía de ablación en el componente
simétrico, y los datos de la cuantía de ablación en el componente
asimétrico.
12. El aparato de acuerdo con la reivindicación
10, en el que la unidad de salida (56, 59a) comprende una unidad
emisora para enviar los resultados calculados por la unidad de
cálculo (54) de la cuantía de ablación, a un aparato quirúrgico
(90) de actuación sobre la córnea.
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