MXPA01006287A - Aparato para determinar una cantidad de ablacion de cornea y aparato quirurgico para una cornea.,. - Google Patents

Abstract

El proposito de la presente invencion es proporcionar un aparato para determinar una cantidad de ablacion de cornea, que puede calcular una cantidad de ablacion de cornea con objeto de ejecutar una operacion para corregir adecuadamente la ametropia, con base a la forma de cornea y/o el poder refractivo del ojo. Otro objeto de la presente invencion es proporcionar un aparato quirurgico para una cornea, por el cual puede ejecutarse una operacion quirurgica eficientemente con base a la cantidad obtenida de ablacion de cornea. El aparato para determinar una cantidad de ablacion de cornea, con base a los cuales se ejecuta una operacion quirurgica para corregir la ametropia, el aparato comprende una primera unidad de entrada (53) para ingresar datos de la forma de cornea pre-operativa del ojo del paciente; una segunda unidad de entrada (52, 53, 54) para ingresar los datos de una forma de cornea post-operativa del ojo, a estimarse (para ser el objetivo a corregir); una unidad de calculo de cantidad de ablacion (54) para calcular los datos de una cantidad de ablacion de-cornea del ojo, de manera que se calculen los datos de una cantidad de ablacion en un componente simetrico y los datos de una cantidad de ablacion en un componente asimetrico, separada y respectivamente, con base a los datos ingresados por la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada; y una unidad de salida (56, 59a, 59b) para entregar los resultados calculados por la unidad de calculo de cantidad de ablacion.

Description

APARATO PARA DETERMINAR UNA CANTIDAD DE ABLACIÓN DE CÓRNEA Y APARATO QUIRÚRGICO PARA UNA CÓRNEA Campo de la Invención. La presente invención se refiere a un aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea y un aparato quirúrgico para una córnea, y más particularmente, al aparato utilizado para corregir la emetropía de una manera que realiza la ablación de la superficie córnea y varía su forma. Antecedentes de la Invención. Se conoce en la operación de cirugía, que se corrige la ametropía de un ojo por un proceso de ablación de una superficie córnea (estroma córnea y similares) con un rayo láser variando su forma. En la operación quirúrgica, se obtienen tanto una forma de córnea (una forma de la superficie de la córnea) y un poder refractivo del ojo a operarse (el ojo del paciente) , con base a lo cual, se calcula y encuentra una cantidad de ablación de córnea necesaria para su corrección. En el pasado, los procedimientos para calcular una cantidad de ablación de córnea se conducían como sigue. Primero, una superficie córnea del ojo a operarse se asumía como una superficie esférica o una superficie tórica, con esta suposición, la Ref: 130445 forma de córnea se estimaba con base al promedio de una relación pre-operat iva de córnea de la curvatura obtenida por una medición de la forma de córnea. Entonces, la cantidad de ablación de la córnea se calcula bajo la suposición de que una forma de córnea pos t-operat iva también está en forma de una superficie esférica o una superficie tórica. Este cálculo se basa en los valores S (un poder esférico), C (un poder cilindrico) y A (un ángulo axial astigmático) que se encuentran por una medición del poder refractivo del ojo subjetivo y/o una medición del poder refractivo del ojo objetivo. Sin embargo, la córnea de un ojo humano no siempre tiene una forma simétrica, tal como una superficie esférica, una superficie tórica o similares. De esta manera, existen algunos casos en que la forma de córnea está en una forma asimétrica de tal manera que. la forma de la superficie córnea es diferente en parte debido al astigmatismo irregular o similares. Con objeto de ejecutar una operación para corregir adecuadamente la ametropía, es insuficiente calcular los datos de ablación (esto es, los datos de una cantidad de ablación de córnea) compuesta solo de una forma simétrica (esto es, un componente simétrico), tal como una superficie esférica o una superficie tórica . La presente invención se elabora en vista de las circunstancias anteriores y tiene el objeto de vencer los problemas de arriba y proporcionar un aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea, que puede calcularse como una cantidad de ablación de córnea con objeto de ejecutar una operación para corregir adecuadamente la ametropía, con base a la forma de córnea y/o un poder refractivo del ojo. Otro objeto de la presente invención es el proporcionar un aparato quirúrgico para una córnea, por lo cual la operación quirúrgica puede ejecutarse eficientemente con base a la cantidad obtenida de ablación de córnea. Descripción de la Invención. Para realizar los objetivos., y de conformidad con el propósito de la presente invención, como se organiza y describe ampliamente en la presente, la presente invención comprende la construcción abajo mencionada . Un aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea, con base a lo cual se ejecuta una operación quirúrgica para corregir la ametropía, de conformidad con la reivindicación 1, el aparato comprende una primera unidad de entrada para el ingreso de datos de una forma de córnea pre-operativa de un ojo de un paciente; una segunda unidad de entrada para el ingreso de datos de una forma de córnea post-operat iva del ojo, a estimarse; una unidad de cálculo de cantidad de ablación para calcular los datos de una cantidad de ablación de córnea del ojo, de manera de que se calculan los datos de una cantidad de ablación en un componente simétrico y los datos de una cantidad de ablación en un componente asimétrico, separada y respectivamente, con base a los datos ingresados por la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada; y una unidad de salida para entregar los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de ablación. En este caso, de conformidad con la reivindicación 2, la unidad de salida puede, preferiblemente, comprender una unidad de exhibición para exhibir gráficamente los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de ablación.

En este .caso, adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 3, la unidad de salida puede, preferiblemente, comprender una unidad de envío para enviar los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de ablación, a un aparato quirúrgico para una córnea. En este caso, adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 4, la unidad de cálculo de cantidad de ablación puede calcular satisfactoriamente al menos uno de los datos seleccionados del grupo que consiste de un componente esférico, un componente no esférico, y un componente cilindrico, para usar los datos de la cantidad de ablación. en el componente s imét r ico . Adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 5, el aparato de conformidad con la reivindicación 1, puede además comprender una unidad de medición de la forma de córnea para medir los datos de distribución de un radio de córnea pre-operat ivo de la curvatura del ojo; en cuya primera unidad de entrada puede, satisfactoriamente, ingresar los datos de distribución pre-operat ivo medidos por la unidad de medición de forma de córnea en la unidad de cálculo de cantidad de ablación. Adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 6, el aparato de conformidad con la reivindicación 1, puede además comprender una unidad de medición de la forma de córnea para medir los datos de distribución del radio de la córnea pre-operativo de la curvatura del ojo; una unidad de medición de poder refractivo para medir los datos de distribución de un poder refractivo pre-operativo del ojo; una unidad de cálculo de la forma de córnea para calcular los datos de distribución de un poder refractivo de córnea del ojo equivalente a emetropía, con base a los datos de distribución pre-operat ivos medidos por la unidad de medición de forma de córnea y los datos de distribución pre-operat ivos medidos por la unidad de medición de poder refractivo del ojo, subsecuentemente, calcular .los datos de distribución del radio de la córnea de la curvatura del ojo post-operat ivo, a estimarse, con base a los datos de distribución obtenidos de un poder refractivo de córnea equivalente a emetropía; en cuya primera unidad de entrada puede, satisfactoriamente, ingresar los datos de distribución pre-operat ivos medidos por la unidad de medición de la forma de córnea en la unidad de cálculo de la cantidad ablación, y la segunda unidad de entrada puede ingresar satisfactoriamente los datos de distribución pre-operativos medidos por la unidad de cálculo de forma de córnea en la unidad de cálculo de cantidad de ablación. Es este caso, de conformidad con la reivindicación 7, la unidad de cálculo de forma de córnea puede preferiblemente calcular los datos de distribución de un poder refractivo de córnea con base a los datos de distribución del radio de la córnea de la medición de curvatura por la unidad de medición de la forma de córnea, subsecuentemente, calculando los datos de distribución del poder refractivo de córnea equivalente a emetropía basados en los datos de distribución obtenidos del poder refractivo de córnea y los datos de distribución del poder refractivo del ojo medido por la unidad de medición del poder refractivo; y la unidad de salida puede incluir, preferiblemente, una unidad de exhibición para exhibir gráficamente al menos uno de los datos de distribución seleccionados del grupo que consiste de los datos de distribución del poder refractivo de la córnea, los datos de distribución del poder refractivo del ojo y los datos de distribución del poder de córnea equivalente a emetropía. Adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 8, el aparato de conformidad con la reivindicación 1, puede además comprender una unidad de entrada de poder correctivo-refractivo para ingresar los datos del poder correctivo-refractivo del ojo del paciente; y una unidad de cálculo de la forma de córnea para calcular los datos de una forma de córnea post-operat iva , a estimarse, con base a los datos ingresados del poder correctivo-refractivo; en cuya segunda unidad de entrada se pueden ingresar preferiblemente los resultados calculados por la unidad de cálculo de forma de córnea en la unidad de cálculo de cantidad de ablación. Adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 9, el aparato de conformidad con la reivindicación 1, al menos una de entre la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada pueden comprender satisfactoriamente una unidad de entrada con la cual ingresan datos al operador.

Un aparato quirúrgico para una córnea, que corrige la ametropía al realizar la ablación de la córnea del ojo de un paciente con un rayo láser, de conformidad con la reivindicación 10, el aparato comprende una primera unidad de entrada para ingresar datos de una forma de córnea pre-operativa del ojo de un paciente; una segunda unidad de entrada para ingresar datos de una forma de córnea pos t-operat iva del ojo, a estimarse; una unidad de cálculo de cantidad de ablación para calcular los datos de una cantidad de ablación de córnea del ojo, de manera que se calculan los datos de una cantidad de ablación, separadamente y respectivamente, en un componente simétrico y los datos de una cantidad de ablación en un componente asimétrico, con base a los datos ingresados por la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada; una primera unidad de ablación para realizar la ablación en la córnea, con base a los datos obtenidos de la cantidad de ablación en el componente simétrico; y una segunda unidad de ablación para realizar la ablación de la córnea, con base a los datos obtenidos de la cantidad de ablación en el componente simétrico.

En este caso, de conformidad con la reivindicación 11, la primera unidad de ablación puede comprender satisfactoriamente un sistema óptico irradiante para irradiar la córnea con el rayo láser desde una fuente de láser; y la segunda unidad de ablación puede satisfactoriamente compartir el sistema óptico irradiante con la primera unidad de ablación. En este caso, adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 12, la segunda unidad de ablación puede comprender satisfactoriamente una unidad que divide el rayo para dividir el rayo láser, la unidad que divide el rayo se coloca en una vía de luz para el sistema óptico de irradiación. Un aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea, con base a lo cual se ejecuta una operación quirúrgica para corregir la ametropía, de conformidad con la reivindicación 13, el aparato comprende una unidad de medición de forma de córnea para medir los datos de distribución del radio de la córnea de curvatura del ojo de un paciente; una unidad de medición del poder refractivo del ojo para medir los datos de distribución de un poder refractivo del ojo, del ojo mismo; una unidad para calcular la forma de córnea que se usa para calcular los datos de distribución de un poder refractivo de córnea equivalente a emetropía del ojo con base a los datos de distribución pre-operat ivos medidos por la unidad de medición de forma de córnea y los datos de distribución pre-operat ivos medidos por la unidad de medición del poder refractivo del ojo, subsecuentemente, calculando los datos de distribución del radio de la córnea post-operativos de la curvatura del ojo, a estimarse, con base a los datos de distribución obtenidos del poder refractivo de córnea equivalente a emetropía; una unidad de cálculo de cantidad de ablación para calcular los datos de una cantidad de ablación de córnea del ojo, de manera que se calcula, separada y respectivamente, los datos de una cantidad de ablación en un componente simétrico y los datos de una cantidad de ablación en un componente asimétrico, con base a los resultados medidos por la unidad de medición de forma de córnea y los resultados calculados por la unidad de cálculo de forma de córnea; y una unidad de salida para entregar los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de ablación.

En este caso, de conformidad con la reivindicación 14, la unidad de cálculo de forma de córnea puede calcular satisfactoriamente los datos de distribución de un poder refractivo de córnea con base a los datos de distribución del radio de la córnea de la curvatura medida por la unidad de medición de forma de córnea, subsecuentemente, calcular los datos de distribución del poder refractivo de córnea equivalente a emetropía con base a los datos de distribución obtenidos del poder refractivo de córnea y los datos de distribución del poder refractivo del ojo medidos por la unidad de medición del poder refractivo del ojo; y la unidad de salida puede incluir satisfactoriamente una unidad de exhibición para exhibir gráficamente al menos uno de los datos seleccionados del grupo que consiste de los datos de distribución del poder refractivo de la córnea, los datos de distribución del poder refractivo del ojo, los datos de distribución del poder refractivo de córnea equivalente a emetropía, los datos de una cantidad total de ablación, los datos de la cantidad de ablación en el componente simétrico y los datos de la cantidad de ablación en el componente as imét rico . En este caso, adicionalmente, de conformidad con la reivindicación 15, la unidad de salida puede comprender preferiblemente una unidad de envío para enviar los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de ablación, a un aparato quirúrgico para una córnea. Breve Descripción de los Dibujos. La Figura 1 es una vista que muestra una configuración esquemática de un sistema óptico en el aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea de la modalidad preferida de la presente invención; La Figura 2 es una vista que muestra una colocación de los fotodetectores proporcionados para una parte que recibe la foto; La Figura 3 es una vista que muestra una construcción esquemática de un sistema de control en el aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea de la modalidad preferida de la presente invención; La Figura 4 es una vista para ilustrar un método para calcular el radio de curvatura de la córnea; La Figura 5 es una vista que ilustra un método para calcular un poder refractivo de la córnea; La Figura 6 es una vista que muestra la diferencia entre un valor calculado de un poder refractivo de córnea obtenido midiendo la forma de la córnea y un valor de medición obtenido por una medida del poder refractivo del ojo objetivo; La Figura 7 es una vista para ilustrar un método para calcular una cantidad de ablación de córnea; La Figura 8 es una vista para ilustrar un método de cálculo de una cantidad de ablación de córnea; La Figura 9 es un diagrama de flujo que muestra un método para calcular una cantidad de ablación de córnea; La Figura 10 es una vista que muestra un ejemplo de un mapa de color y un gráfico tridimensional exhibido con respecto a la distribución del poder refractivo y la distribución de la cantidad de ablación; y La Figura 11 es una vista que muestra una colocación esquemática de un sistema óptico y un sistema de control en el aparato quirúrgico para una córnea de la modalidad preferida de la presente invención. Mejor Modo para Llevar a Cabo la Invención. Se dará ahora una descripción detallada de una modalidad preferida de la presente invención, con referencia a los dibujos acompañantes. La Figura 1 es una vista que muestra una configuración esquemática de un sistema óptico en el aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea de la modalidad preferida de la presente invención. El sistema óptico se divide aproximadamente en un sistema óptico de medición del poder refractivo del ojo, un sistema óptico que proyecta el objetivo de fijación y un sistema óptico que miden el radio de curvatura de la córnea . (Sistema óptico que mide el poder refractivo del ojo) . El sistema óptico que mide el poder refractivo del ojo 100 incluye un sistema óptico que proyecta la luz de una abertura 1 y un sistema óptico que detecta la imagen de una abertura 10. Una luz dentro de un rango de rayos cercanos a los infrarrojos de una fuente de luz 2 del sistema óptico que proyecta la luz de una abertura 1 se refleja p Dr un espejo 3, entonces ilumina una apertura 4 a de un sector de rotación 4. Manejado por un mot or 5, el sector de rotación 4 gira. Una luz de una abertura, explorada por la rotación del sector 4 , pasa a través de lentes de proyección 6 y un diagrama de límite 7, reflejando entonces por un separador de rayo 8. La luz de una abertura se transmite entonces a un separador de rayo 9, convergien do entonces en la vecindad de una córnea Ec del o j c> de un paciente E y estando proyectada en un fon.lo Ef del mismo. La fuente de luz 2 se coloca en la posición conjugada con la vecindad de la córnea Ec con respecto a las lentes de proyección 6. El si:itema óptico detector 10 se proporciona con lentes que reciben la foto 11 y un espejo 12, colocados en el eje óptico principal Ll, y un diafragma 13 y una parte que recibe la foto 14, colocada e n el eje óptico L3. En donde, el eje óptico L3 se forma por el reflejo del espejo 12. El diafra jma 13 se coloca en el punto focal anterior d 2 las lentes 11, por medio del espejo 12 (esto es , en la posición conjugada con un fondo del ojo qi e tiene emetropía) . Como se muestra en la Figura 2, se colocan ocho foto-detectores 15a-15h en la superficie de la parte que recibe la foto 14 para que sean aproximadamente las posiciones conjugadas con la córnea Ec con respecto a las lentes 11. Se colocan seis foto-detectores 15a-15f fuera de los ocho foto-detectores 15a-15h en la línea que pasa a través del centro (esto es, el eje óptico L3) de la superficie que recibe la foto, para hacer pares, 15a con 15b, 15c con 15d, y 15e con 15f. Los pares respectivos se colocan para ser simétricos con respecto al centro de la superficie que recibe la foto. La configuración de distancia de estos tres pares se coloca para detectar un poder refractivo correspondiente a las posiciones respectivas en la dirección meridiana de la córnea Ec (en la Figura 2, se muestra un tamaño equivalente en una córnea) . En contraste, los foto-detectores 15g y 15h se colocan en la línea perpendicular a la línea en que se colocan los foto-detectores 15a-15f, con el centro en el eje óptico L3, para ser simétrico con respecto al centro. En el sistema óptico de medición 100 que tiene la construcción arriba mencionada, un mecanismo de rotación 21 que comprende un motor 20, un engrane y similares hacen girar los componentes del sistema óptico de proyección 1, tal como la fuente de luz 2, el espejo 3, el sector 4 y el motor 5, en el eje óptico L2, y también gira la parte que recibe la foto 14 en el eje óptico L3 haciendo los giros sincronizados uno con el otro. En la modalidad preferida, los foto-detectores 15a-15f se colocan en dirección perpendicularmente en intersección del lado más largo de la abertura de luz (imagen) recibida por la parte que recibe la foto 14, en caso de que una abertura de luz se explore en el fondo del ojo que tiene hiperopía o miopía exclusiva de astigmatismo. (Sistema óptico que proyecta el objetivo de f i j ación ) . El 30 es el sistema óptico que proyecta el objetivo de fijación, 31 es una fuente de luz visible, 32 es un objetivo de fijación y 33 son unas lentes de proyección. Las lentes 33 se mueven hacia el eje óptico, por lo cual nublan el ojo E. El 34 es un separador del rayo que hace un eje óptico del sistema óptico de observación co-axial. La fuente de luz 31 ilumina el objetivo de fijación 32, del cual pasa la luz a través de las lentes 33 y el separador del rayo 34, entonces se refleja por el separador del rayo 9, por lo cual alcanza al ojo E. En consecuencia, el ojo E puede fijarse al objetivo de fijación 32. (Sistema óptico que mide la curvatura del radio de la córnea ) . El radio de la córnea de un sistema óptico que mide la curvatura, incluye un sistema óptico que proyecta un objetivo 25 para medir los radios de curvatura y un sistema óptico que detecta una imagen objetivo 36 para medir los radios de curvatura. El sistema óptico de proyección 25 tiene la configuración abajo mencionada. El 26 es una placa uniforme cónica que se proporciona con una apertura en el centro de la misma. En la placa uniforme, se forman patrones en círculo que tienen numerosas partes para pasar la luz y partes para bloquear la luz en círculos concéntricos con el centro en el eje óptico Ll. El 27 es una pluralidad de fuentes de luz para iluminación, tales como LED o similares, la luz de iluminación de la fuente de luz 27 se refleja por una placa reflectora 28, para iluminar la placa uniforme 26 iniciando casi regularmente. La luz tiene un patrón en círculo, que pasa a través de las partes para el paso de la luz de la placa uniforme 26, proyectándose en la córnea Ec, y formando la imagen en patrón en círculo (círculo uniforme) en la córnea Ec. El sistema óptico para detectar 35 incluye el separador de rayo 9, el separador de rayo 34, lentes fotográficas 37 y una cámara CCD 38. una luz de la imagen en patrón en círculo formada en la córnea Ec se refleja por el separador de rayo 9 y el separador de rayo 34 sucesivamente, entonces entra en los elementos fotográficos de la cámara 38 por las lentes 37 (esto es, la imagen se recibe) . Además, el sistema óptico de detección 35 también actúa como un sistema óptico de observación. Por lo tanto, una luz de una porción anterior de imagen del ojo E iluminada por una fuente de luz de iluminación para una porción anterior del glóbulo ocular, no mostrada, entra en los elementos fotográficos de la cámara 38 (esto es, la imagen se recibe) . Un monitor de TV 39 exhibe la imagen de la porción anterior fotografiada del ojo y la imagen en patrón circular formada en la córnea Ec. A continuación, la operación del aparato que tiene la arquitectura mencionada arriba consistente con la presente invención, se describirá posteriormente con referencia al diagrama de bloque del sistema de control mostrado en la Figura 3. Primero, se describirá la medición de los radios de la curvatura córnea (una medición de la forma de córnea) y la medición de un poder refractivo del ojo. En el caso de la medición del radio de curvatura de la córnea, el operador selecciona el modo para medir el radio de curvatura de la córnea usando un modo de encendido de sobre cambio 40. El operador ejecuta la alineación observando la imagen de la porción anterior del ojo E exhibida en el monitor 39, que se ilumina por la fuente de luz de iluminación de la porción anterior. (Puede usarse una manera bien conocida para la alineación. La manera es tal que el objetivo para el ajuste de posición se proyecta en la córnea Ec, entonces la córnea refleja el punto luminoso y se hacen retículos para tener la relación dada). Después de completar la alineación, el operador presiona un botón de encendido para la medición, no mostrado, por lo cual se genera una señal de accionamiento, que respondiendo a esta, se inicia la medición. Una parte de cálculo de forma de córnea 53 detecta un borde de una imagen de patrones circulares procesando una imagen fotografiada por la cámara 38. Entonces, la parte de cálculo 53, calcula el radio de curvatura de la córnea obteniendo cada una de las posiciones del borde en relación el vértice de la córnea Ec a intervalos de un ángulo dado (1°) . El cálculo para obtener el radio de curvatura de la córnea puede llevarse a cabo como sigue. Como se muestra en la Figura 4, la altura de una imagen detectada se define como h' al tiempo que una imagen i que se debe a la superficie convexa de la córnea de la fuente de luz P a la distancia D en el eje óptico y la altura H de la córnea se forman en un plano detectado en dos dimensiones por las lentes L. La magnificación del sistema óptico del aparato se define como m. El radio de curvatura de la córnea R se da por las siguientes exprés iones : R = (2D/H)mh' También es posible adaptar un método para calcular el radio de curvatura de la córnea como sigue. El radio de curvatura de la córnea de la región donde se proyecta el círculo j-th en la córnea, se define como Rj . La constante proporcional que se determina por la altura del círculo j-th, la distancia hasta el ojo E y la magnificación fotográfica, se definen como Kj . La altura de la imagen en el plano fotográfico se define como hj . Bajo la definición, la relación de expresión como se identifica arriba, se da por la siguiente expresión: Rj = kj • hj Donde, si una pluralidad de ojos modelo que tienen radios de curvatura de la córnea diferentes conocidos que cubran el rango de medida que se mide en avance, entonces la constante proporcional Kj se obtiene como un valor intrínseco para el aparato. Por lo tanto, si la constante Kj se lee y utiliza para el cálculo al momento de la medición, entonces la distribución del radio de curvatura de la córnea se obtiene en un tiempo extremadamente corto. (Los detalles para este cálculo, ver USP 5,500,697 correspondiente a la Publicación de Patente Japonesa ya abierta No. _HEI 7 ( 1995 ) -12 13 , o similares.) . Los datos de distribución obtenidos del radio de curvatura de la córnea se almacenan en una memoria 55b. Se usa un aparato quirúrgico para una córnea en el supuesto de que el centro de la pupila se define como una posición de origen de un ojo, pero, en general, un vértice de córnea difiere con un centro de la pupila, en que la relación de posición entre una forma de córnea (el centro de la córnea o similar) y un centro de pupila deberá encontrarse por anticipado. En vista de este punto, con base en la porción anterior de la imagen fotografiada por la cámara 38, un centro de pupila se define como un punto de intersección que se define por las siguientes primera y segunda líneas: la primera línea se pasa a través de un centro entre dos puntos y se extiende en una dirección perpendicular (los dos puntos están respectivamente en los bordes opuestos de una pupila, los puntos en los bordes están en los puntos de intersección con una línea horizontal que pasa aproximadamente a través del centro de una pupila) y la segunda línea se pasa a través de un centro entre los dos puntos y se extiende en una dirección horizontal (los dos puntos están respectivamente en bordes opuestos de una pupila, los puntos en los bordes son puntos en intersección con una línea perpendicular que pasa aproximadamente a través del centro de una pupila) . El método para la definición de un centro de pupila no se limita a esto, otro método puede adoptarse satisfactoriamente. Por ejemplo, un centro de pupila puede definirse satisfactoriamente con base en la gravedad de una pupila. La posición de la pupila obtenida con relación a una forma de córnea también se almacena en la memoria 55b. Al contrario, en el caso de la medición del poder refractivo del ojo (referido como "un poder refractivo del ojo objetivo" de aquí en adelante), el operador cambia el modo a la manera de medir un poder refractivo del ojo (en el caso del modo de medición continuo, se cambia automáticamente al modo de medición del poder refractivo del ojo), entonces la medición se ejecuta por el sistema óptico de medición 100. La parte de cálculo del poder refractivo 52 obtiene la distribución de un poder refractivo del ojo, con base a cada una de las fases diferenciales de cada una de las señales de salida de cada uno de los foto-detectores de la parte que recibe la foto 14. Más específicamente, en principio, la medición preliminar se ejecuta por un método similar de medición del poder refractivo del arte previo, tal como un método de fase diferencial. Con base a este resultado, el ojo E se nubla moviendo las lentes 33.

Posteriormente, el centro de cada uno de los foto-detectores 15a-15f se determina en una dirección meridiana donde los foto-detectores 15a-15f se colocan. Esta determinación se basa en cada una de las señales entregadas de los foto-detectores 15g y 15h, las señales varían de conformidad con el movimiento de la abertura de luz (una abertura de imagen) en la parte que recibe la foto 14. A continuación, con base a la fase diferencial entre cada una de las señales entregadas de cada uno de los foto-detectores 15a - 15f con relación al centro de cada uno de los foto-detectores, se calcula cada poder refractivo en cada parte de la córnea correspondiente a cada foto-detector. Si este cálculo se ejecuta con objeto de obtener cada poder refractivo por todos los meridianos de cada paso axial bajo las condiciones del sistema óptico proyectado 1 y la parte que recibe la foto 14 se hace girar 180° alrededor del eje óptico al ángulo dado, tal como 1°, entonces puede obtenerse la distribución del poder refractivo que varía en una dirección meridiana (en detalle, ver las Publicaciones de Patentes Japonesas Ya Abiertas No. HEI10 (1998) -108836 y No. HEI 10 ( 1998 ) - 108837 correspondientes a la USP 5,907,388) . En el cual, el valor del poder refractivo se expresa como un poder de vértice (el aparato también puede entregar o convertir un valor de un poder refractivo como un poder de anteojos que se basan en una posición donde se usan un par de anteojos) . Los datos de distribución obtenidos del poder refractivo del ojo objetivo se almacenan en un HDD 55a o la memoria 55b. Si los datos de medición respectivos incluyen el radio de curvatura de la córnea y un poder refractivo del ojo objetivo se obtienen como se describe anteriormente, entonces el operador opera un teclado 58 y/o un ratón 57 de conformidad con una instrucción exhibida en una pantalla a color 56, conectada a una parte de control 50, por lo que se causa que inicie el análisis. La parte de análisis 54 proporcionada por la parte de control 50 convierte el radio de curvatura de la córnea en un poder refractivo de la córnea, ejecutando entonces un programa de análisis con objeto de obtener una relación entre el poder refractivo de la córnea convertido y el poder refractivo del ojo objetivo correspondiente. A continuación, el método para convertir el radio de curvatura de la córnea en el poder refractivo de la córnea. El poder refractivo de la córnea es un poder que se obtiene cuando una luz paralela al eje óptico tiene una refracción en la córnea. Y la luz refractada se cruza con el eje óptico. El poder refractivo de la córnea se define como la reciprocidad de la distancia entre el vértice de la córnea y la intersección. Cuando se convierte el radio de curvatura de la córnea en el poder refractivo de la córnea, se usa la ley de Snell (o la llamada ley de refracción) . Cuando se convierte el radio de curvatura de la córnea en el poder refractivo de la córnea D, puede usarse la siguiente expresión con objeto de calcular la vecindad del eje óptico medido (la vecindad de un centro de córnea) debido a este pequeño error: D=(ne-l)/r, donde, r se define como el radio de curvatura de la córnea, ne es una relación refractiva equivalente (en general, ne=1.3375). • Sin embargo, la expresión puede aplicarse sólo a la vecindad del eje óptico medido. Si la expresión se aplica a la parte periférica de la córnea (que está) lejos de la vecindad, entonces el error se incrementa. En el caso de discutir la parte periférica de la córnea, es apropiado el poder refractivo de conformidad con la ley de Snell. El poder refractivo obtenido bajo esta definición es comparable con el poder refractivo del ojo objetivo bajo la misma escala. Además, la 5 ley de Snell define que una línea normal en un punto incidental de un rayo de luz y un rayo de luz refractado a este punto incidental, están en el mismo plano al momento cuando el rayo de luz entra en un plano de refracción, y además define que una relación de un valor sinoidal de un ángulo formado por una línea normal y un rayo de luz incidental y un valor sinoidal de un ángulo formado por una línea normal y un rayo de luz refractado es una constante. La ley de Snell se da por la siguiente expresión: N sin i = N' sin i' , donde, cada uno de los índices refractivos en cada uno de los medios de un plano de refracción se definen como N y N', un ángulo formado por un rayo de luz incidental y una línea normal se define como i, y un ángulo formado por un rayo de luz refractado y una línea normal se define como i' . A continuación, se describirá posteriormente el cálculo del poder refractivo de la córnea usando la ley de Snell. En la Figura 5, una luz &»gg*^ paralela a la línea que pasa a través del vértice de córnea T y una curvatura del centro Oa se define para refractarse en el punto P en la córnea a una distancia X del vértice de córnea T, y se define para cruzarse en el punto f con una línea TOa. En la cual, se da la siguiente definición (una unidad de una distancia es un metro) : Ra : radios de curvatura de la córnea en el punto P Rr : una distancia desde el punto P hasta el punto f ?: un ángulo entre una línea normal y el punto P y una luz incidental ?: un ángulo entre una línea normal en el punto P y una luz refractada. Puede calcularse un poder refractivo en el punto P por los siguientes pasos de cálculo. Primero, como se muestra en la Figura 5, el ángulo ? se da por la siguiente expresión: A continuación, el ángulo ? se da por la siguiente expresión en base a la ley de Snell: X ? - sin (2) x n Con base en las expresiones (1) y (2), un ángulo a (un ángulo formado por un segmento hP y un segmento Pf ) , una distancia Rr, y un segmento hf se dan por las siguientes expresiones: a = 90 - ? + ? X Rr = ( ) cos( ) v ' hf = ^Rr2 - X2 Además, una distancia de un segmento Th se da por la siguiente expresión: En consecuencia, una distancia desde el vértice de la córnea T hasta el punto f se da por la siguiente expresión: Tf - Th + hf -- Ra - V RO2 - X^ + / RX2 _ X2 5 ) Un poder refractivo Dc en una córnea se da por la siguiente expresión: En contraste, un poder refractivo D en aire se da por la siguiente expresión bajo la definición de que un índice refractivo es n(=1.376) : Si el cálculo usando las expresiones arriba identificadas (1) hasta (7) se ejecuta con respecto a toda la región medida, entonces se calcula el poder refractivo de la córnea. Alternativamente, el cálculo puede ejecutarse satisfactoriamente por la parte de cálculo de la forma de córnea 53. A continuación, el poder refractivo del ojo objetivo se convierte entonces en el poder refractivo equivalente para una superficie córnea con respecto al poder refractivo de la córnea calculado como se describe arriba. Los valores convertidos resultan en la forma de un poder refractivo de la córnea necesario para causarle al ojo E la emetropía (en esta especificación, esto se refiere como "un poder refractivo de córnea equivalente a emetropía"). Aquí, la relación entre el poder refractivo de la córnea obtenido de una forma de córnea y el poder refractivo del ojo objetivo es como sigue. Como se muestra en la Figura 6, los significados de un valor del poder refractivo de la córnea difieren completamente de un valor del poder refractivo del ojo objetivo. El poder refractivo de la córnea se obtiene calculando una distancia focal f, convirtiéndose entonces en el poder refractivo. En contraste, el poder refractivo del ojo objetivo se obtiene midiendo un poder refractivo (cantidad corregida) df necesaria para causarle al ojo la emetropía. Por ejemplo, si el poder refractivo de la córnea que se obtiene de una forma de córnea es de 43.50D que es la misma región medida como un poder refractivo del ojo objetivo, y el poder refractivo del ojo objetivo medido es de OD, entonces esto indica que el ojo E tiene tal sistema óptico que forma una imagen en la retina cuando el poder refractivo de la córnea es de 43.50D. Si el poder refractivo de la córnea es de 43.50D y el poder refractivo del ojo objetivo es de -2D, entonces esto indica que el ojo E necesita de una corrección del poder refractivo de la córnea de una cantidad de -2D (para ser 41.50D) para formar de esta manera una imagen en la retina. En consecuencia, en la región donde se mide el poder refractivo del ojo objetivo, se calcula un poder refractivo de la córnea lo que causa que el ojo tenga emetropía de manera que se agrega el poder refractivo del ojo objetivo incluyendo una señal al poder refractivo de la córnea obtenido de la medida de la forma de la córnea. Los valores calculados proporcionan el poder refractivo de la córnea emetropía equivalente, dados por la siguiente expresión: Poder refractivo de la córnea Poder refractivo Poder refractivo emetropia equivalente = de la córnea + del ojo objetivo Además, el poder refractivo de la córnea emetropía equivalente puede convertirse en el radio de curvatura de la córnea, con base a la ley de Snell. Esta conversión puede ejecutarse usando las dos expresiones identificadas a continuación encontradas del mismo modo como en la Figura 5: n y/ *. 2 - X? + Ra ~ J Ra2 ~ X2 = O D donde, D se define como el poder refractivo de la córnea emetropía equivalente; Ra son el radio de curvatura de la córnea solucionados. Usando el poder refractivo de la córnea emetropía equivalente D y el radio de curvatura de la córnea Ra convertidos, la relación entre el valor del poder refractivo del ojo objetivo y el valor del radio de curvatura de la córnea obtenidos de la medición de la forma de la córnea y el valor del poder refractivo de la córnea puede expresarse en la forma de la superficie de la córnea. Por lo cual, la relación puede utilizarse para estimar la forma de superficie de la córnea. En general, se dice que un poder refractivo total de un ojo es la suma de un poder refractivo de la córnea y un poder refractivo del lente, pero no es fácil conocer el poder refractivo de las lentes. Adicionalmente, una longitud axial ocular también es causa de ametropía. En contraste, las expresiones arriba identificadas habilitan al operador para entender la relación con una forma de superficie de córnea real por un modo de reemplazo de ametropía con una forma de superficie de córnea, aún si el operador no conoce los valores desconocidos, tales como el poder refractivo de las lentes, una longitud axial ocular y similares. A continuación, se describirán a continuación los análisis de datos de ablación para usarse en una operación quirúrgica para corregir la ametropía. Operando el ratón 57 y similares, el operador instruye la unidad para ejecutar un programa de análisis, entonces una parte del análisis 54 calcula los datos de ablación con base al radio de curvatura de la córnea obtenido de la medición de forma de córnea y el radio de curvatura de la córnea obtenidos convirtiendo el poder refractivo de la córnea emetropía equivalente. Este método de cálculo se describirá posteriormente, haciendo un punto de corrección de miopía con referencia a la Figura 7 y la Figura 8. La Figura 9 es un diagrama de flujo que muestra un método de cálculo.

Con base en el radio de curvatura de la córnea obtenidos por la medición de la forma de la córnea, los datos de una forma de córnea pre-operativa se encuentra como una forma tri-dimensional. Con base al radio de curvatura de la córnea obtenido convirtiendo el poder refractivo de la córnea equivalente a emetropía, se encuentran los datos de una forma de córnea post-operativa (para ser un objetivo a corregir) . Subsecuentemente, con base en la diferencia entre los dos datos, se calculan los datos de una cantidad de ablación. Esto es, como se muestra en la Figura 7 (a), los datos de una forma de córnea 71 se hacen para cambiar una cantidad máxima ?hl hacia abajo en relación a los datos de una forma de córnea pre-operat iva 75 (que resulta en datos de una forma de córnea 71' ) . Donde, los datos de una forma de córnea 71 es un objetivo para corregir y la cantidad máxima ?hl es una diferencia en un rango de una zona óptica 70 que es una región de ablación. Los datos de distribución de la altura obtenidos cambiándolos, se define como los datos de una cantidad de ablación total 72, y se obtienen como datos de una forma tridimensional 72' de la distribución de altura, como se muestra en la Figura 7(b) . Los datos de una cantidad de ablación en el movimiento, puede procesarse preferiblemente por suavi zado . En el caso de que un poder refractivo de la córnea equivalente a emetropía no se use como un similar para la modalidad preferida de la presente invención, los datos de distribución de una cantidad de ablación pueden obtenerse eliminando los datos de una forma de córnea post -opera t i va a partir de los datos de una forma de córnea pre-operativa. Donde, los datos de una forma de córnea pre-operativa se encuentran por la medición de la forma de córnea, y los datos de una forma de córnea post-operat iva son los datos estimados, encontrados por los datos de un poder refractivo corregido (definido en base al poder refractivo obtenido por una medición de poder refractivo del oj o subj et i vo ) . Después de obtener los datos de una cantidad de ablación total 72, se calculan los datos de una cantidad de ablación en un componente esférico. Por ejemplo, se encuentran los radios de curvatura mínimos Rl de una forma esférica 76. donde, la forma esférica 76 se circunscribe alrededor de una forma tridimensional 72' de los datos de una cantidad de ablación total 72 (ver Figura 7(b)). La forma esférica 76 tiene los radios de curvatura mínimos Rl hechos para cambiarse ?h2 hacia abajo para colocarse en los datos una forma tridimensional 72' (una forma esférica 76'). Los datos de distribución de la altura obtenida por la substitución se definen como los datos de una cantidad de ablación en una superficie esférica 77. La Figura 8 (a) muestra los datos de una cantidad de ablación restante 73 obtenida substrayendo los datos de una cantidad de ablación en una superficie esférica 77 a partir de los datos de una cantidad de ablación total 72 (los datos de una forma tridimensional 72'). Subsecuentemente, los datos de una cantidad de ablación en un componente cilindrico se calculan con base a los datos de una cantidad de ablación restante 73. Antes de calcular los datos de una cantidad de ablación en un componente cilindrico, se define un ángulo de dirección axial A siguiendo los procedimientos abajo mencionados. Primero, los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea en cada posición coordinada se establecen usando una forma de los datos de una cantidad de ablación total 72. Entonces, la dirección de curvatura más plana se encuentra entre los datos establecidos y se define como la dirección de ángulo axial A. En la Figura 8 (a), la dirección de ángulo axial A se define como 0°. A continuación, se encuentran los radios de curvatura máximos R2 de una forma cilindrica 78. Donde, la forma cilindrica 78 se inscribe en una forma de los datos de una cantidad de ablación restante 73, definiendo la dirección de ángulo axial A, como se muestra en la Figura 8 (a) . Los datos de distribución de altura de la forma cilindrica 78 tienen los radios de curvatura máximos R2 definidos como los datos de una cantidad de ablación en una superficie cilindrica 79. La Figura 8(b) muestra datos de un restante obtenido substrayendo los datos de una cantidad de ablación en una superficie cilindrica 79 de los datos de una cantidad de ablación restante 73. El restante se define como los datos de una cantidad de ablación en un componente de astigmatismo irregular (un componente asimétrico) 74. La descripción anterior se elabora adoptando el caso de corrección de miopía como un ejemplo, pero la modalidad preferida no se limita a esto. Con base en los procedimientos anteriormente mencionados, también en el caso de corrección de hiperopía, los datos de una cantidad de ablación en un componente esférico y un componente cilindrico se pueden encontrar para que tengan tal forma que una cantidad de ablación de una parte esférica sea más que de una parte central. Además, el procedimiento arriba descrito es un ejemplo de un método para calcular una cantidad de ablación en un componente simétrico así como en un componente asimétrico. De esta manera, la cantidad de ablación puede obtenerse por varios tipos de métodos. Por ejemplo, la dirección del ángulo axial de astigmatismo A se obtiene como se menciona arriba, subsecuentemente, con objeto de obtener los datos de forma de una ablación total, cada una de las formas seccionales se encuentra analizando 2 µm, entonces cada uno de los círculos inscritos basados en la dirección del ángulo axial A se encuentran para cada forma seccional obtenida. Por lo cual, se puede encontrar un componente esférico y/o un componente no esférico y cada una de las cantidades de ablación de los mismos puede encontrarse. Adicionalmente, se obtiene un restante sustrayendo un componente esférico y/o un componente no esférico en una rotación simétrica, un componente cilindrico en línea simétrica, y similares, de la cantidad de ablación total calculándose y definiéndose como una cantidad de ablación en un componente asimétrico . Como se describe arriba, una cantidad de ablación en un componente esférico (un componente no esférico), una cantidad de ablación en un componente cilindrico, y una cantidad de ablación en un componente de astigmatismo irregular, se obtienen respectivamente, entonces estos datos se entregan y exhiben gráficamente en una pantalla a color 56 para que se comparen fácilmente y visualmente con la distribución de un poder refractivo de ojo objetivo y la distribución de un poder refractivo de córnea. La Figura 10 es una vista que muestra un ejemplo de un mapa de color y un gráfico tridimensional que se exhibe con respecto a la distribución de un poder refractivo y la distribución de una cantidad de ablación. La distribución de un poder refractivo de la córnea que es el objetivo para corregir se exhibe por medio de un mapa de color en una parte de pantalla 62 en la parte superior derecha en la pantalla; la distribución de un poder refractivo de córnea preoperativo se exhibe por medio de un mapa de color en una parte de la pantalla 61 en la parte superior de la izquierda en la pantalla. Adicionalmente, se exhibe la distribución de una cantidad de ablación total en una parte de la pantalla 63 en la parte inferior izquierda en la pantalla como una forma tridimensional; la distribución de una cantidad de ablación en un componente simétrico, tal como un componente cilindrico, en una parte de exhibición 64 en la parte inferior central en la pantalla como una forma tridimensional; la distribución de la cantidad de ablación en un componente no simétrico, tal como un componente de astigmatismo irregular, se exhibe en una parte de la pantalla 65 en la parte inferior derecha en la pantalla como una forma tridimensional. Además, la distribución de la cantidad de ablación en un componente simétrico (un componente asimétrico) puede también exhibirse gráficamente de manera similar a como se ha mencionado arriba. Adicionalmente, un método de exhibición puede cambiarse, entre otros, a una exhibición de mapa de color, exhibición tridimensional y una exhibición de una imagen sección (perfil) en una dirección meridiana correcta, usando un apagador de sobre cambio 60 proporcionado en la parte superior derecha en la pantalla. Como se ha descrito, la relación entre los resultados de medición de la forma de córnea, los resultados de medición del poder refractivo del ojo objetivo, los datos de una cantidad de ablación total con base a los resultados arriba mencionados, los datos de una cantidad de ablación en un componente esférico (no esférico), los datos de una cantidad de ablación en un componente cilindrico, y los datos de una cantidad de ablación en un componente de astigmatismo irregular, gráficamente se exhiben individualmente y respectivamente. En consecuencia, en el caso de cirugía de corrección de la córnea para tratar el ojo del paciente para una condición de emetropía, el operador puede entender visualmente que componente de la aberración ocular deberá extirparse por irradiación láser. En el caso de que una cantidad de ablación máxima exceda una cantidad permitida de ablación de córnea con respecto a toda la zona óptica 70, una cantidad de ablación será la correcta estando dentro de un rango de una cantidad permitida para hacer la zona óptica 70 pequeña. Siguiendo cada uno de los datos calculados por la parte de análisis 54, tales datos de una cantidad de ablación en un componente esférico (no esférico) datos de una cantidad de ablación en un componente cilindrico, y datos de una cantidad de ablación en un componente de astigmatismo irregular se almacenan en el HDD 55a y/o la memoria 55b. Estos datos se transfieren al aparato quirúrgico para una córnea 90, que realiza la ablación de una córnea con un rayo láser excitado (excímero) por medio de un cable de comunicación, conectado al puerto de comunicación 59b y FDD 59c manejado por el conductor de disco magnético flexible (FDD) 59a. Colocado en el centro de la pupila con respecto a los datos arriba identificados, también se transfiere y se almacena en el aparato quirúrgico para una córnea 90. El aparato quirúrgico para una córnea 90 determina un número de pulsos de irradiación y un poder de irradiación en cada coordinado de la córnea del ojo del paciente, con base a los datos ingresados de una cantidad de ablación de córnea. De conformidad con los valores determinados, el apara'to quirúrgico para una córnea 90 lleva a cabo la cirugía operando sobre una córnea Ec controlando la irradiación láser. Ejemplos de aparatos quirúrgicos para una córnea 90 se describen por la Publicación de Patente Japonesa Ya Abierta No. HEI 9 ( 1997 ) -122167 (correspondiente a la USP 5,800,424) y la Publicación de Patente Japonesa Ya Abierta No. HEI9 ( 1997 ) -266925 (correspondiente a la USP 5, 906, 608) . La Figura 11 es una vista que muestra una colocación esquemática de un sistema óptico y un sistema de control proporcionado para el aparato quirúrgico para una córnea 90. El 101 es una fuente de rayo láser excitado (excímero), y el 102 es un espejo que refleja. El 103 es una mascarilla divisoria que tiene una pluralidad de mascarillas en forma de cintas que forman una línea. Las mascarillas en forma de cintas se disparan y abren por una unidad de manejo de la mascarilla divisoria 104, por lo cual una larga dirección de un rayo de láser excitado (excímero) en la forma de un rectángulo delgado, de una fuente de rayo láser 101, se corta parcialmente. El rayo láser que pasa a través de la mascarilla 103 se explora por un espejo plano 105, por lo cual el rayo láser se mueve (desvía) . El 107 es un girador de imagen, y el 109a -es una apertura circular que tiene una abertura variable. El 109b es una abertura que tiene una apertura variable, más específicamente, una apertura ancha de la misma se controla por una unidad de manejo de la abertura 110b, y una dirección de la abertura se gira alrededor del eje óptico L. El 111 son unas lentes de proyección, 112 es un espejo dicloico para reflejar un rayo láser excitado (excímero) para hacer que la luz visible pase a través, y el 114 es un sistema óptico de observación. El 121 es una unidad de entrada de datos, y el 120 es una unidad de control para controlar las unidades de manejo respectivas . A continuación, se describirá posteriormente la operación quirúrgica de córnea usando el aparato quirúrgico para una córnea 90. Primero, los datos de la cantidad de ablación de córnea y los datos de la posición central de la pupila, obtenidos usando el aparato para determinar la cantidad de ablación de córnea, se ingresan por una unidad de entrada 121. Subsecuentemente, se encuentra el centro de la pupila con objeto de definir un origen de un ojo donde estará la posición estándar para la operación quirúrgica. De manera similar a los procedimientos como en el aparato arriba mencionado para determinar una cantidad de ablación de córnea, el procedimiento para definir el centro de la pupila se ejecuta con base a una porción de imágenes anteriores fotografiadas por una cámara CDD (no mostrada) en el sistema óptico de observación 114. En este procedimiento, el centro de la pupila puede definirse satisfactoriamente como tal punto de intersección que se define por las siguientes primera y segunda líneas: la primera línea se pasa a través de un centro entre dos puntos y se extiende en una dirección perpendicular (los dos puntos están respectivamente en bordes opuestos de una pupila, los puntos en los bordes son los puntos cruzados con una línea horizontal que pasa aproximadamente a través del centro de una pupila); y la segunda línea se pasa a través del centro entre dos puntos y se extiende en una dirección horizontal (los dos puntos están respectivamente en bordes opuestos de una pupila, los puntos en los bordes son puntos cruzados con una línea perpendicular que pasa aproximadamente a través del centro de una pupila) . 0 el centro de la pupila puede definirse satisfactoriamente con base a la gravedad de la pupila. En otros métodos diferentes a estos, el operador puede observar la pupila con un microscopio de operación, entonces puede definir simplemente el centro de la pupila. Subsecuentemente, el dispositivo de control 120 causa que la posición del centro de la pupila con respecto a los datos de una cantidad de ablación de córnea enviados por el aparato para definir una cantidad de ablación de córnea, coincidan con la posición del centro de la pupila definida por el aparato quirúrgico arriba mencionado para una córnea 90. Entonces, el dispositivo de control 120 ejecuta la ablación con base a los datos de una cantidad de ablación en un componente esférico (no esférico), los datos de una cantidad de ablación en un componente cilindrico, los datos de una cantidad de ablación en un componente de astigmatismo irregular, como sigue. En el caso de corregir la miopía en una superficie esférica (no esférica) con base a los datos de una cantidad de ablación en un componente esférico (no esférico), se limita un rayo láser por la apertura circular 109a, entonces un espejo plano 105 se hace mover para que el rayo láser pueda moverse a la dirección de distribución gausiana. Cada intervalo de tiempo cuando el rayo láser termina de moverse en una superficie (una exploración), entonces el girador de la imagen 107 gira y causa que el rayo láser cambie su dirección de movimiento (por ejemplo, tres direcciones a intervalos de 120°) . Entonces, la región limitada por la apertura circular 109a se extirpa por el rayo láser aproximadamente de manera uniforme. Si esta ablación se ejecuta cada intervalo de tiempo cuando cambia una región de abertura de la apertura circular 109a que gira, entonces la ablación puede ejecutarse con respecto a un componente esférico (no esférico) para que la parte central de una córnea pueda extirparse profundamente y la parte periférica de una córnea pueda extirparse ligeramente. En el caso de corregir el astigmatismo, con base a los datos de una cantidad de ablación en un componente cilindrico, un tamaño de una región de abertura de la apertura circular 109a se fija de conformidad con la zona óptica original, mientras, una abertura ancha de la ranura de apertura causa que varíe. La ranura de apertura 109b se ajusta hacia delante usando el dispositivo de manejo 110b para que una apertura ancha de la ranura pueda variar en una dirección de un meridiano principal mayor fuerte. Concerniente a la irradiación de rayo láser de manera similar al caso de la corrección de miopía arriba mencionado, el rayo láser se mueve causando que un espejo plano 105 se mueva en giro para el rayo láser pueda moverse a la dirección de distribución gausiana. Entonces, cada intervalo de tiempo cuando se explora una vez el rayo láser, la imagen giratoria 107 gira, de esta manera cambiando una dirección de movimiento del rayo láser. Por lo cual, la región limitada por la ranura de apertura 109b se extirpa aproximadamente uniformemente. Esta ablación se ejecuta repetidamente, bajo la condición de que una apertura ancha de la ranura de apertura 109b cause una variación en giro. En consecuencia, puede ejecutarse la ablación para un componente ci 1 índrico . La ablación en un componente de astigmatismo irregular se ejecuta como sigue, con el estado que la mascarilla divisoria 103 se coloca en una vía óptica. El espejo plano 105 se hace mover en giro, por lo tanto, se emite un rayo láser a la córnea Ec causando que se mueva en tal dirección (la dirección de distribución gausiana) que está perpendicular a la dirección larga de esta forma rectangular. Simultáneamente, si la mascarilla en forma de cintas de la mascarilla de división 103 se abre selectivamente y/o se empuja, entonces la córnea Ec se vuelve a irradiar con tal rayo láser sólo para una región pequeña que pasa a través de una parte abierta de la mascarilla. Con base en los datos de una cantidad de ablación en un componente de astigmatismo irregular, la abertura y/o disparo de la mascarilla de división 103 se controla en cada posición de movimiento del rayo láser que se mueve por el espejo plano 105, y la mascarilla de división 103 se mueve ligeramente en una dirección larga del rayo por medio del dispositivo de movimiento de la mascarilla 115. Además, una cantidad de ablación para cada posición se ajusta controlando un periodo de tiempo para la irradiación. En consecuencia, la ablación para un componente de astigmatismo irregular puede ejecutarse.

Como se describe arriba, la ablación en un componente simétrico (la ablación en un componente esférico (no esférico), la ablación en un componente cilindrico) y la ablación en un componente no simétrico, están ejecutadas respectivamente y separadamente. En consecuencia, un periodo de tiempo necesario para la cirugía puede acortarse, y la operación puede ejecutarse eficientemente. En la modalidad preferida, la ablación en un componente esférico (no esférico), la ablación en un componente cilindrico y la ablación en un componente no simétrico, se ejecutan en ese orden, sin embargo, el orden no se limita a esto, sino que el orden puede voluntariamente cambiarse satisfactoriamente . Adicionalmente, en una modalidad preferida, se hace la descripción, como un ejemplo, con base al aparato quirúrgico para una córnea, que ejecuta la ablación a modo de controlar una mascarilla de apertura y/o división. En otro aparato quirúrgico diferente a este, la presente invención puede aplicarse a tal aparato que explora un rayo láser de una traza luminosa pequeña, a manera de una exploración bidimensional. En el caso de este tipo de aparato, la etapa para realizar la ablación de un componente simétrico puede separarse satisfactoriamente de la etapa para realizar la ablación de un componente asimétrico. Debido a la exploración, el rayo láser puede controlarse fácilmente, para que la ablación pueda ejecutarse precisamente . Adicionalmente, en la modalidad preferida, el aparato (el aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea) de la presente invención comprende todos los siguientes mecanismos en un sólo cuerpo: el mecanismo para medir una forma de córnea (el radio de curvatura de la córnea); el mecanismo para medir el poder refractivo del ojo objetivo; el mecanismo para calcular los datos de una forma de córnea que se usa como un objetivo para corregir, en base a los resultados medidos por los dos mecanismos arriba mencionados; y el mecanismo para calcular la cantidad de ablación de córnea, en base a los datos de una forma de córnea pre-operativa y los datos de una forma de córnea de objetivo para corregir. Sin embargo, estos mecanismos puede proporcionarse satisfactoriamente por dispositivos separados individualmente o, algunos de los cuales pueden combinarse satisfactoriamente y proporcionarse para cada uno de los dispositivos. El aparato para determinar una cantidad de ablación cornea puede satisfactoriamente ser tal aparato que calcula los datos de una cantidad de ablación de córnea simplemente ingresando los datos de una forma de córnea pre-operativa y los datos de una forma de córnea de objetivo para corregir. Como se describe arriba, son posibles varias modificaciones para la presente invención. Aplicación Industrial. Como se describe arriba, de conformidad con la presente invención, aún en el caso de un astigmatismo irregular o similar, puede determinarse una cantidad apropiada de ablación de córnea de conformidad con una forma de córnea y/o un poder refractivo del ojo a operarse, para el propósito de ejecutar una operación quirúrgica para corregir la ametropía adecuadamente. En el caso, la ablación puede ejecutarse preferiblemente por el aparato quirúrgico para una córnea de una manera que separa la ablación para un componente simétrico y la ablación para un componente asimétrico con base a la cantidad determinada de ablación de córnea. En consecuencia, puede acortarse un periodo de tiempo necesario para la operación completa, y la operación puede ejecutarse eficientemente y fácilmente . Se hace constar que con relación a esta fecha, el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el que resulta claro de la presente descripción de la invención

Claims (15)

1. Reivindicaciones . Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes reivindicaciones. 1. Un aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea, con base a lo cual se ejecuta una operación quirúrgica para corregir la ametropía, el aparato caracterizado porque comprende : una primera unidad de entrada para ingresar los datos de una forma de córnea pre-operativa del ojo de un paciente; una segunda unidad de entrada para ingresar los datos de una forma de córnea post-operat iva del ojo, a estimarse; una unidad de cálculo de cantidad de ablación para calcular los datos de una cantidad de ablación de córnea del ojo, de manera que se calculen los datos de una cantidad de ablación en un componente simétrico y los datos de una cantidad de ablación en un componente asimétrico separada y respectivamente, en base a los datos ingresados por la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada; y una unidad de salida para entregar los resultados calculados por la unidad de cálculo de ablación .
2. 2. El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la unidad de salida comprende una unidad de exhibición para exhibir gráficamente los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad ablación.
3. 3. El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la unidad de salida comprende una unidad de envío para enviar los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de ablación, al aparato quirúrgico para una córnea.
4. 4. El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la unidad de cálculo de cantidad de ablación calcula al menos un dato seleccionado del grupo que consiste de un componente esférico, µn componente no esférico, y un componente cilindrico, para usar como los datos de la cantidad de ablación en el componente simétrico.
5. 5. El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque, además, comprende una unidad de medición de forma de córnea para medir los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea del ojo; en donde la primera unidad de entrada ingresa datos de distribución pre-operativos medidos por la unidad de medición- de forma de córnea en la unidad de cálculo de cantidad de ablación.
6. 6. El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque, además, comprende : una unidad de medición de forma de córnea para medir los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea del ojo; una unidad de medición del poder refractivo del ojo para medir los datos.de distribución de un poder refractivo del ojo, en el ojo; te una unidad de cálculo de forma de córnea para calcular los datos de distribución de un poder refractivo de córnea equivalente a emetropía del ojo con base a los datos de distribución pre-operativos medidos por la unidad de medición de forma de córnea y los datos de distribución pre-operativos medidos por la unidad de medición del poder refractivo del ojo, subsecuentemente, calculando los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea post-operat ivos del ojo, a estimarse, en base a los datos de distribución obtenidos del poder refractivo de córnea equivalente a emetropía; en donde la primera unidad de entrada ingresa los resultados medidos por la unidad de medición de forma de córnea en la unidad de cálculo de cantidad de ablación, y la segunda unidad de entrada ingresa los resultados obtenidos por la unidad de cálculo de forma de córnea en la unidad de cálculo de cantidad de ablación .
7. 7. El aparato de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque la unidad de cálculo de forma de córnea calcula los datos de distribución de un poder refractivo de córnea con base a los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea medidos por la unidad de medición de forma de córnea, subsecuentemente, calculando los datos de distribución del poder refractivo de córnea equivalente a emetropía con base a los datos de distribución obtenidos del poder refractivo de córnea y los datos de distribución del poder refractivo del ojo medidos por la unidad de medición del poder refractivo del ojo; y la unidad de salida incluye una unidad de exhibición para exhibir gráficamente al menos uno de los datos de distribución seleccionados del grupo que consiste de los datos de distribución del poder refractivo de la córnea, los datos de distribución del poder refractivo del ojo y los datos de distribución del poder refractivo de la córnea equivalente a emetropía.
8. 8. El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque, además, comprende : una unidad de entrada de poder refractivo-corrector para ingresar datos de un poder refractivo-corrector del ojo; y una unidad de cálculo de forma de córnea para calcular los datos de una forma de córnea post-operativa, a estimarse, con base a los datos ingresados del poder refractivo-corrector; en donde la segunda unidad de entrada ingresa los resultados calculados por la unidad de cálculo de forma de córnea en la unidad de cálculo de cantidad de ablación.
9. 9. El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque al menos una entre la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada comprenden una unidad de entrada con la cual el operador ingresa los datos.
10. 10. Un aparato quirúrgico para una córnea, que corrige la ametropía extirpando una córnea del ojo de un paciente con un rayo láser, el aparato caracterizado porque comprende: una primera unidad de entrada para ingresar los datos de una forma de córnea pre-operativa del ojo de un paciente; una segunda unidad de entrada para ingresar los datos de una forma de córnea post-operat iva del ojo, a estimarse; una unidad de cálculo de la cantidad de ablación para calcular los datos de una cantidad de ablación de córnea del ojo, de manera que se calculen los datos de una cantidad de ablación en un componente simétrico y los datos de una cantidad de ablación en un componente asimétrico separada y respectivamente, con base a los datos ingresados por la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada; una primera unidad de ablación para realizar la ablación de la córnea, con base a los datos obtenidos de la cantidad de ablación en el componente simétrico; y una segunda unidad de ablación para realizar la ablación de la córnea, con base a los datos obtenidos de la cantidad de ablación en el componente asimétrico.
11. 11. El aparato quirúrgico para una córnea, de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque la primera unidad de ablación comprende un sistema óptico irradiante para irradiar la córnea con el rayo láser de una fuente de láser; y la segunda unidad de ablación parte el sistema óptico irradiante con la primera unidad de ablación.
12. 12. El aparato quirúrgico para una córnea, de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque la segunda unidad de ablación comprende una unidad que divide el rayo para dividir el rayo láser, la unidad de división del rayo colocada en una vía de luz del sistema óptico irradiante .
13. 13. Un aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea, con base a la cual se ejecuta una operación quirúrgica para corregir la ametropía, el aparato caracterizado porque comprende : una unidad de medición de la forma de córnea para medir los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea del ojo de un paciente; una unidad de medición del poder refractivo del ojo para medir los datos de distribución de un poder refractivo del ojo en el ojo; una unidad de cálculo de forma de la córnea para calcular los datos de distribución de un poder refractivo de córnea equivalente a emetropía del ojo con base a los datos de distribución pre-operativos medidos por la unidad de medición de la forma de córnea y los datos de distribución pre-operativos medidos por la unidad de medición del poder refractivo del ojo, subsecuentemente, calculando los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea post-operat ivos del ojo, a estimarse, con base a los datos de distribución obtenidos del poder refractivo de la córnea equivalente a emetropía; una unidad de cálculo de la cantidad de ablación para calcular los datos de una cantidad de ablación del o o, de manera que se calculen los datos de una cantidad de ablación en un componente simétrico y los datos de la cantidad de ablación en un componente asimétrico, separada y respectivamente, con base en los resultados medidos por la unidad de medición de la forma de córnea y los .resultados calculados por la unidad de cálculo de forma de córnea; y una unidad de salida para entregar los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de- ablación.
14. 14. El aparato de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque la unidad de cálculo de la forma de córnea calcula los datos de distribución de un poder refractivo de la córnea con base a los datos de distribución del radio de curvatura de la córnea medidos por la unidad de medición de la forma de córnea, subsecuentemente, calculando los datos de distribución del poder refractivo de la córnea equivalente a emetropía con base a los datos de distribución obtenidos del poder refractivo de la córnea y los datos de distribución del poder refractivo del ojo medidos por la unidad de medición del poder refractivo del ojo; y la unidad de salida incluye una unidad de exhibición para exhibir gráficamente al menos uno de los datos seleccionados del grupo que consiste de los datos de distribución del poder refractivo de la córnea, los datos de distribución del poder refractivo del ojo, los datos de distribución del poder refractivo de la córnea equivalente a emetropía, datos de una cantidad total de ablación, datos de la cantidad de ablación en el componente simétrico y datos de la cantidad de ablación en el componente asimétrico.
15. 15. El aparato de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque la unidad de salida comprende una unidad de envío para enviar los resultados calculados por la unidad de cálculo de la cantidad de ablación, a un aparato quirúrgico para una córnea. . APARATO PARA EXTERMINAR UNA CANTIDAD DE ABLACIÓN DE CÓRNEA Y APARATO QUIRÚRGICO PARA UNA CÓRNEA Resumen de la Invención. El propósito de la presente invención es proporcionar un aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea, que puede calcular 5 una cantidad de ablación de córnea con objeto de ejecutar una operación para corregir adecuadamente la ametropía, con base a la forma de córnea y/o el poder refractivo del ojo. Otro objeto de la presente invención es proporcionar un aparato 10 quirúrgico para una córnea, por el cual puede ejecutarse una operación quirúrgica eficientemente con base a la cantidad obtenida de ablación de córnea. El aparato para determinar una cantidad de ablación de córnea, con base a los cuales se 15 ejecuta una operación quirúrgica para corregir la ametropía, el aparato comprende una primera unidad de entrada (53) para ingresar datos de la forma de córnea pre-operativa del ojo del paciente; una segunda unidad de entrada (52, 53, 54) para 20 ingresar los datos de una forma de córnea post- operativa del ojo, a estimarse (para ser el objetivo a corregir); una unidad de cálculo de cantidad de ablación (54) para calcular los datos de una cantidad de ablación de córnea del ojo, de 25 manera que se calculen les datos de una cantidad yj^ ^^^fi^. de ablación en un componente simétrico y los datos de una cantidad de ablación en un componente asimétrico, separada y respectivamente, con base a los datos ingresados por la primera unidad de entrada y la segunda unidad de entrada; y una unidad de salida (56, 59a, 59b) para entregar los resultados calculados por la unidad de cálculo de cantidad de ablación. -MttMMIlíUlikltetfiMa