BR102014015173A2

BR102014015173A2 - Aparelho e método para realizar cirurgia oftálmica

Info

Publication number: BR102014015173A2
Application number: BRBR102014015173-7A
Authority: BR
Inventors: Peter Triebel; Olaf Kittelmann; Klaus Vogler
Original assignee: Wavelight Gmbh
Priority date: 2013-06-21
Filing date: 2014-06-20
Publication date: 2015-08-11
Also published as: CA2854507C; RU2606490C2; CA2854507A1; MX356146B; CN104224436A; KR101645603B1; RU2014124946A; KR20140148344A; EP2815730A1; BR102014015173B1; JP2015003024A; MX2014007639A; AU2014203353A1; AU2014203353B2

Abstract

Aparelho e método para realizar cirurgia oftálmica. Um aparelho para realizar cirurgia oftálmica, compreendendo: uma fonte de luz, configurada para gerar um feixe de luz; uma lente focalizadora, em comunicação óptica com a fonte de luz, a lente focalizadora configurada para focar o feixe de luz em um feixe de luz de foco; um elemento de lente de contato, configurado para contatar um olho a ser tratado, o elemento de lente de contato tendo uma relação de transmissão de pelo menos 90% em relação ao feixe de luz focalizado e cofigurado para introduzir um erro de frente de onda de no máximo cerca de x/2 no feixe de luz focalizado, quando o feixe de luz focalizado passa através do elemento de lente de contato, em que a lente focalizadora é configurada de modo que o feixe de luz de foco tenha uma região de foco dentro da córnea do olho, a região de foco tendo um diâmetro de 15 um ou menos; e meio óptico configurado para direcionar o feixe de luz focalizado, tendo uma região de foco com o diâmetro de 15 mm ou menos, repetida e sucessivamente através de uma região de tratamento dentro da córnea do olho, para formar uma incisão na córnea, em que dito elemento de lente de contato compreende um material tendo um índice de refração na faixa de 1,500 a 1,550, em relação ao feixe de luz focalizada.

Description

“APARELHO E MÉTODO PARA REALIZAR CIRURGIA OFTÁLMICA” CAMPO TÉCNICO [0001] Esta invenção refere-se a técnicas de realizar tratamento medido de um olho.

[0002] A invenção refere-se, em particular, a uma lente de aplanação ou placa de aplanação aperfeiçoada para uma operação oftalmológica. FUNDAMENTOS [0003] Radiação laser pulsada é usada em cirurgia oftalmológica, por exemplo, para a finalidade de colocar incisões na córnea ou para a finalidade de retirar tecido da córnea. A radiação laser que é irradiada provoca um processo fotodisruptivo no tecido comeano, que resulta na separação do tecido ou na remoção de material de tecido. Tais tratamentos da córnea ocorrem, por exemplo, dentro do escopo dos processos refrativos, para diminuir ou totalmente curar condições de visão defeituosa do olho, no curso dos quais a córnea é reformada e, por este meio, suas propriedades refrativas são mudadas. [0004] O processo refratívo dominante da cirurgia comeana é o chamado processo LASIK (ceratomileuse in-situ a laser). Neste caso, uma pequena cobertura é retirada da córnea, mecanicamente (por meio de uma de corte oscilante em um chamado microceratótomo) ou opticamente (por meio de radiação laser - por exemplo, os chamados sistemas a laser de fentossegundos), dita cobertura sendo ainda fixada na córnea por uma parte de sua borda. Subsequentemente, esta cobertura - que é costumeiramente também designada como um retalho - é dobrada para um lado, como resultado do que o estroma situado debaixo dela toma-se acessível. O tecido estromatoso é então retirado com radiação laser, de acordo com um perfil de ablação que foi verificado para o paciente particular. A cobertura é então dobrada para trás novamente, como um resultado do que o ferimento é capaz de curar relativamente rápido e a capacidade visual melhorada é obtida com em um tempo extremamente curto. [0005] Um microceratótomo a laser de fentossegundo convencional compreende uma fonte de laser de fentossegundo, um scanner, que desvia o feixe de laser da fonte de laser de fentossegundo sucessivamente através da região de tratamento, óptica de focalização e uma placa de achatamento ou lente de achatamento que é disposta sobre a córnea do olho. [0006] Quando microceratótomo de fentossegundo é empregado, a incisão LASIK na córnea é provida por meio de uma justaposição quase plana de uma pluralidade de fotomicrorrompimentos no estroma da córnea. Os fotomicrorrompimentos são produzidos por pulsos laser de fentossegundos, * * 112 que surgem como resultado de intensidades muito elevadas (I > 10 W/cm ) de um feixe de laser de fentossegundos, que são geradas por uma fonte de laser de fentossegundos, que é guiado para a córnea por um trajeto de feixe óptico adequadamente dimensionado com espelhos path-folding, com um telescópio de expansão, com um scanner de alta velocidade e com uma objetiva de focalização de alta-precisão e de curto comprimento focal, com uma abertura numérica suficientemente elevada (NA > 0,20). [0007] A fim de obter uma incisão LASIK precisa com estes pulsos de fentossegundos, a localização espacial de uma região de foco do pulso de fentossegundos no tecido da córnea tem que ser determinada com uma precisão de cerca de 5 pm em todas três direções espaciais. O tamanho da região de foco e da localização da região de foco dos pulsos consecutivos da radiação laser de fentossegundos também tem que obter os predeterminados valores e posições dentro de uma precisão da mesma ordem de magnitude, isto é, cerca de 5 pm, a fim de obter-se uma incisão LASIK confiável e de alta-qualidade com um sistema laser de fentossegundos. [0008] Para bom sucesso terapêutico, o diâmetro d da região do foco é requerido que seja tão pequeno quanto possível, a fim de obter-se um rompimento óptico induzido por laser confiável (LIOB) com uma energia laser E que seja tão baixa quanto possível em uma fluência definida, isto é, densidade de energia F (F = E/A; A~dF2; Energia por unidade de superfície). Neste caso, o limiar Εώ para um rompimento óptico induzido por laser já é confiavelmente excedido em baixa energia de pulso de laser. Como resultado, avaria da córnea e da íris, em virtude de pulsos de laser de fentossegundos excessivamente energéticos e poderosos, pode ser evitada. [0009] Para uma avaria óptica induzida por laser, uma fluência de cerca de 1 J/cm a cerca de 3 J/cm é necessária. Além disso, fotomicrorrompimentos intimamente adjacentes, localizados precisamente na mesma profundidade (diâmetro da região de foco dF), fornecem a melhor qualidade de incisão, isto é, a mais baixa aspereza, no caso do processo LASIK de fentossegundos. Com relação a isto, o excedimento do limiar LIOB é necessário: [00010] Será discernido que a fluência é inversamente proporcional ao quadrado do diâmetro focal e, consequentemente, no caso de um diâmetro menor da região de foco, a fluência será maior - também em uma energia de pulso laser baixa E - do que o limiar Fth para um rompimento óptico induzido por laser. [00011] Teoricamente, um pulso laser de fentossegundos pode, na melhor das hipóteses, ser focalizado em um valor da ordem de magnitude do diâmetro dA da função Airy. Segue-se que: de que, na melhor das hipóteses, a qualidade laser ideal dF ~ dA segue-se: onde f é o comprimento focal da objetiva focalizante, λ é o comprimento da radiação laser de fentossegundos, e D é a abertura ou o diâmetro do feixe laser na lente de focalização. [00012] Entretanto, isto pressupõe um feixe laser quase perfeito (no modo fundamental ou em uma onda plana) e uma focalização limitada por difração, por meio de uma objetiva livre de aberração do comprimento focal f. [00013] Rigorosas exigências, portanto, têm que ser feitas na qualidade óptica dos elementos estruturais do inteiro trajeto de feixe óptico que a radiação laser de fentossegundos atravessa. Além de uma elevada transmissão total que minimiza a perda de energia dos pulsos de fentossegundos no caminho para o local de tratamento - isto é, o olho ou, para sermos mais exatos, a córnea - são feitas rigorosas exigências, em particular, sobre a liberdade de aberração dos componentes ópticos que são usados. Além disso, uma deformação da frente de onda da radiação laser, que seja tão baixa quanto possível, é necessária. Isto é tipicamente expresso pela planaridade, a homogeneidade e a orientação óptica livre de distorção do feixe de laser de fentossegundos, na forma de frações do comprimento de onda, por exemplo, λ/η. Não é necessário dizer que os componentes ópticos mais dispendiosos e mais elaborados do trajeto de feixe de laser de fentossegundos - por exemplo, o telescópio de expansão e a objetiva de focalização - são especificados com este elevado grau de liberdade de aberração. Porém os espelhos de dobragem de trajeto que são usados no trajeto de feixe e também os espelhos desviadores, que são empregados no scanner, também têm que satisfazer as exigências com respeito a uma elevada planaridade e uma baixa deformação da frente de onda do pulso de laser de fentossegundos. [00014] Uma frente de onda que foi deformada por um elemento óptico arbitrário não pode prontamente ser corrigido por meio de outro elemento óptico e impede a focalização ótima, isto é, ‘precisa’ desejada, que no caso de uma frente de onda deformada também não pode ser obtida com óptica de focalização de alta-qualidade. [00015] No curso do processo LASIK de fentossegundos, os chamados dispositivos de retenção de anel de sucção são costumeiramente usados por meio de interface com o olho do paciente, que são fixados por sucção sobre o olho do paciente por meio de uma pressão reduzida. Como resultado, o olho é acoplado com um aparelho que inclui uma lente de contato - por exemplo, uma chamada placa ou lente de achatamento - que entra em contato com a córnea. Como resultado, o olho é localizado em uma posição definida com respeito à objetiva de focalização do feixe de laser de fentossegundos. [00016] Deve ainda ser observado que a lente de contato constitui um plano de referência com respeito ao qual a posição de foco dos feixes de laser de fentossegundos pode ser orientada. Esta orientação é especialmente importante para a direção-Z, isto é, para o local da profundidade de foco no outro lado da lente de contato na córnea, a fim de ser-se capaz de implementar uma incisão LASIK na profundidade precisamente desejada - por exemplo, cerca de 120 pm - com uma correspondente precisão de profundidade de menos do que ±10 pm. [00017] A lente de contato que é usado pode ser de projeto esférico ou plano. Uma lente de contato tomando a forma de uma placa de achatamento plana facilita a manutenção de uma profundidade uniforme de foco do feixe de laser de fentossegundos, porém, em virtude do achatamento da curvatura comeana, ela aumenta a pressão ocular distintamente mais severamente, isto é, em mais do que cerca de lOOmm Hg (0,133 bar), do que uma lente de contato tomando a forma de uma lente de achatamento esfericamente curvo, que simula a curvatura natural da córnea mais ou menos bem, embora isto requeira um maior esforço para o controle da profundidade uniforme do foco, por exemplo, por meio de uma rápida mudança do comprimento focal da obj etiva focalizante no eixo geométrico-Z. [00018] A técnica convencional descreve uma lente de achatamento com uma transmissão de mais do que 90%, dentro de uma faixa de comprimento de onda de 275 nm a 2500 nm, em que a lente de contato exibe uma curvatura que corresponde à curvatura comeana. Durante o tratamento LASIK, o ponto de foco é mudado na direção-Z, a fim de compensar os efeitos de curvatura.

SUMÁRIO [00019] É um objetivo da invenção melhorar a qualidade de uma incisão LASIK. [00020] O objetivo é alcançado por meio de um elemento óptico de contato com o olho, que seja pelo menos parcialmente transparente, o elemento óptico de lente de contato-o Iho dando origem a um erro de frente de onda de no máximo cerca de λ/2, preferencialmente no máximo cerca de λ/4, altamente preferível no máximo cerca de λ/10, em um feixe de luz atravessando. O elemento óptico de lente de contato com o olho pode ser uma chamada placa de aplanação ou lente de aplanação. O elemento óptico de lente de contato com o olho pode consistir de um material ou materiais que dá(ão) origem a um erro de frente de onda de no máximo cerca de λ, preferencialmente no máximo cerca de λ/4, altamente preferencialmente no máximo cerca de λ/10, em um feixe de luz atravessando. O elemento de lente de contato com o olho compreende um material tendo um índice de refração na faixa de cerca de 1,500 a cerca de 1,550 ou, de acordo com formas de realização, na faixa de cerca de 1500 a cerca de 1515, em relação ao feixe de luz passando. [00021] Um material tendo tal índice de refração é disponível sob o nome comercial ZEONEX. Preferivelmente, dito elemento de lente de contato com o olho é feito desse material. Ele é relativamente barato, biocompatível e bem esterilizável. O material tendo o dito índice refrativo provê uma alta qualidade óptica e um grande ajuste de tolerância por elevada precisão de contorno. Tais detalhes ajudam a obter um elemento de lente de contato com o olho introduzindo um erro de frente de onda muito pequeno de no máximo λ/10 para um feixe de luz passando por ele. Mais detalhes referentes ao material são apresentados abaixo. [00022] A fim de obter-se uma incisão confiável com um microceratótomo de laser de fentossegundos, rigorosas exigências são feitas na qualidade do feixe de uma fonte de laser de fentossegundos, de óptica de focalização e de óptica de expansão que a radiação de laser de fentossegundos atravessa. Entretanto, uma pessoa hábil na técnica não inclui até agora o último porém não insignificante elemento do trajeto de feixe óptico, isto é, o r elemento de contato com o olho, na inspeção de qualidade óptica. E autoevidente que este elemento relativamente simples é ainda capaz de prejudicar a qualidade da frente de onda - anteriormente mantida com meios elaborados - no curso da passagem do pulso laser de fentossegundos, de tal maneira que a focabilidade da radiação de laser de fentossegundos sofre consideravelmente desse modo, e sob certas circunstâncias nenhum rompimento óptico estação do operador plasma induzido por laser surge na córnea, em cujo caso a incisão LASIK consequentemente não tem sucesso ou tem sucesso somente em uma qualidade mais pobre ou tem que ser produzido com uma energia de pulso de fentossegundos consideravelmente mais elevada. [00023] O elemento de contato óptico dá origem ao erro de frente de onda de no máximo cerca de λ/2, preferivelmente no máximo cerca de λ/4, altamente preferível no máximo cerca de λ/10, dentro de uma faixa de comprimento de onda do feixe de luz atravessando-o de cerca de 1000 nm a cerca de 1200 nm. Uma fonte de laser de fentossegundos típica gera pulsos laser com um comprimento de onda de cerca de 1035 nm ± 10 nm, por exemplo. Em uma forma de realização, o elemento óptico de contato com o olho tem que exibir o erro de frente de onda baixo pelo menos dentro desta faixa, sendo possível para um erro de frente de onda aproximadamente duplo resultar em um comprimento de onda de cerca de 520 nm. Em algumas formas de realização, o elemento óptico de contato exibe um baixo erro de frente de onda no máximo de cerca de λ/2, preferivelmente no máximo de cerca de λ/4, altamente preferível no máximo cerca de λ dentro de uma faixa de comprimento de onda de um feixe de luz atravessando o elemento de contato óptico de cerca de 300 nm a cerca de 1900 nm, incluindo cerca de 340 nm a cerca de 360 nm. Em alguns exemplos, uma fonte de luz, configurada para gerar um feixe de luz tendo um comprimento de onda entre cerca de 300 nm a cerca de 1900 nm, incluindo cerca de 340 nm a cerca de 360 nm, é provida para uso com o elemento de contato óptico no tratamento de um olho. Em algumas formas de realização, um laser de fentossegundo ou um laser de atossegundo é utilizado como a fonte de luz. [00024] O elemento óptico de contato com o olho pode exibir um índice refrativo η de cerca de 1,515 a cerca de 1,550, altamente preferível de cerca de 1,370. O índice refrativo η da córnea eleva-se a cerca de 1,370 e, se o índice refrativo do elemento óptico de contato com o olho exibir um índice refrativo similar, a qualidade e/ou a intensidade de um feixe de luz ou feixe de laser na transição do elemento óptico de contato com o olho para a córnea não é/são diminuída(s). [00025] As perdas de reflexão R são computadas como segue: Quando η2~ ηι segue-se que quase não ocorre perdas de reflexão. [00026] O elemento óptico de contato com o olho pode ser biocompatível. Materiais biocompatíveis não têm qualquer influência negativa no olho. O elemento óptico de contato com o olho pode exibir uma camada biocompatível sobre a região que, em uso, entra em contato com o olho. A camada biocompatível pode exibir proteínas, por exemplo. [00027] O elemento de contato óptico pode exibir uma alta estabilidade em relação aos pulsos de laser de fentossegundos. Isto é importante, em particular, por causa da elevada densidade de energia dos pulsos de laser. A alta estabilidade em relação a elevadas intensidades de radiação (elevado limite de avaria) - por exemplo, em relação aos pulsos de laser de fentossegundos - pode ser obtida, por exemplo, por meio de uma elevada transmissão do elemento óptico de contato com o olho. O elemento óptico de contato com o olho pode exibir uma transmissão de mais do que cerca de 90% dentro de uma faixa de comprimento de onda entre cerca de 300 nm a cerca de 1900 nm. O elemento óptico de contato com o olho pode, por exemplo, exibir vidro do tipo BK7. Uma lente do tipo BK7 com uma espessura de, p. ex., 10 nm, pode exibir uma transmissão de mais do que cerca de 90% dentro de uma faixa de comprimento de onda entre cerca de 300 nm a cerca de 1900 nm, com uma mais elevada transmissão no caso de uma menor espessura da lente. O elemento óptico de contato com o olho pode também exibir lente de quartzo (sílica fundida). Em algumas formas de realização, o elemento de contato com o olho pode também exibir lente de quartzo (sílica fundida). Em algumas formas de realização, o elemento de contato com o olho compreende um polímero, incluindo polímeros de olefina cíclicos, tais como ZEONEX 690P. Em algumas formas de realização, o elemento de contato com o olho é configurado para uso em comprimentos de onda entre cerca de 300 nm e cerca de 360 nm e comprimentos de onda entre cerca de 1700 nm e cerca de 1900 nm. [00028] O elemento óptico de contato com o olho pode exibir um plástico óptico, Como resultado, o elemento óptico de contato com o olho toma-se relativamente barato, apesar de sua alta qualidade. [00029] Um outro aspecto da invenção refere-se a um sistema de laser de fentossegundos, que inclui uma fonte de laser de fentossegundos e o elemento de contato com o olho descrito acima. O sistema de laser de fentossegundos pode ainda incluir um scanner, com pelo menos um espelho desviador para posicionar a fonte de laser de fentossegundos em um local de tratamento do olho de um paciente, e óptica de focalização para focalizar o feixe de laser de fentossegundos. [00030] A invenção é também praticamente implementada com relação a um aparelho para realizar cirurgia oftálmica e a um método para realizar cirurgia oftálmica.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS [00031] A invenção será agora descrita mais detalhadamente com referência aos desenhos acompanhantes, em que: [00032] A Fig.l é uma vista esquemática, grandemente simplificada, de um microceratótomo, [00033] A Fig. 2 mostra o local e o diâmetro das regiões de foco, no caso de um elemento óptico de contato com o olho convencional, e [00034] A Fig. 3 mostra o local e o diâmetro das regiões de foco, no caso de um elemento óptico de contato com o olho de acordo com a presente invenção.

DESCRIÇÃO DETALHADA [00035] A Fig. 1 mostra um microceratótomo de fentossegundos, com uma fonte de laser de fentossegundos 10, que gera um feixe de laser de fentossegundos 11, com um baixo erro de frente de onda. O feixe de laser de fentossegundos 11 é desviado por meio de um primeiro espelho desviador 12 e um segundo espelho desviador 14 de um scanner óptico, de modo que um ponto arbitrário na região de tratamento da córnea 6 do olho de um paciente 18 pode ser alcançado. O feixe de laser de fentossegundos 11, desviado pelo primeiro espelho desviador 12 e pelo segundo espelho desviador 14, é focalizado por óptica de focalização 16 e entra em um elemento de contato óptico 4b de acordo com a presente invenção. O elemento óptico de contato com o olho 4b, de acordo com a presente invenção, achata a córnea 6. Como resultado, um espaçamento definido entre a óptica de focalização 16 e a córnea 6 pode ser mantido. Quando da emersão do fonte de laser de fentossegundos 11 do elemento de contato óptico, uma decomposição óptica induzida por laser surge aproximadamente na região de foco do feixe de laser de fentossegundos 11, isto é, aproximadamente no plano do comprimento focal da objetiva focalizadora 16. Por uma pluralidade de feixes de laser de fentossegundos 11 sendo direcionada sucessivamente através da região de tratamento da córnea 6, uma incisão plana surge dentro da córnea 6 do olho 18. O elemento óptico de lente de contato 4b cobre a área da córnea 6 a ser tratada, isto é, ele tem tipicamente, de acordo com algumas formas de realização, um formato circular e seu diâmetro corresponde a aproximadamente o diâmetro da córnea ou pelo menos a área comeana sob a qual o tratamento é para ser realizado. A espessura do elemento de lente de contato é tipicamente na faixa de 1 a 8 mm, usualmente aproximadamente 3 mm. [00036] A Fig. 2 mostra a progressão da onda no caso de um elemento de contato de olho convencional 4a. Um feixe de laser de fentossegundos 1 de qualidade muito alta é dirigido para uma lente focalizadora 2 de boa qualidade, que, por exemplo, dá origem a um erro de frente de onda de λ/10. A lente focalizadora 2 enfeixa a fonte de laser de fentossegundos incidente 1 em um feixe de laser de fentossegundos focalizado 3, que ainda exibe uma ala qualidade. Dentro do contexto desta invenção, alta qualidade de um feixe de laser significa um pequeno erro de frente de onda. O feixe de laser de fentossegundos focalizado colide com um elemento de contato óptico convencional 4a, por exemplo, uma placa de achatamento ou lente de achatamento. Elementos de contato de olho convencionais dão origem a um erro de frente de onda de, por exemplo, 2,2 λ. Em razão da baixa qualidade óptica do elemento de contato óptico convencional, um erro de frente de onda 7a surge. O diâmetro das regiões de foco 5a, resultante do feixe de laser de fentossegundos focalizado 3 é, portanto, significativamente maior do que o diâmetro teórico que pode ser obtido com base na função de Airy. Além disso, em razão dos erros de frente de onda surgindo no elemento de contato óptico convencional, as regiões de foco 5a são localizadas em profundidades de foco ha variáveis e/ou não-uniformes. [00037] Em razão do relativamente grande diâmetro das regiões de foco 5a, uma energia de pulso-laser mais elevada é requerida, a fim de obter-se o colapso óptico induzido por laser para uma incisão da córnea. Além disso, o ótimo resultado de tratamento - i. é, qualidade da incisão - não é conseguida, uma vez que as regiões de foco 5a são localizadas em uma profundidade variável e/ou não-uniforme ha e, portanto, uma incisão laser de fentossegundos surge tendo grande aspereza. [00038] A Fig. 3 mostra um erro de frente de onda no caso de um elemento óptico de contato com o olho, de acordo com a invenção. A Fig. 3 parece-se com a Fig. 2 e componentes e elementos similares das Figuras são rotulados com os mesmos símbolos de referência. [00039] O feixe de laser de fentossegundos 1 de alta qualidade, isto é, com um baixo erro de frente de onda, é enfeixado por meio de uma lente focalizadora 2, que dá origem a um erro de frente de onda de cerca de λ/10, em um feixe de laser de fentossegundos focalizado 3 com um baixo erro de frente de onda. O feixe de laser de fentossegundos focalizado 3 atravessa um elemento óptico de contato com o olho 4b, que dá origem a um erro de frente de onda de no máximo cerca de λ/2, preferivelmente no máximo cera de λ/4, altamente preferivelmente no máximo cerca de λ/10. Em razão do baixo erro de frente de onda causado pelo elemento óptico de contato com o olho 4b, de acordo com a presente invenção, as frentes de onda 7b têm, além disso, uma alta qualidade. As regiões de foco da córnea, resultantes do feixe de laser de fentossegundos focalizado 3, portanto, exibem quase o diâmetro mínimo que resulta da função de Airy. Além disso, as regiões de foco são localizadas em uma profundidade quase constante hb, na córnea 6, e a aspereza da incisão é ligeira. [00040] Simulações mostraram que, no caso de um feixe de laser de fentossegundos com um comprimento de onda de 1035 nm ± 2,5 nm e no caso de um elemento óptico de contato com o olho convencional, que dá origem a um erro de frente de onda de 2,20λ, um raio da região de foco de > 30 pm surge. No ar, o centro das regiões de foco seria localizado em uma distância de 220 pm da superfície limite entre o elemento óptico de contato com o olho e o ar. No caso de um elemento óptico de contato com o olho, um erro de frente de onda PV (pico- vale) no plano focal de 1,41 λ surge. [00041] Sob as mesmas condições, no caso de um elemento óptico de contato com o olho ideal, que dá origem a um erro de frente de onda de 0,00 λ, um raio de < 15 pm para a região de foco surge. No ar, o centro da região de foco seria situado em uma distância de 380 pm da superfície limite entre o elemento óptico de contato com o olho e o ar. Um erro de frente de onda PV do feixe de laser de somente 0,62 λ surge na região de foco. [00042] Na simulação acima, o elemento de contato de olho 4b, de acordo com a invenção, exibiu uma espessura de 7 mm e foi formado de uma placa paralela-plana com o material BK7. O feixe de entrada tinha um diâmetro de 15 mm, com uma onde de plano Gaussiano. O campo de tratamento tinha um diâmetro de 6 mm. A objetiva focalizadora consistiu de duas lentes divergentes e uma lente focalizadora. Não foram levadas em consideração tolerâncias de manufatura e superfícies esféricas das objetivas focalizadoras. O comprimento focal da objetiva no ar elevou-se a 38 mm, começando do último plano principal. [00043] A simulação representa meramente uma demonstração bruta da influência da qualidade da frente de onda do elemento óptico de contato. Em sistemas reais com uma objetiva focalizadora precisa, isto é, não com uma simples objetiva com três lentes como no caso da presente simples simulação, a influência da qualidade da frente de onda média do elemento de contato óptico é claramente maior, uma vez que os diâmetros focais de dF ~ 5 pm são, de fato, obtidos com os melhores dispositivos ópticos. O resultado da influência de uma placa de achatamento não-otimizada seria distintamente mais pobre eom um diâmetro focal de dF> 30 pm. No caso em que é feito uso de um elemento de contato óptico com uma boa correção de erro de frente de onda, o campo de varredura - que na prática é maior - de cerca de 10 mm a 12 mm também tem uma forte tendência de aumentar as diferenças, em comparação com um elemento de contato óptico com uma pobre correção de frente de onda. [00044] A invenção tem a vantagem de que o diâmetro das regiões de foco exibe quase o mínimo valor possível teórico, com resultado do que energia de pulso de feotossegundos meramente menor é requerida para a finalidade de produzir uma penetração óptica induzida por laser. Além disso, o elemento óptico de contato com o olho, de acordo com a invenção, possibilita incisões de mais elevada qualidade, uma vez que as regiões de foco são localizadas em uma distância definida do elemento óptico de contato com o olho. [00045] A invenção é descrita também nas reivindicações anexas. O assunto de todas as reivindicações pode ser combinado, em particular uma ou mais das reivindicações dependentes podem ser combinadas a reivindicação de que elas são dependentes.

Claims

1. Aparelho para realizar cirurgia oftálmica, caracterizado pelo fato de que compreende: uma fonte de luz, configurada para gerar um feixe de luz; uma lente focalizadora em comunicação óptica com a fonte de luz, a lente focalizadora configurada para focar o feixe de lux em um feixo de luz de foco; um elemento de lente de contato, configurado para contatar o olho a ser tratado, o elemento de lente de contato tendo uma relação de transmissão de pelo menos 90% em relação ao feixe de luz focalizada e configurado para introduzir um erro de frente de onda de no máximo λ/2 no feixe de luz focalizado, quando o feixe de luz focalizado passa através do elemento de lente de contato, em que a lente focalizadora é configurada de modo que o feixe de luz de foco tenha uma região de foco dentro da córnea do olho, a região focalizada tendo um diâmetro de 15 pm ou menos; e meio óptico configurado para dirigir o feixe de luz focalizado, tendo uma região de foco com diâmetro de 15 mm ou menos, repetida e sucessivamente através de uma região de tratamento dentro da córnea do olho, par formar uma incisão na córnea, em que dito elemento de lente de contato compreende um material tendo um índice de refração na faixa de 1500 a 1550 em relação ao feixe de luz focalizado.

2. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito elemento de lente de contato é uma lente.

3. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito elemento de lente de contato é uma placa de achatamento, configurada para achar o olho.

4. Aparelho de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que dita placa é uma placa paralela ao plano.

5. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito elemento de lente de contato tem uma espessura de aproximadamente 7 mm ou menos.

6. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito elemento de lente de contato tem uma espessura de aproximadamente 1 mm ou mais.

7. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a lente focalizadora introduz um erro de frente de onda de no máximo λ/10 no feixe de luz.

8. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito meio óptico é configurado para gerar uma incisão plana.

9. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito meio óptico é configurado para focalizar o feixe de laser, de modo que a região de foco tenha uma profundidade substancialmente constante na região de tratamento.

10. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito meio óptico é configurado de modo que a incisão tenha uma profundidade substancialmente constante.

11. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dito feixe de laser gerado tem um comprimento de onda entre 300 nm e 1900 nm.

12. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que dita fonte de luz gerando o feixe de luz é uma fonte de laser pulsado, em particular um laser de fentossegundos.

13. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o elemento de lente de contato é configurado para introduzir um erro de frente de onda de no máximo λ/4 no feixe de luz quando o feixe de laser passa através do elemento de lente de contato.

14. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o elemento de lente de contato é configurado para introduzir um erro de frente de onda de no máximo λ/10 no feixe de luz, quando o feixe de luz passa através do elemento de lente de contato.

15. Método para realizar cirurgia oftálmica, caracterizado pelo fato de que compreende: gerar um feixe de luz; focalizar o feixe de luz em um feixe de luz focalizado; prover um elemento de lente de contato e ampliar o elemento de lente de contato em um olho a ser tratado, o elemento de lente de contato tendo uma taxa de transmissão de pelo menos 90% em relação ao feixe de luz focalizado, em que o elemento de lente de contato compreende um material tendo um índice de reffação de 1,500 a 1,550, relativo ao feixe de luz focalizado; direcionar o feixe de luz focalizado através do elemento de lente de contato e sobre o olho; em que o elemento de lente de contato introduz um erro de frente de onda de no máximo cerca de λ/2 no feixe de luz focalizado e o feixe de luz focalizado tem uma região de foco dentro da córnea do olho, a região de foco tendo um diâmetro de 15 pm ou menor; e repetir a etapa de direcionar, para sucessivamente dirigir o feixe de luz focalizado, tendo a região de foco com um diâmetro de 15 pm ou menos, através de uma região de tratamento dentro da córnea do olho, para formar uma incisão na córnea.