ES2233727T3 - Aparato quirurgico asistido por tomografia de coherencia optica. - Google Patents

Abstract

Aparato quirúrgico oftalmológico que comprende (a) un láser para producir radiación de láser; medios de suministro de láser para aplicar la varia ción de láser a un objeto; un aparato (200) de tomografía de coherencia óptica (OCT); medios de exploración (850, 860) para explorar el objeto con la salida óptica del aparato de OCT (200); medios de análisis (670) para analizar las señales de detección salidas del aparato de OCT a fin de determinar porciones del objeto que han sido afectadas por la aplicación de la radiación de láser; y medios (700) para, en respuesta a la salida de los medios de análisis (670), interactuar con uno o más de (a) el láser (680) y (b) los medios de suministro (720, 730) para afectar a uno o más de (a) un tiempo de exposición, (b) una potencia y (c) un tamaño de mancha de la variación de láser.

Description

Aparato quirúrgico asistido por tomografía de coherencia óptica.

Campo técnico de la invención

La presente invención se refiere a un aparato quirúrgico de láser que incluye una unidad de tomografía de coherencia óptica ("OCT") para controlar parámetros de láser tales como tiempo de exposición, tamaño de foco y potencia.

Antecedentes de la invención

Como es sabido, la cirugía de cataratas es una intervención quirúrgica oftalmológica para retirar una lente intraocular opaca de un ojo. De acuerdo con esta intervención quirúrgica, después de que se retira la lente intraocular, es necesario implantar una lente intraocular artificial para recuperar la visión del paciente. Es deseable que un microscopio quirúrgico oftalmológico utilizado durante la intervención quirúrgica tenga capacidad de autoenfoque sobre la cápsula de la lente intraocular durante la intervención quirúrgica, cuya capacidad es especialmente importante después de que se ha retirado una mayoría de la lente intraocular opaca. Después de que se ha retirado una mayoría de la lente intraocular opaca, pueden permanecer pequeñas cantidades de residuo de cataratas en la cápsula de lente intraocular ópticamente transparente; debido a que la cápsula de la lente intraocular es transparente, tal residuo es difícil de ver. Como es sabido, es importante retirar completamente tal residuo, ya que cualquier residuo que se deje en la cápsula de la lente intraocular servirá como núcleo de una nueva catarata. Los actuales aparatos para autoenfocar un microscopio quirúrgico oftalmológico, tales como un aparato de la técnica anterior descrito en la patente US No. 5,288,987, expedida el 22 de Febrero de 1994, se basan en la detección y medición de la intensidad de luz dispersada desde un objeto. Sin embargo, tales aparatos de autoenfoque son desventajosos debido a que es difícil enfocarlos sobre un medio ópticamente transparente, tal como la cápsula posterior de la lente intraocular, ya que la reflexión desde ella es especular y débil.

A la luz de lo anterior, existe en la técnica la necesidad de un microscopio quirúrgico oftalmológico que pueda autoenfocarse sobre la cápsula posterior de la lente intraocular para su uso en la cirugía de cataratas.

Como es bien sabido, la cirugía refractiva es una intervención quirúrgica que tiene, como su objetivo primario, la corrección de una ametropía haciendo incisiones en una córnea para cambiar el poder de refracción de la córnea. La manipulación quirúrgica de la forma corneal requiere un método exacto y preciso de medición de la curvatura corneal anterior desde el ápice hasta el limbo. En el presente, la medición de la curvatura del centro de la córnea se hace comúnmente utilizando un queratómetro y, para mediciones más precisas de la topografía corneal, es común utilizar fotoqueratoscopia o videoqueratoscopia.

Los aparatos corrientes de medición de la topografía corneal son comúnmente videoqueratoscopios basados en el disco de Placido. En tal aparato están configurados una serie de anillos excéntricos sobre un alojamiento de forma de cono de modo que una imagen reflejada desde la córnea sea virtualmente plana en el espacio. Se analiza entonces la configuración de los anillos para determinar la topografía corneal. Un aparato de este tipo de la técnica anterior ha sido descrito en un artículo titulado "New Equipment and Methods for Determining the Contour of the Human Cornea" de M. G. Townsley, Contacto, 11(4), 1967, páginas 72-81. Tales videoqueratoscopios tienen las desventajas siguientes: (a) debido al pequeño radio de la córnea (\sim8 mm), se puede resolver un número limitado de anillos en la córnea (normalmente, el contorno que puede medirse se restringe a un área que oscila entre 0,8 y 11 mm de diámetro en la córnea); (b) no puede obtenerse información entre los anillos; y (c) debido al uso de anillos es muy difícil una medición en línea cuando se utiliza en unión de un microscopio quirúrgico oftalmológico. Un artículo titulado "Accuracy and Precision of Keratometry, Photokeratoscopy, and Corneal Modeling on Calibrated Steel Balls" de S. B. Hannush, S. L. Crawford, G. O. Waring III, M. C. Gemmill, M. J. Lynn y A. Nizam en Arch. Ophthalmol., volumen 107, Agosto de 1989, páginas 1235-1239, proporciona una comparación de estos métodos y aparatos de la técnica anterior.

Otro aparato de medición de la topografía corneal ha sido desarrollado recientemente por PAR Microsystem Co. El aparato utiliza fotogrametría de trama para medir una topografía corneal. En este aparato se proyecta un patrón de rejilla sobre la córnea. El patrón de rejilla es después observado y reproducido en imagen desde un ángulo de desplazamiento. Finalmente, se calcula la elevación corneal en cada uno de los puntos discretos del patrón de rejilla utilizando la imagen del patrón de rejilla proyectado y se obtiene información referente a su geometría. Este aparato se describe en un artículo titulado "Intraoperative raster photogrametry - the PAR Corneal Topography System" de M. W. Berlin, J. Cataract Refract Surg, volumen 19, suplemento, 1993, páginas 188-192. Las mediciones de la topografía corneal sufren en este aparato debido a que solamente un número limitado de puntos en la imagen del patrón de rejilla proyectado pueden ser resueltos por la óptica de imagen.

Como es también conocido, dado que una superficie corneal posterior aporta aproximadamente -14% del poder refractivo corneal total, en algunos casos una topografía corneal anterior por sí sola no proporciona información suficiente para su uso en una intervención quirúrgica refractiva. Por esa razón, resulta aun más importante obtener mediciones de la topografía corneal con una precisión que no puede ser proporcionada por los corrientes aparatos de medición de la topografía corneal.

A la luz de lo anterior, existe en la técnica la necesidad de un microscopio quirúrgico oftalmológico que pueda realizar en línea mediciones de la topografía corneal para su uso en intervenciones quirúrgicas refractivas.

Recientemente, se ha descrito un nuevo aparato de medición oftálmica, un aparato de tomografía de coherencia óptica ("OCT"), que tiene ventajas sobre el aparato de medición oftálmica de la técnica anterior descrito más arriba. Un aparato de OCT utiliza una corta fuente de luz de coherencia para mediciones de distancias basándose en el principio de la interferometría de luz blanca. La OCT ha sido propuesta recientemente para uso en varias aplicaciones oftalmológicas. Por ejemplo, tales propuestas han sido en una preimpresión de un artículo que se ha enviado para publicación, titulado "Micron-Resolution Imaging of the Anterior Eye in Vivo with Optical Coherence Tomography", de J. A. Izatt, M. R. Hee, E. A. Swanson, C. P. Lin, D. Huang, J. S. Schumann, C. A. Puliafity y J. G. Fujimoto, 1994, páginas 1-24. La preimpresión describe un aparato de OCT que utiliza tecnología de fibra óptica y una fuente de diodo láser superluminiscente, cuyo aparato de OCT está enlazado con un biomicroscopio de lámpara de rendija para formar la imagen de estructuras intraoculares con una resolución espacial de 10-20 \mum.

La preimpresión describe el uso del aparato de OCT para proporcionar una medición directa con una resolución de micras de (a) dimensiones del perfil ocular, dispersión óptica y estructura en la córnea; (b) la región del ángulo anterior; (c) el iris; y (d) la lente cristalino. La preimpresión describe, además, el uso del aparato de OCT para medir: (a) la profundidad de la cámara anterior, definida como una distancia, a lo largo del eje visual, de la superficie corneal posterior a la cápsula anterior de la lente; (b) el radio de curvatura de las superficies posterior y anterior de la córnea; (c) el poder refractivo corneal; y (d) las dimensiones corneales tales como el espesor. La preimpresión describe aún, además, que el aparato de OCT, que utiliza una barata fuente de láser de diodo y una implementación de fibra óptica, es compatible con la instrumentación oftálmica existente. Finalmente, la preimpresión hace las siguientes sugerencias para potenciales aplicaciones técnicas de la OCT: (a) proporcionar imágenes de la sección transversal de la cámara anterior completa para uso en en la elucidación de patologías de la córnea, la región del ángulo anterior y el iris, y para uso en la identificación y vigilancia de masas o tumores intraoculares; (b) medir la profundidad de la cámara anterior, la curvatura corneal y el poder refractivo corneal; y (c) proporcionar una imagen de alta resolución mostrando variaciones del espesor corneal y la distribución de la dispersión con el estroma corneal para análisis cuantitativos de patologías corneales.

Con es bien sabido, se utilizan láseres en la cirugía del ojo para diversas aplicaciones, de las cuales son quizá las más importantes la fotocoagulación de la retina y la fotoablación de la córnea. En tales aplicaciones la radiación láser interactúa con el tejido ocular y provoca cambios estructurales y topológicos en el tejido. Tales aplicaciones entrañan típicamente la vigilancia de tales cambios del tejido visualmente en un monitor de vídeo por medio de un interfaz de microchip CCD o a través de un ocular binocular con un biomicroscopio de cirugía oftálmica. Sin embargo, la imagen CCD de la técnica anterior es limitada por dos razones básicas. La primera razón de que la imagen CCD de la técnica anterior sea limitada es que la imagen CCD solamente proporciona una imagen de la superficie del tejido. Para tratamiento con láser de agujeros maculares, por ejemplo, aunque no hay necesidad de limitar la coagulación del tejido a un área bien definida a fin de evitar un daño innecesario de las funciones visuales, existe también la necesidad de limitar la coagulación del tejido en profundidad para evitar que sangre la capa coroidal altamente perfundida. Otro ejemplo de la necesidad de limitar los cambios del tejido en profundidad es la necesidad de evitar daños en la capa del endotelio de la córnea durante la ablación con láser para cirugía fotorrefractiva. La segunda razón de que la imagen CCD de la técnica anterior sea limitada reside en que no proporciona un método cuantitativo para controlar el cambio del tejido basándose en la potencia, exposición y tamaño de mancha del láser.

A la luz de lo anterior, existe la necesidad de un aparato para uso en tratamiento con láser para controlar la extensión del cambio del tejido durante el tratamiento con láser y para controlar el cambio del tejido basándose en la potencia, exposición y tamaño de mancha del láser.

Sumario de la invención

Una realización de la presente invención comprende un sistema de suministro de láser que está combinado con un aparato de OCT, en donde se vigila y controla la extensión del cambio del tejido durante el tratamiento con láser analizando la salida del aparato de OCT para controlar el sistema de suministro de láser.

Breve descripción de las Figuras

La Figura 1 muestra en forma de diagrama una realización de la presente invención para vigilar y controlar la extensión del cambio del tejido durante el tratamiento con láser, que comprende un aparato de tomografía de coherencia óptica ("OCT"); y

la Figura 2 muestra en forma de diagrama una realización de fibra óptica del aparato de OCT mostrado en la Figura 1.

Los componentes que son iguales en las diversas Figuras han sido designados con los mismos números para facilitar la comprensión.

Descripción detallada

La Figura 1 muestra en forma de diagrama una realización de la presente invención que comprende un aparato 200 de tomografía de coherencia óptica ("OCT"), un ordenador 670, un láser de tratamiento 680, un láser de puntería 681, una óptica de suministro de láser 690, una unidad de control de láser 700, un biomicroscopio quirúrgico oftalmológico 100 y un monitor de vídeo 220 como unidad de formación de imágenes de vídeo.

El microscopio quirúrgico oftalmológico 100 está compuesto de una lente objetivo que tiene una larga distancia de trabajo (\sim200 mm) para enfoque sobre el ojo 1000 de un paciente durante una intervención quirúrgica. El microscopio quirúrgico oftalmológico 100 comprende, además, un cambiador de aumento óptico que se ajusta a una condición adecuada para realizar una intervención quirúrgica particular (típicamente, hay una pluralidad de grupos de lentes dispuestos en un tambor para proporcionar aumentos variables, tales como, por ejemplo, 5X, 12X, 20X, etc.). Se colima la radiación que incide sobre el cambiador de aumento óptico.

El microscopio quirúrgico oftalmológico 100 comprende, además: (a) lentes de relé que toman la salida de radiación colimada de un cambiador de aumento óptico y forman una imagen intermedia de un objeto, por ejemplo el ojo 1000; y (b) lentes de enfoque interno que se utilizan para enfocar sobre la imagen intermedia del objeto formado por las lentes de relé y proporcionar un haz colimado (las lentes de enfoque interno se mueven hacia arriba y hacia abajo a lo largo del trayecto de visión para proporcionar una oportunidad de ajuste del foco interno).

Después de pasar por las lentes de enfoque interno, la radiación es colimada y un divisor de haz acopla una porción de la radiación colimada con un trayecto óptico para obtener una imagen de vídeo. La imagen de vídeo se obtiene mediante el uso de una lente de vídeo, una cámara CCD y un monitor de vídeo 220. Como pueden apreciar fácilmente los expertos ordinarios en la materia, aunque se muestra el uso de una sola cámara CCD, está dentro del espíritu de la presente invención que puedan fabricarse realizaciones utilizando dos divisores de haz, es decir, un primer divisor de haz y un segundo divisor de haz análogamente colocado, para proporcionar una visión estereoscópica a través de dos cámaras CCD.

Por último, unas lentes de tubo enfocan la radiación colimada pasada por los divisores de haz en un plano de objeto de oculares. Estos oculares proporcionan entonces una salida colimada que es enfocada por los ojos de un observador. El trayecto de visión anteriormente descrito es binocular y, por tanto, se puede obtener una visión estereoscópica.

La salida del láser de tratamiento 680 pasa por un divisor de haz dicroico 709 y es enfocada por un sistema de lente 705 hacia una guía de luz 710, y la salida del láser de puntería 681 es reflejada por el divisor de haz dicroico 709 y enfocada por el sistema de lente 705 hacia la guía de luz 710. Realizaciones del láser de tratamiento 680 para uso en, por ejemplo, fotocoagulación y fotoablación son bien conocidas en la técnica y realizaciones del láser de puntería 681 son igualmente bien conocidas en la técnica. Por ejemplo, un láser bien conocido utilizado para materializar el láser de puntería 681 es un láser de He-Ne.

La salida de la guía de luz 710 es convertida en un haz de láser sustancialmente paralelo por una lente de colimación 715, cuyo haz de láser sustancialmente paralelo se aplica como entrada a un sistema parfocal 717. Como se muestra en la Figura 1, el sistema parfocal 717 está compuesto de una lente convergente 720, una lente divergente 730 y una lente convergente 740. Las lentes 720 y 730 son móviles a lo largo del eje de la óptica de suministro de láser 690. Aparatos para mover las lentes 720 y 730 a lo largo del eje de la óptica de suministro de láser 690 son bien conocidos en la técnica y no se muestran por razones de claridad y facilidad de comprensión de la presente invención. La dirección del eje de la óptica de suministro de láser 690 se muestra con una flecha 719 y se denominará seguidamente eje z. Como es bien sabido en la técnica, la salida del sistema parfocal 717 es un haz sustancialmente paralelo que tiene un diámetro de haz variable, viniendo determinado el tamaño del diámetro del haz por las posiciones de las lentes 720 y 730 a lo largo del eje z, es decir, el eje de la óptica de suministro de láser 690.

Como se muestra en la Figura 1, la salida del sistema parfocal 717 pasa por un combinador de haces 745 y se aplica como entrada a una lente de micromanipulador 750. La salida de la lente de micromanipulador 750 es dirigida por un director de haz 755 hacia un foco de láser 760 en el ojo 1000. La Figura 1 muestra el haz de láser siendo enfocado sobre la córnea del ojo 1000. Sin embargo, deberá resultar evidente para los expertos ordinarios en la materia que el haz de láser puede enfocarse también sobre la retina con la misma configuración utilizando, por ejemplo, una lente de contacto que se presiona contra la córnea del ojo del paciente. La finalidad de la lente de contacto es neutralizar el poder refractivo de la córnea. En este caso, se ajusta la distancia de trabajo entre el ojo y el aparato de modo que el haz de láser sea enfocado sobre la retina.

El combinador de haces 745 combina las salida de radiación de láser del sistema parfocal 717 con la radiación de un haz OCT 725, que es la salida del aparato de OCT 200. En una realización preferida, el combinador de haces 745 es un divisor de haz que transmite radiación de láser a longitudes de onda de la salida del láser de tratamiento 680 y el láser de puntería 681 y refleja radiación a longitudes de onda del haz OCT 725. En la realización preferida, el director de haz 755 es un espejo o un prisma reflectante que está situado entre los dos trayectos de observación del biomicroscopio quirúrgico oftalmológico 100. La lente de micromanipulador 750 es móvil en un plano que es perpendicular al eje z, cuyo plano se denominará seguidamente plano x-y. Aparatos para mover lentes de micromanipulador en el plano x-y son bien conocidos en la técnica y no se muestran por razones de claridad y facilidad de comprensión de la presente invención.

Como se muestra en la Figura 1, el haz OCT 725 es la salida de la fibra 250 del aparato de OCT 200 y es colimado por la lente 870. La salida colimada de la lente 870 incide sobre espejos de exploración 850 y 860 que son espejos de exploración ortogonalmente montados y activados por galvanómetro. Los espejos de exploración 850 y 860 están montados sobre un par de motores (no mostrados) que son hechos funcionar bajo el control del ordenador 670 de una manera que es bien conocida para los expertos ordinarios en la materia a fin de proporcionar una exploración transversa del haz OCT 725. El haz OCT 825 que emerge de los espejos de exploración 850 y 860 es dirigido hacia el combinador de haces 745. De acuerdo con la presente invención, los espejos de exploración 850 y 860 están situados sustancialmente en el plano focal posterior de la lente de micromanipulador 750.

Los espejos de exploración 850 y 860 son accionados con una función de voltaje de perfil en dientes de sierra de una manera que es bien conocida para los expertos ordinarios en la materia. Cuando la fase y la frecuencia de los respectivos voltajes excitadores son iguales, el patrón de exploración resultante es una exploración lineal.

La Figura 2 muestra en forma de diagrama una realización en fibra óptica del aparato de OCT 200. Como se muestra en la Figura 2, el aparato de OCT 200 comprende una fuente de radiación CW 220, por ejemplo un diodo de láser superluminiscente con una salida centrada sustancialmente en 850 nm. La salida de la fuente 220 se acopla con la fibra óptica 230 y es separada en dos haces por el acoplador 50/50 240. La salida del acoplador 50/50 240 se acopla con las fibras ópticas 250 y 270, respectivamente. La salida de la fibra 270 es convertida en imagen por la lente 280 sobre el espejo de referencia 290 y la salida de la fibra 250 es dirigida hacia el mecanismo de exploración transversa 260. La salida del mecanismo de exploración transversa 260 es dirigida de modo que incida sobre un objeto de una manera que se describirá con detalle más adelante. La radiación reflejada desde el objeto es reacoplada después con la fibra 250 y superpuesta por el acoplador 50/50 240 con radiación reflejada desde el espejo de referencia 290 y reacoplada con la fibra 270. La salida de radiación superpuesta del acoplador 50/50 240 es acoplada con la fibra 265. Como es sabido, existe interferencia entre la radiación reflejada desde el objeto y la radiación reflejada desde el espejo de referencia 290 si la diferencia de trayecto óptico es más pequeña que la longitud de coherencia de la fuente de radiación 220. El espejo de referencia 290 es movido con una velocidad sustancialmente constante por medios que son bien conocidos para los versados en la materia (no mostrados), y, como resultado, la interferencia es detectada como una variación periódica de una señal de detector obtenida por el fotodetector 275, teniendo la variación periódica una frecuencia igual a una frecuencia de desplazamiento Doppler que se introduce moviendo el espejo de referencia 290 con la velocidad constante. La salida del fotodetector 275 es desmodulada por el desmodulador 285, la salida desmodulada del desmodulador 285 es convertida en una señal digital por el convertidor analógico-digital 295 (A/D 295) y la salida del A/D 295 se aplica como entrada al ordenador 670 para su análisis. La señal de interferencia se desvanece tan pronto como la diferencia de trayecto óptico entre la radiación reflejada desde el objeto y la radiación reflejada desde el espejo de referencia 290 se hace mayor que la longitud de coherencia de la fuente 220.

En una realización preferida, el haz OCT tiene una longitud de onda centrada alrededor de 850 nm.

Haciendo referencia a la Figura 1, en una realización preferida, el haz OCT tiene una longitud de onda centrada alrededor de 850 nm y la exploración lineal (producida por los espejos de exploración 850 y 860) se combina con una exploración OCT en una dirección longitudinal hacia dentro del ojo 1000 (producida por el movimiento del espejo de referencia 290 mostrado en la Figura 2) para proporcionar una exploración OCT en un plano. Las amplitudes de cada perfil en dientes de sierra pueden ajustarse individualmente de una manera que es bien conocida para los expertos ordinarios en la materia a fin de cambiar la orientación de la exploración lineal y, por tanto, la orientación del plano de la exploración OCT. La orientación de la exploración lineal y, por tanto, la orientación del plano vienen determinadas por la relación de las amplitudes de cada perfil en dientes de sierra. Así, de acuerdo con la presente invención, el plano de la exploración OCT puede ser hecho girar (el eje z es el eje de rotación) variando la relación de las amplitudes.

En el aparato mostrado en la Figura 1, los rayos principales del haz OCT 825 están en el mismo plano que el haz de láser que emerge del sistema de suministro de láser 690. Así, el haz OCT 825 se enfoca en el mismo plano focal que los haces del láser de tratamiento 680 y del láser de puntería 681. Además, el haz OCT 825 se mueve cuando la lente 750 del micromanipulador es movida en la dirección x-y. Como resultado, el haz OCT 825 explora siempre transversamente a través del foco de láser 760 en el plano del objeto y explora transversamente a través del foco de láser 760 en forma simétrica, es decir que la longitud de las porciones de la exploración transversa a ambos lados del foco de láser 760 son de igual magnitud.

La radiación del haz OCT 725 es retrodispersada desde el ojo 1000 y reacoplada con el aparato de OCT 200. Como se ha descrito antes con respecto a la Figura 2, se genera una señal OCT con el aparato de OCT 200. Esta señal es enviada al ordenador 670 para su análisis. Además, la radiación del láser de puntería 681 es reflejada desde el ojo 1000 a través del director de haz 755 y hacia el biomicroscopio quirúrgico oftalmológico 100. Finalmente, el monitor de vídeo 220 proporciona una imagen que se utiliza para posicionar el foco de láser 760 cambiando la posición de la lente de micromanipulador 750. El microscopio quirúrgico oftalmológico 100 proporciona una imagen del ojo 1000 para su observación en unión de la posición del foco de láser 760 en el monitor de vídeo 220.

Lo que sigue describe el análisis realizado por el ordenador 670 para controlar el funcionamiento del láser de tratamiento 680. La amplitud de la radiación retrodispersada del haz OCT 825 es diferente para tejido tratado con láser y para tejido circundante sin tratar. De hecho, los estudios experimentales demuestran que la amplitud de tal radiación retrodispersada es más alta para tejido tratado con láser que para tejido circundante sin tratar, y este hecho se utiliza para identificar tejido tratado con láser. La reflectividad de tejido tratado con láser y tejido sin tratar se determina empíricamente en función de, por ejemplo, la potencia del láser y el tiempo de exposición. Estos datos se utilizan para desarrollar niveles de umbral de referencia para uso en el análisis. Por ejemplo, se considera que una amplitud con un valor por encima del nivel de umbral de referencia ha sido recibida de tejido tratado con láser y se considera que una amplitud con un valor por debajo del nivel de umbral de referencia ha sido recibida de tejido sin tratar. Como comprenderán los expertos ordinarios en la materia, se han de tener en cuenta los efectos del ruido y los pequeños movimientos del ojo cuando se determinen los niveles de umbral de referencia. Estos niveles de umbral de referencia se almacenan en el ordenador 670. Como se puede apreciar fácilmente, los niveles de umbral de referencia pueden ser una función del tipo de tejido implicado y/o de la potencia de láser y/o del tiempo de exposición. Sin embargo, para fines de comprensión de la presente invención, supondremos que existe un solo nivel de umbral de referencia. Con la explicación siguiente, deberá quedar claro para los expertos ordinarios en la materia el modo en que pueden producirse realizaciones para tener en cuenta variaciones más complejas del nivel de umbral de referencia.

De acuerdo con la presente invención, el ordenador 670 activa el aparato de OCT 200 y los espejos de exploración 850 y 860 para proporcionar una exploración OCT de una porción del ojo 1000. Como se ha descrito antes, los espejos de exploración 850 y 860 producen una exploración OCT lineal transversa y en puntos predeterminados de la exploración OCT lineal transversa la radiación OCT reflejada desde todos los dispersores en el trayecto de la radiación OCT 825, a lo largo de una dirección longitudinal hacia dentro del ojo 1000, es comparada con radiación procedente de un trayecto de referencia cuya longitud de onda se varía periódicamente y cuya longitud óptica es conocida con precisión (véase la descripción de OCT dada anteriormente en unión de la Figura 2). Como se ha descrito antes, se genera una señal de salida OCT únicamente cuando la longitud óptica del trayecto de la radiación OCT reflejada desde una característica del ojo 1000 es igual a la longitud óptica del trayecto de referencia, hasta dentro de la longitud de coherencia temporal de la radiación OCT. De acuerdo con la presente invención, se obtiene información de amplitud para radiación OCT reflejada en función de la profundidad a lo largo de una dirección longitudinal hacia dentro del ojo 1000, en cada uno de los puntos predeterminados de la exploración lineal transversa. Así, después de la exploración OCT, el ordenador 670 ha recogido datos que comprenden información de amplitud sobre un plano (denominado seguidamente plano transverso), extendiéndose el plano transverso simétricamente alrededor del foco de láser 760 y a lo largo de la dirección longitudinal hacia dentro del ojo 1000. Los datos son analizados por el ordenador 670 para determinar el área del tejido tratado con láser dentro del plano transverso. El área se compara con información referente a un efecto clínico deseado en un régimen de tratamiento predeterminado, cuya información ha sido ingresada en el ordenador 670, por ejemplo por un médico. El ordenador 670 determina entonces si se autoriza una exposición adicional para conseguir el efecto clínico deseado o si se ha alcanzado el efecto deseado. Además, el ordenador 670 interactúa con el láser de tratamiento 680 por medio de la unidad de control de láser 700 para desconectar el láser de tratamiento 680 o para cambiar el tiempo de exposición. Aún más, el ordenador 670 puede indicar la necesidad de cambiar el tamaño de la mancha y puede disponer el posicionamiento de las lentes 720 y 730 para conseguir un tamaño de mancha deseado en una pantalla de visualización que es parte del ordenador 670 de modo que un operador pueda posicionar las lentes 720 y 730 apropiadamente. Como alternativa, las lentes 720 y 730 pueden montarse sobre motores (no mostrados), por ejemplo motores paso a paso, y el ordenador 670 puede hacer que se muevan las lentes 720 y 730 para proporcionar el tamaño de mancha deseado mediante interacción directa con los motores de una manera que es bien conocida para los expertos ordinarios en la materia. Otra realización del análisis se lleva a cabo ajustando el nivel de umbral de referencia de modo que sea una fracción predeterminada de la amplitud máxima dentro de la imagen OCT. La fracción predeterminada se determina por vía empírica. Esta realización del análisis es menos sensible a la variación de la intensidad retrodispersada debido a variaciones de la transmisión de la diversas secciones del ojo de un paciente a otro.

Se identifica el tejido tratado con láser y se controla el proceso de tratamiento con láser de acuerdo con la presente invención en la forma siguiente. Se obtienen datos de un plano transverso durante impulsos del láser de tratamiento 680 y se almacenan los datos en el ordenador 670. Un plano transverso típico incluye un área de aproximadamente 2 mm por 1 m y un conjunto típico de datos para el plano transverso típico incluye datos de una rejilla de aproximadamente 30 por 100 valores. La longitud de un impulso de láser típico utilizado en el tratamiento es la de un impulso de láser de aproximadamente 100 ms. Esto significa que los datos de cada plano transverso (compuestos de 3000 valores) han de ser procesados en 10 ms. En la realización preferida, al analizar los datos de amplitud para un plano transverso, si la amplitud en un sitio de la rejilla es más alta que el nivel de umbral de referencia, se supone que el sitio de la rejilla corresponde a tejido tratado con láser. A medida que se analizan los datos para cada sitio de la rejilla, se hace una entrada en una matriz correspondiente al sitio en la rejilla de tejido tratado con láser y se incrementa un contador en un paso para cada sitio en el que se detecta tejido tratado con láser. El contador cuenta el número de sitios de la rejilla en el plano transverso en los que son mensurables los efectos del tratamiento con láser. El proceso se completa después de que se ha adquirido un conjunto completo de datos OCT para el plano transverso que comprende 30 por 100 valores de datos. El valor final del contador da una medida del área tratada con láser del plano transverso. En otra realización de la presente invención, los datos para la rejilla se convierten en imagen sobre la pantalla de visualización de tal manera que se identifiquen sitios de la rejilla que han sido determinados para mostrar los efectos del tratamiento con láser. Por ejemplo, los valores que exceden del umbral de referencia pueden ser visualizados en un color diferente del que corresponde al tejido circundante. Esto proporciona un cuadro visual de los efectos del tratamiento con láser sobre el plano transverso para el operador.

En la realización descrita anteriormente, es ventajoso analizar los datos de un plano transverso para ahorrar tiempo de procesamiento. Esta ventaja se presenta cuando se utiliza un haz de láser simétrico de modo que el efecto del tratamiento con láser sea simétrico alrededor de una línea a lo largo de la dirección longitudinal hacia dentro del ojo 1000. Sin embargo, la presente invención incluye realizaciones que detectan tejido tratado con láser sobre un volumen. De acuerdo con la presente invención, se obtienen datos para un volumen del ojo 1000 haciendo girar la dirección de la exploración OCT lineal transversa en una cuantía predeterminada de la manera descrita anteriormente, es decir, variando la relación de las amplitudes de los voltajes en dientes de sierra aplicados para excitar los espejos de exploración 850 y 860. Seguidamente, se recogen datos para el plano en la posición rotada, se hace girar nuevamente el plano, etc., hasta que se recojan datos para el volumen. Se analizan los datos de la manera anteriormente descrita para proporcionar una matriz que identifica tejido tratado con láser. Además, se suman contadores para todos los planos transversos a fin de proporcionar una medida del volumen tratado con láser. En la realización adicional, el volumen se convierte en imagen sobre la pantalla de visualización de tal manera que se identifiquen sitios que han sido determinados para mostrar los efectos del tratamiento con láser. Por ejemplo, los valores que exceden del umbral de referencia pueden ser visualizados en un color diferente del correspondiente al tejido circundante. Esto proporciona un cuadro visual de los efectos del tratamiento con láser sobre el volumen.

De acuerdo con la presente invención, el área medida de un plano transverso de tejido tratado con láser se utiliza para controlar uno o más de los parámetros siguientes: (a) para el láser de tratamiento 680: tiempo de exposición y potencia, y (b) para las lentes 720 y 730: el tamaño de la mancha del láser de tratamiento 680. Como se ha descrito anteriormente, el área medida de un plano transverso de tejido tratado con láser es medida varias veces durante una exposición de láser y las áreas medidas son comparadas con valores de referencia empíricamente determinados para cada una de esas mediciones. En una realización preferida, se seleccionan los valores de referencia de modo que el área del tejido tratado con láser en un plano transverso sea lo bastante pequeña para evitar que resulte dañado tejido vecino, y de acuerdo con la presente invención se desconecta automáticamente el láser antes de que se alcance este valor límite. Como se puede apreciar fácilmente, puede encontrarse que el tiempo de exposición y la potencia para el láser de tratamiento 680 y el tamaño de la mancha dependen de la diferencia entre una amplitud medida y un nivel de umbral de referencia. En tales casos, se pueden utilizar estudios empíricos para controlar los valores de estos parámetros dependiendo no sólo de si una amplitud excede o cae por debajo de un nivel de umbral de referencia, sino del valor de la diferencia entre la amplitud y el valor de umbral de referencia. Deberá quedar claro cómo producir realizaciones de la presente invención que tengan en cuenta tales efectos a la luz de lo anterior.

En otras realizaciones se utiliza un volumen medido de tejido tratado con láser para controlar uno o más de los parámetros siguientes: (a) para el láser de tratamiento 670: tiempo de exposición y potencia, y (b) para las lentes 720 y 730: el tamaño de la mancha del láser de tratamiento 670. De acuerdo con la presente invención, el volumen medido de tejido tratado con láser se mide una o más veces y los volúmenes medidos se comparan con valores de referencia empíricamente determinados para cada una de esas mediciones. Deberá entenderse que la detección de áreas y/o volúmenes de tejido tratado con láser no se limita a la detección durante la aplicación de un impulso de láser y que tal detección puede tener lugar después de que haya aplicado el impulso de láser.

Los expertos en la materia reconocerán que la descripción anterior se ha presentado en aras de ilustración y de descripción solamente. Como tal, no se pretende que sea exhaustiva ni que limite la invención a la forma precisa descrita.

Claims (7)

1. Aparato quirúrgico oftalmológico que comprende:

(a) un láser para producir radiación de láser;

medios de suministro de láser para aplicar la variación de láser a un objeto;

un aparato (200) de tomografía de coherencia óptica (OCT);

medios de exploración (850, 860) para explorar el objeto con la salida óptica del aparato de OCT (200);

medios de análisis (670) para analizar las señales de detección salidas del aparato de OCT a fin de determinar porciones del objeto que han sido afectadas por la aplicación de la radiación de láser; y

medios (700) para, en respuesta a la salida de los medios de análisis (670), interactuar con uno o más de: (a) el láser (680) y (b) los medios de suministro (720, 730) para afectar a uno o más de: (a) un tiempo de exposición, (b) una potencia y (c) un tamaño de mancha de la variación de láser.

2. El aparato quirúrgico oftalmológico de la reivindicación 1, en el que los medios de análisis comprenden medios para comparar las señales de detección salidas del aparato de OCT con niveles de umbral de referencia.

3. El aparato quirúrgico oftalmológico de la reivindicación 1 ó 2, en el que los medios de análisis comprenden, además, medios para determinar las porciones como uno o más de: (a) áreas de planos transversos del objeto y (b) volúmenes del objeto.

4. El aparato quirúrgico oftalmológico según una de las reivindicaciones precedentes, en el que los medios de exploración comprenden medios para explorar la salida óptica del aparato de OCT a través de un foco de la radiación de láser.

5. El aparato quirúrgico oftalmológico según una de las reivindicaciones precedentes, en el que los medios para explorar a través del foco comprenden medios para explorar simétricamente a través del foco del láser.

6. El aparato quirúrgico oftalmológico según una de las reivindicaciones precedentes, en el que los medios de análisis comprenden medios para contar el número de casos en los que las señales de detección exceden de niveles de umbral para una o más áreas de planos transversos del objeto y para comparar el número de la una o más áreas con datos de tratamiento almacenados.

7. El aparato quirúrgico oftalmológico según una de las reivindicaciones precedentes, en el que se determina que las porciones del objeto que han sido afectadas son porciones en las que las señales de detección exceden de los niveles de umbral de referencia.