ES2333857T3 - Sistema de lentillas para cirugia laser. - Google Patents
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Abstract
Un sistema (10) para mover el punto (44) focal de un haz de láser a lo largo de una trayectoria (42) predeterminada dentro de la córnea (18) de un ojo (14), en el que la córnea (18) tiene una superficie (40) anterior y el ojo (14) define un eje (16) óptico, comprendiendo dichos sistema (10): una lentilla (28) formada por una superficie (32) anterior y una superficie (30) posterior, teniendo dicha superficie (30) posterior un radio de curvatura, R, siendo dicha lentilla (28) acoplable con la córnea (18) para adaptar la superficie (40) anterior de la misma con dicha superficie (30) posterior de dicha lentilla (28); una fuente (12) de láser para generar el haz de láser, estando dicha fuente (12) de láser orientada para dirigir el haz de láser a través de dicha lentilla (28) y teniendo un medio para enfocar el haz de láser en un punto (44) focal a una profundidad predeterminada dentro de la córnea (18); un procesador (26) para recibir datos de entrada que incluyen la geometría de dicha lentilla (28), la ubicación de dicha fuente (12) de láser, un mapeado de la densidad de la córnea (18) y el ángulo de inclinación del haz de láser respecto al eje (16) óptico para al menos una ubicación de fuente de láser, estando dicha ubicación de la fuente de láser distanciada de dicho eje (16) óptico, funcionando dicho procesador (26) con dichos datos de entrada para calcular los movimientos de la fuente (12) de láser perpendiculares y paralelos a dicho eje (16) óptico necesarios para mantener la profundidad del punto (44) focal desde la superficie (40) anterior de la córnea (18) a medida que dicho punto (44) focal avanza a lo largo de la trayectoria (42) predeterminada; y medios (20) sensibles a dicho procesador (26) para mover la fuente (12) de láser respecto a dicha lentilla (28) para mover el punto (44) focal del haz de láser a lo largo de la trayectoria (42) predeterminada.
Description
Sistema de lentillas para cirugía láser.
La presente invención se refiere de forma
general a sistemas de cirugía láser oftalmológica. Más
concretamente, la presente invención se refiere a una lentilla para
uso en conjunción con un procedimiento quirúrgico que permite que
un láser quirúrgico enfoque de forma precisa una ubicación
predeterminada dentro de la córnea del ojo de un paciente. La
presente invención es especialmente útil, pero no exclusivamente,
para crear un colgajo corneal que se puede usar posteriormente en
un procedimiento quirúrgico para mejorar la visión de un paciente
modificando la forma de la córnea del paciente.
Hay muchos procedimientos quirúrgicos en los que
es deseable poder enfocar un haz de láser en una ubicación
predeterminada dentro de la córnea de un paciente con precisión y
exactitud. Uno de tales procedimientos quirúrgicos implica la
creación de un colgajo corneal que se puede levantar para exponer el
tejido del estroma. Una vez expuesto, el tejido del estroma se
puede vaporizar usando un láser para volver a dar forma a la córnea.
Un ejemplo de un procedimiento que usa un haz de láser enfocado en
una ubicación predeterminada dentro de la córnea de un paciente se
desvela en la patente estadounidense nº 4.907.586, que se concedió a
Bille y col. por una invención titulada "Method for Reshaping the
Eye". Con más detalle, la patente de Bille anteriormente citada
desvela el uso de un haz de láser pulsado para una fotoablación
sub-superficial del tejido intraestromal. A
diferencia del láser de escímeros, el haz de láser pulsado, como
desvela Bille, penetra el tejido corneal y se puede enfocar a un
punto por debajo de la superficie de la córnea para fotoablar el
tejido estromal en el punto focal. La capacidad de alcanzar una
ubicación sub-superficial sin proporcionar
necesariamente una trayectoria física permite la fotoablación
precisa volúmenes de tejido estromal con formas complejas, a la vez
que se minimiza la cantidad de tejido total destruido.
Cuando se considera la fotoablación
sub-superficial, es útil un conocimiento general de
la anatomía de la córnea. Con detalle, la córnea humana comprende
varias capas de tejido que son estructuralmente diferentes. En
orden, desde la dirección posterior de la parte externa del ojo
hacia la parte interna del ojo, las diferentes capas de una córnea
son: una capa epitelial, la membrana de Bowman, el estroma, la
membrana de Decemet y la capa endotelial. De estas diversas
estructuras, el estroma es la más extensa y tiene, generalmente, un
espesor de aproximadamente cuatrocientos micrómetros. Resulta que
la respuesta de cicatrización del tejido estromal es generalmente
más rápida que la de las otras capas de la córnea. Debido a la
relativa abundancia de tejido estromal y a su respuesta de
cicatrización, generalmente el tejido estromal se selecciona para su
extracción en procedimientos de corrección de la refracción.
Con detalle, el estroma del ojo está formado por
aproximadamente doscientas capas identificables y distinguibles de
laminillas. Cada una de estas capas de laminillas del estroma tiene
generalmente forma de cúpula, como la propia córnea, y cada una se
extiende por un zona circular que tiene un diámetro de
aproximadamente nueve milímetros. A diferencia de la capa en la que
está una laminilla concreta, cada laminilla en la capa se extiende
una distancia más corta, de solo aproximadamente una décima de
milímetro (0,1 mm) a un milímetro y medio (1,5 mm). Por tanto, cada
capa incluye varias laminillas y, lo que es más importante, cada
laminilla incluye muchas fibrillas que, dentro de la laminilla, son
básicamente paralelas entre sí. Las fibrillas de una laminilla, sin
embargo, generalmente no son paralelas a las fibrillas de las otras
laminillas. Esto es así entre las laminillas de la misma capa, así
como entre las laminillas de diferentes capas. Finalmente, se debe
observar que, en una dirección perpendicular a la capa, cada
laminilla individual solo tiene un espesor de aproximadamente dos
micrómetros.
Otra característica importante del estroma es la
resistencia del tejido estromal. Con más detalle, la resistencia
del tejido dentro de una laminilla es aproximadamente cincuenta
veces la resistencia que proporciona el tejido adhesivo que une las
capas de laminillas entre sí. Por tanto, se necesita mucha menos
energía para separar una capa de una laminilla de otra capa (es
decir, despegarlas) de la que se necesitaría para cortar una
laminilla. A lo largo de estas líneas, la solicitud de patente
estadounidense pendiente de tramitación nº 09/783.665, depositada
el 14 de febrero de 2001 por Bille y titulada "A Method for
Separating Lamellae", desvela un procedimiento para encontrar
una entrecara entre las capas de laminillas para una fotoablación
eficaz. Como se desvela en la solicitud pendiente de tramitación
número 09/783.665 {de aquí en adelante documento Bille '665), se
pueden usar un analizador de frentes de onda junto con un
elipsómetro para mantener el punto focal de una haz de láser sobre
una entrecara entre las capas de laminillas durante la creación de
un colgajo corneal para un procedimiento tipo LASIK. El uso de esta
técnica para fotoablar toda la superficie interna de un colgajo se
ha desvelado en el documento Bille '665.
Un procedimiento un tanto similar para la
creación de un colgajo tipo LASIK se desvela en la solicitud de
patente estadounidense pendiente de tramitación nº 09/997,167,
depositada el 28 de noviembre de 2001 por Bille y titulada "A
Method for Creating a Corneal Flap". Como se desvela en la
solicitud pendiente de tramitación 09/997.167, se puede crear una
periferia para un colgajo usando fotoablación
sub-superficial a lo largo de una entrecara entre
capas de laminillas. La periferia, a su vez, se puede usar como
punto de partida para permitir la separación mecánica de capas de
laminillas entre sí a lo largo de una entrecara simplemente
agarrando y despegando el colgajo del resto de la córnea.
En cualquiera de estos procedimientos, en los
que se desea la fotoablación a lo largo de una entrecara el
movimiento global del punto focal del láser está generalmente a lo
largo de una trayectoria curva que está a una profundidad
básicamente constante desde la superficie anterior de la córnea. Por
tanto, generalmente es necesario proporcionar un sistema para mover
el punto focal del láser a lo largo de esta trayectoria curva.
Mientras el punto focal se mueve a lo largo de la trayectoria
generalmente curva, pueden usar periódicamente un analizador de
frentes de onda y un elipsómetro se para verificar que se está
produciendo la fotoablación sobre una entrecara entre capas de
laminillas. Cuando una respuesta a la fotoablación índica que la
fotoablación ya no se está produciendo sobre una entrecara, se
puede realizar un ajuste menor de la profundidad del punto focal
del láser para reanudar la fotoablación sobre la entrecara.
Con esto en mente, la presente invención se
centra fundamentalmente en proporcionar sistemas para mover el
punto focal del láser a lo largo de la trayectoria curva (es decir,
a lo largo de trayectorias que son generalmente paralelas a la
superficie anterior de la córnea). Por otro lado, las solicitudes
pendientes de tramitación 09/783.665 y 09/997.167 proporcionan
sistemas y procedimientos para realizar ajustes menores de la
profundidad del punto focal del láser para mantener el punto focal
del láser en la entrecara entre las capas de las laminillas. De la
anterior exposición se puede deducir que los sistemas y
procedimientos para mover el punto focal del láser a lo largo de la
trayectoria curva deben ser extremadamente precisos (es decir, una
precisión del orden de \pm 2 \mum) si estos sistemas se van a
usar para mantener un punto focal del láser en una entrecara entre
las capas de laminillas.
Otro factor que se debe considerar al crear
colgajos corneales mediante fotoablación estromal
sub-superficial es la compresibilidad elástica de
las laminillas en la córnea. Específicamente, se sabe que la
compresibilidad elástica de las laminillas varía dentro de la
córnea, estando la mayor compresibilidad elástica cerca del centro
de la córnea. La consecuencia de esta variación en la
compresibilidad elástica se hace significativa si la córnea se
aplana excesivamente durante la fotoablación estromal
sub-superficial. Durante un gran aplanamiento de la
córnea, la arquitectura tridimensional de las laminillas en la
córnea se distorsiona. El resultado de esta distorsión es que una
incisión que se realice mientras la córnea está muy aplanada cambia
de forma de manera impredecible cuando la cornea está relajada.
Otro factor más que se debe considerar cuando se
crean colgajos corneales mediante fotoablación estromal
sub-superficial es la trayectoria del haz del haz de
láser. Idealmente, todas las trayectorias del haz usadas para crear
el colgajo se deberían orientar en dirección normal a la superficie
anterior de la córnea para eliminar complicaciones debidas a la
refracción del haz de láser en la superficie anterior.
Desafortunadamente los sistemas de descarga láser típicos no son
suficientemente ágiles para mantener el haz de láser en trayectorias
del haz que estén orientadas en dirección normal a la superficie
anterior. Por tanto, para procedimientos en los que es necesaria
una gran precisión, se debe realizar alguna compensación para estas
desviaciones en la trayectoria del haz debidas a la refracción.
Adicionalmente, las propiedades ópticas de la córnea, tales como la
densidad corneal y la birrefringencia, varían en función de la
ubicación dentro de la córnea. Estas propiedades ópticas también
pueden modificar la trayectoria del haz de un haz de láser
quirúrgico y, por consiguiente, también es deseable compensar estas
desviaciones en la trayectoria del haz.
El documento
WO-A-940984 9 desvela un sistema
para mover el punto focal de un haz de láser a lo largo de una
trayectoria predeterminada dentro de la córnea de un ojo. El sistema
comprende una lentilla que se puede acoplar a la córnea para
adaptar la superficie anterior de la misma a la superficie posterior
de dicha lentilla. El sistema comprende además un fuente de láser
para generar el haz de láser, teniendo dicha fuente de láser un
medio para enfocar el haz de láser en un punto focal a una
profundidad predeterminada dentro de la córnea. El sistema
comprende además un procesador que funciona con datos de entrada
para calcular los movimientos del haz de láser para mantener la
profundidad del punto focal desde la superficie anterior de la
córnea, a medida que dicho punto focal avanza a lo largo de la
trayectoria predeterminada.
El documento
US-A-6099522 también desvela un
sistema para mover el punto focal de un haz de láser a lo largo de
una trayectoria predeterminada dentro del la córnea de un ojo. El
sistema comprende una lentilla que se puede acoplar a la córnea
para adaptar la superficie anterior de la misma a la superficie
posterior de dicha lentilla. El sistema comprende además una fuente
de láser para generar el haz de láser y un procesador que funciona
con datos de entrada para calcular los movimientos del haz de láser.
En base a las medidas corneales, también se puede construir el mapa
espacial de la potencia refractiva de la córnea
En vista de lo anterior, un objeto de la
presente invención es proporcionar sistemas para crear un colgajo
corneal adecuado para su uso en un procedimiento para volver a dar
forma a la córnea. Otro objeto de la presente invención es
proporcionar sistemas para guiar de forma precisa un punto focal del
láser a lo largo de una trayectoria curva predeterminada dentro del
la córnea, tal como una entrecara entre capas de laminillas. Otro
objeto más de la presente invención es proporcionar una lentilla
para uso en un procedimiento de fotoablación estromal
sub-superficial que estabilice la córnea sin
perturbar la arquitectura tridimensional de las laminillas de la
córnea. Otro objeto más de la presente invención es proporcionar una
lentilla para uso en un procedimiento de fotoablación estromal
sub-superficial que confiere un radio de curvatura
conocido a la superficie anterior de la córnea para permitir así
que un punto focal de láser sea guiado a lo largo de una trayectoria
dentro de la córnea respecto a la superficie anterior de la córnea.
Otro objeto de la presente invención es proporcionar sistemas para
guiar de forma adecuada un punto focal de láser a lo largo de una
trayectoria predeterminada dentro de la córnea que compensen la
refracción del haz moviendo selectivamente la fuente de láser en una
dirección paralela al eje óptico del ojo. Otro objeto más de la
presente invención es proporcionar sistemas para guiar de forma
precisa un punto focal de láser a lo largo de una trayectoria
predeterminada dentro de la córnea que compensen variaciones en las
propiedades ópticas de la córnea moviendo selectivamente la fuente
de láser en una dirección paralela al eje óptico del ojo. Otro
objeto más de la presente invención es proporcionar una lentilla
que tenga un gradiente del índice de refracción que compense las
variaciones de las propiedades ópticas de la córnea para permitir
así que un punto focal de láser sea guiado de forma precisa a lo
largo de una trayectoria predeterminada dentro de la córnea. Otro
objeto más de la presente invención es proporcionar una lentilla
que tenga un gradiente del índice de refracción que compense la
refracción del haz para permitir así que un punto focal de láser
sea guiado de forma precisa a lo largo de una trayectoria
predeterminada dentro de la córnea. Otro objeto más de la presente
invención es proporcionar sistemas para la creación de colgajos
corneales que sean fáciles de usar y comparativamente rentables.
La presente invención se refiere a un sistema
para guiar de forma precisa un punto focal de láser a lo largo de
una trayectoria predeterminada dentro del estroma de la córnea según
la reivindicación 1. En la presente invención, el sistema incluye
una lentilla para dar forma a la superficie anterior de la córnea de
un paciente con un radio de curvatura conocido. En detalle, la
lentilla tiene una superficie posterior y una superficie anterior.
Preferiblemente, la lentilla tiene un espesor básicamente constante,
estando la superficie anterior separada de la superficie posterior
una distancia de aproximadamente 0,2 mm. Lo que es más importante,
la superficie posterior de la lentilla tiene un radio de curvatura
uniforme, R_{lentilla} que es de aproximadamente 8,3 mm.
En la presente invención, la lentilla está hecha
preferiblemente de un material transparente, tal como plástico,
para permitir así el paso de un haz de láser quirúrgico a través de
la lentilla. En una primera realización de la presente invención,
la lentilla tiene un índice de refracción básicamente uniforme que
es muy cercano al índice de refracción de una córnea típica para
minimizar la refracción en la entrecara entre la lentilla y la
córnea. Una lentilla ejemplar para esta primera realización se
prepara con índice de refracción uniforme de aproximadamente 1,4
(en comparación con un índice de refracción típico de la córnea
humana, que es de aproximadamente 1,37).
Según la presente invención, la lentilla está
montada en un anillo de succión. Durante el uso, la superficie
posterior de la lentilla se presiona suavemente contra la superficie
anterior de la córnea hasta que la superficie anterior de la córnea
se adapta a la superficie posterior de la lentilla. A continuación,
se aplica succión escleral mediante el anillo de succión para
mantener la lentilla contra la córnea. Debido a que la superficie
anterior de una córnea típica tiene un radio de curvatura que es de
aproximadamente 7,8 mm, la superficie anterior de la córnea se
adaptará a la superficie posterior de la lentilla (R_{lentilla} =
8,3 mm) cuando la superficie posterior de la lentilla se presiona
contra la córnea. Si se desea, el anillo de succión se puede fijar a
una estructura fija, tal como la base de la fuente de láser, para
estabilizar el ojo durante el procedimiento láser. Lo que es más
importante, este ligero aplanamiento de la córnea produce una
incomodidad mínima al paciente y no perturba la arquitectura
tridimensional de las laminillas de la córnea.
Según la presente invención, se proporciona una
fuente de láser para generar un haz de láser quirúrgico. En la
fuente de láser se incluye una lente cortante para enfocar el haz de
láser en un punto focal sub-superficial dentro de
la córnea con el fin de fotoablar el tejido estromal. La fuente de
láser se coloca respecto al ojo del paciente para permitir que se
genere un haz de láser y se dirija a lo largo de una primera
trayectoria del haz que es co-lineal con el eje
óptico del ojo (de aquí en adelante denominado eje z). Se debe
apreciar que esta primera trayectoria del haz es básicamente normal
a la superficie anterior de la lentilla en el punto incidente por
el que pasa la primera trayectoria del haz a través de la superficie
anterior de la lentilla.
En la presente invención, la fuente de láser
está montada sobre un mecanismo de escaneado para permitir el
escaneo del punto focal del haz de láser a lo largo de una
trayectoria predeterminada dentro de la córnea. Con más detalle, el
mecanismo de escaneado es capaz de mover la fuente de láser en un
plano que es normal al eje óptico. Mientras la fuente de láser se
mueve en el plano, el haz de láser se coloca en trayectorias de
haces sucesivas, pasando cada trayectoria del haz a través de un
punto incidente diferente sobre la superficie anterior de la
lentilla.
Debido a que la superficie anterior de la
lentilla es curvada, cada punto sobre la superficie define una única
superficie normal. Con la cooperación de la estructura
anteriormente descrita, cada trayectoria del haz descentrada
respecto al eje pasa a través de la superficie anterior de la
lentilla con un ángulo respecto a la superficie normal que está
definido en el punto de incidencia. Debido a este ángulo, un haz de
láser que se desplaza con una trayectoria del haz descentrada
respecto al eje será refractado en la superficie anterior de la
lentilla. Sin embargo, el mecanismo de escaneado proporciona algo
de inclinación adicional del haz de láser cuando la fuente de láser
está situada a una distancia del eje z. Más específicamente,
mientras la fuente de láser se mueve radialmente alejándose del eje
z, la inclinación del haz de láser respecto al eje z aumenta.
Típicamente, esta inclinación se produce a un ritmo de
aproximadamente 1º/mm de distancia radial que se mueve la fuente de
láser desde el eje óptico. Más específicamente, en la periferia
externa de la córnea, el haz del láser se ha movido radialmente
aproximadamente 4 mm del eje z y se ha inclinado un ángulo de
aproximadamente 3º desde el eje z.
Según la presente invención, el mecanismo de
escaneado también puede mover selectivamente la fuente de láser en
una dirección paralela al eje z. Se debe apreciar que los
movimientos de la fuente de láser en una dirección paralela al eje
z tendrán como resultado movimientos correspondientes del punto
focal del haz de láser en una dirección paralela al eje z. Mientras
el punto focal se mueve a lo largo de una trayectoria curva dentro
de la córnea, el movimiento del eje z del punto focal permite que el
sistema controle la profundidad del punto focal (medida desde la
superficie anterior de la córnea). La magnitud, z, del movimiento
del eje z necesaria para controlar la profundidad del punto focal
mientras el punto focal se mueva a lo largo de una trayectoria
curva que incluye tres componentes: z_{1}, z_{2} y z_{3}. La
primera componente, z_{1}, es geométrica y no incluye los efectos
de la refracción. Esta primera componente, z_{1} depende de la
forma de la lentilla y de cualquier contribución debida a la
inclinación del haz de láser respecto al eje óptico. La segunda
componente, z_{2}, compensa la refracción que se produce en las
superficies de la lentilla. La tercera componente, z_{3}, compensa
la refracción que se produce por la configuración anatómica de la
córnea.
Por ejemplo, considere que se desea una
fotoablación a lo largo de una entrecara entre dos laminillas. Con
la superficie anterior de la córnea adaptada a la lentilla
(R_{lentilla} = 8,3 mm), es de esperar que una entrecara entre
las laminillas también yazca a lo largo de una trayectoria curva con
un radio de curvatura de aproximadamente 8,3 mm. Por tanto, es
necesario un movimiento z_{1} del punto focal del láser para
mantener el punto focal sobre la entrecara entre las capas de
laminillas durante el movimiento del punto focal a lo largo de la
entrecara. Específicamente, para mantener el punto focal a una
profundidad constante desde la superficie de la córnea (es decir,
profundidad en la córnea), se debe realizar un movimiento z_{1} de
aproximadamente 1,5 mm mientras el punto focal se mueve desde un
punto sobre el eje z hasta un punto aproximadamente a 4 mm desde el
eje z cerca de la periferia de la córnea.
Además de los movimientos z_{1} necesarios
para seguir el radio de curvatura de la lentilla con el punto focal,
se pueden usar movimientos z_{2} para compensar los efectos sobre
la profundidad del punto focal debidos a la refracción que se
produce en las superficies de la lentilla. La magnitud de la
corrección z_{2} varía en magnitud desde cero sobre el eje óptico
hasta aproximadamente 7 \mum en un punto aproximadamente a 4 mm
del eje z cerca de la periferia de la córnea.
Como se indicó anteriormente, la tercera
componente, z_{3}, compensa la refracción que se produce por la
configuración anatómica de la córnea. Específicamente, se sabe que
las propiedades de densidad y birrefringencia de la córnea varían
en función de la ubicación dentro de la córnea. Mientras el punto
focal se mueve a lo largo de una trayectoria dentro de la córnea,
las variaciones en las propiedades de densidad y birrefringencia de
la córnea afectarán a la profundidad del punto focal. Estas
variaciones en las propiedades de densidad y birrefringencia de la
córnea, sin embargo, se pueden compensar mediante movimientos
z_{3}. Más específicamente, la densidad de la córnea se puede
medir y mapear usando análisis de frentes de onda y las propiedades
de birrefringencia de la córnea se pueden medir y mapear usando un
elipsómetro. Los mapas se pueden usar entonces para calcular los
movimientos z_{3} que compensarán estas variaciones en las
propiedades de la córnea. Valores típicos para una corrección
z_{3} estarán en el intervalo de 5-8 \mum.
En otra realización de la presente invención, se
usa una lentilla que tiene un índice de refracción no uniforme para
compensar los efectos sobre la profundidad de punto focal debidos a
la refracción que se produce en las superficies de la lentilla y a
las variaciones en las propiedades de la córnea. Por tanto, para
esta realización, los movimientos z_{2} y z_{3} de la fuente de
láser se pueden disminuir o eliminar. Para la presente invención,
el índice de refracción no uniforme se puede lograr mediante
implantación iónica de la lentilla de plástico usando técnicas de
enmascarado. Para compensar los efectos sobre la profundidad del
punto focal debidos a la refracción que se produce en las
superficies de la lentilla, se usa una lentilla que tiene un perfil
de índice de refracción. Puesto que esta refracción es
característica de la forma de la lentilla, el perfil de índice de
refracción será el mismo para todas las lentillas que tengan la
misma forma. Específicamente, para esta realización, la porción de
lentilla que está sobre el eje z tendrá el mayor índice de
refracción mientras que la periferia de la lentilla tendrá un
índice de refracción aproximadamente un 3% inferior.
Para compensar los efectos sobre la profundidad
del punto focal debidos a la configuración anatómica de la córnea,
se prepara primero un mapeado de la córnea con las propiedades de
densidad y birrefringencia de la córnea como se describió
anteriormente. Con el mapeado, una lentilla se puede modificar
selectivamente mediante implantación iónica para compensar las
variaciones en las propiedades de la córnea. Por tanto, la lentilla
necesaria será diferente de un paciente a otro. Sin embargo, se
contempla que todas las córneas se puedan clasificar en
aproximadamente veinte grupos similares anatómicamente. Por tanto,
solo se necesitan aproximadamente veinte lentillas diferentes para
compensar la configuración anatómica de la córnea con una precisión
razonable.
Las nuevas características de esta invención,
así como la propia invención, en cuanto a su estructura y a su
funcionamiento, se entenderán mejor a partir de los dibujos
adjuntos, en conjunción con la descripción adjunta, en los que
caracteres de referencia similares se refieren a partes similares, y
en los que:
la fig. 1 es un diagrama esquemático
simplificado que muestra los componentes operativos de un sistema
según la presente invención;
la fig. 2 es una vista en sección ampliada de la
córnea y una lentilla adecuada para uso en la presente invención,
con la lentilla mostrada inmediatamente antes de su acoplamiento con
la córnea; y
la fig. 3 es una vista esquemática simplificada
de una fuente de láser y una porción de una córnea y una lentilla
mostrando el efecto de los diversos movimientos de la fuente de
láser sobre el punto focal del láser.
En referencia inicialmente a la fig. 1, se
muestra esquemáticamente un sistema según la presente invención y
se designa de forma general 10. Como se muestra, el sistema 10
incluye una fuente 12 de láser para generar un haz de láser. Como
se muestra, la fuente 12 de láser se coloca respecto al ojo 14 para
permitir que un haz de láser se dirija a lo largo de una
trayectoria del haz que es co-lineal con el eje 16
óptico del ojo 14. Adicionalmente, la fuente 12 de láser incluye
una lente cortante para enfocar el haz de láser en un punto focal
dentro de la córnea 18 del ojo 14. Aunque en el presente documento
se describe una aplicación de la presente invención en la que un
punto focal de láser se mueve dentro de la córnea 18, los expertos
en la materia apreciarán que la presente invención se puede usar
para otras aplicaciones en las que sea deseable mover un punto
focal de láser dentro de un material transparente elástico. En una
aplicación concreta de la presente invención en la que se desea
usar el haz de láser para fotoablar tejido estromal, la fuente 12 de
láser genera un tren continuo de pulsos
ultra-cortos, teniendo cada pulso una duración
aproximada de un picosegundo.
Específicamente, es necesario que cada pulso
tenga un nivel de energía por encima del umbral necesario para la
fotoablación de tejido estromal (es decir, por encima
aproximadamente de uno y de medio micro julio por cada 10
micrómetros de tamaño del diámetro del foco).
Continuando ahora en referencia con la fig. 1,
se puede observar que el sistema 10 incluye además un mecanismo 20
de escaneado para mover la fuente 12 de láser respecto al ojo 14.
Como se detalla adicionalmente más adelante, a medida que la fuente
12 de láser es movida por el mecanismo 20 de escaneado, el haz de
láser se sitúa en trayectorias de haces sucesivas en la córnea 18
para permitir que el punto focal del haz de láser se mueva a lo
largo de una trayectoria predeterminada. Como se muestra
adicionalmente en la fig. 1, el sistema 10 también puede incluir un
elipsómetro 22 que es capaz de determinar las propiedades de
birrefringencia dentro del tejido estromal. Para el propósito de
esta invención, un tipo de elipsómetro adecuado se desvela y
reivindica en la patente estadounidense nº 5.822.035, que se
concedió a Bille por una invención titulada "Ellipsometer".
Además, la fig. 1 muestra que el sistema 10 puede incluir un
detector 24 de frentes de onda, tal como un sensor
Hartmann-Shack, que es capaz de hacer un modelo de
un frente de onda. Adicionalmente, como se muestra, el sistema 10
incluye un procesador 26 que es, preferiblemente, un ordenador
dedicado. El procesador 26 se proporciona para procesar datos y
controlar los otros componentes del sistema 10 incluyendo el
mecanismo 20 de escaneado. La fig. 1 también muestra que el sistema
10 incluye una lentilla 28 para dar forma a la córnea 18 y
estabilizar el ojo 14 durante el procedimiento láser. Como se
detalla de forma más completa más adelante, estos componentes del
sistema 10 cooperan en conjunto para guiar de forma precisa un punto
focal de láser a lo largo de una trayectoria predeterminada dentro
de la córnea 18. Se puede apreciar mejor la lentilla 28 en
referencia con la fig. 2. Como se muestra, la lentilla 28 tiene una
superficie 30 posterior y una superficie 32 anterior.
Preferiblemente, la lentilla 28 tiene un espesor, t, básicamente
constante, estando la superficie 32 anterior separada de la
superficie 30 posterior un espesor, t, de aproximadamente 0,2 mm. Lo
que es más importante, la superficie 30 posterior de la lentilla 28
tiene un radio de curvatura, R_{lentilla}, básicamente uniforme
que es de aproximadamente 8,3 mm. Lo que es más importante, la
lentilla 28 está hecha de un material que es transparente al haz de
láser para permitir así que el haz de láser pase a través de la
lentilla 28. En una primera realización de la presente invención,
la lentilla 28 está hecha de un plástico que tiene un índice de
refracción, \eta_{lentilla}, básicamente uniforme que es muy
cercano al índice de refracción, \eta_{córnea}, de una córnea
típica para minimizar la refracción en la entrecara entre la
lentilla 28 y la córnea 18. Una lentilla ejemplar para esta primera
realización se prepara con un índice de refracción,
\eta_{lentilla}, uniforme de aproximadamente 1,4 (en
comparación con un índice de refracción, \eta_{córnea}, típico
de la córnea humana, que es de aproximadamente 1,37).
Continuando en referencia a la fig. 2, se puede
observar que la lentilla 28 está montada, preferiblemente, en un
anillo 34 de succión. Como se muestra, el anillo 34 de succión rodea
la lentilla 28 e incluye uno o más puertos 36 de succión que están
situados para mantener el anillo 34 de succión contra la esclerótica
38 del ojo 14. Durante el uso, la superficie 30 posterior de la
lentilla 28 se presiona suavemente contra la superficie 40 anterior
de la córnea 18 del paciente hasta que la superficie 40 anterior de
la córnea 18 se adapta a la superficie 30 posterior de la lentilla
28. Por tanto, la lentilla 28 se usa para adaptar la superficie 40
anterior de la córnea 18 hasta un radio de curvatura conocido. A
continuación, la succión escleral se aplica mediante el anillo 34
de succión para mantener la lentilla 28 contra la córnea 18. Debido
a que la superficie 40 anterior de una córnea 18 típica tiene un
radio de curvatura, R_{córnea}, que es de aproximadamente 7,8 mm,
la superficie 40 anterior de la córnea 18 se adaptará a la
superficie 30 posterior de la lentilla 28 (R_{lentilla} = 8,3 mm)
cuando la superficie 30 posterior se presiona contra la córnea 18.
Si se desea, el anillo 34 de succión se puede fijar a una
estructura fija (fijación no mostrada) para estabilizar el ojo 14
durante el procedimiento láser. Lo que es más importante, cuando la
córnea 18 está adaptada a la lentilla 28, solo se produce una
incomodidad mínima al paciente y la arquitectura tridimensional de
las laminillas de la córnea no resulta perturbada.
El uso del sistema 10 para guiar de forma
precisa un punto focal de láser a lo largo de una trayectoria 42
predeterminada dentro de la córnea 18 se puede apreciar mejor si nos
remitimos a las figs. 1 y 3. Con fines ilustrativos, considere una
trayectoria 42 predeterminada ejemplar como se muestra en la fig. 3.
Como se muestra, la trayectoria 42 predeterminada comienza en un
punto sobre el eje 16 óptico y se extiende dentro de la córnea 18
con una profundidad básicamente constante desde la superficie 40
anterior de la córnea 18. Tal trayectoria 42 predeterminada puede
ser parte de una incisión quirúrgica necesaria para crear la
superficie interior de un colgajo tipo LASIK. Además, se debe
apreciar que la trayectoria 42 predeterminada puede representar una
trayectoria a lo largo de una entrecara entre capas de laminillas,
estando la entrecara situada a una profundidad básicamente
constante desde la superficie 40 anterior de la córnea 18. Aunque la
trayectoria 42 predeterminada ejemplar, como se muestra, es útil
para ilustrar la presente invención, se debe apreciar que la
presente invención es aplicable a otras trayectorias
predeterminadas dentro de la córnea 18 para incluir trayectorias
predeterminadas que no estén a una profundidad básicamente
constante de la superficie 40 anterior de la córnea 18, trayectorias
predeterminadas que no pasen a través del eje 16 óptico y
trayectorias predeterminadas que no estén totalmente dentro de la
porción de estroma de la córnea 18.
Todavía en referencia a las figs. 1 y 3, se
puede observar que la fuente 12 de láser se puede mover respecto a
la córnea 18 para mover el punto 44 focal a lo largo de la
trayectoria 42 predeterminada. Específicamente, se usa un mecanismo
20 de escaneado para mover la fuente 12 de láser, teniendo el
mecanismo 20 de escaneado la capacidad de mover la fuente 12 de
láser dentro de un plano XY que es normal al eje 16 óptico.
Adicionalmente, el mecanismo 20 de escaneado es capaz de mover la
fuente 12 de láser en direcciones que son paralelas al eje 16
óptico {es decir, en la dirección z) , El mecanismo 20 de escaneado,
a su vez, realiza estos movimientos en respuesta a las
instrucciones del procesador 26. Los datos de entrada al procesador
26 pueden incluir las coordenadas de la trayectoria 42
predeterminada, la geometría y el índice de refracción de la
lentilla 28, así como otros datos de entrada descritos más
adelante.
La fig. 3 muestra la fuente 12 de láser
inicialmente orientada para dirigir un haz de láser a lo largo de
una trayectoria 46 del haz que es co-lineal con el
eje 16 óptico. Como se muestra, el haz de láser pasa a través de la
superficie 32 anterior de la lentilla 28 por un punto 48 de
incidencia y continúa hasta un punto 44 focal sobre la trayectoria
42 predeterminada. Como se muestra, la trayectoria 46 del haz es
básicamente normal a la superficie 32 anterior en el punto 48 de
incidencia y, por consiguiente, no hay refracción del haz de láser
en la superficie 32 anterior.
La fig. 3 muestra además la posición de la
fuente de láser (etiquetada como 12') después de la traslación de
la fuente 12 de láser dentro del plano XY. Como se muestra, un haz
de láser procedente de la fuente 12' de láser sigue una trayectoria
46' que pasa a través de la superficie 32 anterior de la lentilla 28
por un punto 48' de incidencia y continúa hasta un punto 44' focal
que no está sobre la trayectoria 42 predeterminada. Se muestra una
superficie 50 normal que es ortogonal a la superficie 32 anterior de
la lentilla 28 en el punto 48' de incidencia. Como se muestra, la
trayectoria 46' del haz pasa a través de la superficie 32 anterior
con un ángulo, \beta', respecto a la superficie 50 normal. Debido
a este ángulo, \beta', un haz de láser que se desplaza sobre la
trayectoria 46' del haz es refractado en la superficie 32 anterior
de la lentilla 28. Como se muestra, esta refracción afecta a la
profundidad del punto 44' focal, haciendo que el haz de láser se
enfoque antes de alcanzar la trayectoria 42 predeterminada. Sin
embargo, como se muestra, el mecanismo 20 de escaneado inclina el
haz de láser un ángulo \alpha' respecto al eje 16 óptico cuando la
fuente 12' de láser está situada a una distancia del eje 16 óptico.
Más específicamente, en la fig. 3 se observa que, a medida que la
fuente 12 de láser se mueve radialmente alejándose del eje 16
óptico, la inclinación del haz de láser respecto al eje 16 óptico
aumenta. Típicamente, esta inclinación se produce a un ritmo de
aproximadamente 1º/mm de distancia radial que se mueve la fuente 12
de láser desde el eje 16 óptico. Más específicamente, en la
periferia externa de la córnea 18, el haz de láser se ha movido
radialmente aproximadamente 4 mm del eje 16 óptico y se ha
inclinado un ángulo, \alpha, de aproximadamente 3º desde el eje 16
óptico. Aunque esta ligera inclinación del haz de láser disminuye
la refracción del haz de láser en la superficie 32 anterior de la
lentilla 28, aún se produce una refracción significativa en la
superficie 32 anterior de la lentilla 28.
Además de los efectos de la refracción, hay
otros muchos motivos por los que el haz de láser que emana de la
fuente 12' de láser se enfoca antes de alcanzar la trayectoria 42
predeterminada. En primer lugar, la trayectoria 42 predeterminada
está curvada en la dirección Z alejándose del plano XY, siguiendo la
curvatura de la superficie 40 anterior de la córnea 18. Por otro
lado, la fuente 12' de láser permanece situada en el plano XY
original. Adicionalmente, la inclinación del haz de láser respecto
al eje 16 óptico disminuye la profundidad del punto 44' focal. Por
tanto, a medida que la inclinación del haz de láser respecto al eje
16 óptico aumenta, la profundidad del punto 44' focal desde la
superficie 40 anterior disminuye. Además, la refracción provocada
por la configuración anatómica de la córnea 18 puede afectar a la
profundidad del punto 44' focal. Específicamente, se sabe que las
propiedades de densidad y birrefringencia de la córnea 18 varían en
función de la ubicación dentro de la córnea 18. A medida que el haz
de láser se mueve dentro de la córnea 18, las variaciones en las
propiedades de densidad y birrefringencia de la córnea 18 afectarán
a la profundidad del punto 44' focal.
Lo que es más importante para la presente
invención, el mecanismo 20 de escaneado puede mover selectivamente
la fuente 12 de láser en una dirección paralela al eje 16 óptico
para compensar los efectos de la curvatura de la trayectoria 42
predeterminada, la refracción debida a la lentilla 28, la
inclinación del haz de láser y la refracción producida por la
configuración anatómica de la córnea 18. La fig. 3 muestra la
posición de la fuente de láser (etiquetada como 12'') después de la
traslación de la fuente 12 de láser dentro del plano XY y la
traslación de la fuente 12 de láser una distancia, z, paralela al
eje 16 óptico. Como se muestra, un haz de láser procedente de la
fuente 12'' de láser sigue una trayectoria 46'' que pasa a través de
la superficie 32 anterior de la lentilla 28 por un punto 48'' de
incidencia y continúa hasta un punto 44'' focal que no está sobre
la trayectoria 42 predeterminada.
Del anterior análisis se deduce que la magnitud,
z, del movimiento de la fuente 12'' de láser en la dirección z para
situar el punto 44'' focal sobre la trayectoria 42 predeterminada
puede incluir tres componentes: z_{1}, z_{2} y z_{3}. La
primera componente, z_{1}, es geométrica y no incluye los efectos
de la refracción. Esta primera componente, z_{1}, depende de la
forma de la trayectoria 42 predeterminada (que está generalmente
afectada por la forma de la lentilla 28) y la inclinación del haz
de láser respecto al eje 16 óptico. Para mantener el punto 44 focal
a una profundidad constante desde la superficie 40 anterior de la
córnea 18, se debe realizar un movimiento z_{1} de
aproximadamente 1,5 mm a medida que el punto 4 4 focal se mueve
desde un punto sobre el eje 16 óptico hasta un punto
aproximadamente a 4 mm desde el eje 16 óptico cerca de la periferia
de la córnea 18. Los datos de entrada al procesador 26 para
calcular la corrección de z_{1} pueden incluir las coordenadas de
la trayectoria 42 predeterminada, la geometría de la lentilla 28 y
la inclinación del haz de láser respecto al eje 16 óptico.
\newpage
La segunda componente, z_{2}, compensa la
refracción que se produce en las superficies de la lentilla 28.
Típicamente, la magnitud de la corrección z_{2} variará en
magnitud desde cero sobre el eje 16 óptico hasta aproximadamente 7
\mum en una ubicación aproximadamente a 4 mm del eje 16 óptico
cerca de la periferia de la córnea 18. Los datos de entrada al
procesador 26 para calcular la corrección de z_{2} pueden incluir
las coordenadas de la trayectoria 42 predeterminada, la geometría y
el índice de refracción de la lentilla 28 y la inclinación del haz
de láser respecto al eje óptico.
La tercera componente, z_{3}, compensa la
refracción del haz del láser que se produce por la configuración
anatómica de la córnea 18. Específicamente, se sabe que las
propiedades de densidad y birrefringencia de la córnea 18 varían en
función de la ubicación dentro de la córnea 18. A medida que el
punto 44 focal se mueve a lo largo de la trayectoria 42
predeterminada dentro de la córnea 18, las variaciones en las
propiedades de densidad y birrefringencia de la córnea 18 afectarán
a la profundidad del punto 44 focal desde la superficie 40
anterior. Estas variaciones en las propiedades de densidad y
birrefringencia de la córnea 18, sin embargo, se pueden compensar
mediante movimientos z_{3}. Más específicamente, la densidad de la
córnea 18 se puede medir y mapear usando el detector 24 de frentes
de onda y las propiedades de birrefringencia de la córnea 18 se
pueden medir y mapear usando un elipsómetro 22. Estos mapas se
pueden introducir en el procesador 26 para calcular los movimientos
z_{3} que compensarán estas variaciones en las propiedades de la
córnea. Valores típicos para una corrección z_{3} estarán en el
intervalo de 5-8 \mum.
La descripción anterior proporciona sistemas y
procedimientos para mover el punto 44 focal del láser a lo largo de
una trayectoria 42 predeterminada. Cuando se desea realizar una
fotoablación a lo largo de una entrecara entre capas de laminillas,
estos sistemas y procedimientos se pueden ampliar con los sistemas y
procedimientos de la solicitud de patente estadounidense pendiente
de tramitación nº 09/783.665, depositada el 14 de febrero de 2001
por Bille y titulada "A Method for Separating Lamellae", y la
solicitud de patente estadounidense pendiente de tramitación nº
09/997.167, depositada el 28 de noviembre de 2001 por Bille y
titulada "A Method for Creating a Corneal Flap". Más
específicamente, las solicitudes pendientes de tramitación
09/783.665 y 09/997.167 proporcionan sistemas y procedimientos tipo
retroalimentados para realizar ajustes menores de la profundidad
del punto 44 focal del láser para mantener el punto 44 focal del
láser en la entrecara entre las capas de laminillas.
En otra realización de la presente invención, se
usa una lentilla 28 que tiene un índice de refracción no uniforme
para compensar los efectos sobre la profundidad del punto focal
debidos a la refracción de la lentilla 28 y a las variaciones en
las propiedades de la córnea. Por consiguiente, para esta
realización, los movimientos z_{2} y z_{3} de la fuente 12 de
láser se pueden disminuir o eliminar. El índice de refracción no
uniforme se puede lograr mediante implantación iónica de la
lentilla de plástico usando técnicas de enmascarado que son
conocidas en la técnica pertinente.
Para compensar los efectos sobre la profundidad
del punto focal debidos a la refracción que se produce en la
superficie 30 posterior y en la superficie 32 anterior de la
lentilla 28 se usa una lentilla 28 que tiene un perfil de índice de
refracción. Puesto que esta refracción es característica de la forma
de la lentilla 28, el perfil de índice de refracción será el mismo
para todas las lentillas que tengan la misma forma. Específicamente,
para esta realización, la porción de lentilla 28 que está sobre el
eje 16 óptico tendrá el mayor índice de refracción, mientras que la
periferia de la lentilla 28 tendrá un Índice de refracción
aproximadamente un 3 por ciento inferior.
Para compensar los efectos sobre la profundidad
del punto focal debidos a la configuración anatómica de la córnea
18, se prepara primero un mapeado de la córnea 18 con las
propiedades de densidad y birrefringencia de la córnea 18, como se
describió anteriormente. Con el mapeado, una lentilla 28 se puede
modificar selectivamente mediante implantación iónica para
compensar las variaciones en las propiedades de la córnea. Por
tanto, la lentilla 28 necesaria será diferente de un paciente a
otro. Sin embargo, se contempla que todas las córneas se puedan
clasificar en aproximadamente veinte grupos similares
anatómicamente. Por tanto, solo se necesitan aproximadamente veinte
lentillas diferentes para compensar la configuración anatómica de la
córnea 18 con una precisión razonable. La modificando selectiva de
las propiedades refractivas de la lentilla 28 tiene la ventaja de
reducir los requisitos de ajustes finos de la posición z de la
fuente 12 de láser y proporciona un control de calidad
pre-quirúrgico del perfil de profundidad del corte
intraestromal deseado. Además, se puede dar forma esférica a la
superficie anterior de la lentilla 28, lo que se puede fabricar
fácilmente mediante técnicas de duplicado y plantillas con forma de
bola. Todas las características individuales se pueden implementar
con técnicas de enmascarado de la tecnología microlitográfica.
Aunque el Sistema de Lentillas para Cirugía
Láser tal como se muestra y se describe con detalle en el presente
documento es completamente capaz de lograr los objetos y
proporcionar las ventajas indicadas anteriormente en el presente
documento, se debe entender que es meramente ilustrativo de las
realizaciones actualmente preferidas de la invención y que no se
pretende limitar los detalles de construcción o diseño mostrados en
el presente documento distintos a los descrito en las
reivindicaciones adjuntas.
Claims (12)
1. Un sistema (10) para mover el punto (44)
focal de un haz de láser a lo largo de una trayectoria (42)
predeterminada dentro de la córnea (18) de un ojo (14), en el que
la córnea (18) tiene una superficie (40) anterior y el ojo (14)
define un eje (16) óptico, comprendiendo dichos sistema (10):
una lentilla (28) formada por una superficie
(32) anterior y una superficie (30) posterior, teniendo dicha
superficie (30) posterior un radio de curvatura, R, siendo dicha
lentilla (28) acoplable con la córnea (18) para adaptar la
superficie (40) anterior de la misma con dicha superficie (30)
posterior de dicha lentilla (28);
una fuente (12) de láser para generar el haz de
láser, estando dicha fuente (12) de láser orientada para dirigir el
haz de láser a través de dicha lentilla (28) y teniendo un medio
para enfocar el haz de láser en un punto (44) focal a una
profundidad predeterminada dentro de la córnea (18);
un procesador (26) para recibir datos de entrada
que incluyen la geometría de dicha lentilla (28), la ubicación de
dicha fuente (12) de láser, un mapeado de la densidad de la córnea
(18) y el ángulo de inclinación del haz de láser respecto al eje
(16) óptico para al menos una ubicación de fuente de láser, estando
dicha ubicación de la fuente de láser distanciada de dicho eje (16)
óptico, funcionando dicho procesador (26) con dichos datos de
entrada para calcular los movimientos de la fuente (12) de láser
perpendiculares y paralelos a dicho eje (16) óptico necesarios para
mantener la profundidad del punto (44) focal desde la superficie
(40) anterior de la córnea (18) a medida que dicho punto (44) focal
avanza a lo largo de la trayectoria (42) predeterminada; y
medios (20) sensibles a dicho procesador (26)
para mover la fuente (12) de láser respecto a dicha lentilla (28)
para mover el punto (44) focal del haz de láser a lo largo de la
trayectoria (42) predeterminada.
2. Un sistema (10) según la reivindicación 1,
que comprende además un anillo (34) de succión, estando dicha
lentilla (28) montada sobre dicho anillo (34) de succión, siendo
dicho anillo (34) de succión para mantener dicha lentilla (28)
contra la córnea (18).
3. Un sistema (10) según la reivindicación 1, en
el que dicha lentilla (28) tiene un índice de refracción
básicamente uniforme y dichos datos de entrada incluyen dicho índice
de refracción de dicha lentilla (28).
4. Un sistema (10) según la reivindicación 1, en
el que dicho sistema (10) comprende además un elipsómetro (22) para
medir las propiedades de birrefringencia de la córnea (18) en una
pluralidad de ubicaciones dentro de la córnea (18) .
5. Un sistema (10) según la reivindicación 1, en
el que dicho sistema (10) comprende además, un analizador (24) de
frentes de onda para medir la densidad de la córnea en una
pluralidad de ubicaciones dentro de la córnea (18).
6. Un sistema (10) según la reivindicación 1, en
el que dicho radio de curvatura, R, de dicha superficie (30)
posterior de dicha lentilla (28) está en el intervalo de entre
aproximadamente 7,5 mm y aproximadamente 9,0 mm.
7. Un sistema (10) según la reivindicación 1, en
el que dicha superficie (32) anterior de la lentilla (28) está
distanciada de dicha superficie (30) posterior de la misma una
distancia de aproximadamente 0,2 mm.
8. Un sistema (10) según la reivindicación 1, en
el que dicha lentilla (28) tiene una porción central y se extiende
desde la porción central hasta una periferia, y en el que dicha
lentilla (28) tiene un perfil de índice de refracción, estando el
mayor índice de refracción en dicha porción central,
\eta_{porcióncentral}, y teniendo dicha periferia un índice de
refracción de aproximadamente 0,97 \eta_{porcióncentral}.
9. Un sistema (10) según la reivindicación 8, en
el que dicho perfil de índice de refracción se logra mediante
implantación iónica con enmascarado selectivo.
10. Un sistema (10) según la reivindicación 1,
en el que dicha lentilla (28) tiene un índice de refracción no
uniforme, variando dicho índice de refracción selectivamente dentro
de dicha lentilla (28) para compensar las variaciones en la
densidad de la córnea dentro de la córnea (18).
11. Un sistema (10) según la reivindicación 1,
en el que dicha lentilla (28) tiene un índice de refracción no
uniforme, variando dicho índice de refracción selectivamente dentro
de dicha lentilla (28) para compensar las variaciones de
birrefringencia dentro de la córnea (18}.
12. Un sistema (10) según la reivindicación 1,
en el que dicha trayectoria (42) predeterminada se extiende a lo
largo de una superficie curva que es básicamente paralela a dicha
superficie (30) posterior de dicha lentilla (28).
Applications Claiming Priority (2)
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|---|---|---|---|
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| US155810 | 2002-05-24 |
Publications (1)
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|---|---|
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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Country Status (6)
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|---|---|
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| DE (2) | DE20321423U1 (es) |
| ES (1) | ES2333857T3 (es) |
Families Citing this family (69)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7083609B2 (en) * | 2002-06-13 | 2006-08-01 | Visx, Incorporated | Corneal topography-based target warping |
| DE10353264B4 (de) * | 2003-11-14 | 2022-07-07 | Carl Zeiss Meditec Ag | Adapter zum Koppeln einer Laserbearbeitungsvorrichtung mit einem Objekt |
| US7481536B2 (en) * | 2004-02-19 | 2009-01-27 | Amo Manufacturing Usa, Llc | Methods and systems for differentiating left and right eye images |
| DE102004009212B4 (de) * | 2004-02-25 | 2015-08-20 | Carl Zeiss Meditec Ag | Kontaktelement für Laserbearbeitung und Laserbearbeitungsvorrichtung |
| US7402159B2 (en) * | 2004-03-01 | 2008-07-22 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | System and method for positioning a patient for laser surgery |
| US7238176B2 (en) * | 2004-04-29 | 2007-07-03 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Method for intrastromal photodisruption of dome-shaped surfaces |
| US20050143718A1 (en) * | 2004-12-02 | 2005-06-30 | Sie Ag Surgical Instrument Engineering | Method for surgical treatment of a patient's eye by means of a laser |
| US20080287927A1 (en) * | 2004-12-02 | 2008-11-20 | Sie Ag Surgical Instrument Engineering | Protective device for ophthalmic laser treatment |
| US8394084B2 (en) | 2005-01-10 | 2013-03-12 | Optimedica Corporation | Apparatus for patterned plasma-mediated laser trephination of the lens capsule and three dimensional phaco-segmentation |
| US7390089B2 (en) * | 2005-02-25 | 2008-06-24 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Device and method for aligning an eye with a surgical laser |
| US20070027438A1 (en) * | 2005-07-26 | 2007-02-01 | Frieder Loesel | System and method for compensating a corneal dissection |
| US7955324B2 (en) * | 2005-10-21 | 2011-06-07 | Technolas Perfect Vision Gmbh | Cornea contact system |
| US20070173796A1 (en) * | 2006-01-25 | 2007-07-26 | Ralf Kessler | Device and method for calibrating a laser system |
| US20070219541A1 (en) * | 2006-03-14 | 2007-09-20 | Intralase Corp. | System and method for ophthalmic laser surgery on a cornea |
| US8182471B2 (en) * | 2006-03-17 | 2012-05-22 | Amo Manufacturing Usa, Llc. | Intrastromal refractive correction systems and methods |
| GB2436068A (en) * | 2006-03-18 | 2007-09-19 | Ernest Mark Talbot | Surgical contact lens |
| ES2367315T3 (es) * | 2006-07-04 | 2011-11-02 | Wavelight Gmbh | Elemento de contacto con el ojo mejorado. |
| DE102006036800A1 (de) * | 2006-08-07 | 2008-02-14 | Carl Zeiss Meditec Ag | Vorrichtung zur individuellen Therapieplanung und positionsgenauen Modifikation eines optischen Elements |
| US20080082088A1 (en) | 2006-09-05 | 2008-04-03 | Intralase Corp. | System and method for resecting corneal tissue |
| US20080082086A1 (en) | 2006-09-05 | 2008-04-03 | Kurtz Ronald M | System and method for resecting corneal tissue |
| US8685006B2 (en) * | 2006-11-10 | 2014-04-01 | Carl Zeiss Meditec Ag | Treatment apparatus for surgical correction of defective eyesight, method of generating control data therefore, and method for surgical correction of defective eyesight |
| US8088124B2 (en) * | 2007-01-19 | 2012-01-03 | Technolas Perfect Vision Gmbh | System and method for precise beam positioning in ocular surgery |
| JP2010520801A (ja) | 2007-03-13 | 2010-06-17 | オプティメディカ・コーポレイション | 眼球手術及び減張切開部を作成するための装置 |
| DE102007019813A1 (de) | 2007-04-26 | 2008-10-30 | Carl Zeiss Meditec Ag | Vorrichtung und Verfahren zum Erzeugen von Schnittflächen in der Hornhaut eines Auges zur Fehlsichtigkeitskorrektur |
| EP2033605B1 (de) * | 2007-08-31 | 2012-03-28 | Schwind eye-tech-solutions GmbH & Co. KG | Lasersystem zum Ablatieren von Hornhaut an einem Patientenauge |
| JP5623907B2 (ja) * | 2007-09-05 | 2014-11-12 | アルコン レンゼックス， インコーポレーテッド | レーザ手術におけるレーザ誘起保護シールド |
| US9456925B2 (en) * | 2007-09-06 | 2016-10-04 | Alcon Lensx, Inc. | Photodisruptive laser treatment of the crystalline lens |
| WO2009033107A2 (en) * | 2007-09-06 | 2009-03-12 | Lensx Lasers, Inc. | Photodisruptive treatment of crystalline lens |
| ES2673575T3 (es) | 2007-09-06 | 2018-06-22 | Alcon Lensx, Inc. | Fijación de objetivo precisa de foto-disrupción quirúrgica |
| JP2010538703A (ja) * | 2007-09-10 | 2010-12-16 | アルコン レンゼックス， インコーポレーテッド | レーザ手術において眼へのインタフェースを提供する装置、システム及び技術 |
| US20090149841A1 (en) * | 2007-09-10 | 2009-06-11 | Kurtz Ronald M | Effective Laser Photodisruptive Surgery in a Gravity Field |
| DE112008002511T5 (de) * | 2007-09-18 | 2010-07-15 | LenSx Lasers, Inc., Aliso Viejo | Verfahren und Vorrichtungen für integrierte Kataraktchirurgie |
| US20090137991A1 (en) * | 2007-09-18 | 2009-05-28 | Kurtz Ronald M | Methods and Apparatus for Laser Treatment of the Crystalline Lens |
| ES2390315T3 (es) * | 2007-11-02 | 2012-11-08 | Alcon Lensx, Inc. | Aparato para unas prestaciones ópticas oculares posoperatorias mejoradas |
| EP2926780B1 (en) | 2008-01-09 | 2018-08-15 | Alcon Lensx, Inc. | Photodisruptive laser fragmentation of tissue |
| DE102008017293B4 (de) * | 2008-04-04 | 2019-11-14 | Carl Zeiss Meditec Ag | Verfahren zum Erzeugen von Steuerdaten für die Augenchirurgie sowie augenchirurgische Behandlungsvorrichtung und -verfahren |
| US20090299345A1 (en) * | 2008-05-27 | 2009-12-03 | Bille Josef F | System and method for reshaping a cornea using a combination of liob and structural change procedures |
| US8529557B2 (en) * | 2008-05-30 | 2013-09-10 | Technolas Perfect Vision Gmbh | System and method for stray light compensation of corneal cuts |
| MX2011002070A (es) * | 2008-08-25 | 2011-06-21 | Wavelight Gmbh | Acoplamiento de un ojo a un dispositivo laser. |
| US8366701B2 (en) * | 2009-01-27 | 2013-02-05 | Technolas Perfect Vision Gmbh | System and method for correcting higher order aberrations with changes in intrastromal biomechanical stress distributions |
| US8483991B2 (en) * | 2009-05-15 | 2013-07-09 | Fluke Corporation | Method and system for measuring thermal radiation to determine temperature and emissivity of an object |
| US10624787B2 (en) | 2009-07-10 | 2020-04-21 | Alcon Inc. | Apparatus for cutting a tissue section of an eye by laser radiation |
| CA2774536C (en) * | 2009-09-18 | 2017-12-12 | Amo Development, Llc | Registration of corneal flap with ophthalmic measurement and/or treatment data for lasik and other procedures |
| US9492322B2 (en) | 2009-11-16 | 2016-11-15 | Alcon Lensx, Inc. | Imaging surgical target tissue by nonlinear scanning |
| US20110144629A1 (en) * | 2009-12-10 | 2011-06-16 | Rupert Veith | Method for Complementing Conventional Vision Correction with Laser Correction of the Cornea |
| DE102010004696B4 (de) | 2010-01-15 | 2022-04-28 | Schwind Eye-Tech-Solutions Gmbh | Vorrichtung zum Behandeln eines Patientenauges mit Laserstrahlung sowie Verfahren zum Positionieren |
| US8265364B2 (en) * | 2010-02-05 | 2012-09-11 | Alcon Lensx, Inc. | Gradient search integrated with local imaging in laser surgical systems |
| US8414564B2 (en) * | 2010-02-18 | 2013-04-09 | Alcon Lensx, Inc. | Optical coherence tomographic system for ophthalmic surgery |
| US20160074221A1 (en) * | 2010-06-14 | 2016-03-17 | Marie-Jose B. Tassignon | Femtosecond laser apparatus for plasma induced vitreous ablation in the eye |
| US8398236B2 (en) | 2010-06-14 | 2013-03-19 | Alcon Lensx, Inc. | Image-guided docking for ophthalmic surgical systems |
| US8845624B2 (en) | 2010-06-25 | 2014-09-30 | Alcon LexSx, Inc. | Adaptive patient interface |
| US9532708B2 (en) | 2010-09-17 | 2017-01-03 | Alcon Lensx, Inc. | Electronically controlled fixation light for ophthalmic imaging systems |
| US20120240939A1 (en) * | 2011-03-24 | 2012-09-27 | Jochen Kandulla | Apparatus and Method for Control of Refractive Index Changes in a Material |
| US8459794B2 (en) | 2011-05-02 | 2013-06-11 | Alcon Lensx, Inc. | Image-processor-controlled misalignment-reduction for ophthalmic systems |
| US9089401B2 (en) | 2011-05-06 | 2015-07-28 | Alcon Lensx, Inc. | Adjusting ophthalmic docking system |
| EP2522318A1 (en) * | 2011-05-12 | 2012-11-14 | Sanofi-Aventis Deutschland GmbH | Guide device for intraocular injection |
| US9622913B2 (en) | 2011-05-18 | 2017-04-18 | Alcon Lensx, Inc. | Imaging-controlled laser surgical system |
| US8939967B2 (en) | 2011-08-03 | 2015-01-27 | Alcon Lensx, Inc. | Patient interface defogger |
| US8398238B1 (en) | 2011-08-26 | 2013-03-19 | Alcon Lensx, Inc. | Imaging-based guidance system for ophthalmic docking using a location-orientation analysis |
| US9023016B2 (en) | 2011-12-19 | 2015-05-05 | Alcon Lensx, Inc. | Image processor for intra-surgical optical coherence tomographic imaging of laser cataract procedures |
| US9066784B2 (en) | 2011-12-19 | 2015-06-30 | Alcon Lensx, Inc. | Intra-surgical optical coherence tomographic imaging of cataract procedures |
| US9044304B2 (en) | 2011-12-23 | 2015-06-02 | Alcon Lensx, Inc. | Patient interface with variable applanation |
| US8807752B2 (en) | 2012-03-08 | 2014-08-19 | Technolas Perfect Vision Gmbh | System and method with refractive corrections for controlled placement of a laser beam's focal point |
| US9603744B2 (en) | 2012-11-09 | 2017-03-28 | Technolas Perfect Vision Gmbh | Adaptable patient interface |
| US10335315B2 (en) * | 2013-02-01 | 2019-07-02 | Alcon Lensx, Inc. | Bi-radial patient interface |
| US9398979B2 (en) | 2013-03-11 | 2016-07-26 | Technolas Perfect Vision Gmbh | Dimensional compensator for use with a patient interface |
| US10219948B2 (en) | 2016-02-24 | 2019-03-05 | Perfect Ip, Llc | Ophthalmic laser treatment system and method |
| EP3323393B1 (en) * | 2016-11-18 | 2020-05-13 | Ziemer Ophthalmic Systems AG | Ophthalmological patient interface |
| JP7326271B2 (ja) * | 2017-12-12 | 2023-08-15 | アルコン インコーポレイティド | 眼科手術用患者インタフェース |
Family Cites Families (24)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3069080D1 (en) | 1979-11-28 | 1984-10-04 | Lasag Ag | Observation device for eye-treatment |
| US4772115A (en) | 1986-09-02 | 1988-09-20 | Computed Anatomy Incorporated | Illuminated ring keratometer device |
| US4907586A (en) | 1988-03-31 | 1990-03-13 | Intelligent Surgical Lasers | Method for reshaping the eye |
| DE3838253A1 (de) | 1988-11-11 | 1990-05-23 | Krumeich Joerg H | Saugring fuer operationen am menschlichen auge |
| US5098426A (en) * | 1989-02-06 | 1992-03-24 | Phoenix Laser Systems, Inc. | Method and apparatus for precision laser surgery |
| US6099522A (en) | 1989-02-06 | 2000-08-08 | Visx Inc. | Automated laser workstation for high precision surgical and industrial interventions |
| IL89874A0 (en) * | 1989-04-06 | 1989-12-15 | Nissim Nejat Danon | Apparatus for computerized laser surgery |
| JP3206923B2 (ja) * | 1991-01-30 | 2001-09-10 | 株式会社ニデック | 眼科用レーザ手術装置 |
| US5647865A (en) * | 1991-11-01 | 1997-07-15 | Swinger; Casimir A. | Corneal surgery using laser, donor corneal tissue and synthetic material |
| US6325792B1 (en) * | 1991-11-06 | 2001-12-04 | Casimir A. Swinger | Ophthalmic surgical laser and method |
| US5984916A (en) | 1993-04-20 | 1999-11-16 | Lai; Shui T. | Ophthalmic surgical laser and method |
| WO1994009849A1 (en) | 1992-10-26 | 1994-05-11 | Swinger Casimir A | Method of performing ophthalmic surgery |
| US5336215A (en) * | 1993-01-22 | 1994-08-09 | Intelligent Surgical Lasers | Eye stabilizing mechanism for use in ophthalmic laser surgery |
| CA2127029C (en) * | 1993-11-12 | 2003-08-19 | Tibor Juhasz | Intrastromal photorefractive keratectomy |
| KR19990063901A (ko) * | 1995-09-29 | 1999-07-26 | 스테펜에이.듄 | 콘택트 렌즈와 그 가공방법 |
| US5822035A (en) | 1996-08-30 | 1998-10-13 | Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh | Ellipsometer |
| US6271914B1 (en) | 1996-11-25 | 2001-08-07 | Autonomous Technologies Corporation | Objective measurement and correction of optical systems using wavefront analysis |
| US5920373A (en) * | 1997-09-24 | 1999-07-06 | Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh | Method and apparatus for determining optical characteristics of a cornea |
| US20020013577A1 (en) * | 1998-03-06 | 2002-01-31 | Frey Rudolph W. | Laser beam delivery and eye tracking system |
| US6224211B1 (en) * | 1999-06-08 | 2001-05-01 | Medjet, Inc. | Super vision |
| US6451006B1 (en) * | 2001-02-14 | 2002-09-17 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Method for separating lamellae |
| US20020193704A1 (en) | 2001-04-19 | 2002-12-19 | Peter Goldstein | Method and system for photodisruption of tissue of the eye |
| US20030014042A1 (en) * | 2001-07-13 | 2003-01-16 | Tibor Juhasz | Method of creating stromal pockets for corneal implants |
| US6641577B2 (en) * | 2001-11-28 | 2003-11-04 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Apparatus and method for creating a corneal flap |
-
2002
- 2002-05-24 US US10/155,810 patent/US6730074B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2003
- 2003-02-24 JP JP2003045281A patent/JP4194858B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2003-03-12 DE DE20321423U patent/DE20321423U1/de not_active Expired - Lifetime
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