ES2338723T3 - Dispositivo para la cirugia ocular de optica laser. - Google Patents

Abstract

Dispositivo para la cirugía ocular de óptica láser con una fuente (10) de radiación láser de femtosegundos pulsada así como unos componentes (12, 14, 16) ópticos para la guía de la radiación láser y el enfoque de la misma sobre un lugar de tratamiento en o en el interior del ojo, presentando los componentes ópticos una pluralidad de lentes (18, 20) dispuestas una detrás de otra en la trayectoria de la radiación láser, estando dispuesta por lo menos una (18) de las lentes ajustable con respecto a las otras en la dirección de la trayectoria de los rayos, caracterizado porque a la lente ajustable, para su ajuste, está dispuesta una disposición de ajuste (24) y porque para el control de la disposición de ajuste está prevista una unidad de control (26), la cual está dispuesta para acceder a datos de medición sobre la topografía de una superficie del ojo y a controlar la disposición de ajuste dependiendo de la topografía de la superficie medida.

Description

Dispositivo para la cirugía ocular de óptica láser.

La presente invención se refiere a un dispositivo para la cirugía ocular de óptica láser.

En la cirugía ocular, se utilizan láseres de formas muy diversas. Por ejemplo, en la cirugía óptica refractiva, que sirve para la eliminación de ametropías, se practican con frecuencia cortes en la córnea (córnea) o en el cristalino. Una técnica de uso extendido para ello es la denominada femto-LASIK. En la LASIK (Laser In Situ Keratomileusis) se corta en primer lugar un pequeño disco superficial de la córnea. Este pequeño disco, que en el mundo profesional se designa con el nombre de "Flap", cuelga todavía en una zona de charnela del restante tejido epitelial; es abatido hacia el lado para de este modo poner al descubierto las zonas de tejido del la córnea situadas debajo. Acto seguido, se retira material del estroma, mediante un láser excímero, a medida de un perfil de ablación determinado con anterioridad. Después, se abate de vuelta el Flap y cicatriza en un tiempo relativamente corto con el tejido restante. De manera clásica, el Flap se genera, mecánicamente, mediante un microqueratomo. Sin embargo, es más cuidadosa una generación mediante un láser. Para ello, se utiliza radiación láser con duraciones de pulso ultracortas (de ahí: femto-LASIK). Para una localización precisa del corte se necesita un diámetro de foco comparativamente pequeño con longitud de Rayleigh corta. Diámetros de foco típicos durante la práctica de cortes de Flap u otras incisiones en la córnea o el cristalino del ojo están aproximadamente en 5 \mum o por debajo. Las longitudes de Rayleigh usuales son de aproximadamente 10 \mum o inferiores.

La influencia sobre el o la variación del material tiene lugar, esencialmente, únicamente en la zona del foco del rayo. Fuera del foco del rayo la densidad de energía es demasiado pequeña. Debido a las pequeñas dimensiones de foco es necesario un enfoque preciso del rayo láser sobre el lugar deseado, en el cual hay que practicar un corte. El ajuste preciso del lugar del foco en el plano x-y (por él, se entiende el plano perpendicular con respecto al eje del rayo) se consigue con una unidad de desviación (escáner) formada por uno o varios espejos de desviación ajustables. Los problemas están relacionados, sin embargo, con el control del foco en la dirección z (es decir en la dirección del eje del rayo). Si, por ejemplo, se quiere evitar en un corte de la superficie, el cual debe discurrir por lo menos parcialmente a una profundidad constante en la córnea (como es el caso para un Flap), un ajuste z del foco del rayo, hay que colocar sobre el ojo una placa de aplanación plana sobre el lado orientado hacia el ojo, para de este modo aplanar la córnea. El Flap se puede generar entonces mediante un corte de la superficie plano.

La placa de aplanación es fijada con respecto al objetivo que enfoca la radiación láser y suministra de esta manera una referencia z para el foco del rayo. Por desgracia, aumenta sin embargo, a causa del aplanamiento del ojo, apreciablemente la presión interna del ojo lo que puede conducir incluso, bajo ciertas circunstancias, incluso a una lesión irreversible del nervio óptico.

Pequeñas deformaciones del ojo son posibles cuando se utiliza un vidrio de contacto cóncavo por su lado orientado hacia el ojo. De todos modos, en caso de utilización de lentes de este tipo no se pueden excluir, sin embargo, nunca por completo deformaciones del ojo. Además, los vidrios de contacto abovedados tienen, por regla general, una influencia negativa sobre la calidad del foco del rayo. La superficie límite curva entre el vidrio de contacto y la córnea puede conducir, por ejemplo, a distorsiones de coma las cuales pueden tener, por su parte, efectos desfavorables sobre la calidad de la incisión.

El documento EP 0 983 757 A2 da a conocer un dispositivo láser para la ablación de tejidos corneales de un ojo. El dispositivo comprende dos fuentes láser diferentes, una de las cuales sirve para la medición de la superficie de la córnea y la otra para la ablación de tejido. Los caminos de la radiación de ambas fuentes de láser discurren juntos y contienen en su sección común una lente de enfoque, dispuesta desplazable longitudinalmente, cuya posibilidad de ajuste longitudinal se utiliza para el ajuste del foco durante la medición de la superficie de la córnea. El láser de trabajo utilizado para la ablación es un láser excímero que emite a 193 nm.

El documento DE 10 2005 013 949 A1 da a conocer, en sus figuras 1-3, unas formas de realización de un sistema láser para el tratamiento del ojo humano con radiación láser de femtosegundos pulsada. El sistema presenta una óptica de ensanchamiento del rayo con una lente divergente y una lente convergente que viene a continuación, siendo la lente divergente desplazable en la dirección del rayo mediante un accionamiento de ajuste, para ajustar la posición del foco de la radiación láser en la dirección z. La posición z del foco del rayo se puede referenciar con respecto a un vidrio de contacto, que debe colocarse sobre el ojo que hay que tratar.

El documento DE 102 07 535 A1 da a conocer un dispositivo de tratamiento con láser que puede emitir la luz láser de la única fuente láser opcionalmente como radiación de medición o como radiación de tratamiento.

La invención se plantea el problema de crear un dispositivo para la cirugía ocular de óptica láser que permita un tratamiento del ojo que lo proteja pero que sea a pesar de ello preciso.

Para la solución de este problema, la invención parte de un dispositivo para la cirugía ocular de ópticas láser con una fuente de radiación láser de femtosegundos pulsada así como componentes ópticos para la guía de la radiación óptica y el enfoque de la misma sobre un lugar de tratamiento en o en el interior del ojo, presentando los componentes ópticos un gran número de lentes dispuestas una detrás de otra en la trayectoria de la radiación láser. Según la invención está, según un modo de ver, por lo menos una de las lentes dispuesta ajustable con respecto a las otras en la dirección de la trayectoria de los rayos, estando asignada a la lente ajustable, para su ajuste, una disposición de ajuste y estando prevista para el control de la disposición de ajuste una unidad de control, la cual está dispuesta para acceder a datos de medición sobre la topografía de una superficie del ojo y para controlar la disposición de ajuste dependiendo de la topografía de la superficie medida.

La solución según la invención se basa en un control z del foco del rayo dependiendo de la topografía de la superficie del ojo medida. Permite prescindir de un vidrio de contacto puesto encima del ojo, ya sea en forma de una placa de aplanación plana o en forma de una lente abovedada de forma cóncava. Prescindir por completo de un vidrio de contacto de este tipo tiene, correspondientemente, la consecuencia de que no aparecen ningún tipo de deformaciones indeseadas del ojo durante el tratamiento, ni distorsiones debidas al vidrio de contacto. Los datos de medición topográficos representan en especial la topografía de la superficie exterior de la córnea. Se entiende, sin embargo, que es imaginable fundamentalmente utilizar otra superficie dentro del ojo como superficie de referencia que hay que medir, por ejemplo la superficie del cristalino.

La topografía de la superficie del ojo se puede medir, por ejemplo, con técnica de rendija de luz, mediante ultrasonido o mediante tomografía de coherencia óptica. Estas técnicas son en sí conocidas en el mundo profesional motivo por el cual no precisan de ningún tipo de explicaciones adicionales acerca del tipo de obtención de los datos de medición de topografía. Una disposición de medición, que funciona según uno o varios de los principios de medición mencionados, puede ser parte de un dispositivo según la invención y almacenar sus datos de medición en una memoria, a la cual tiene acceso la unidad de control.

En la medida en que para la medición topográfica se utilice tomografía de coherencia óptica, la invención enseña, en particular, la utilización de dispositivos extremadamente rápidos para la tomografía de coherencia óptica con la utilización de fuentes de radiación de femtosegundos, preferentemente con tasas de repetición en el margen de 10 GHz preferentemente en el margen de 100 GHz o más, por ejemplo la utilización de los denominados VECSEL (Vertical External Cavity Surface Emitting Laser). Los diodos láser de semiconductor de este tipo pueden ser bombeados eléctrica u ópticamente y alcanzan, a pesar de un tamaño constructivo en el margen de los centímetros, potencias y rendimientos muy grandes. Se pueden utilizar también láseres de fibras en el marco de la tomografía de coherencia óptica. Las fuentes de radiación de este tipo pueden generar continuos Fs con anchuras de banda mayores de 100 nm hasta 1.000 nm y con tasas de repetición mayores de 100 GHz, de manera que se puede alcanzar una tasa de medición extremadamente alta la cual permite, en caso necesario, una medición casi en tiempo real de la topografía de la superficie de referencia (por ejemplo la superficie de la córnea) durante el proceso de operación. De acuerdo con esto, no hay que llevar a cabo necesariamente la medición topográfica por completo antes de la operación sino que se puede llevar a cabo, por así decirlo "online", durante la operación.

De manera adecuada, los componentes ópticos del dispositivo según la invención forman una óptica de ensanchamiento del rayo, una unidad de desviación dispuesta después de la óptica de ensanchamiento del rayo en la dirección de la trayectoria del rayo, que sirve para la desviación del rayo en un plano transversal con respecto a la dirección del rayo, así como una óptica de enfoque dispuestas después de la unidad de desviación en la dirección de la trayectoria del rayo. La óptica de ensanchamiento del rayo ensancha el rayo láser suficientemente como para alcanzar la apertura numérica de la óptica de enfoque necesaria para el diámetro de foco pequeño a que se aspira. Por regla general, la óptica de ensanchamiento del rayo presentará varias lentes dispuestas una detrás de la otra en la dirección del rayo, de las cuales por lo menos una está formada como lente divergente y por lo menos otra como lente convergente, estando situada la lente divergente delante de la lente convergente. Las ópticas de ensanchamiento del rayo usuales en el mercado constan, por regla general, de un total de dos o tres lentes, de las cuales la primera lente (lente de entrada) es siempre una lente divergente. Su diámetro es mucho menor que el de la(s) lente(s) convergente(s) que viene(n)
a continuación. Correspondientemente, su masa es también por regla general notablemente menor que la de la(s) len-
te(s) convergente(s) que viene(n) a continuación de la óptica de ensanchamiento del rayo. Por este motivo, prevé una forma de realización preferida de la invención disponer una lente divergente de la óptica de ensanchamiento del rayo, en especial la lente de entrada de la óptica de ensanchamiento del rayo, de forma ajustable y desplazarla en la dirección del rayo, con el propósito del control z del foco del rayo, con respecto a por lo menos una lente convergente de la óptica de ensanchamiento del rayo. La pequeña masa de la lente divergente permite al mismo tiempo un ajuste altamente dinámico de la misma, por ejemplo mediante un accionamiento de ajuste electromotor o piezoeléctrico. Por el contrario, en el caso de un ajuste de la lente convergente que viene a continuación o incluso de la óptica de enfoque, la masa que habría que mover incomparablemente mayor lo que sería perjudicial para la dinámica deseada.

Se ha demostrado que para una concepción y un posicionamiento adecuados de las lentes del dispositivo según la invención puede ser suficiente con un recorrido de ajuste de la lente de entrada de la óptica de ensanchamiento del rayo de 10,0 mm, para poder desplazar el foco del rayo en un margen de 1,4 mm. Esto es, por regla general, suficiente como para compensar el abovedamiento de la córnea e introducir un corte de la superficie situado a profundidad constante en la córnea.

La unidad de control puede estar dispuesta para medir una posición teórica para la lente que hay que ajustar dependiendo de la topografía de la superficie medida así como dependiendo de la diferencia de altura de un lugar de acción deseado de la radiación en el ojo con respecto a la superficie medida topográficamente y controlar la disposición de ajuste dependiendo de la posición teórica determinada. La diferencia de altura se refiere, en este caso, a la distancia en dirección z. Incluso en caso de una posición de la cabeza completamente tranquila e incluso en caso de fijación del ojo mediante un anillo de aspiración no se pueden evitar por completo pequeños movimientos de la córnea en la dirección z. Los movimientos de este tipo están condicionados, por ejemplo, por la respiración. Para poder posicionar a pesar de ello el foco del rayo de manera precisa en el lugar deseado del ojo, el dispositivo según la invención está provisto, en un perfeccionamiento preferido, de una disposición de medición, la cual está dispuesta para registrar desplazamientos de la posición en altura, por lo menos de un lugar de referencia, en o en el interior del ojo. La unidad de control está al mismo tiempo dispuesta para corregir la posición teórica de la lente que hay que ajustar dependiendo de la posición en altura actual registrada del por lo menos un lugar de referencia y controlar la disposición de ajuste dependiendo de la posición teórica corregida. Como lugar de referencia se considera, por ejemplo, el vértice de la córnea.

En caso de prescindir de un anillo de aspiración para la fijación del ojo son inevitables, incluso para una posición de la cabeza por lo demás tranquila, movimientos de giro del globo ocular. Los movimientos del ojo de este tipo pueden hacer necesaria una corrección z de la posición teórica determinada para la lente ajustable. Ya que un giro del globo ocular puede dar lugar, al mismo tiempo, a un desplazamiento de la coordenada z de un lugar de acción de la radiación láser en el ojo. Por este motivo, el dispositivo según la invención puede comprender una disposición de medición la cual está dispuesta para registrar movimientos, por lo menos de un lugar de referencia, en o en el interior del ojo en un plano transversal con respecto a la dirección de la trayectoria del rayo, estando dispuesta la unidad de control para corregir la posición teórica de la lente ajustable dependiendo de la posición transversal actual registrada del por lo menos un lugar de referencia y para controlar el dispositivo de ajuste dependiendo de la posición teórica corre-
gida.

Independientemente de si se tienen en cuenta movimientos de giro del ojo durante la corrección de la posición teórica de la lente ajustable, es necesario en todo caso un control de la unidad de desviación del rayo (escáner) dependiendo de los movimientos del ojo para poder seguir constantemente el foco del rayo de forma precisa. Los sistemas de vigilancia ("Eyetracker") necesarios para ello son en sí conocidos en el mundo profesional. Por ejemplo, se puede vigilar, en este caso, el vértice de la córnea en cuanto a desplazamientos transversalmente con respecto al eje del rayo.

Preferentemente, el diámetro del foco de la radiación láser no es mayor de aproximadamente 10 \mum, mejor no mayor de aproximadamente 7 \mum y aún mejor no mayor de aproximadamente 5 \mum. La longitud de Rayleigh de la radiación láser no preferentemente mayor de aproximadamente 20 \mum, mejor no mayor de aproximadamente 15 \mum y aún mejor no mayor de aproximadamente 10 \mum.

Para la generación de un corte de la superficie, esencialmente paralelo con respecto a la superficie de la córnea, en la córnea mediante exploración lineal, la unidad de control puede estar dispuesta para suministrar a la disposición de ajuste, una señal de control con característica aproximadamente triangular y altura del triángulo variable. De manera alternativa a una exploración lineal, en la cual el rayo es movido a lo largo de líneas paralelas sobre el ojo, es imaginable una exploración espiral. Para ello la unidad de control puede estar dispuesta, para la generación de un corte de la superficie, esencialmente paralelo a la superficie de la córnea, en la córnea mediante exploración en espiral, para suministrar una señal de control de amplitud variable monótonamente a la disposición de ajuste. La forma triangular de la señal de control durante la exploración lineal está relacionada con el hecho de que cada línea de la córnea situada más abajo discurre a través de zonas intermedias situadas más arriba y de nuevo hacia el borde de la córnea. Correspondientemente, hay que ajustar la lente en diferentes posiciones. La altura del triángulo variable de la señal de control viene de que en el caso de líneas que discurren por encima del vértice de la córnea o cerca del mismo, debido del abovedamiento de la córnea, la elevación z de la línea es mayor que en el caso de las líneas cercanas al borde. En el caso de la exploración espiral, por el contrario, es necesario un ajuste constante de la lente ajustable en una dirección, lo que se expresa en una amplitud monótonamente variable de la señal de control.

El dispositivo según la invención no sólo no necesita ningún vidrio de contacto que haya que colocar sobre el ojo sino que está preferentemente también libre de formaciones de fijación para un vidrio de contacto de este tipo.

De acuerdo con otro punto de vista, la invención prevé un procedimiento de control para un dispositivo para cirugía ocular de óptica láser, presentando el dispositivo una fuente de radiación láser de femtosegundos pulsada, un gran número de lentes dispuestas unas detrás de otras en la trayectoria del rayo de la radiación láser, de las cuales por lo menos una está dispuesta ajustable con respecto a otras lentes en la dirección de la trayectoria del rayo, así como una disposición de ajuste para el ajuste de la por lo menos una lente ajustable. Según la invención se determina, durante el procedimiento, sobre la base de los datos de medición topográfica almacenados, una posición teórica para la lente ajustable y se genera, dependiendo de la posición teórica determinada, una señal de control para la disposición de ajuste.

La invención se explica a continuación con mayor detalle a partir de los dibujos adjuntos, en los que:

la figura 1 muestra una representación mediante unos bloques de un ejemplo de forma de realización de un dispositivo para cirugía ocular de óptica láser,

la figura 2 muestra un recorrido cualitativo de la posición de ajuste de una lente que se puede ajustar de manera individual del dispositivo láser de la figura 1 en el caso de un escaneo lineal, y

la figura 3 muestra un recorrido cuantitativo de la posición de ajuste de la lente ajustable en el caso de un escaneo espiral.

El dispositivo láser para la cirugía ocular, mostrado en la Figura 1, comprende un generador láser 10, el cual genera y emite radiación láser pulsada con una duración de pulso en el margen de los femtosegundos. El concepto de femtosegundos debe entenderse, en este caso, de una manera amplia; no debe ser entendido en el sentido de una limitación nítida con respecto a las duraciones de pulso a partir de 1 ps. Por el contrario, la invención es adecuada en principio también para duraciones de pulso superiores a de 1 ps. La indicación de una duración de pulso en el margen de fs en determinante por sí sola en la medida en que los láseres fs utilizados en la cirugía ocular tienen usualmente dimensiones de foco comparativamente pequeñas con un diámetro de foco de por ejemplo a lo sumo 5 \mum y una longitud de Rayleigh de a lo sumo 10 \mum y la invención despliega sus ventajas, en especial para dimensiones de foco pequeñas de este tipo. A pesar de ello la duración de pulso de la radiación láser está preferentemente por debajo de 1 ps, por ejemplo en el margen de femtosegundos de tres posiciones.

La tasa de repetición de pulsos del generador láser 10 puede estar, por ejemplo, en el margen de kHz de dos o tres posiciones hasta el margen de los MHz. En particular, puede ser controlable la tasa de pulso del generador láser 10. La longitud de onda de la radiación láser generada y utilizada para el tratamiento puede estar situada, por ejemplo, en la banda del infrarrojo, aproximadamente en torno a 1 \mum, si bien puede ser también más corta hasta la banda del UV.

En la trayectoria del rayo del rayo láser emitido por el generador láser vienen, uno detrás de otro, una óptica de ensanchamiento del rayo 12, un escáner 14 así como una óptica de enfoque 16. La óptica de ensanchamiento del rayo 12 está representada, en este caso, como sistema de dos lentes con una lente divergente 18 y una lente convergente 20, situada detrás de ella. Se sobrentiende que se pueden utilizar también ópticas de ensanchamiento del rayo con más de dos lentes. Por regla general, la lente de entrada de la óptica de ensanchamiento del rayo, aquí la lente 12, es, sin embargo, una lente divergente. Las lentes 18, 20 de la óptica de ensanchamiento del rayo 12 está alojadas en una carcasa que no se ha representado con mayor detalle, estando dispuesta la lente convergente 20 de manera fija en la carcasa, siendo la lente divergente 18 sin embargo ajustable en la dirección del eje del rayo (designado mediante 22) con respecto a la lente convergente 20. Para el ajuste de la lente divergente 18 sirve un accionamiento de ajuste 24, el cual es controlado por una unidad de control 26. Por ejemplo, el accionamiento de ajuste 24 es un ajuste de accionamiento electromotor o piezoeléctrico. El accionamiento de ajuste 24 engarza por ejemplo, de una manera que no se ha representado con mayor detalle, en una montura de lente la cual, por su parte, está guiada de forma móvil en la carcasa y que porta la lente divergente 18.

La carrera de movimiento de la lente divergente 18 en la dirección del eje del rayo 22 mide algunos milímetros, por ejemplo aproximadamente 10 mm. La velocidad de ajuste que se necesita de la lente divergente 18 puede depender, entre otras cosas, del modelo de exploración, con el cual el rayo láser es guiado por encima del ojo que hay que
tratar - designado mediante 28. Se ha demostrado que con una velocidad de ajuste de la lente divergente 18 de por lo menos 0,5 m/s, mejor de aproximadamente 1 m/s, se puede practicar un corte de Flap en la córnea en y tiempo aceptablemente corto. El accionamiento de ajuste 24 está concebido de tal manera que puede garantizar esta velocidad de ajuste de la lente divergente 18.

El escáner 14 puede contender, de una forma en sí conocida, aquí no representada con mayor detalle, un par de espejos de desviación los cuales hacen posible una desviación selectiva del rayo láser en un plano x-y situado perpendicularmente con respecto al eje del rayo 22. Es controlado por la unidad de control 26, dependiendo de la imagen x-y de la incisión que hay que practicar en el ojo 28 así como dependiendo de los eventuales movimientos del ojo. Los movimientos del ojo de este tipo, los cuales son inevitables en todo caso en caso de falta de fijación del globo ocular mediante un anillo de aspiración, pueden ser registrados mediante un sistema de seguimiento del ojo (Eyetracker), indicado esquemáticamente como bloque funcional 30, conectado con la unidad de control 26. Los sistemas de este tipo son en sí conocidos en el mundo profesional; por ello se puede prescindir aquí de explicaciones más detalladas acerca de su funcionamiento y de su estructura. Es suficiente con la indicación de que el Eyetracker 30 puede registrar movimientos de los ojos sobre la base, por ejemplo, del reconocimiento de una muestra, que lleva a cabo con un gran número de imágenes de la pupila o de otra parte del ojo, tomadas una tras otra en una secuencia rápida.

La óptica de enfoque 16 está formada, de una manera asimismo conocida, por un gran número de lentes no representadas. La distancia focal de la óptica de enfoque 16 es fija. La óptica de enfoque 16 puede estar montada inmóvil en el dispositivo láser, de manera que un desplazamiento z del foco del rayo es posible únicamente mediante un ajuste de la lente divergente 18. Evidentemente, es posible que la óptica de enfoque 16 esté dispuesta desplazable a lo largo del eje del rayo 22, de manera que sea posible un desplazamiento z del foco del rayo tanto mediante un ajuste de la lente divergente 18 como también mediante un ajuste de la óptica de enfoque 16. En el último caso la posibilidad de ajuste de la óptica de enfoque 16 se puede utilizar, por ejemplo, para el ajuste basto al inicio de la operación propiamente dicha, mientras que la posibilidad de ajuste de la lente divergente 18 se utiliza para el ajuste del foco del rayo en posiciones z diferentes durante el tratamiento. De manera adecuada, durante el ajuste basto la lente divergente 18 se mantiene en una posición central, de manera que a continuación, durante la operación, ofrece suficiente carrera de movimiento en las dos direcciones de ajuste.

El dispositivo láser según la figura 1 comprende, además, una disposición de medición 32, con la cual se puede medir la topografía de la superficie de la córnea del ojo 28. Por ejemplo, la disposición de medición funciona según el principio de la tomografía de coherencia óptica (en inglés: optical coherence tomography, de manera abreviada: OCT). Unos medios de evaluación adecuados dispuestos en el interior de la disposición de medición 32 generan, a partir de los valores medidos, datos de medición topográficos los cuales son representativos para el perfil topográfico de la superficie de la córnea, y ponen los datos de medición topográficos a disposición de la unidad de control 26. Por ejemplo, la disposición de medición 32 puede registrar datos de medición topográficos en una memoria 34, de la cual los puede recoger más tarde la unidad de control 26. Esto posibilita una medición temporalmente desacoplada de la totalidad de la topografía de la córnea antes de la operación propiamente dicha. Basándose en los datos de medición topográficos la unidad de control puede entonces, en primer lugar, calcular un perfil de ajuste bidimensional para la lente divergente 18, que indica para todos los puntos de exploración en el plano x-y en cada caso una posición teórica, en la cual hay que ajustar la lente divergente 18. Durante el cálculo de este perfil de ajuste, la unidad de control 26 tiene en cuenta a qué distancia en dirección z (diferencia de altura) debe ser practicado el corte en cada punto del plano x-y de la superficie de la córnea. En caso de la generación de un Flap de córnea, por ejemplo, se aspira usualmente a un grosor constante del Flap. Por este motivo, se calcula la posición teórica de la lente divergente 18 de tal manera que el foco del rayo, para todas las posiciones x-y del Flap que hay que generar, tenga siempre esencialmente la misma distancia z con respecto a la superficie de la córnea (independientemente de los bordes del Flap, donde el corte debe ser dirigido hacia la superficie de la córnea). Durante la operación es suficiente entonces con vigilar la posición z del vértice de la córnea y/o por lo menos otro punto de referencia del ojo 28 y corregir la posición teórica de la lente divergente 18, que resulta del perfil de ajuste, dependiendo de la posición z actualmente registrada de lugar de referencia del ojo. Esta vigilancia puede ser llevada a cabo en su caso asimismo por la disposición de medición OCT 32, la cual suministra los valores de medición a este respecto entonces directamente a la unidad de control 26.

El ojo 28 no es fijado, durante el tratamiento, en absoluto o únicamente con un anillo de aspiración, el cual impide movimientos de giro del globo ocular. Si se utiliza un anillo de aspiración, éste está acoplado, de manera adecuada, a través de una interfase mecánica adecuada en la dirección z de manera fija con la óptica de enfoque 16. En cualquier caso, el tratamiento tiene lugar sin un vidrio de contacto colocado encima del ojo 28.

Para la generación de un corte de la superficie en la córnea se conocen tanto una exploración lineal (Linescan) como también una exploración espiral (Spiralscan). Las figuras 2 y 3 muestran unos recorridos típicos, si bien idealizados, de la posición de ajuste de la lente divergente 18 durante la generación de un Flap de córnea - figura 2 para un escaneo lineal y la figura 3 para un escaneo espiral. En el caso del escaneo lineal, en el cual rayo láser es guiado, en líneas situadas unas junto a otras, por encima de la córnea, la lente divergente 18 es movida continuamente hacia delante y hacia atrás, para tener en cuenta el abovedamiento de la córnea que hay que tener en cuenta en cada línea. Esto conduce al recorrido triangular mostrado de la posición de ajuste. Correspondientemente, la señal de control suministrada por la unidad de control 26 al accionamiento de ajuste 24 tiene, en el caso del escaneo lineal, un carácter triangular. Dado que la diferencia de altura entre el centro de la línea y el extremo de la línea en las líneas de escaneo centrales, las cuales discurren sobre el centro de la córnea, es mayor que en líneas de escaneo cercanas al borde, varía la altura del triángulo de la señal de control.

En el caso del escaneo espiral, por el contrario, basta un ajuste continuo de la lente divergente 18 en una dirección, sin importar si la espiral parte del centro de la córnea o del borde. Correspondientemente, resulta el recorrido mostrado en la figura 3 de la posición de la lente en forma de una recta que asciende monótonamente. La señal de control suministrada al accionamiento de ajuste 24 tendrá, correspondientemente, un carácter similar. Dado que durante el escaneo espiral hay que salvar diferencias de altura menores por unidad de tiempo, el escaneo espiral hace posible velocidades de avance de la lente divergente 18 menores que en el escaneo lineal. Por otro lado, durante el escaneo espiral hay que tener en cuenta que para una distancia constante entre puntos de cortes consecutivos la tasa de pulso del generador láser 10 debe ser ajustada mayor para espirales cercanas al borde exteriores que para espirales centrales interiores, si se presupone que la velocidad angular del rayo láser permanece inalterada.

Claims (13)

1. Dispositivo para la cirugía ocular de óptica láser con una fuente (10) de radiación láser de femtosegundos pulsada así como unos componentes (12, 14, 16) ópticos para la guía de la radiación láser y el enfoque de la misma sobre un lugar de tratamiento en o en el interior del ojo, presentando los componentes ópticos una pluralidad de lentes (18, 20) dispuestas una detrás de otra en la trayectoria de la radiación láser, estando dispuesta por lo menos una (18) de las lentes ajustable con respecto a las otras en la dirección de la trayectoria de los rayos, caracterizado porque a la lente ajustable, para su ajuste, está dispuesta una disposición de ajuste (24) y porque para el control de la disposición de ajuste está prevista una unidad de control (26), la cual está dispuesta para acceder a datos de medición sobre la topografía de una superficie del ojo y a controlar la disposición de ajuste dependiendo de la topografía de la superficie medida.

2. Dispositivo según la reivindicación 1, caracterizado porque dicha por lo menos una lente (18) ajustable es parte de una óptica de ensanchamiento del rayo (12), la cual está situada en la dirección de rayo antes de una unidad de desviación (14) que desvía la radiación láser en un plano transversal con respecto a la dirección del rayo.

3. Dispositivo según la reivindicación 2, caracterizado porque la óptica de ensanchamiento del rayo (12) presenta por lo menos una lente divergente (18) y una lente convergente (20), situada detrás de ella en la dirección del rayo, siendo la lente divergente ajustable mediante el dispositivo de ajuste (24) con respecto a la lente convergente.

4. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque la unidad de control (26) está dispuesta determinar una posición teórica para la lente (18) ajustable dependiendo de la topografía de la superficie medida, así como dependiendo de la diferencia de altura de un lugar de acción deseado de la radiación en el ojo antes de la superficie medida topográficamente y controlar el dispositivo de ajuste (24) para ello dependiendo de la posición teórica determinada.

5. Dispositivo según la reivindicación 4, caracterizado porque presenta una disposición de medición (32), la cual está dispuesta para registrar desplazamientos de la posición en altura de por lo menos un lugar de referencia en o en el interior del ojo, estando dispuesta la unidad de control (26) para corregir la posición teórica de la lente ajustable (18) dependiendo de la posición en altura actual registrada de dicho por lo menos un lugar de referencia y controlar el dispositivo de ajuste (24) dependiendo de la posición teórica corregida.

6. Dispositivo según la reivindicación 4 ó 5, caracterizado porque presenta una disposición de medición (32) la cual está dispuesta para registrar movimientos de por lo menos un lugar de referencia en o en el interior del ojo (28) en un plano transversal con respecto a la trayectoria del rayo, estando dispuesta la unidad de control (26) para corregir la posición teórica de la lente (18) ajustable dependiendo de la posición transversal actual registrada de dicho por lo menos un lugar de referencia y controlar la disposición de ajuste (24) dependiendo de la posición teórica corre-
gida.

7. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque el dispositivo está libre de un vidrio de contacto que haya que colocar sobre la córnea, así como libre de formaciones de fijación para un vidrio de contacto de este tipo.

8. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 7, caracterizado porque presenta una disposición de medición (32) la cual está dispuesta para medir topográficamente la superficie de la córnea del ojo.

9. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 8, caracterizado porque el diámetro del foco de la radiación láser no es mayor que aproximadamente 10 \mum, preferentemente no es superior a aproximadamente 7 \mum y de forma muy preferida no superior a aproximadamente 5 \mum y porque la longitud de Rayleigh de la radiación láser no es superior a aproximadamente 20 \mum, preferentemente no superior a aproximadamente 15 \mum de formas muy preferida no superior a aproximadamente 10 \mum.

10. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 9, caracterizado porque la unidad de control (26) está dispuesta para suministrar a la disposición de ajuste, para la generación de un corte de la superficie, esencialmente paralelo con respecto a la superficie de la córnea, en la córnea mediante exploración lineal, una señal de control con una característica aproximadamente triangular y altura del triángulo variable.

11. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 10, caracterizado porque la unidad de control (26) está dispuesta, para la generación de un corte de la superficie, esencialmente paralelo a la superficie de la córnea, en la córnea mediante la exploración en espiral, para suministrar una señal de control de amplitud variable monótonamente a la disposición de ajuste.

12. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 11, caracterizado porque los componentes ópticos forman una óptica de ensanchamiento del rayo (12), una unidad de desviación (14) dispuesta detrás de la óptica de ensanchamiento del rayo, que sirve para la desviación del rayo en un plano transversal con respecto a la dirección del rayo, así como una óptica de enfoque (16) dispuesta detrás de la unidad de desviación en la dirección de la trayectoria del rayo, porque la óptica de ensanchamiento del rayo (12) comprende varias lentes, dispuestas unas detrás de la otra de la dirección del rayo, con por lo menos con una lente divergente (18) y una lente convergente (20) y porque la lente divergente está dispuesta ajustable con respecto a la lente convergente.

13. Procedimiento de control para un dispositivo para cirugía ocular de óptica láser, en particular para un dispositivo según una de las reivindicaciones anteriores, en el que el dispositivo presenta una fuente (10) de radiación láser de femtosegundos pulsada, una pluralidad de lentes dispuestas unas detrás de otras en la trayectoria del rayo de la radiación láser, de las cuales por lo menos una (18) está dispuesta de manera ajustable con respecto a otras lentes (20) en la dirección de la trayectoria del rayo, así como una disposición de ajuste (24) para el ajuste de dicha por lo menos una lente (18) ajustable, determinándose durante el procedimiento, sobre la base de los datos de medición topográfica, una posición teórica para la lente (18) ajustable y generándose, dependiendo de la posición teórica determinada, una señal de control para la disposición de ajuste (24).