ES2542903T3

ES2542903T3 - Sistema de medición para cirugía oftálmica

Info

Publication number: ES2542903T3
Application number: ES10800338.5T
Authority: ES
Inventors: Jack T. Holladay; Thomas D. Padrick; Richard J. Michaels
Original assignee: Wavetec Vision Systems Inc
Current assignee: Alcon Research LLC
Priority date: 2009-07-14
Filing date: 2010-07-07
Publication date: 2015-08-12
Anticipated expiration: 2030-07-07
Also published as: CN102497833B; CN104367299A; JP5837489B2; US9259149B2; US20140132931A1; WO2011008609A1; US8545023B2; JP2012533343A; CN104367299B; EP2453823A1; KR101730675B1; CN102497833A; EP2453823B1; KR20120090941A; EP2453823A4; US20110013141A1

Abstract

Un aparato oftálmico, que comprende: una primera fuente (108) configurada para dirigir un primer haz (116) de luz en un ojo (102) de un paciente en un primer ángulo distinto de cero con respecto a un eje óptico (114) del aparato, de tal manera que el primer haz (116) de luz se propaga a un área objetivo dentro del ojo (102), y de tal manera que una parte del primer haz (116) de luz es dispersado por el área objetivo; óptica de reproducción de imágenes (112) posicionada para recibir la luz dispersada por el área objetivo, en que la óptica de formación de imágenes (112) define el eje óptico (114) del aparato; y un elemento fotosensible (124), en el que la óptica de formación de imágenes (112) dirige la luz dispersada desde el área objetivo hacia el elemento fotosensible (124); en que el aparato oftálmico se caracteriza porque la primera fuente es un láser un procesador (126) configurado para determinar una distancia (y1) entre una superficie de la córnea (104) del ojo (102) y el área objetivo dentro del ojo (102) basándose al menos en parte de la luz recibida por el elemento fotosensible (124), en que el área objetivo comprende al menos una parte de la bolsa capsular afáquica del ojo (102), y en que el procesador (126) también está configurado para determinar, basándose en la distancia (y1) entre la superficie de la córnea (104) y el área objetivo, una estimación de la posición de una lente intraocular que va a ser implantada en el ojo (102).

Description

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La FIG. 4 muestra una imagen de ejemplo 230 formada en el detector 224 durante un proceso de medición. La FIG. 4 incluye un sistema de coordenadas similar al sistema de coordenadas mostrado en la FIG. 2. La imagen 230 incluye un punto central 232 que corresponde a la luz dispersada en la superficie de la córnea 204, un primer punto objetivo 234 que corresponde a la luz dispersada por la primera posición 220 en el cristalino 206, y un segundo punto objetivo 236 correspondiente a la luz dispersada por la segunda ubicación 222 en la lente cristalina 206. El procesador 226 puede estar configurado para calcular la distancia y1‘ basándose en la ubicación de los puntos 232, 234, 236 de una manera similar a la descrita anteriormente. Cabe señalar que los puntos objetivo 234, 236 pueden estar ligeramente más juntos que los puntos objetivo 134, 136, lo que indica que la distancia y1' que es medida por la imagen 230 es más corta que la distancia y1 que es medida por la imagen 130.

Se pueden medir otras distancias dentro del ojo del paciente de manera similar. Por ejemplo, se puede medir la profundidad de la bolsa capsular afáquica anterior. Esta distancia puede ser entendida como, por ejemplo, la distancia entre la superficie de la córnea y la superficie de la bolsa capsular afáquica anterior. Esta medición se puede realizar, por ejemplo, intra-operatoriamente después de que se haya retirado la lente del cristalino natural, pero antes o después de que el globo y la bolsa capsular hayan sido inflados (por ejemplo, con solución salina básica o material visco-elástico). Esta distancia se puede utilizar, por ejemplo, por separado, o en conjunción con, la profundidad posterior de la bolsa capsular afáquica para el cálculo de la PEL para una LIO. Por ejemplo, en el caso de una LIO que se inserta en la bolsa capsular, la PEL estimada puede ser seleccionada para que sea alguna fracción de la trayectoria entre estas dos distancias. También son posibles otras relaciones relativas a estas dos distancias hasta la PEL prevista de una LIO en el saco capsular, y pueden ser determinadas mediante, por ejemplo, análisis de regresión, tal como se describe en el presente documento. Además, la medición de la profundidad de la bolsa capsular anterior se puede utilizar para el cálculo de la posición predicha de una lente de surco. Por ejemplo, la PEL prevista de una lente de surco podría estar relacionada con la distancia desde la superficie de la córnea a la superficie anterior de la bolsa capsular restando una constante derivada empíricamente a partir de la distancia medida. También son posibles otras relaciones que relacionan esta distancia con la PEL estimada de una lente de surco y pueden ser determinadas mediante, por ejemplo, análisis de regresión, tal como se describe en el presente documento.

Además, la distancia entre la superficie de la córnea 204 y la pared posterior de la bolsa capsular se pueden medir en el ojo fáquico 202 utilizando luz dispersada por las posiciones 238, 240 donde los haces de luz 216, 218 golpean la pared posterior de la bolsa capsular. En algunas realizaciones, la imagen 230 formada en el detector 224 puede incluir más puntos que los mostrados en la FIG. 4. Por ejemplo, la imagen también puede incluir manchas correspondientes a la luz dispersada por las posiciones 238, 240 en la superficie posterior de la bolsa capsular, o por otras estructuras dentro del ojo. En algunas realizaciones, el procesador 226 puede estar configurado para identificar los puntos relevantes para la medición deseada, e ignorar otras manchas en la imagen. Por ejemplo, el procesador 224 puede no tener en cuenta los puntos fuera de un intervalo factible para la medición deseada o tener en cuenta únicamente los puntos que son suficientemente brillantes o que se encuentran suficientemente en el foco. En algunas realizaciones, el sistema de óptica 212 puede tener una profundidad de campo relativamente corta y estar configurado para enfocar solamente los puntos que se encuentran en el intervalo factible para la medición deseada.

En algunas realizaciones, el procesador 226 puede ajustar los cálculos, el sistema de óptica 212, u otros componentes del sistema de medición oftálmica 200 basándose en la información recibida a través de la interfaz de usuario 242 con respecto al ojo del paciente 202 o a la medición que se va a realizar. Por ejemplo, debido a que la potencia de refracción de un ojo afáquico es diferente de la potencia de refracción del ojo fáquico correspondiente, en algunas realizaciones, el sistema de medición 200 puede ajustar el sistema de óptica 212 (por ejemplo, mediante el ajuste de la posición de las lentes) para cambiar la longitud focal de la cámara dependiendo de si el ojo que está siendo medido es fáquico o afáquico. Dichos ajustes se pueden utilizar para compensar el mayor o menor grado en el cual la potencia de refracción de un ojo afáquico o fáquico hace que la luz dispersada (por ejemplo, desde la superficie anterior de la lente natural o desde la superficie posterior de la bolsa capsular afáquica) sea convergida o divergida antes de salir del ojo y que es recogida por el sistema de óptica 112.

Son posibles muchas variaciones en los sistemas mostrados en las FIG. 1 y 3. Por ejemplo, los láseres pueden estar situados a diferentes distancias longitudinales del ojo, o a diferentes distancias desde el eje óptico definido por el sistema de óptica. En algunas realizaciones, los láseres pueden estar orientados en diferentes ángulos con respecto al eje óptico definido por el sistema de óptica. En algunas realizaciones, los láseres pueden estar posicionados de modo que se cruzan en una ubicación en la córnea que no se cruza con el eje visual del ojo o de modo que se cruzan en alguna otra estructura del ojo que es relevante para la medición deseada.

Aunque las realizaciones descritas anteriormente dan a conocer sistemas de medición que utilizan dos láseres, se pueden utilizar otras cantidades de láser. Por ejemplo, en algunas realizaciones, se puede utilizar un único láser. La FIG. 5 muestra una imagen de ejemplo 330 formada sobre un detector en un

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En algunas realizaciones, la refracción de los haces de luz 516, 518 a medida que entran en el ojo y se propagan a través de las transiciones dentro del ojo puede ser ignorada, de manera que los haces de luz 516, 518 pueden ser tratados como si se propagasen desde la superficie corneal a la pared posterior de la bolsa capsular 506 al mismo ángulo θ’’’ distinto de cero con respecto al eje óptico 514. En esta realización, las distancias y3"' e y2"' pueden calcularse utilizando las ecuaciones (5) y (6) que se proporcionan a continuación.

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La ecuación (4) puede entonces ser reescrita como ecuación (7) tal como se proporciona a continuación. Si el sistema 500 determina que los haces de láser 516, 518 se cruzan después de pasar a través de la superficie de la córnea (tal como se describe anteriormente), la distancia y1'" puede calcularse utilizando

15 la fórmula (8) que se proporciona a continuación.

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Además, en algunas realizaciones, también se puede utilizar un sistema de alineado (por ejemplo, 608 tal

20 como, por ejemplo, se describe en el presente documento) para determinar las distancias ilustradas en la FIG. 7B. Por ejemplo, el sistema de alineado se puede utilizar para determinar y2"'. Tal como se ha descrito anteriormente, en algunas realizaciones, los cálculos descritos en este documento pueden ser alterados para tener en cuenta la refracción de los haces de luz 516, 518 a medida que entran en el ojo 502 y / o la refracción a medida que la luz se propaga a través de las diversas transiciones dentro del ojo

25 502.

La FIG. 8 muestra esquemáticamente una realización de un aparato oftálmico 600 que incluye un sistema de medición 606, un sistema de alineado 608, y un aberrómetro de frente de onda 610 montado sobre un microscopio quirúrgico 602. El aparato 600 puede incluir un módulo auxiliar 604 unido al microscopio 30 quirúrgico 602. El módulo auxiliar 604 puede incluir el sistema de medición 606, tal como se describe en el presente documento, el sistema de alineado 608, y el aberrómetro de frente de onda 610. El sistema de medición 606 se puede utilizar, por ejemplo, para la medición anterior y / o posterior de la profundidad de

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haz 630 y un reflector selectivo de longitud de onda 626 hacia el ojo del paciente 612. La luz láser pasa a través de la córnea y la pupila del ojo del paciente e incide en la retina. La luz láser se dispersa desde la retina y se propaga a través de la córnea del ojo 612 y hacia el reflector selectivo de longitud de onda 626.

Las características del ojo 612, incluida la forma de la córnea, alteran el frente de onda planar de la luz dispersada, y por tanto, codifican la información sobre la forma de la córnea y la potencia de refracción del ojo en el frente de onda alterado. El frente de onda alterado es reflejado por el reflector selectivo de longitud de onda 626, pasa a través del primer divisor de haz 630, es reflejado por un segundo divisor de haz 632, pasa a través de una primera lente doble 634, es re-dirigido por un primer y un segundo reflectores de relé 636, 638, y pasa a través de una segunda lente doble 640. Un par de retículas, o rejillas, 642, 644 se encuentran dispuestas entre la segunda lente doble 638 y el detector del aberrómetro

646. En algunas realizaciones, el detector del aberrómetro 646 puede ser un dispositivo de carga acoplada (CCD), aunque también pueden utilizarse otros detectores. Las retículas 642, 644 pueden generar patrones de franjas en el detector del aberrómetro 646 que son detectadas y utilizadas para determinar la forma del frente de onda alterada en, por ejemplo, la forma descrita en la patente no. US. 6,736,510. A continuación, la forma del frente de onda alternativa, se puede utilizar para determinar, por ejemplo, la potencia esférica, la potencia cilíndrica, y el eje cilíndrico del ojo del paciente.

El sistema de medición 606 puede incluir uno o más láseres 648, solamente uno de los cuales se muestra por motivos de simplicidad, orientados para dirigir la luz hacia el ojo tal como se ha descrito anteriormente. En algunas realizaciones, los láseres 648 se pueden fijar de forma rígida a la parte exterior de una carcasa asociada con el módulo auxiliar 604, o dentro de la carcasa de tal manera que la luz láser se dirija a través de aberturas en la carcasa hacia el ojo del paciente 612. En algunas realizaciones, los láseres 648 se pueden fijar con ángulos fijos.

Cuando se coloca correctamente, la luz láser puede entrar en el ojo a través de la superficie de la córnea 650 del ojo 612 e incidir sobre la superficie del objetivo 652 (por ejemplo, la pared posterior de la bolsa capsular). La luz puede ser dispersada tanto por la superficie de la córnea 650 como por la superficie del objetivo 652 dentro del ojo 612. La luz dispersada se refleja en el reflector selectivo de longitud de onda 626, pasa a través del primer divisor de haz 630 y del segundo divisor de haz 632, pasa a través de una tercera lente doble 654, es redirigida por dos reflectores 656, 658, y pasa a través de un cuarto doblete de lente 660 hacia un detector de sistema de medición 662. Tal como se ha descrito anteriormente, la luz recibida por el detector 662 se puede utilizar para determinar la distancia entre la superficie de la córnea 650 y la superficie del objetivo 652 dentro del ojo 612.

En algunas realizaciones, un eje óptico 676 del aparato está definido por la óptica del sistema de medición 606 y / o del aberrómetro de frente de onda 610. En algunas realizaciones, el sistema de medición 606 y el aberrómetro de frente de onda 610 están diseñados para funcionar a una distancia de trabajo común, de modo que ambos pueden recoger datos precisos cuando el aparato 600 está correctamente alineado en una posición transversal y longitudinal deseada.

En algunas realizaciones, los láseres 648 del sistema de medición 606 pueden utilizar la misma longitud de onda (por ejemplo, 780 nm) de luz que el láser 628 del aberrómetro de frente de onda 610. Por lo tanto el reflector selectivo de longitud de onda 626 se puede utilizar para dirigir la luz tanto desde el aberrómetro de frente de onda 610 como desde el sistema de medición 606 hacia el segundo divisor de haz 632. En algunas realizaciones, las mediciones realizadas por el sistema de medición 606 y el aberrómetro de frente de onda 610 se pueden realizar en diferentes momentos para que la luz de un sistema no afecte a las mediciones tomadas por el otro. En algunas realizaciones, los láseres 648 pueden utilizar una longitud de onda de la luz distinta de la del láser 628, de modo que las mediciones se pueden tomar utilizando el sistema de medición 606 al mismo tiempo que se realizan las mediciones utilizando el aberrómetro de frente de onda 610, lo que provoca un menor tiempo de espera durante el procedimiento quirúrgico En dichas realizaciones, el reflector selectivo de longitud de onda 626 puede estar configurado para dirigir la luz de ambas longitudes de onda hacia el segundo divisor de haz 632. En algunas realizaciones, el aparato 600 puede utilizar uno o más reflectores selectivos de longitud de onda para guiar la luz de una longitud de onda hacia el detector de aberrómetro 646 y la luz de otra longitud de onda hacia el detector del sistema de medición 662.

El sistema de alineado 608 puede incluir una o más fuentes de luz, como por ejemplo diodos emisores de luz (LED) 664, 666. Los LED 664, 666 se pueden colocar, por ejemplo, alrededor del eje óptico 676 del aparato y cerca de la ventana de entrada 668 del aberrómetro de frente de onda 610. En algunas realizaciones, los LED 664, 666 utilizan una longitud de onda de luz distinta de la de los láseres 648, 628. Por ejemplo, los LED pueden utilizar luz que tiene una longitud de onda de 880 nm, aunque también se puede utilizar luz de otras longitudes de onda. El sistema de alineado 608 también incluye una cámara de alineado que tiene la óptica de alineado 670 y un detector de alineado 672. La óptica de alineado 670 puede definir un eje óptico de alineado 674, que se cruza con la córnea del ojo 612 En algunas realizaciones, el eje óptico de alineado 674 se cruza con el eje óptico definido por la óptica del sistema de

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medición 606 y / o el aberrómetro de frente de onda 610 en la superficie de la córnea del ojo cuando el aparato 600 se coloca en la ubicación deseada con respecto al ojo del paciente 612

La luz emitida por los LED 664, 666 se propaga hacia la córnea del ojo 612 y una parte de la luz es reflejada por la córnea generalmente a lo largo del eje óptico de alineado 674 para que pase a través de la óptica de alineado 670 que crea una imagen de los LED 664, 666 en el detector de alineado 672, que puede ser, por ejemplo, un sensor CCD. El posicionamiento de las imágenes de los LED 664, 666 dependerá, en general, de la posición espacial del aparato 600 y de la curvatura de la córnea de los ojos del paciente. En algunas realizaciones, se puede definir una localización de referencia en el detector 672 basándose en la curvatura de la córnea del ojo del paciente 612 y en la posición deseada del aparato 600 con respecto al ojo 612. A partir de la posición de la imagen de los LED 664, 666 en relación con la ubicación de referencia y la nitidez / enfoque de la imagen de los LED 664, 666, el sistema de alineado 608 puede proporcionar información de alineado para posicionar el aparato 600 en la ubicación relativa deseada para el ojo 612, tal como se describe en más detalle en la Publicación de Patente No. US 2009/0103050. En algunas realizaciones, el sistema de posicionamiento 608 puede posicionar el aparato 600 a una distancia de 1 mm. 500 µm, 300 µm, o 150 µm de la ubicación deseada con respecto al ojo del paciente 612.

El aparato 600 incluye un procesador 676, que puede estar en comunicación electrónica con el sistema de medición del detector 662, con el detector de aberrómetro 646, y con el detector de alineado 672. El procesador también puede estar en comunicación electrónica con un módulo de memoria 678 tal como se ha descrito anteriormente, así como con un monitor de vídeo 680 u otro dispositivo de visualización para transmitir información al usuario. El procesador 676 puede recibir y procesar datos de los detectores 646, 662, 672, tal como se describe en el presente documento. En algunas realizaciones, el procesador 676 puede utilizar los datos de más de uno de los detectores 656, 662, 672 para realizar una función, como por ejemplo producir información de posicionamiento. Por ejemplo, tal como se ha descrito anteriormente, en algunas realizaciones, los datos del sistema de medición 606 se pueden utilizar en conjunción con el sistema de alineado 608 para producir información de posicionamiento.

El aparato 600 puede incluir actuadores (que no se muestran) para ajustar automáticamente la posición del aparato 600 sobre la base de la información de posicionamiento. El aparato 600 también puede incluir controles (que no se muestran) que permiten que el usuario ajuste la posición del aparato 600 de acuerdo con la información de posicionamiento proporcionado, por ejemplo, a través del monitor de imagen 680.

En algunas realizaciones, el sistema de medición oftálmica 606 y el aberrómetro de frente de onda 610 pueden utilizar el mismo detector. La FIG. 10 ilustra esquemáticamente una realización del sistema de óptica 700 de un sistema de medición oftálmica (por ejemplo, 100, 200, 606) para recoger la luz dispersada por el ojo 752 tanto desde el sistema oftálmico de medición 606 como desde el aberrómetro de frente de onda 610 y dirigir la luz a un detector compartido 762. Una parte de la luz dispersada es reflejada por un reflector de longitud de onda selectiva 726 (626 en la FIG. 8) en un divisor de haz 730, que transmite una parte de la luz dispersada hacia una primera lente 754. El reflector selectivo de longitud de onda 726 se puede utilizar, por ejemplo, tal como se describe en el presente documento, para transmitir la luz visible a un microscopio quirúrgico a la vez que refleja la luz infrarroja utilizada por el sistema de medición 606 y el aberrómetro de frente de onda 610. El divisor de haz 730 puede ser utilizado, por ejemplo tal como se describe aquí, para dirigir una parte de un haz de luz láser desde un láser (628 en la FIG. 8) hacia el ojo 752 para ser utilizada por el aberrómetro de frente de onda 610.

La primera lente 754 puede ser un doblete de lente y puede funcionar con la potencia óptica de la luz dispersada. Por ejemplo, la lente 754 puede actuar para converger la luz dispersada, y dirigirla a un primer reflector 756, que refleja la luz a un segundo reflector 758. El segundo reflector 758 puede dirigir la luz dispersada a través de una abertura espacial 759 hacia una segunda lente 760, que puede ser un doblete de lente y puede operar con potencia óptica en la luz dispersada. Por ejemplo, la lente 760 puede actuar para converger aún más la luz dispersada con el fin de formar una imagen real en el detector 762. Se debe entender que también se pueden utilizar muchas otras opciones para los componentes ópticos en el sistema de óptica 700 y en el diseño del mismo. El sistema óptico 700 puede incluir un par de rejillas (que no se muestran en la FIG. 10) colocadas entre la lente 760 y el detector compartido 762.

En algunas realizaciones, las posiciones de los elementos ópticos del sistema óptico 700 son fijas. En algunas realizaciones, algunos de los elementos ópticos del sistema 700 pueden ser móviles. Por ejemplo, la lente 760 y / o la lente 754 pueden ser móviles a fin de ajustar la longitud focal efectiva del sistema de óptica 700 dependiendo de la medición que se tome (por ejemplo, profundidad de la bolsa capsular afáquica posterior o anterior o ACD), las características del ojo que se está midiendo (por ejemplo, fáquico o afáquico), si se está utilizando el sistema de medición 606 o el aberrómetro de frente de onda 610, etc. Por lo tanto, el sistema de óptica 700 puede estar configurado para formar una imagen nítida, enfocada en el detector 762 para una variedad de aplicaciones. En algunas formas de realización, las rejillas pueden ser móviles de manera que puedan ser colocadas en la trayectoria óptica cuando el aberrómetro de frente de onda está siendo utilizado, y retiradas de la trayectoria óptica cuando el sistema

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de medición 606 está siendo utilizado. En algunas formas de realización, las rejillas pueden permanecer en la trayectoria óptica cuando el sistema de medición 606 está siendo utilizado.

La FIG. 10 contiene un sistema de coordenadas x-y-z en el que el eje y está alineado con el eje visual del ojo y los ejes x y z son mutuamente ortogonales al eje de coordenadas y. Se pueden utilizar otros sistemas de coordenadas, y los elementos ópticos ilustrados en la FIG. 10 pueden estar orientados en direcciones distintas de la que se muestra en la FIG. 10.

La FIG. 11 ilustra esquemáticamente la luz del aparato oftálmico de la FIG. 8 interactuando con un modelo óptico de un ojo del paciente 800 durante un proceso de medición. La FIG. 11 contiene un sistema de coordenadas x-y-z en el que el eje y está alineado con el eje visual del ojo y los ejes x y z son mutuamente ortogonales al eje de coordenadas y. Se pueden utilizar otros sistemas de coordenadas.

Un primer haz de luz láser 802 entra en contacto con la córnea 804 del ojo 800 en la superficie de la córnea 806. Una parte de la luz 802 se dispersa en la superficie de la córnea, que se muestra en la FIG. 11 en forma de líneas discontinuas 807. El primer haz de luz láser 802 pasa a través de varias estructuras del ojo, incluyendo la córnea 804, el humor acuoso 808, etc. El primer haz de luz láser 802 puede refractarse a medida que entra en el ojo 800 y se propaga a través de las diversas estructuras del ojo. El primer haz de luz láser 802 finalmente incide en la pared posterior de la bolsa capsular 810, donde se dispersa parte de la luz 802 (que se muestra como una línea discontinua 812) y parte de la luz 802 pasa a través de la bolsa capsular y se propaga más allá en el ojo 800. La luz dispersada 812 puede ser refractada por las diversas transiciones dentro del ojo y también puede ser refractada mientras sale del ojo 800. Tal como se entenderá por parte de los expertos en la técnica, el trazado de los haces que se muestra en la FIG. 11 es un trazado de haces simplificado, que muestra relativamente pocos haces de luz para una mayor simplicidad. Por ejemplo, los haces de luz láser (por ejemplo, 802) se muestran como un haz, cuando durante el funcionamiento real de los haces de luz láser éstos pueden tener un espesor perceptible.

Un segundo haz de luz láser 814 puede entrar en el ojo 800 a través de la superficie de la córnea 806. Una parte del segundo haz de luz láser 814 también es dispersada por la superficie de la córnea 806 (la luz dispersada se muestra en la FIG. 11 mediante líneas de puntos 807). El segundo haz de luz láser 814 puede refractarse de manera similar al primer haz de luz 802 que se ha descrito anteriormente, ya que entra en el ojo 800 y se propaga hacia la pared posterior de la bolsa capsular 810. Una parte del segundo haz de luz 814 puede ser dispersada por la bolsa capsular 810 (la luz dispersada se muestra en la FIG. 11 en forma de líneas discontinuas 816). La luz dispersada 816 puede ser refractada a la vez que se propaga a través de las transiciones dentro del ojo 800 y mientras sale del ojo 800. La luz dispersada 807, 812, 816 puede ser dirigida a un detector y se utiliza para determinar la distancia desde la superficie de la córnea 806 a la pared posterior de la bolsa capsular 810, tal como se describe en el presente documento.

Un tercer haz de luz láser 818 puede ser dirigido hacia el ojo 800 a través de la superficie de la córnea 806 para que se propague a la retina (que no se muestra) y sea dispersado por la retina. En algunas realizaciones, el tercer haz de luz láser 818 se corresponde con el haz de sonda del aberrómetro de frente de onda 610, tal como se describe en el presente documento. La luz dispersada desde la retina puede ser utilizada por el aberrómetro de frente de onda 610 para medir la potencia óptica del ojo.

La FIG. 12 es un diagrama de flujo que muestra una realización de un método 900 para determinar la potencia óptica apropiada para una LIO que va a ser implantada en el ojo de un paciente como parte de una cirugía de cataratas. En el bloque 902, el usuario puede posicionar el aparato oftálmico 600 en una posición predeterminada deseada sobre el ojo del paciente. En algunas realizaciones, la posición deseada puede colocar el aparato lateralmente de modo que un eje óptico del sistema de medición se alinee sustancialmente con el eje visual del ojo, y longitudinalmente de manera que los láseres del sistema de medición se crucen en la superficie de la córnea del ojo. En algunas realizaciones, el usuario puede utilizar el microscopio quirúrgico para posicionar el aparato 600 sin precisión. Durante algunas aplicaciones, puede ser deseable afinar la posición del aparato 600 usando el sistema de alineado 608, tal como se describe en el presente documento. En algunas realizaciones, el sistema de alineado 608 puede ser utilizado en conjunción con el aberrómetro de frente de onda 610 y / o el sistema de medición espacial (por ejemplo, 100, 200, 606) con el fin de generar información de posicionamiento. El posicionamiento del aparato puede realizarse automáticamente utilizando un procesador y actuadores, o de forma manual mediante controles previstos para el usuario. Cabe señalar que si bien el método 900 se describe en relación con el aparato 600, se puede utilizar un aparato oftálmico diferente. Por ejemplo, se puede utilizar un dispositivo de medición de ultrasonidos no de acuerdo con la invención o una tomografía de coherencia óptica. En algunas realizaciones, el dispositivo de ultrasonido no de acuerdo con la invención

o la tomografía de coherencia óptica se pueden montar en el microscopio quirúrgico o en el aberrómetro, pero las restricciones de espacio pueden limitar el tipo de dispositivo de medición montado en el mismo. El aparato puede ser posicionado de manera diferente con respecto al ojo del paciente dependiendo del tipo de dispositivo de medición utilizado.

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En el bloque 904, el aparato 600 se puede utilizar para medir al menos una característica intraoperatoria del ojo, como por ejemplo la bolsa de profundidad capsular posterior del ojo afáquico. En algunas realizaciones, la etapa adicional de retirar el cristalino natural del ojo se puede realizar de antemano, convirtiendo el ojo en un ojo afáquico. Además, el globo y la bolsa capsular pueden ser inflados (por ejemplo, con solución salina básica o un material visco-elástico) una vez que se ha retirado el cristalino natural. En algunas realizaciones, se puede utilizar un sistema de medición oftálmica (por ejemplo, 100, 200, 606) tal como se describe en el presente documento para medir la profundidad de la bolsa capsular posterior. La luz procedente de uno o más láseres (por ejemplo, 108, 110, 208, 210) puede ser dirigida hacia el ojo a través de la superficie de la córnea de modo que la luz de los láseres sea dispersada por la superficie de la córnea y también sea dispersada por la bolsa capsular dentro del ojo. La luz dispersada puede ser recogida y dirigida a un detector donde se forman puntos correspondientes a los lugares desde donde se dispersa la luz. Se puede configurar un procesador para determinar la profundidad de la bolsa capsular posterior del ojo afáquico basándose al menos en parte en las posiciones de los puntos formados en el detector, tal como se describe en el presente documento. En algunas realizaciones, la profundidad de la bolsa capsular posterior se puede medir utilizando tecnología de ultrasonidos no de acuerdo con la invención o tomografía de coherencia óptica. Se pueden medir otras características intraoperatorias del ojo, además de, o en lugar de, la profundidad de la bolsa capsular afáquica posterior. Por ejemplo, se puede medir la profundidad de la bolsa capsular afáquica anterior. Esta distancia se puede utilizar, por ejemplo, para predecir la posición postoperatoria de una LIO que va a ser colocada en la parte anterior de la bolsa capsular (por ejemplo, una lente de surco) en lugar de dentro de la propia bolsa capsular. Esta distancia también se puede utilizar en lugar de, o en conjunción con, la profundidad de la bolsa capsular afáquica posterior para predecir la posición postoperatoria de una LIO en el saco capsular. También se pueden medir otras características intraoperatorias del ojo.

En el bloque 906, se puede utilizar el aparato 600 para medir la potencia óptica del ojo afáquico. Por ejemplo, se puede utilizar un aberrómetro de frente de onda 610 para medir la potencia óptica del ojo afáquico, tal como se describe en el presente documento. En otras realizaciones, la potencia óptica del ojo afáquico puede ser determinada por otros métodos. Por ejemplo, la potencia óptica del ojo afáquico puede estimarse a partir de la curvatura de la córnea y la longitud axial del ojo.

En el bloque 908, se puede calcular una posición postoperatoria de la LIO predicha basándose al menos en parte en la al menos una característica intraoperatoria del ojo medida (por ejemplo, la profundidad de la bolsa capsular del ojo afáquico). En algunas realizaciones, la posición postoperatoria predicha de la LIO puede ser determinada en base a la profundidad de la bolsa capsular afáquica posterior medida sin utilizar mediciones adicionales del ojo. Por ejemplo la PEL para la LIO se puede determinar restando una constante de la profundidad de la bolsa capsular afáquica posterior medida. En algunas realizaciones, también se puede considerar la potencia óptica medida del ojo afáquico u otros factores para predecir la posición postoperatoria de la LIO, como por ejemplo la curvatura de la córnea, la longitud axial del ojo, etc. Tal como resultará comprensible para los expertos en la técnica, la correlación entre la profundidad de la bolsa capsular afáquica y la posición postoperatoria de la LIO puede establecerse mediante la medición de la posición postoperatoria real de la LIO para aquellos pacientes para los que se midió la profundidad de la bolsa capsular afáquica, y, después de un muestreo suficiente, se puede utilizar un algoritmo de regresión estadística o similares para generar una relación entre la profundidad de la bolsa capsular afáquica y la posición postoperatoria de la LIO. En algunas realizaciones, se puede predecir la posición postoperatoria de una LIO dentro de la bolsa capsular. También se puede predecir la posición postoperatoria de una LIO en otros lugares (por ejemplo, para una lente de surco).

En el bloque 910, se puede calcular la potencia de la lente intraocular que se implanta en el ojo del paciente utilizando, al menos en parte, la posición postoperatoria predicha de la LIO. También se pueden considerar otros factores, como por ejemplo la potencia óptica del ojo afáquico, la longitud axial del ojo, etc. Al estimar con precisión la posición postoperatoria de la LIO, se puede seleccionar una potencia adecuada para la LIO con más precisión, obteniéndose resultados quirúrgicos superiores que pueden ser más eficaces en la restauración del ojo de un paciente a una condición emétrope.

Las realizaciones se han descrito en conexión con los dibujos adjuntos. Sin embargo, debe entenderse que las figuras no están dibujadas a escala. Las distancias, ángulos, etc., son meramente ilustrativos y no implican necesariamente una relación exacta de las dimensiones reales y el diseño de los dispositivos ilustrados. Además, las realizaciones anteriores se han descrito en un nivel de detalle para permitir a un experto ordinario en la técnica fabricar y utilizar los dispositivos, sistemas, etc. que se describen en este documento. Es posible una amplia variedad de variaciones. Los componentes, elementos y / o pasos se pueden alterar, añadir, eliminar o reorganizar. Adicionalmente, se pueden añadir, eliminar o reordenar etapas de procesamiento. Aunque ciertas realizaciones se han descrito de manera explícita, otras formas de realización también serán evidentes para los expertos en la técnica basándose en esta descripción.

La descripción anterior ha particionado dispositivos y sistemas en múltiples componentes o módulos para facilitar su explicación. Debe entenderse, sin embargo, que uno o más componentes o módulos pueden operar como una sola unidad. Por el contrario, un único componente o módulo puede comprender uno o

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Claims

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