ES2575209T3 - Detección de tejido corneal y dispositivo de monitorización - Google Patents

Abstract

Aparato láser de cirugía ocular, que comprende - una fuente (12) de láser para crear un haz láser (14) con una longitud de onda variable, - unos elementos ópticos (26) que están adaptados para enfocar un haz láser que presenta una longitud de onda y una duración de impulso en un foco (80) dentro de un tejido corneal (60-68) de un ojo (16), y - un elemento de detección (50) adaptado para detectar, como una señal de producción de imágenes, una luz que está formada como múltiplo de frecuencia en el foco (80) y retrodispersada o emitida hacia delante, en el que se detecta la luz para producir información de imagen sobre el tejido corneal interior (60-68), en el que - la energía de impulso del haz láser (14) o es regulable de modo que la energía del haz en el foco (80) del haz láser (14) esté a un nivel de energía igual o superior al umbral para fotodisrupción del tejido corneal (60-68), de modo que el aparato láser sea utilizable con fines terapéuticos, o bien - la energía de impulso del haz láser es regulable de modo que la energía del haz en el foco (80) del haz láser (14) esté a un nivel de energía inferior al umbral para fotodisrupción del tejido corneal (60-68), de modo que el aparato láser con sea utilizable con fines de diagnóstico preoperatorio o interoperatorio, en el que se hace variar la longitud de onda variable dependiendo de la profundidad del foco (80) dentro del tejido corneal (60- 68) del ojo (16).

Description

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DESCRIPCION

Deteccion de tejido corneal y dispositivo de monitorizacion.

En la cirugfa ocular, tal como en la cirugfa mediante LASIK, puede recopilarse informacion para su utilizacion en la cirugfa. Por ejemplo, pueden medirse la forma o el grosor del tejido corneal antes de la cirugfa o la profundidad de los cortes realizados durante la cirugfa. Como otro ejemplo, pueden tomarse imagenes de cualquier cicatriz dentro del tejido corneal debido a cirugfas anteriores.

Tal como se muestra en la figura 3, la cornea humana presenta cinco capas. La capa externa es el epitelio 64, una fina capa de tejido de celulas rapido crecimiento y facil regeneracion, normalmente compuesta por aproximadamente seis capas de celulas. A continuacion esta la capa 62 de Bowman, que es una capa de colageno condensada con un grosor de 8-14 mm que protege el estroma. El estroma 60 es una capa media gruesa, transparente, que incluye fibras de colageno dispuestas de manera regular (tambien denominadas “fibrillas”) y queratocitos interconectados escasamente distribuidos, que son celulas responsables del mantenimiento y reparacion generales. La membrana 66 de Descemet es una capa acelular con un grosor de aproximadamente 5-20 mm. Finalmente, el endotelio 68 es una capa de aproximadamente 5 mm de grosor de celulas ricas en mitocondrias.

El estroma 60 es la capa mas gruesa de la cornea, representando hasta el 90% del grosor corneal. El estroma esta compuesto por aproximadamente 200 placas de fibrillas de colageno denominadas “laminillas”, superpuestas entre sf. Cada laminilla presenta un grosor de aproximadamente 1,5-2,5 mm. Las fibras de cada laminilla son paralelas entre sf, pero generalmente en angulos rectos con respecto a las fibras de laminillas adyacentes. Frecuentemente, las fibras se entrelazan entre capas adyacentes. Un remodelado, o reconstruccion, del estroma durante la cirugfa altera la capacidad de enfoque de la luz de la cornea, lo que puede corregir la vision de un paciente.

Un tipo de cirugfa predominante para la reconstruccion la cornea es la cirugfa LASIK (queratomileusis in situ asistida con laser), que se realiza utilizando un laser. La cirugfa LASIK se realiza normalmente en tres etapas. Una primera etapa crea un colgajo de tejido corneal. Una segunda etapa remodela la cornea bajo el colgajo con un laser. En una tercera etapa, vuelve a colocarse el colgajo.

Antes de realizarse la cirugfa LASIK, normalmente se mide el grosor de la cornea utilizando al menos una tecnica de paquimetrfa corneal. Durante la cirugfa, puede monitorizarse el corte del tejido corneal asf como la reconstruccion de la capa de estroma. Normalmente es deseable que la membrana de Descemet y el endotelio permanezcan ilesos mientras se corta el colgajo y se reconstruye la cornea. Sin embargo, los sistemas de diagnostico conocidos presentan una precision y una resolucion de imagen limitadas y son diffciles de integrar con los sistemas terapeuticos utilizados en la cirugfa LASIK.

Los dispositivos de diagnostico conocidos para diagnostico preoperatorio e intraoperatorio de tejido corneal incluyen camaras de Scheimpflug y dispositivos de exploracion de tomograffa de coherencia optica (OCT). Las camaras de Scheimpflug utilizadas en paquimetrfa corneal presentan una resolucion de imagen limitada a aproximadamente 10 mm. Pueden utilizarse camaras de Scheimpflug para detectar la posicion de las superficies externas de la cornea, pero no proporcionan informacion sobre la estructura interior de la cornea.

La tomograffa de coherencia optica es una tecnica interferometrica que se utiliza para capturar imagenes tridimensionales desde el interior de medios de dispersion optica, tales como tejido biologico. Para aplicaciones en paquimetrfa corneal, los dispositivos de exploracion de OCT presentan una resolucion de aproximadamente 5-10 mm, que puede aumentar hasta aproximadamente 1-2 mm con tecnologfas conocidas. Las longitudes de onda utilizadas para la deteccion estan normalmente en el intervalo de 800-1300 nm.

Los dispositivos de exploracion de OCT generan senales mediante la deteccion de diferencias significativas en los indices de refraccion de tejidos adyacentes. Los diferentes indices de refraccion de los tejidos adyacentes provocan desplazamientos de fase de la luz reflejada, o retrodispersada. Sin embargo, no pueden detectarse estructuras de tejido a escala submicrometrica ni los lfmites de tejido que no se distinguen por una amplia diferencia en su fndice de refraccion. Por ejemplo, utilizando un dispositivo de exploracion de OCT no puede detectarse la posicion y estructura de las fibrillas de colageno del estroma ni la estructura en capas de la cornea humana.

Las camaras de Scheimpflug y los dispositivos de exploracion de OCT utilizan unas longitudes de onda que se solapan con el intervalo de longitudes de onda utilizado por microscopios quirurgicos, por ejemplo, en el intervalo visual de 420 nm a 700 nm. Por tanto, la utilizacion de estos dispositivos de deteccion de manera intraoperatoria puede producir interferencias entre los sistemas, lo que conduce a una reduccion en la precision en la medicion y/o una calidad de imagen comprometida.

El documento de Han et al., Second-harmonic Imaging of Cornea Intra-stromal Femtosecond Laser Ablation, Journal of Biomedical optics Vol. 9, n.° 4, 760-766, se refiere a una obtencion de imagenes del segundo armonico de la cornea tras una ablacion por laser de femtosegundos intraestromal. Para tratar quirurgicamente una muestra

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corneal, en particular, para una ablacion intraestromal y corte de colgajo, se emplea un laser de neodimio-cristal (Nd:cristal) que proporciona luz con una longitud de onda de 1060 nm y una duracion de impulso de 700 fs; se gufa el haz laser hacia el ojo a traves un par de lentes con una longitud focal variable (exploracion de Z) y de dos espejos galvanometricos que permiten una exploracion de XY rapida. El diametro del punto de laser en el plano focal es 5 mm. Para la obtencion de imagenes por generacion del segundo armonico (SHG), se emplea un microscopio multifotonico de exploracion de laser que presenta un laser de titanio-zafiro (Ti:Sa), que puede configurarse desde 700 hasta 1000 nm, como una fuente de laser de excitacion con una longitud de onda de emision de laser fijada a 880 nm.

El documento WO 2008/002278 A1 se refiere a sistemas de obtencion de imagenes opticos para el analisis del tejido biologico con un alto coeficiente de dispersion optica tal como tejido hepatico. Un aparato microscopico optico no lineal obtiene imagenes de una muestra mediante la excitacion de luz sHg en la muestra en respuesta a la luz de excitacion de una fuente de excitacion, que es una fuente de excitacion de laser pulsado, en el que la potencia de la luz de excitacion que incide en la muestra es tal que no causa dano optico a la muestra tal como, por ejemplo, desnaturalizacion termica. Despues se recoge la luz SHG que se emite desde la muestra por un primer elemento condensador optico y se detecta por un detector optico sensible.

El documento de Aptel et al., Multimodal Nonlinear Imaging of the Human Cornea, Investigative Ophthalmology and Visual Science, Vol. 51, n.° 5, 2459-2465, se refiere a la obtencion de imagenes no lineal y multimodal de la cornea humana. La obtencion de imagenes se realiza en un microscopio de SHG y por generacion del tercer armonico (THG) de exploracion de laser equipado con canales de deteccion en direccion hacia atras y hacia delante. La excitacion se realiza utilizando un oscilador de Ti:Sa y un oscilador parametrico optico bombeado de manera sfncrona que suministra impulsos de 100 a 150 fs en el foco de un objetivo. El microscopio incorpora espejos galvanometricos, objetivos de inmersion en agua motorizados y modulos fotomultiplicadores contadores de fotones. Para la obtencion de imagenes de THG, se utilizan longitudes de onda de excitacion de desplazamiento hacia el rojo de normalmente 1200 nm de modo que pueden utilizarse energfas de impulso mas altas mientras que se conserva la viabilidad celular, en la que la obtencion de imagenes de SHG se realiza con luz de excitacion de 860 nm.

El documento US 2005/0063041 A1 se refiere a una tecnica de obtencion de imagenes por microscopio utilizando ondas tanto de segundo como de tercer armonico de un espectro de excitacion de haz laser mediante una muestra para formar una imagen de la muestra. Un sistema de obtencion de imagenes por microscopio comprende un dispositivo de exploracion que recibe el haz laser desde un dispositivo laser de impulso corto. El haz laser, que se dirige al microscopio mediante el dispositivo de exploracion, se enfoca por una lente de objetivo del microscopio sobre una muestra biologica. El haz laser presenta una longitud de onda predeterminada, preferiblemente de 1230 nm. Los componentes de onda de segundo y tercer armonico se dirigen a fotodetectores y se convierten en senales electricas correspondientes, que despues se procesan para generar una imagen de la muestra.

El documento de Han et al., Second Harmonic Generation Imaging of Collagen Fibrils in Cornea and Sclera, Optics Express, Vol. 13, n.° 15, paginas 5791-5797, se refiere a la obtencion de imagenes por generacion de segundo armonico de fibrillas de colageno en la cornea y esclerotica. La obtencion de imagenes de SHG se realiza con un microscopio multifotonico de exploracion de laser equipado con un laser de Ti:Sa de femtosegundos de modo bloqueado con una longitud de onda de emision de laser fijada a 800 nm. Se emplea un objetivo de inmersion en agua para enfocar el haz de excitacion y para recoger las senales de SHG de retorno, que se dirigidas a un detector de tubo de fotomultiplicador.

El documento de Tan et al., Characterizing the Thermally Induced Structural Changes to Intact Porcine Eye, Part 1: Second Harmonic Generation Imaging of Cornea Stroma, Journal of Biomechanical Optics, Vol. 10, n.° 5, paginas 054019-1 a 054019-5, se refiere a la obtencion de imagenes por generacion de segundo armonico del estroma de la cornea. El microscopio de SHG es un microscopio multifotonico, en el que una salida a 880 nm de un laser en estado solido bombeado por diodo bombea un laser de Ti:Sa, que se utiliza como fuente de SHG. Se utiliza una potencia promedio de aproximadamente 24 mW en la muestra para la generacion de una senal de segundo armonico y la senal de SHG generada a partir de las fibras de colageno de la cornea se recoge con geometrfa de retrodispersion y se detecta mediante un tubo multiplicador de recogida de fotones individuales.

Proporcionar un dispositivo de diagnostico separado, ademas del dispositivo terapeutico, tal como un laser de impulsos de femtosegundos, aumenta el coste total del equipo requerido para realizar la cirugfa.

El documento WO 2011/103357 da a conocer un sistema de tomograffa de coherencia optica para cirugfa oftalmica. Se muestra, entre otras cosas, un sistema guiado por obtencion de imagenes, que utiliza un unico laser pulsado para producir luz o bien quirurgica o bien de obtencion de imagenes.

Por tanto, un objeto de ejemplos de la invencion es proporcionar un aparato laser de cirugfa ocular que mejora los aparatos existentes potenciando la precision en la medicion y/o la utilizacion durante cirugfa.

Este objeto se consigue mediante un aparato laser de cirugfa ocular segun la reivindicacion 1.

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Segun un primer aspecto de la invencion, se proporciona un aparato laser de cirugfa ocular segun la reivindicacion 1. El aparato comprende elementos opticos que estan adaptados para enfocar un haz laser que presenta una longitud de onda y una duracion de impulso en un foco dentro de un tejido corneal de un ojo. Ademas, el aparato comprende un elemento de deteccion adaptado para detectar, como una senal de produccion de imagenes, luz que se forma, en el foco, como multiplo de frecuencia y se retrodispersa para producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior.

La deteccion de luz retrodispersada a un multiplo de frecuencia permite la captura de imagenes con alta resolucion, puesto que la luz a un multiplo de frecuencia presenta una longitud de onda mas corta, y, por tanto, proporciona una resolucion de imagen mejorada.

En una realizacion del primer aspecto, los elementos opticos pueden adaptarse para enfocar el haz laser sucesivamente en un foco adicional, que puede ubicarse a una profundidad diferente de la profundidad del foco anterior. El elemento de deteccion esta adaptado para detectar, como una senal adicional que produce imagenes, luz que se forma en dicho foco adicional, como un multiplo de frecuencia y retrodispersada o emitida hacia delante, para producir dicha informacion de imagen sobre el tejido corneal interior. La recogida de luz retrodispersada a partir de dos profundidades de foco diferente permite la formacion de una imagen tridimensional mediante, por ejemplo, la combinacion computacional de las senales de imagen de ambas profundidades.

En una realizacion adicional del primer aspecto, los elementos opticos pueden adaptarse para enfocar el haz laser sucesivamente hacia una pluralidad de focos a profundidades variables dentro del tejido corneal del ojo. El elemento de deteccion puede adaptarse para detectar, como senales de produccion de imagenes, luz que se forma, en cada uno de dichos focos, como un multiplo de frecuencia y retrodispersada o emitida hacia delante, para recabar informacion de imagen tridimensional sobre el tejido corneal interior. La recogida de luz retrodispersada a partir de una pluralidad de profundidades foco permite la formacion de imagenes tridimensionales mediante, por ejemplo, la combinacion computacional de las senales de imagen de la pluralidad de profundidades.

La utilizacion del aparato laser de cirugfa ocular descrito anteriormente para la exploracion del tejido corneal interior de un ojo permite la deteccion de luz retrodispersada a un multiplo de frecuencia, que puede utilizarse para producir imagenes de alta resolucion de tejido corneal a la vez que se minimiza la interferencia con el microscopio de la operacion.

El aparato laser de cirugfa ocular descrito anteriormente puede utilizarse con fines de diagnostico pre o intraoperatorio. La longitud de onda del haz laser se selecciona de modo que la energfa del haz en el foco del haz laser es mas baja que una energfa requerida para la fotodisrupcion del tejido corneal.

El metodo de exploracion de un tejido corneal de un ojo no forma parte de esta invencion. Un haz laser que presenta una longitud de onda y una duracion de impulso se enfoca en un foco dentro de un tejido corneal de un ojo. Una luz que se forma, en el foco, como un multiplo de frecuencia y retrodispersada se detecta como una senal de produccion imagenes, para producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior.

La deteccion de luz retrodispersada a un multiplo de frecuencia permite la captura de imagenes con alta resolucion, puesto que la luz a un multiplo de frecuencia presenta una longitud de onda mas corta, lo que normalmente proporciona una resolucion de imagen mejorada.

En este metodo, el haz laser puede enfocarse sucesivamente en un foco adicional, que esta ubicado a una profundidad diferente de la profundidad del foco anterior. Entonces se detecta una luz que se forma, en el foco adicional, como un multiplo de frecuencia y retrodispersada, como una senal adicional que produce imagenes y puede utilizarse para producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior. La recogida de luz retrodispersada a partir de dos profundidades de foco diferentes permite la formacion de una imagen tridimensional mediante, por ejemplo, la combinacion computacional de las senales de imagen de ambas profundidades.

Mas generalmente, el haz laser puede enfocarse sucesivamente hacia una pluralidad de focos ubicados en diferentes profundidades dentro del tejido corneal del ojo, y puede detectarse la luz que se forma, en cada uno de los focos, como un multiplo de frecuencia y retrodispersada como una senal de produccion de imagenes, y se recaba para producir informacion de imagen tridimensional sobre el tejido corneal interior. La recogida de luz retrodispersada a partir de una pluralidad de profundidades de foco permite la formacion de imagenes tridimensionales mediante, por ejemplo, la combinacion computacional de las senales de imagen de la pluralidad de profundidades.

En cualquiera de los aspectos y realizaciones anteriores, la pluralidad de focos puede estar en el estroma del ojo, permitiendo por tanto una deteccion en alta resolucion y una monitorizacion de capas y/o estructuras dentro del estroma.

En cualquiera de los aspectos y realizaciones anteriores, la fuente de laser esta adaptada para crear un haz laser con longitudes de onda variables. En otras palabras, la fuente de laser esta adaptada para crear un haz laser con

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una energfa de impulso variable. Como la energfa de impulso del haz laser depende de su longitud de onda, en el contexto de esta solicitud, los terminos “longitud de onda variable” y “energfa de impulso variable” pueden utilizarse de manera intercambiable. Proporcionar una longitud de onda variable / energfa de impulso variable permite la utilizacion de la fuente de laser tanto como con fines de diagnostico como terapeuticos.

En cuanto a fines de diagnostico, la fuente de laser puede fijarse a una longitud de onda y/o una duracion de impulso correspondiente a una energfa baja, por ejemplo, el umbral de energfa es I<1012 W/cm2, lo que no provocara fotodisrupcion a la cornea, y se recoge informacion de imagen de luz retrodispersada a un multiplo de frecuencia. Por ejemplo, en cuanto a fines de diagnostico, puede fijarse una longitud de onda de aproximadamente 920 nm y una duracion de impulso de entre 150-180 fs; mas generalmente, se concibe cualquier longitud de onda y/o duracion de impulso que da como resultado una energfa que es mas baja que el umbral de energfa al cual se produce la fotodisrupcion del estroma, por ejemplo el umbral de energfa puede ser I<1012 W/cm2.

En cuanto a fines terapeuticos, la fuente de laser puede fijarse a una longitud de onda y/o duracion de impulso correspondiente a una energfa lo suficientemente alta como para provocar fotodisrupcion de la cornea, por ejemplo, el umbral de energfa es I>1012 W/cm2. Por ejemplo, en cuanto a fines terapeuticos, puede fijarse una longitud de onda de aproximadamente 1030 nm y una duracion de impulso de aproximadamente 300 o 350 fs; mas generalmente, cualquier longitud de onda y/o duracion de impulso que da como resultado una energfa que es igual a o mayor que el umbral de energfa al cual se produce la fotodisrupcion del estroma, por ejemplo, el umbral de energfa puede ser I<1012 W/cm2.

En cualquiera de los aspectos y realizaciones anteriores, se varfa la longitud de onda/energfa de impulso variable dependiendo de la profundidad del foco dentro del tejido corneal del ojo. La longitud de onda puede ser variable entre 700 y 1050 nm, o puede permanecer a una longitud de onda particular tal como 710 nm, 820 nm, 920 nm o 1030 nm. Longitudes de onda mas cortas tales como 700 nm producen senales de imagen de mayor resolucion, mientras que longitudes de onda mas largas tales como 1050 nm pueden penetrar mas dentro del tejido corneal. La sucesion de longitudes de onda de 710 nm, 820 nm, 920 nm y 1030 nm permite una realizacion de una exploracion completa de la cornea, a la vez que mantiene una alta resolucion de imagen.

En cualquiera de los aspectos y realizaciones anteriores, la duracion de impulso del haz laser puede ser una duracion de impulso de femtosegundos de entre 10 y 400 fs, por ejemplo, 100 fs, 350 fs. Esta duracion de impulso proporciona suficiente energfa para que se produzcan multiplos de frecuencia de la longitud de onda inicial y se retrodispersen hacia la unidad de deteccion, pero garantiza que la energfa total de un impulso de laser permanence por debajo del umbral del fotodisrupcion del tejido corneal del ojo.

En cualquiera de los aspectos y realizaciones anteriores, la energfa de impulso del haz laser puede fijarse de modo que la energfa del haz en el foco del haz laser esta a un nivel de energfa mas bajo que el umbral para fotodisrupcion del tejido corneal, de modo que el aparato se puede utilizar con fines de diagnostico preoperatorio o interoperatorio. Alternativa o adicionalmente, cuando no esta utilizandose el aparato con fines de diagnostico durante cirugfa, la energfa de impulso del haz laser puede fijarse de modo que la energfa del haz en el foco del haz laser esta a un nivel de energfa que es igual o superior al umbral para fotodisrupcion del tejido corneal, de modo que el aparato se puede utilizar con fines terapeuticos.

En cualquiera de los aspectos y realizaciones anteriores, el multiplo de frecuencia puede ser una senal por generacion de segundo armonico (SHG) o por generacion de tercer armonico (THG).

La invencion se define en las reivindicaciones y se explicara adicionalmente basandose en las figuras adjuntas, que son esquematicas en su totalidad.

La figura 1a muestra una representacion en bloques esquematica de elementos de un sistema de laser para tratamientos quirurgicos oculares.

La figura 1b muestra una representacion en bloques esquematica de elementos de un sistema de laser segun una variante del sistema de laser mostrado en la figura 1a.

La figura 2 muestra un diagrama esquematico de la cornea de un ojo humano.

La figura 3 muestra las capas de tejido corneal a lo largo de la seccion transversal A-A' del ojo mostrado en la figura

2.

La figura 4 muestra un diagrama de bloques que ilustra los componentes del aparato laser mostrado en la figura 1a.

Las figuras 1a y 1b muestran un sistema 10 de laser que comprende un aparato laser para enfocar un haz laser 14

en un punto de enfoque dentro de un ojo 16.

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El sistema de laser comprende una fuente 12 de laser. La fuente 12 de laser puede incluir, por ejemplo, un oscilador de laser (por ejemplo, oscilador de laser de estado solido); un preamplificador, que aumenta la potencia de impulso de los impulsos de laser emitidos desde el oscilador y simultaneamente los estira temporalmente; un selector de impulsos posterior, que selecciona impulsos de laser a partir de los impulsos de laser preamplificados del oscilador para reducir la tasa de repeticion hasta un grado deseado; un amplificador de potencia, que amplifica los impulsos seleccionados, todavfa temporalmente estirados, hasta la energfa de impulso necesaria para la aplicacion; y un compresor de impulsos, que comprime temporalmente la emision de impulsos desde el amplificador de potencia a la duracion de impulso deseada para la aplicacion.

La fuente 12 de laser genera un haz laser 14 pulsado. La duracion de impulso de los impulsos de radiacion se elige o bien para generar senales de luz reflejada o retrodispersada con fines de diagnostico o bien para crear incisiones en el tejido corneal de un ojo 16 de un paciente con fines de tratamiento. Los impulsos de radiacion del haz laser 14 presentan una duracion de impulso en el intervalo de nanosegundos, picosegundos, femtosegundos o attosegundos.

Ademas, el haz laser 14 generado por la fuente 12 de laser presenta una tasa de repeticion de impulsos adecuada para la aplicacion particular. La tasa de repeticion de los impulsos de radiacion emitidos desde el dispositivo 10 de laser y dirigidos sobre el ojo 16 pueden corresponderse a la tasa de repeticion de los impulsos de radiacion que se generan en la emision de la fuente 12 de laser. Alternativamente, una parte de los impulsos de radiacion que se emiten de la fuente 12 de laser puede bloquearse por medio de un interruptor optico 18 dispuesto en la trayectoria de radiacion del haz laser 14 de modo que no llegan al ojo 16. Esto puede ser necesario, por ejemplo, para un perfil de mecanizado predeterminado del ojo 16.

El interruptor optico 18, tambien denominado modulador de impulso, puede ser, por ejemplo, un modulador acustico- optico o un modulador electro-optico. Generalmente, el interruptor optico 18 puede incluir elementos opticamente activos arbitrarios que permiten un bloqueo rapido de impulsos de laser individuales. El interruptor optico 18 puede incluir, por ejemplo, una trampa de haz, indicada esquematica en 20, que sirve para absorber los impulsos de radiacion que van a bloquearse. El interruptor optico 18 puede desviar tales impulsos de radiacion van a bloquearse desde la trayectoria de haz normal de los impulsos de radiacion del haz laser 14 y dirigirlos a la trampa 20 de haz.

Componentes opticos adicionales que estan dispuestos en la trayectoria de haz del haz laser 14 incluyen un controlador de z 22 y un controlador de x-y 24. El controlador de z 22, por un lado, controla la ubicacion longitudinal del punto focal del haz laser 14; el controlador de x-y 24, por otro lado, controla la ubicacion transversal del punto focal.

En las figuras 1a y 1b se ha dibujado un marco de coordenadas que representa las direcciones de x-y-z en la region del ojo 16 con fines de ilustracion. En este contexto, el termino “longitudinal” se refiere a la direccion de propagacion de haz, que se designa convencionalmente como la direccion de z. De manera similar, “transversal” se refiere a una direccion transversal a la direccion de propagacion del haz laser 14, que se designa convencionalmente como el plano x-y.

Para conseguir una desviacion transversal del haz laser 14, el controlador de x-y 24 puede incluir, por ejemplo, un par de espejos de exploracion de actuacion galvanometrica que pueden inclinarse alrededor de ejes mutuamente perpendiculares. El controlador de z 22 puede incluir, por ejemplo, una lente longitudinalmente ajustable o una lente de potencia refractiva variable o un espejo deformable con el que puede controlarse la divergencia del haz laser 14, y por tanto la posicion de z del foco de haz. Pueden incluirse una lente o espejo de este tipo en un expansor de haz que expande el haz laser 14 emitido desde la fuente 12 de laser. El expansor de haz puede configurarse, por ejemplo, como un telescopio de Galileo.

El aparato laser de las realizaciones que se muestran en las figuras 1a y 1b comprende un objetivo 26 de enfoque dispuesto en la trayectoria de haz del haz laser 14. El objetivo 26 de enfoque sirve para enfocar el haz laser 14 sobre una ubicacion deseada sobre o dentro del ojo 16, asf como dentro de la cornea. El objetivo 26 de enfoque puede ser un objetivo de enfoque f-theta.

El interruptor optico 18, el controlador de z 22, el controlador de x-y 24 y el objetivo 26 de enfoque no necesitan disponerse en el orden representado en las figuras 1a y 1b. Por ejemplo, el interruptor optico 18 puede estar dispuesto, sin perder la generalidad, en la trayectoria de haz aguas abajo del controlador de z 22. Si se desea, el controlador de x-y 24 y el controlador de z 22 pueden combinarse para formar una unidad estructural unica. No debe entenderse en absoluto como restrictivo el orden y agrupamiento de los componentes mostrados en las figuras 1a y 1b.

En el lado de salida de haz del objetivo 26 de enfoque, un elemento de aplanamiento 30a constituye una superficie de contacto de tope con la cornea del ojo 16. El elemento de aplanamiento 30a es transparente o translucido a la radiacion de laser. En el lado inferior, frente al ojo, el elemento de aplanamiento 30a incluye una cara 32a de tope con la cornea del ojo 16. En el caso a modo de ejemplo mostrado, la cara 32a de tope se realiza como una superficie plana. En determinadas realizaciones, la cara 32a de tope es concava o convexa. La cara 32a de tope nivela la cornea cuando se presiona el elemento de aplanamiento 30a contra el ojo 16 con una presion apropiada o

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cuando se aspira la cornea sobre la cara 32a de tope mediante vacfo. Tal como se muestra en las figuras 1a y 1b, el ojo 16 se apoya contra la cara 32a de tope plana del elemento de aplanamiento 30a.

El elemento de aplanamiento 30a, el que en el caso de diseno paralelo al plano se designa habitualmente como placa de aplanamiento, se ajusta al extremo mas estrecho de un manguito 34a portador que se ensancha conicamente. La conexion entre el elemento de aplanamiento 30a y el manguito 34a portador puede ser permanente, por ejemplo mediante una fijacion por adhesion, o puede ser desprendible, por ejemplo, mediante un acoplamiento por atornillado. Tambien es concebible utilizar una parte optica unica moldeada por inyeccion que funciona como manguito 34a portador y como de elemento de aplanamiento 30a. De una manera no representada en detalle, el manguito 34a portador presenta estructuras de acoplamiento en su extremo de manguito mas ancho, que en los dibujos es el extremo superior. Las estructuras de acoplamiento son adecuadas para acoplar el manguito 34a portador sobre el objetivo 26 de enfoque.

El sistema 10 de laser tambien comprende al menos un elemento de deteccion 50 que esta adaptado para detectar luz, que se forma como un multiplo de frecuencia en el foco y se retrodispersa hacia el elemento de deteccion 50, para asf producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior. El elemento de deteccion 50 puede ubicarse o bien dentro o bien fuera del manguito 34a portador.

En la realizacion mostrada en la figura 1 b, un divisor 51 de haz, que puede ser un divisor dicroico, se proporciona en la trayectoria de haz, y el elemento de deteccion 50 se ubica en una posicion tal que una parte de luz desviada por el divisor 51 de haz se desvfa sobre el elemento de deteccion 50. En otras palabras, el elemento de deteccion 50 puede disponerse de modo que la luz retrodispersada, que se forma como un multiplo de frecuencia, se retrodispersa directamente al elemento de deteccion 50 (figura 1a). Alternativamente, el elemento de deteccion 50 puede disponerse de modo que la luz retrodispersada se retrodispersa al divisor 51 de haz dispuesto en la trayectoria de haz y despues se desvfa al elemento de deteccion 50 (figura 1b). El elemento de deteccion 50 es un fotodetector, por ejemplo, un tubo fotomultiplicador (PMT), un fotodiodo de avalancha (APD), un fotomultiplicador de silicio de alta ganancia (SPM), o cualquier otro sensor amplificador de luz.

La fuente 12 de laser, el interruptor optico 18, el elemento de deteccion 50 y los dos dispositivos de exploracion 22, 24, se controlan mediante un ordenador 36 de control, que funciona segun un programa 40 de control almacenado en una memoria 38. El programa 40 de control contiene instrucciones (por ejemplo, codigo de programa) que se ejecutan por el ordenador 36 de control para controlar la ubicacion del foco de haz del haz laser 14 en la cornea, en el cristalino o en cualquier otra ubicacion del ojo 16 que se apoya contra el elemento de contacto 30a.

El sistema 10 de laser tambien puede comprender un modulo interfaz (no mostrado) conectado al ordenador 36 de control para permitir a un usuario introducir ordenes en el ordenador 36 de control. El modulo de interfaz puede comprender una pantalla o monitor para permitir al usuario ver la informacion del estado de los componentes del sistema de laser y/o los datos recogidos por al menos uno de los elementos de deteccion 50.

Las figuras 2 y 3 ilustran esquematicamente la cornea de un ojo humano. Para ilustrar las capas de la cornea, en la figura 3 se muestran ampliadas las capas de la cornea del ojo 16, tal como se explico en la introduccion.

La figura 4 ilustra esquematicamente los componentes del aparato laser. Tal como se muestra en la figura 4, el aparato laser comprende elementos opticos 42 que estan adaptados para enfocar un haz laser 14 dentro de un tejido corneal de un ojo 16. Los elementos opticos 42 comprenden al menos el controlador de z 22 y el objetivo 26 de enfoque del sistema 10 de laser de las figuras 1a y 1b, pero tambien pueden comprender la fuente 12 de laser, el modulador de ancho de impulso 18 y/o el controlador de x-y 24 mostrados en las figuras 1a y 1b.

El aparato laser tambien comprende al menos un elemento de deteccion 50, que esta adaptado para detectar la luz que se forma como un multiplo de frecuencia en el foco y se retrodispersa o se emite hacia delante hacia el elemento de deteccion, para producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior.

Cuando se utiliza el aparato laser con fines terapeuticos, se genera un haz 14 con suficiente energfa de haz en el foco 80, que esta ubicado a una profundidad 82, para cortar un patron de incision. Durante el mecanizado de la cornea, un patron de incision de este tipo corta completamente un volumen de tejido corneal del tejido corneal subyacente, como parte de una extraccion lenticular corneal o una queratoplastia corneal. Si se desea, este patron de incision puede subdividir adicionalmente el volumen de tejido cortado en una pluralidad de segmentos de volumen separados individualmente unos de otros.

Cuando el aparato laser se utiliza con fines de diagnostico o de exploracion, una luz intensa en el foco 80 del haz laser 14 provoca tejidos altamente polarizados y no centrosimetricos, tales como colageno, para producir luz a un multiplo de frecuencia de la frecuencia de entrada.

La luz de frecuencia superior se produce parcialmente en la forma de senales por generacion de segundo armonico (SHG), que se crean cuando dos fotones de infrarrojo proximo interaccionan con materiales altamente polarizados, no centrosimetricos, para generar un unico foton visible con el doble de energfa y la mitad de longitud de onda.

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Tambien puede producirse luz de frecuencia superior en forma de senales por generacion de tercer armonico (THG), que se crean cuando tres fotones de infrarrojo proximo interaccionan con materiales altamente polarizados no centrosimetricos para generar un unico foton visible con el triple de energfa y una tercera parte de la longitud de onda. Aunque en la presente memoria solo se describen en detalle senales de SHG y THG, se indica que tambien son posibles otras senales de armonicos de orden superior.

La luz dentro del haz laser 14 provoca que estructuras de colageno de la cornea que estan ubicadas dentro del foco 80 emitan fotones a multiplos de frecuencia de la frecuencia de la luz que forma el haz laser 14. En un ejemplo, si la luz dentro del haz laser 14 presenta una longitud de onda de 1=1030 nm, entonces se produce una senal de SHG a la frecuencia 1shg=515 nm, y se produce una senal de THG a 1thg=343 nm.

Cuando se excita por el haz laser 14, se emite luz de frecuencia superior en forma de senales de SHG y THG a partir de las estructuras de colageno de la cornea. La luz de frecuencia superior se dispersa en todas las direcciones produciendo senales en forma de haces retrodispersados 86. El elemento de deteccion 50 detecta estas senales y las utiliza para producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior.

El diametro del foco 80 del haz laser 14 puede ser de entre aproximadamente 1 mm y 10 mm. El diametro del foco 80 del haz laser 14 se selecciona para superar el tamano de las estructuras o celulas que deben examinarse, por ejemplo, el diametro del foco 80 puede fijarse a 1,5 mm.

El controlador de z 22 del sistema 10 de laser esta adaptado para variar la profundidad 82 del foco 80 dentro del ojo 16. Ademas, la fuente 12 de laser del sistema 10 de laser esta adaptada para variar la longitud de onda de la luz en el haz laser 14.

Durante su utilizacion en diagnostico, la longitud de onda de la luz en el haz laser 14 puede variarse entre 700 y 1050 nm segun la profundidad del foco 80 dentro del ojo 16. La luz con longitudes de onda mas largas se desplaza mas facilmente a traves del material del ojo 16, y por tanto pueden utilizarse longitudes de onda mas largas para examinar el material que se retira adicionalmente de la superficie externa del ojo 16.

Ademas, el modulador 18 de impulso del sistema 10 de laser esta adaptado para variar la energfa de impulso del haz laser 14. Por ejemplo, la energfa de impulso del haz laser 14 puede oscilar entre 0,5 |mJ y 0,05 mJ.

En la operacion, puede realizarse una exploracion de diagnostico variando la energfa de impulso del haz laser 14, de modo que la energfa de haz en el foco 80 del haz laser 14 es mas baja que una energfa requerida para la fotodisrupcion del tejido corneal. Despues se enfoca el haz laser 14 en un foco 80 dentro de la cornea del ojo 16, y la luz retrodispersada 86 que se forma como un multiplo de frecuencia en el foco 80 se detecta por el elemento de deteccion 50 como una senal de produccion de imagenes, para producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior.

Para recabar informacion de imagen tridimensional, el haz laser 14 se enfoca sucesivamente en focos 80 de profundidad 82 variable dentro de la cornea. Cuando se realizan exploraciones de diagnostico, el haz laser funciona en un intervalo de longitudes de onda de entre 700 y 1050 nm. A profundidades 82 sucesivas, se aumenta la longitud de onda de la luz que forma el haz laser 14 a medida que aumenta la distancia del foco 80 desde la superficie externa del ojo 16. Alternativamente, puede utilizarse una longitud de onda unica en el intervalo de 7001050 nm para multiples profundidades 82 o para todas las profundidades 82 dentro del ojo 16.

Despues de completar la exploracion de diagnostico del tejido corneal, se aumenta la energfa de impulso del haz laser 14, de modo que la energfa de haz en el foco 80 del haz laser 14 supera la energfa requerida para fotodisrupcion del tejido corneal. En este punto, puede empezarse o reanudarse la cirugfa, y el sistema 10 de laser se utiliza para cortar y/o reconstruir el tejido corneal.

En resumen, puede elegirse la energfa de impulso del haz laser 14 de modo que la energfa del haz en el foco 80 del haz laser 14 esta por encima o por debajo de la energfa de fotodisrupcion de colageno. Como tal, el aparato laser puede utilizarse alternativamente o bien para cortar/reconstruir tejido corneal durante cirugfa o bien para generar senales de SHG/THG que se recogen por el elemento de deteccion 50 para producir informacion de diagnostico sobre la cornea. De esta manera, puede utilizarse de manera alterna un unico sistema 10 de laser para proporcionar funcionalidad o bien de diagnostica o bien terapeutica.

Claims (6)

1. 5

   10

   15

   20

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   30

   35

   40

   REIVINDICACIONES

   1. Aparato laser de cirugfa ocular, que comprende

   - una fuente (12) de laser para crear un haz laser (14) con una longitud de onda variable,

   - unos elementos opticos (26) que estan adaptados para enfocar un haz laser que presenta una longitud de onda y una duracion de impulso en un foco (80) dentro de un tejido corneal (60-68) de un ojo (16), y

   - un elemento de deteccion (50) adaptado para detectar, como una senal de produccion de imagenes, una luz que esta formada como multiplo de frecuencia en el foco (80) y retrodispersada o emitida hacia delante, en el que se detecta la luz para producir informacion de imagen sobre el tejido corneal interior (60-68),

   en el que

   - la energfa de impulso del haz laser (14) o es regulable de modo que la energfa del haz en el foco (80) del haz laser (14) este a un nivel de energfa igual o superior al umbral para fotodisrupcion del tejido corneal (60-68), de modo que el aparato laser sea utilizable con fines terapeuticos, o bien

   - la energfa de impulso del haz laser es regulable de modo que la energfa del haz en el foco (80) del haz laser (14) este a un nivel de energfa inferior al umbral para fotodisrupcion del tejido corneal (60-68), de modo que el aparato laser con sea utilizable con fines de diagnostico preoperatorio o interoperatorio, en el que se hace variar la longitud de onda variable dependiendo de la profundidad del foco (80) dentro del tejido corneal (6068) del ojo (16).
2. 2. Aparato laser segun la reivindicacion 1, en el que los elementos opticos (26) estan adaptados para enfocar el haz laser (14) sucesivamente en una pluralidad de focos a profundidades variables dentro del tejido corneal (60-68) del ojo (16), en el que el elemento de deteccion (50) esta adaptado para detectar, como senales de produccion de imagenes, una luz que esta formada como un multiplo de frecuencia en cada uno de dichos focos (80) y retrodispersada o emitida hacia delante, en el que la luz es detectada para recoger informacion de imagen tridimensional sobre el tejido corneal interior (60, 62, 66).
3. 3. Aparato laser segun la reivindicacion 2, en el que la pluralidad de focos (80) estan en el estroma (60) del ojo (16).
4. 4. Aparato laser segun una de las reivindicaciones anteriores, en el que la longitud de onda es variable entre 700 y 1050 nm.
5. 5. Aparato laser segun una de las reivindicaciones anteriores, en el que una duracion de impulso de femtosegundos esta comprendida entre 10 y 400 fs.
6. 6. Aparato laser segun una de las reivindicaciones anteriores, en el que el multiplo de frecuencia es una senal por generacion del segundo armonico (SHG) o por generacion del tercer armonico (THG).