ES2593404T3

ES2593404T3 - Formación de imágenes de tejido objetivo quirúrgico mediante exploración no lineal

Info

Publication number: ES2593404T3
Application number: ES10191057.8T
Authority: ES
Inventors: Ilya Goldshleger; Guy Holland; Ferenc Raksi
Original assignee: Alcon Lensx Inc
Current assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2009-11-16
Filing date: 2010-11-12
Publication date: 2016-12-09
Anticipated expiration: 2030-11-12
Also published as: US9492322B2; CN102612342A; EP2322083A1; EP3087911A1; JP5763327B2; AU2010319285A1; RU2575967C2; US20110118609A1; KR20120096512A; MX2012005234A; AU2010319285B2; BR112012011522A2; CN102612342B; EP3087911B1; CA2778264A1; EP2322083B1; MX351756B; ES2752189T3; CA3021848C; RU2012124989A

Abstract

Método de formación de imágenes de un ojo, que comprende las etapas de: posicionar un ojo con respecto a un sistema de formación de imágenes; crear datos de primera exploración mediante la determinación de una profundidad de una región objetivo de ojo en un primer conjunto de puntos a lo largo de un primer arco; crear datos de segunda exploración mediante la determinación de una profundidad de la región objetivo de ojo en un segundo conjunto de puntos a lo largo de un segundo arco, caracterizado por que el método comprende además las etapas de determinar características de exploración a partir de los datos de las exploraciones primera y segunda ajustando una primera función a los datos de primera exploración y ajustando una segunda función a los datos de segunda exploración; y determinar parámetros de región objetivo extrayendo las características de exploración, en el que las funciones de ajuste primera y segunda son funciones sinusoidales o la suma de varias funciones de Fourier.

Description

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DESCRIPCION

Formacion de imageries de tejido objetivo quirurgico mediante exploracion no lineal.

Referencia cruzada a solicitudes relacionadas

Esta solicitud reivindica prioridad sobre y beneficio de solicitud provisional estadounidense de numero de serie 12/619.606, titulada “Formacion de imagenes de tejido objetivo quirurgico mediante exploracion no lineal”, y presentada el 16 de noviembre de 2009, que se incorpora en la presente memoria por referencia en su totalidad.

Campo tecnico

Este documento de patente se refiere a sistemas y tecnicas para aplicaciones quirurgicas, incluyendo cirugfa oftalmica.

Antecedentes

Se han desarrollado una variedad de sistemas quirurgicos laser avanzados a lo largo de los anos para cirugfa oftalmica, seleccionando como objetivo partes de la cornea, el cristalino, la retina y otras estructuras del ojo. Un sistema quirurgico de este tipo puede emplear un mecanismo de formacion de imagenes para obtener imagenes de una region quirurgica seleccionada como objetivo para asistir al operador del sistema quirurgico, por ejemplo el cirujano, para situar pulsos de laser en la region quirurgica seleccionada como objetivo del ojo con alta precision.

El documento US2006187462, por ejemplo, se refiere a metodos y aparatos para la exploracion por tomograffa de coherencia optica. Se describe que la invencion se refiere a un metodo de adquisicion de datos de tomograffa de coherencia optica a partir de una muestra. El metodo incluye las etapas de explorar una primera ubicacion en la muestra para obtener un primer conjunto de datos de tomograffa de coherencia optica, explorar una segunda ubicacion en la muestra para obtener un segundo conjunto de datos de tomograffa de coherencia optica, y definir una posicion de referencia con respecto a una ubicacion en la muestra utilizando uno de los dos conjuntos de datos de tomograffa de coherencia optica. En una forma de realizacion, el primer conjunto de datos de tomograffa de coherencia optica son datos de estudio. Sin embargo, en otra forma de realizacion el primer conjunto de datos de tomograffa de coherencia optica son datos de medicion de muestra.

Sumario

Este documento divulga ejemplos e implementaciones de sistemas y tecnicas para cirugfa laser basandose en formacion de imagenes de un tejido objetivo mediante exploracion no lineal durante la formacion de imagenes.

Por ejemplo, un metodo para guiar una cirugfa ocular puede incluir las etapas de: posicionar un ojo con respecto a un sistema de formacion de imagenes; crear datos de primera exploracion mediante la determinacion de una profundidad de una region objetivo de ojo en un primer conjunto de puntos a lo largo de un primer arco; crear datos de segunda exploracion mediante la determinacion de una profundidad de la region objetivo de ojo en un segundo conjunto de puntos a lo largo de un segundo arco; determinar parametros de region objetivo basandose en los datos de las exploraciones primera y segunda; y ajustar uno o mas parametros de posicion quirurgica segun los parametros de region objetivo determinados.

En algunas implementaciones, por lo menos uno de entre el primer arco y el segundo arco forma por lo menos parte de un bucle cerrado.

En algunas implementaciones, el primer arco es una parte de una primera lfnea de interseccion en la que una primera superficie de exploracion interseca la region objetivo de ojo; y el segundo arco es una parte de una segunda lfnea de interseccion en la que una segunda superficie de exploracion interseca la region objetivo de ojo.

En algunas implementaciones, el primer arco es una parte de una primera lfnea de interseccion en la que un primer cilindro interseca la region objetivo de ojo; y el segundo arco es una parte de una segunda lfnea de interseccion en la que un segundo cilindro interseca la region objetivo de ojo.

En algunas implementaciones, el primer cilindro y el segundo cilindro son concentricos, compartiendo un eje Z.

En algunas implementaciones, un eje Z del segundo cilindro esta desviado de un eje Z del primer cilindro.

La etapa de determinacion de los parametros de region objetivo incluye extraer caracterfsticas de exploracion de los datos de las exploraciones primera y segunda.

En algunas implementaciones, la etapa de extraccion de las caracterfsticas de exploracion incluye extraer una primera amplitud y una primera fase de los datos de primera exploracion; y extraer una segunda amplitud y una

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segunda fase de los datos de segunda exploracion.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion de los parametros de region objetivo incluye determinar un parametro de posicion de un centro de la region objetivo basandose en la primera amplitud, primera fase, segunda amplitud y segunda fase.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion de los parametros de region objetivo incluye determinar un parametro de forma de objeto de la region objetivo basandose en la primera amplitud, primera fase, segunda amplitud y segunda fase.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion de los parametros de region objetivo incluye determinar un parametro de orientacion de objeto de la region objetivo basandose en la primera amplitud, primera fase, segunda amplitud y segunda fase.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion de los parametros de region objetivo incluye determinar una actualizacion de parametro de posicion, con respecto a una posicion de la region objetivo y un punto de referencia.

En algunas implementaciones, el ajuste del parametro de posicion quirurgica incluye ajustar un parametro de posicion de un centro de patron quirurgico para alinear el centro de patron quirurgico con un centro de la region objetivo.

En algunas implementaciones, el metodo no contiene mas exploraciones despues de la primera exploracion y la segunda exploracion.

En algunas implementaciones, el tiempo desde el comienzo de la primera etapa de exploracion hasta el final de la etapa de determinacion de los parametros de posicion quirurgica no es mas de uno de 100 milisegundos, 1.000 milisegundos y 10.000 milisegundos.

En algunas implementaciones, por lo menos uno de entre el arco primero y segundo es elfptico.

En algunas implementaciones, por lo menos uno de entre el primer arco y el segundo arco es un arco abierto; y por lo menos uno de entre los datos de primera exploracion y los datos de segunda exploracion presenta un maximo y un mfnimo.

En algunas implementaciones, la region objetivo de ojo es una region de un cristalino del ojo, los parametros de region objetivo incluyen un parametro de forma del cristalino, un parametro de inclinacion del cristalino y un parametro de posicion del cristalino.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion del parametro de region objetivo incluye ajustar una funcion con por lo menos un parametro de ajuste a los datos de primera exploracion; y determinar el parametro de region objetivo utilizando el parametro de ajuste.

En algunas implementaciones, un metodo para formar imagenes de un objeto incluye las etapas de posicionar el objeto con respecto a un sistema de formacion de imagenes, en el que una forma del objeto puede describirse en terminos de uno o mas parametros de forma; crear datos de exploracion mediante la determinacion de una coordenada del objeto en un conjunto de puntos a lo largo de un arco; y determinar un parametro de forma de objeto y un parametro de posicion de objeto basandose en los datos de exploracion.

En algunas implementaciones, el objeto es una parte de una capa de superficie esferica; y el parametro de forma de objeto determinado es un radio de la capa de superficie esferica.

En algunas implementaciones, el objeto es una capa de superficie de cristalino anterior de un ojo; el parametro de forma de objeto es un radio de la capa de superficie de cristalino anterior; y el parametro de posicion de objeto es una coordenada de un centro de la superficie de cristalino anterior.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion del parametro de posicion de objeto incluye formar imagenes del objeto con por lo menos uno de entre un metodo de tomograffa de coherencia optica (OCT), un metodo basado en ultrasonidos, un metodo microscopico y un metodo basado en interferencias.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion del parametro de forma de objeto y el parametro de posicion de objeto incluye crear datos de exploracion auxiliar mediante la determinacion de una coordenada del objeto en un conjunto auxiliar de puntos a lo largo de un arco auxiliar.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion del parametro de forma de objeto y el parametro de posicion de objeto incluye determinar el parametro de forma de objeto y el parametro de posicion de objeto a partir

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de los datos de exploracion y los datos de exploracion auxiliar.

En algunas implementaciones, el parametro de posicion del objeto es una coordenada Z de una capa de objeto; y el arco es una parte de una lfnea de interseccion en la que un cilindro de exploracion interseca la capa de objeto.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion del parametro de forma de objeto incluye determinar la coordenada Z de la capa de objeto en el conjunto auxiliar de puntos a lo largo de una lfnea de interseccion en la que un cilindro auxiliar interseca la capa de objeto.

En algunas implementaciones, el cilindro de exploracion y el cilindro auxiliar son esencialmente concentricos, compartiendo un eje Z.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion del parametro de forma de objeto y el parametro de posicion de objeto incluye extraer una amplitud y una fase de los datos de exploracion; y determinar un centro de la capa de objeto basandose en la amplitud y fase extrafdas.

En algunas implementaciones, el parametro de posicion de objeto es uno de entre un parametro de un centro de la capa de objeto y un perfmetro de la capa de objeto.

En algunas implementaciones, el metodo no contiene mas exploraciones despues de la exploracion y una exploracion auxiliar.

En algunas implementaciones, la determinacion del parametro de posicion de objeto y el parametro de forma de objeto se realizan de forma integrada.

En algunas implementaciones el objeto es uno de entre un objeto cerrado y un objeto abierto.

En algunas implementaciones, un metodo para guiar cirugfa ocular incluye las etapas de (a) posicionar un ojo con respecto a un sistema quirurgico laser, presentando el sistema quirurgico laser un parametro de posicion quirurgica y presentando el ojo un cristalino; (b) determinar datos de posicion de una region objetivo de cristalino a lo largo de un arco de exploracion; (c) determinar un parametro de posicion de cristalino basandose en los datos de posicion; (d) ajustar el parametro de posicion quirurgica segun el parametro de posicion de cristalino determinado; y (e) repetir las etapas (b)-(d) durante la cirugfa ocular para reajustar el parametro de posicion quirurgica.

En algunas implementaciones, el objetivo de cristalino es una de entre una superficie de cristalino anterior, una superficie anterior definida por una pupila, una region objetivo de cristalino y una superficie de cristalino posterior.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion de los parametros de posicion de cristalino incluye extraer una amplitud y una fase de los datos de posicion.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion de los parametros de posicion de cristalino incluye determinar un parametro de posicion de un centro del objetivo de cristalino basandose en la amplitud y fase de los datos de posicion.

En algunas implementaciones, el ajuste de un parametro de posicion quirurgica incluye ajustar un parametro de posicion de un centro de patron quirurgico para alinear un patron quirurgico en tres dimensiones con respecto a un rasgo caracterfstico del cristalino.

Breve descripcion de los dibujos

Las figuras 1A a C ilustran una desviacion en la seleccion de objetivo en sistemas oftalmicos laser.

La figura 2 ilustra un metodo de seleccion de objetivo existente.

La figura 3 ilustra una forma de realizacion de un metodo para guiar una cirugfa ocular.

Las figuras 4A a E ilustran las etapas del metodo de la figura 3.

Las figuras 5A a B ilustran un ajuste de un parametro de posicion quirurgica.

Las figuras 6A a B ilustran formas de realizacion de metodos de formacion de imagenes.

La figura 7 muestra un ejemplo de un sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes en el que un modulo de formacion de imagenes esta previsto para proporcionar la formacion de imagenes de un objetivo al control de laser.

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Las figuras 8 a 16 muestran ejemplos de sistemas quirurgicos laser guiados por formacion de imageries con diversos grados de integracion de un sistema quirurgico laser y un sistema de formacion de imagenes.

La figura 17 muestra un ejemplo de un metodo para realizar cirugfa laser utilizando un sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes.

Descripcion detallada

Muchos dispositivos quirurgicos oculares incluyen un elemento de acoplamiento, que entra en contacto con el ojo y lo mantiene eficazmente inmovil con respecto al objetivo del sistema quirurgico. Para guiar la intervencion quirurgica, determinados sistemas generan un patron objetivo, que indica el centro del objetivo en el que se enfoca el laser quirurgico. Estos sistemas muestran el patron objetivo sobre la imagen del ojo para guiar al cirujano para aplicar el haz de laser de manera precisa a la region objetivo planeada del ojo.

Las figuras 1A a B ilustran el funcionamiento de un ejemplo de tales sistemas quirurgicos guiados por formacion de imagenes. Cuando el cirujano acopla el elemento de acoplamiento u objetivo al ojo, el patron objetivo 40 puede no estar centrado perfectamente con respecto al ojo de manera que el centro del patron objetivo 40 puede haberse desviado en posicion del centro del ojo.

La figura 1A ilustra un caso de ese tipo cuando el patron objetivo 40 no esta bien centrado con una cualquiera de las estructuras prominentes del ojo, tal como la pupila 10, el iris 20 o el limbo 30. Esta mala alineacion plantea una dificultad para el cirujano ocular para situar los pulsos de laser con alta precision en el objetivo planeado dentro del ojo.

Un sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes avanzado puede disenarse para extraer informacion sobre el grado de la mala alineacion y para ajustar la ubicacion del patron objetivo 40 para que este centrada con respecto a una estructura de ojo seleccionada, tal como la pupila 10. La figura 1B ilustra una alineacion ajustada en un sistema de este tipo que esencialmente elimina la desviacion mostrada en la figura 1A. En un sistema avanzado de este tipo el patron objetivo 40 puede desplazarse al centro, permitiendo una aplicacion de alta precision posterior del haz de laser quirurgico.

Cuando mayor sea la precision del sistema de seleccion de objetivo, mas eficaz la cirugfa oftalmica. Por tanto, aunque es posible un ajuste manual del patron objetivo 40, pueden utilizarse ajustes de alineacion automatizados por ordenador para mejorar la precision de sistemas guiados por formacion de imagenes y solucionar el problema de la mala alineacion.

La figura 2 ilustra el funcionamiento de un ejemplo de un ajuste de alineacion automatizado por ordenador. En este ejemplo, se realizan exploraciones a lo largo de lfneas rectas, y las exploraciones lineales se realizan repetida e iterativamente. Mientras que cada exploracion lineal proporciona solo informacion incompleta acerca de la mala alineacion, las iteraciones repetidas mejoran la orientacion para mover el centro del patron objetivo 40 cada vez mas cerca del centro de la region objetivo.

Se proporcionan ejemplos e implementaciones de sistemas, aparatos y tecnicas en este documento para cirugfa laser basandose en la formacion de imagenes de un tejido objetivo mediante exploracion no lineal durante la formacion de imagenes. La informacion de la formacion de imagenes obtenida de la exploracion no lineal se utiliza para guiar el haz de laser para realizar la cirugfa laser sobre el tejido objetivo.

La figura 3 ilustra un metodo para guiar una cirugfa ocular 100, que incluye las etapas de: posicionar un ojo con respecto a un sistema de formacion de imagenes 110; crear datos de primera exploracion mediante la determinacion de una profundidad de una region objetivo de ojo en un primer conjunto de puntos a lo largo de un primer arco 120; crear datos de segunda exploracion mediante la determinacion de la profundidad de la region objetivo de ojo en un segundo conjunto de puntos a lo largo de un segundo arco 130; determinar parametros de region objetivo basandose en los datos de las exploraciones primera y segunda 140; y ajustar uno o mas parametros de posicion quirurgica segun los parametros de region objetivo 150 determinados.

La etapa de posicionamiento 110 puede incluir una amplia variedad de metodos conocidos, incluyendo la aplicacion de un tipo adecuado de una interfaz de paciente. Una posibilidad es bajar una estructura de portico que soporta una interfaz de paciente y un objetivo del sistema quirurgico sobre el ojo. La interfaz de paciente puede presentar un faldon flexible, hecho parcialmente de un material elastico, que rodea un sistema de seleccion de objetivo optico de un sistema quirurgico, tal como el objetivo. La interfaz de paciente puede incluir ventosas. Una vez que se ha posicionado la interfaz de paciente sobre el ojo, puede aplicarse vacfo bajo el faldon flexible de la ventosa para establecer una conexion mecanica y estabilizar la fuerza entre el ojo y la interfaz de paciente. La ventosa puede aplicar el vacfo a una parte grande del ojo o a una region de tipo anillo del ojo.

En otras implementaciones, la interfaz de paciente puede incluir una superficie ondulada, que establece un agarre en el ojo realizando muescas pequenas y suaves a la superficie del ojo. Estas formas de realizacion pueden

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posicionar el ojo sin aplicar vacfo. Aun otras formas de realizacion pueden aplicar algun grado de presion para establecer una conexion mecanica. Unas formas de realizacion pueden establecer la conexion mecanica mediante una parte del ojo: dentro de una region quirurgica, alrededor de un perfmetro de la region quirurgica, o una region exterior del ojo. Algunas formas de realizacion pueden posicionar el ojo a traves de otros medios, incluyendo conexiones no mecanicas.

El grado de la conexion mecanica puede ser de tipo ampliamente variable: en algunas implementaciones el ojo puede estar firmemente conectado a la interfaz de paciente, impidiendo el movimiento del ojo con respecto a la interfaz de paciente. En otras formas de realizacion, la conexion puede ser de fuerza intermedia, permitiendo algun grado de movimiento relativo del ojo. En algunos casos puede permitirse un determinado tipo de movimiento relativo, tal como movimiento a lo largo de un eje optico, o transversal al eje optico. En algunas formas de realizacion, el posicionamiento puede no implicar contacto mecanico directo con una interfaz de paciente.

El posicionamiento tambien puede incluir diversos grados de aplanamiento de la superficie de contacto del ojo. En algunos casos la superficie de contacto del ojo esta esencialmente aplanada, en otros la superficie de contacto puede estar solo parcialmente aplanada, y en aun otros la curvatura natural del ojo puede permanecer esencialmente sin cambios.

Volviendo a las figuras 1A a C, la intervencion quirurgica ocular puede utilizar un patron objetivo quirurgico 40. El cirujano puede utilizar el marco de referencia definido por este patron objetivo 40 para dirigir un haz de laser quirurgico a una ubicacion definida de manera precisa dentro de la region quirurgica del ojo. El patron objetivo 40 puede mostrarse por ejemplo en un microscopio de video o en otro tipo de dispositivo de visualizacion. El patron objetivo 40 puede mostrarse superpuesto con la imagen del ojo en el microscopio de video. En otras formas de realizacion, el patron objetivo 40 puede ser solo una construccion de un programa de software, no necesariamente mostrado en ninguna parte. En algunas de estas formas de realizacion, el software puede seguir solo el centro del patron objetivo 40 y puede guiar al cirujano basandose en la ubicacion del centro. En formas de realizacion semiautomaticas o totalmente automaticas el software del sistema puede llevar a cabo las etapas de guiado descritas a continuacion, sin mostrar nunca un patron objetivo 40 explfcito.

Al comienzo de las intervenciones quirurgicas, el patron objetivo 40 puede centrarse en el centro ffsico o geometrico de la interfaz de paciente o el objetivo. Ya que la interfaz de paciente puede raramente colocarse y acoplarse para estar perfectamente alineada con el centro del ojo en la etapa 110, el patron objetivo 40 normalmente necesita desplazarse o ajustarse despues del posicionamiento/acoplamiento de manera que se alinea bien con un centro del ojo o con una estructura identificable del ojo. En la presente memoria el centro del ojo puede referirse a un centro de una estructura seleccionada del ojo, incluyendo la pupila 10, el iris 20, el limbo 30, o el cristalino 50. La estructura identificable puede ser una estructura lfmbica identificable, un vaso sangufneo, la fovea, el disco optico u otra estructura.

Las estructuras del ojo, tales como el cristalino 50 y la pupila 10 a menudo no comparten un centro comun. Esto puede producirse por ejemplo debido a alguna asimetrfa inherente del ojo, o debido a que la presion de la interfaz de paciente puede haber movido o inclinado el cristalino 50 con respecto a la pupila 10.

Las figuras 1A a C ilustran que en esta situacion tfpica el operador del sistema de formacion de imagenes puede realizar un primer desplazamiento del patron objetivo 40 de su posicion inicial desviada del centro en la figura 1A para alinearse con una estructura de ojo prominente, tal como la pupila 10, indicado por patron objetivo desplazado una vez 40' en la figura 1B. Esto puede realizarse manualmente o de forma parcial o totalmente automatizada. En intervenciones oftalmicas que seleccionan como objetivo el cristalino 50, si la pupila 10 y el cristalino 50 comparten un centro, entonces centrar el patron objetivo 40 en la pupila 10 completa el metodo de ajuste y el cirujano puede utilizar este patron objetivo desplazado una vez 40' para guiar la cirugfa de cristalino.

La figura 1C ilustra el caso en el que el cristalino 50 no esta alineado con la pupila 10. En este caso, despues del primer desplazamiento del patron objetivo 40' para alinearlo con la pupila 10, en una segunda etapa posterior el operador puede emplear el metodo de guiado 100 para identificar cuanto sigue desviado del centro del cristalino 50 el centro desplazado una vez del patron objetivo 40' y la pupila 10, y realizar un segundo desplazamiento del patron objetivo 40' para alinearse con el centro del cristalino 50, tal como se muestra mediante el patron objetivo desplazado dos veces 40” en la figura 1C.

En algunas implementaciones, el primer y el segundo desplazamiento del patron objetivo 40 puede realizarse en una etapa integrada unica empleando el metodo de guiado 100 para desplazar el patron objetivo 40 de su posicion inicial “segun se acopla” al centro del cristalino 50.

Una vez que el patron objetivo 40 esta alineado con la region quirurgica seleccionada como objetivo, tal como centrado con respecto al centro del cristalino 50, puede aplicarse un laser quirurgico para realizar una cirugfa en el cristalino 50 utilizando el marco de referencia del patron objetivo 40.

Puede almacenarse una ubicacion del patron objetivo 40 por ejemplo en un controlador informatico del sistema

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quirurgico. En algunas implementaciones, una interfaz de video puede superponer una imagen del patron objetivo 40 y una imagen real del ojo en un microscopio de video. Entre otros, una imagen compuesta de este tipo ilustra el grado de descentralizacion del patron objetivo 40 de un centro de una estructura de ojo seleccionada, tal como la pupila 10. Tales imagenes compuestas superpuestas pueden ser utiles para realizar el primer desplazamiento, alineando el patron objetivo 40 con la pupila 10 por ejemplo.

Se observa que los desplazamientos primero y segundo (o el desplazamiento unico integrado) mueve el patron objetivo 40 lejos del centro de la interfaz de paciente o el objetivo. Con un diseno suficientemente bueno de los componentes opticos quirurgicos, los laseres quirurgicos aplicados posteriormente pueden mantener su bajo astigmatismo y otras aberraciones incluso cuando se aplican a esta region objetivo descentralizada desplazada.

Ejemplos de intervenciones quirurgicas que se benefician de un laser quirurgico dirigido de manera precisa incluyen capsulotomia, es decir cortar un circulo a la capsula del cristalino 50 con el proposito de insertar una lente intraocular (IOL) en lugar de un cristalino existente retirado. Un centrado de alta precision del corte de la capsulotomia permite un centrado de alta precision de la lente intraocular (IOL) insertada, optimizando el resultado de la cirugfa de cataratas.

Otro ejemplo es la fragmentacion o licuefaccion del propio cristalino, que se realiza como preparacion para la retirada del cristalino de la capsula de cristalino. En general, es beneficioso retirar la mayor fraccion del cristalino que sea posible, asegurandose a la vez de no perforar la superficie posterior de la capsula de cristalino. Un sistema de seleccion de objetivo de baja precision puede obligar al cirujano a dejar una capa mas gruesa del cristalino en la capsula solo para asegurarse de que no perfora la superficie de capsula posterior. En cambio, un sistema que posiciona el patron objetivo 40 con alta precision puede permitir cortar muy cerca de la superficie de capsula posterior, mejorando la eficacia de la cirugfa de cataratas.

Se observa que el patron objetivo 40 puede ser uno de una amplia variedad de patrones, incluyendo uno o multiples cfrculos concentricos, un patron de punto de mira, otra indicacion de un centro del patron, o uno o mas elementos rectangulares, y una combinacion de los anteriores. El patron puede presentar elementos variables, por ejemplo una de las lfneas puede cambiar de color, o pueden aparecer lfneas adicionales para indicar cualquiera de las etapas del metodo, tal como la finalizacion exitosa del posicionamiento del ojo en la etapa 110, o el reajuste exitoso de los parametros de posiciones quirurgicas en la etapa 150.

Se observa ademas que la aplicacion del laser quirurgico puede seguir un patron quirurgico, que puede ser diferente del patron objetivo en general. El patron quirurgico puede ser una variedad de patrones muy amplia, incluyendo cfrculos, cilindros, capas consecutivas, espirales, division radial en 4, 6, u 8 veces, y otros patrones de corte. En el contexto del presente metodo de guiado 100, la posicion de este patron quirurgico puede ajustarse segun el patron objetivo desplazado en la etapa 150. En el caso mas simple, el centro del patron quirurgico puede alinearse con el centro del patron objetivo 40. Pero tambien son posibles una amplia variedad de ajustes alternativos, tal como centrar el patron quirurgico con un desplazamiento con respecto al centro del patron objetivo 40, o establecer una ubicacion de comienzo del patron quirurgico en un punto especffico del patron objetivo, etc.

En algunas implementaciones, la determinacion de la profundidad en las etapas 120 y 130 puede incluir: formar imagenes de la region objetivo de ojo con un metodo de tomograffa de coherencia optica (OCT), un metodo basado en ultrasonidos, un metodo microscopico y un metodo basado en interferencias, o una combinacion de estos metodos. El metodo de tomograffa de coherencia optica puede implementarse como una tomograffa de dominio de tiempo o de dominio de frecuencia.

En algunas de las secciones posteriores, el metodo de guiado 100 se describira en el contexto de la realizacion del segundo desplazamiento o desplazamiento integrado del patron objetivo 40 descritos anteriormente. Ambas implementaciones implican la determinacion de la mala alineacion del patron objetivo 40 y el centro de la region objetivo de ojo, tal como el cristalino 50.

La region objetivo de ojo puede ser una region objetivo corneal, una superficie de cristalino anterior, una superficie de cristalino posterior, una region objetivo de cristalino, una capa oftalmica, o una superficie definida por una pupila. El termino “superficie” se utiliza en un amplio sentido, refiriendose no solo a la superficie geometrica mas exterior, sino a capas de superficie con algun espesor. Las capas de superficie pueden definirse por ejemplo mediante sus propiedades mecanicas, opticas o biologicas y pueden presentar un espesor de capa de desde un micrometro o menos hasta un milfmetro o mas. Tambien, el termino “capa” puede referirse a una capa dentro de una estructura del ojo.

Las regiones quirurgicas pueden seleccionarse como objetivo en diversas intervenciones quirurgicas oftalmicas, incluyendo intervenciones corneales, intervenciones de cataratas, capsulotomia, fragmentacion o lisis de cristalino. La region objetivo puede ser la region objetivo de la propia intervencion oftalmica, tal como una superficie de cristalino, o una region objetivo auxiliar, por ejemplo una region en la que se crea un corte de acceso en la cornea para facilitar un procedimiento de cristalino.

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La figura 4A ilustra una implementacion del metodo 100. En la etapa 110 una interfaz de paciente 210 puede ponerse en contacto mecanico con una cornea 220 de un ojo para posicionar el ojo para una cirugfa oftalmica. Por ejemplo, la interfaz de paciente 210 puede inmovilizar el ojo y su cornea 220 aplicando un vacfo parcial.

La etapa 120 puede incluir determinar una profundidad 241-D1, ... 241-Dn de una region objetivo de ojo en el cristalino 50 en un primer conjunto de puntos 241-P1, ... 241-Pn a lo largo de un primer arco 241 y almacenar los valores de profundidad 241-D como los datos de primera exploracion.

La etapa 130 analoga puede implicar determinar una profundidad 242-D1, ... 242-Dn en un segundo conjunto de puntos 242-P1, ... 242-Pn a lo largo de un segundo arco 242 y almacenar los valores de profundidad 242-D como los datos de segunda exploracion.

En algunas implementaciones, por lo menos uno de los arcos primero y segundo puede ser parte de o la totalidad de un bucle cerrado. El bucle puede ser un cfrculo, una elipse, un bucle parcialmente irregular, o un bucle con forma adecuada. En otras implementaciones el arco puede ser un arco abierto, que es una parte de un cfrculo, elipse, u otra curva adecuada.

En algunas implementaciones, los arcos, o bucles 241 y 242 abiertos o cerrados pueden estar centrados en el centro del patron objetivo 40. Por tanto, despues de que se determina la desviacion del centro de los bucles 241 y 242 del centro de la region objetivo, el centro del patron objetivo 40 puede alinearse con el centro de la region objetivo desplazando el centro del patron objetivo 40 mediante la desviacion de los bucles 241 y 242. En varias de las formas de realizacion siguientes los arcos primero y segundo 241, 242 comparten un centro con el patron objetivo 40.

Los arcos pueden ser una amplia variedad de lfneas, que se distinguen de las lfneas rectas de la figura 2 mediante su curvatura no despreciable en el plano XY, es decir el plano transversal al eje optico (comunmente denominado el eje Z). Se observa que incluso las lfneas rectas de la figura 2 pueden presentar alguna curvatura en planos que contienen por ejemplo los ejes Z y X, o Z e Y. Sin embargo, ya que aparecen como lfneas rectas en una vista del plano XY, es decir cuando se proyectan sobre el plano XY, no se denominaran arco.

La figura 4B ilustra que en algunas formas de realizacion, el primer arco 241 puede ser una parte de una primera lfnea de interseccion en la que una primera superficie 245 de exploracion interseca una region objetivo de ojo, por ejemplo la region de superficie anterior del cristalino 50. Analogamente, el segundo arco 242 puede ser una parte de una segunda lfnea de interseccion en la que una segunda superficie de exploracion interseca la region objetivo de ojo.

En la presente memoria la superficie de exploracion 245 puede referirse a la superficie barrida por un haz de exploracion a medida que un punto caracterfstico del haz de exploracion, tal como su punto de enfoque, se mueve a lo largo de una lfnea en la region objetivo.

En el ejemplo de la figura 4B, un punto focal de un haz de laser de exploracion puede moverse a lo largo de un cfrculo en un plano XY. El laser de exploracion puede ser esencialmente paralelo al eje Z optico del sistema optico, definiendo un cilindro como la superficie de exploracion 245. Visiblemente, en este ejemplo el primer arco 241 es el bucle en el que la superficie de exploracion 245 cilfndrica interseca el cristalino 50 elipsoidal. Dependiendo de la posicion del centro de la superficie de exploracion 245 cilfndrica, el primer arco 241 puede ser un cfrculo o una elipse. El plano del cfrculo o elipse 241 puede ser transversal al eje Z, es decir puede ser el plano XY, si el centro del cfrculo 241 coincide con el del cristalino 50. En otras palabras, si el cfrculo 241 comparte el eje de simetrfa con el cristalino 50. Si el cfrculo 241 no comparte su eje de simetrfa con el cristalino 50, o de manera equivalente el centro del cfrculo 241 no coincide con el centro del cristalino 50, puede inclinarse entonces el plano del cfrculo 241, tal como en la figura 4B.

La figura 4C ilustra formas de realizacion en las que los arcos primero y segundo 241 y 242 son bucles cerrados, por ejemplo cfrculos. En el panel izquierdo los cilindros de exploracion primero y segundo y sus bucles 241 y 242 correspondientes son concentricos, compartiendo un eje optico o Z. En el panel derecho, los bucles 241 y 242 no son concentricos, presentando sus ejes desviacion relativa entre sf. Pueden o pueden no intersecarse entre sf. Diferentes formas de realizacion pueden extraer informacion de ajuste de centro objetivo mejor a partir de cfrculos de exploracion concentricos, mientras que otras a partir de cfrculos de exploracion desviados.

La figura 4D ilustra como pueden determinarse los parametros de region objetivo en la etapa 140 basandose en los datos de las exploraciones primera y segunda. En el panel izquierdo se muestra un arco de exploracion circular 241 con su centro 241-C desviado de un centro 50-C de la region objetivo quirurgica, que en este caso es el cristalino 50. Tal como se describe en la introduccion, estas u otras situaciones analogas pueden producirse cuando la interfaz de paciente 210 se acopla con su centro desviado del centro de la region objetivo quirurgica.

En tales situaciones, el sistema optico quirurgico puede hacerse funcionar de modo que compensa esta desviacion, por ejemplo, alineando el centro del patron objetivo 40 con el centro del cristalino 50-C. Tal como se menciono

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anteriormente, en diversas formas de realizacion el centro del patron objetivo 40 coincide con el centro compartido de los arcos de exploracion primero y segundo 241-C y 242-C. Por tanto, esta tarea de alinear los centros se traduce en determinar la desviacion del centro de, por ejemplo, el primer arco 241-C del centro objetivo 50-C. Una vez que se determina esta desviacion, el centro del patron objetivo 40 puede desplazarse mediante esta desviacion para alinearlo de manera apropiada con el cristalino-centro 50-C. Posteriormente, un patron quirurgico puede definirse utilizando el patron objetivo 40 centrado de manera apropiada y el haz de laser quirurgico puede aplicarse segun el patron quirurgico.

Tal como se describe a continuacion, este ajuste puede basarse no solo en el centro de la region objetivo quirurgica, sino en diversos rasgos caracterfsticos de la region objetivo quirurgica, tal como un rasgo caracterfstico, una coloracion de un punto, una caracterfstica irregular, un vaso sangufneo, etc.

Un metodo para facilitar tal ajuste es extraer unas caracterfsticas de exploracion primeras y segundas de los datos de las exploraciones primera y segunda. Ejemplos de estas caracterfsticas de exploracion incluyen una primera amplitud y una primera fase de los datos de primera exploracion; y una segunda amplitud y una segunda fase de los datos de segunda exploracion.

Tal como se muestra en el panel derecho de la figura 4D, cuando el primer bucle 241 es un cfrculo o elipse desviado en la superficie objetivo, los datos de primera exploracion o de profundidad 241-D1, ... 241-Dn de los primeros puntos de arco 241-P1, ... 241-Pn forman una seccion de una curva sinusoidal. En general, esta curva puede ser una funcion que puede representarse mediante una suma de Fourier de armonicos. Si el cfrculo de exploracion 241 esta perfectamente centrado en el centro de la region objetivo, es decir 241-C coincide con 50-C, entonces los datos de primera exploracion o de profundidad seran una funcion constante.

Si el primer arco es un cfrculo completo, entonces la curva sinusoidal puede presentar un periodo completo de una sinusoidal. Normalmente, las exploraciones no comienzan en los maximos o mfnimos de la sinusoidal, por tanto los datos de primera exploracion o de profundidad, cuando se trazan como una funcion de una distancia a lo largo del arco de exploracion 241, toman la forma de una sinusoidal que comienza con un desplazamiento de fase.

La figura 4E ilustra que en un caso de este tipo las caracterfsticas de la primera exploracion pueden ser por ejemplo una fase F1 y una amplitud A1 de la sinusoidal de los datos de primera exploracion o de profundidad 241-D1, ..., 241-Dn. Estas caracterfsticas de exploracion pueden determinarse ajustando una funcion sinusoidal a los datos de primera exploracion o de profundidad, y tratando la fase y amplitud ajustables de la sinusoidal como parametros de ajuste. De manera similar, unas caracterfsticas de la segunda exploracion de una segunda amplitud A2 y segunda fase F2 pueden extraerse del ajuste de una sinusoidal a los datos de segunda exploracion o de profundidad 242-D1, ... 241-Dn.

En general, si el centro del bucle de exploracion, y por tanto normalmente el centro del patron objetivo 40, coinciden con el centro del cristalino 50, los datos de exploracion 241-D1,... 241-Dn son una constante, que se traduce en una amplitud cero para la sinusoidal. Cuando mayor sea la desviacion del centro del bucle de exploracion 241-C del centro del cristalino 50, mayor sera la amplitud A1. Por tanto, la amplitud A1 puede caracterizar la magnitud de la desviacion del centro del bucle de exploracion 241-C y por tanto el patron objetivo 40 es relativo al centro 50-C de la region objetivo. La fase F1 puede caracterizar en que direccion esta desplazado el centro compartido del cfrculo de exploracion 241-C y el patron objetivo 40 del centro 50-C de la region objetivo.

Tales caracterfsticas de exploracion de fase y amplitud pueden extraerse si el arco de exploracion 241 no es un cfrculo, sino una elipse, o incluso un arco abierto. En el caso en el que los datos de exploracion pueden ajustarse no con una unica sinusoidal, sino con la suma de varias, por ejemplo pueden extraerse m, armonicos de Fourier, las amplitudes A1,...Am y las fases F1, ...Fm de cada uno de estos armonicos de Fourier mediante procedimientos de ajuste convencionales. Pueden utilizarse una o mas de estas amplitudes A1, ... Am y fases F1, ... Fm, o un subconjunto de estas amplitudes y fases como caracterfsticas de exploracion.

Tambien, en algunas implementaciones, las caracterfsticas de exploracion pueden ser una gran variedad de otras caracterfsticas, que son utiles para el eventual ajuste del centro del patron objetivo 40. Tales caracterfsticas de exploracion pueden ser los valores de profundidad en los propios puntos de exploracion especfficos, gradientes de los puntos de datos de profundidad, datos relacionados con la triangulacion, diversos momentos de la sinusoidal ajustada, o una caracterfstica de los armonicos mas altos. En algunas implementaciones los datos de exploracion primera y segunda pueden exhibir un maximo y un mfnimo, y las caracterfsticas de exploracion pueden estar relacionadas con estos mfnimos y maximos. Las caracterfsticas de exploracion pueden ser un parametro o dato adecuado, que puede utilizarse para el desplazamiento del patron objetivo 40.

La figura 5A ilustra que la etapa de determinacion de los parametros de region objetivo 140 puede incluir determinar un parametro de posicion de un centro de la region objetivo 50-C basandose en la primera amplitud A1, la primera fase F1, la segunda amplitud A2 y la segunda fase F2. Por ejemplo un controlador informatico puede establecer un sistema de coordenadas centrado en el centro compartido 241-C del bucle de exploracion 241 y el patron objetivo 40. Utilizando las amplitudes A1, A2 y fases F1, F2 primeras y segundas, las coordenadas Cx y Cy del centro de la

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region objetivo 50-C pueden determinarse con respecto a este sistema de coordenadas. Estas coordenadas Cx y Cy son las buscadas despues de la desviacion, o parametros de region objetivo, mediante los cuales el centro del patron objetivo 40-C va a desplazarse para alinearse con el centro de la region objetivo, tal como el cristalino 50-C.

En detalle, esta etapa de determinacion de los parametros de region objetivo puede indicarse en general como:

imagen1

donde TRj denota los parametros de region objetivo TR1 y TR2, Ai denota las amplitudes y Fi denota las fases, que son ejemplos especfficos de las caracterfsticas de exploracion. En el caso especffico anterior, donde los parametros de region objetivo TRi son las coordenadas cartesianas Cx y Cy del centro de region objetivo dentro del marco de referencia del patron objetivo 40, la ecuacion anterior (1) indica:

CI=CI(A\,A2,Fl,F2)

Cy=Cr(A],A2,F],F2)

En algunas implementaciones, puede ser suficiente solo un cfrculo o bucle de exploracion para determinar las coordenadas de centro Cx y Cy:

C=Cf(AFl)

Cy=Cy(A\,F\)

(3)

En algunas otras formas de realizacion, los parametros de region objetivo TR1 y TR2 son la direccion y la magnitud de la desviacion del centro objetivo 50-C con respecto al centro de bucle de exploracion 241-C, expresado por ejemplo en coordenadas radiales, que pueden determinarse tambien a partir de las caracterfsticas de exploracion de fase F1, F2 y amplitud A1, A2.

En algunas implementaciones, la etapa de determinacion de los parametros de region objetivo 140 puede incluir determinar un parametro de radio de curvatura R de la region objetivo basandose en la primera amplitud, primera fase, segunda amplitud y segunda fase. Un ejemplo puede ser la determinacion de un radio de curvatura R de una cornea 220 o un cristalino 50. Este radio de curvatura R puede utilizarse en la determinacion de la desviacion del centro objetivo 50-C del centro compartido del bucle de exploracion 241-C y patron objetivo 40-C:

Cs=Cs{AIFIR(AI,F[))

Cy=Cv(A\,F],R(A],F\))

El comportamiento sinusoidal de los datos de primera exploracion o de profundidad 241-D1, ... 241-Dn puede presentar mas de un origen. La desviacion mencionada anteriormente del centro de patron objetivo 40-C y el centro de region objetivo 50-C es un origen primario. Sin embargo, pueden tambien contribuir otros factores. Estos factores incluyen una posible inclinacion del eje optico del ojo, y una desviacion de una forma puramente esferica, tal como la region objetivo que presenta una forma elipsoidal.

Estos casos pueden capturarse mediante la terminologfa general de parametros de forma SPi, parametros de orientacion OPi y parametros de posicion PPi. El radio R de un objetivo esferico es un ejemplo sencillo de un parametro de forma SP. Objetivos elipsoidales pueden caracterizarse por tres parametros de forma SP1, SP2 y SP3, la longitud de sus tres ejes a, b, y c. Obviamente, cuanto mas compleja sea la forma del objetivo, mas parametros de forma se requieren para su caracterizacion satisfactoria.

Los objetivos completamente esfericos no presentan parametros de orientacion OPi ya que todas las direcciones son equivalentes debido a su simetrfa esferica inherente. Pero la orientacion de todos los objetivos que no poseen tal simetrfa esferica completa puede capturarse a traves de parametros de orientacion OPi. Los ejemplos incluyen objetivos esfericos, que presentan una region distintiva, tal como la pupila 10 en un ojo (aproximadamente) esferico. Otros ejemplos incluyen objetivos elipsoidales, en los que por ejemplo los componentes de los vectores, que caracterizan la orientacion de los ejes principales, son ejemplos de parametros de orientacion.

De especial interes es el cristalino 50, que con una buena aproximacion presenta una forma elipsoidal con dos ejes principales, a y c, a medida que el cristalino retiene su simetrfa rotativa alrededor de un eje de simetrfa y por tanto el tercer eje b es igual a a. Por tanto, a y c son ejemplos de los parametros de forma SP1 y SP2 del cristalino 50. Los dos componentes del vector de unidad, que describen la direccion del eje de simetrfa rotativa, tambien denominado el vector de inclinacion, son ejemplos de un conjunto de parametros de orientacion OPi del cristalino 50.

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Finalmente, las coordenadas Ci del centro del cristalino 50-C son ejemplos de los parametros de posicion PPi. Los parametros de posicion PPi, los parametros de orientacion OPi y los parametros de forma SPi juntos son una lista general de parametros de region objetivo TRi.

En una formulacion general, todos estos parametros de region objetivo TRi se extraen de las caracterfsticas de exploracion, tales como las amplitudes Ai y las fases Fi. En una formulacion alternativa a la ec. (4), estas relaciones pueden capturarse como:

PPj = PPj(Ai,Fi)

SPj - SPj(Ai,Fi) (5)

OPj = OPj{Ai,Fi)

Mientras que la formulacion de la ec. (4) indicaba que los parametros de forma SPi se determinan como una etapa intermedia del metodo, la formulacion de la ec. (5) enfatiza que incluso los parametros de forma SPj se determinan a partir de las caracterfsticas de exploracion. Se observa que indexar los parametros de region objetivo TRj de manera diferente a partir de las caracterfsticas de exploracion Ai y Fi indica que en general el numero de parametros TRj puede diferir del numero de caracterfsticas de exploracion Ai y Fi. Formas de realizacion tfpicas extraen un numero lo suficiente grande de caracterfsticas de exploracion Ai y Fi para que sean suficientes para determinar todos los parametros de region objetivo TRj necesarios.

En algunas formas de realizacion, una determinacion de alta fidelidad de los parametros de region objetivo TRj puede incluir complementar las caracterfsticas de exploracion Ai y Fi con algunos de los datos de exploracion, tal como tambien los datos de profundidad directos 241-D1, ... 241Dn.

Algunas implementaciones del metodo 100 utilizan dos bucles de exploracion 241 y 242. Un metodo de este tipo se demostrara en el ejemplo del cristalino 50. Aproximando la superficie anterior de cristalino con una esferica, que presenta solo un parametro de forma SH1=R y formulando el metodo para los dos parametros de posicion en el plano XY PP1=Cx y PP2=Cv, los dos enfoques anteriores se representan mediante las ecuaciones:

CA(Al,A2,Fl,F2„

Cy=Cr(A],A2,F\,F2,

y

CX = CI(AI,A2,FIF2)

Cy=Cv(Al>A2,F],F2)

R = R(A],A2,Fl,F2)

Estas ecuaciones tambien demuestran que extraer y utilizar mas caracterfsticas de exploracion que las mfnimamente necesarias para determinar los parametros de region objetivo TRj, en el presente ejemplo 4 en lugar de las mfnimamente necesarias 3, puede ser un medio para aumentar la fidelidad de los posibles parametros de posicion PPj.

La figura 5B ilustra que la etapa de determinacion de los parametros de region objetivo TRj 140 puede incluir determinar una actualizacion del parametro de posicion, con relacion a una posicion de la region objetivo y un punto de referencia. En el ejemplo ilustrado, el punto de referencia es el centro compartido del bucle de exploracion 241 y el patron objetivo 40, la posicion con relacion a la region objetivo es el centro de la region objetivo 50-C, y la actualizacion del parametro de posicion es el vector de desplazamiento o de desviacion (Cx, Cy) mediante el cual tiene que desplazarse el centro del patron objetivo 40 para superponerse con el centro de la region objetivo 50-C.

Tal como se menciona anteriormente, este vector de desplazamiento puede proporcionarse en una amplia variedad de formas incluyendo coordenadas radiales, que indican un angulo del desplazamiento y longitud de desplazamiento.

La etapa 140 puede incluir desplazar el centro del patron objetivo 40-C con el vector de desplazamiento que acaba de determinarse (Cx, Cy), de manera que el centro del patron objetivo 40-C se superpone con el centro de la region objetivo 50-C.

La etapa 150 de ajustar los parametros de posicion quirurgica puede incluir ajustar un parametro de posicion de un centro de patron quirurgico para alinear el centro de patron quirurgico con un centro de la region objetivo.

R(Ai?Fi))

R(Ai,Fi))

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En algunas formas de realizacion, el patron quirurgico puede estar centrado con respecto al centro del patron objetivo 40. En estas formas de realizacion, la etapa 150 puede llevarse a cabo desplazando el centro compartido del patron quirurgico y el patron objetivo desde su posicion inicial mediante el vector de desplazamiento, o la actualizacion del parametro de posicion, determinado en la etapa 140.

En algunas otras formas de realizacion, en primer lugar el patron objetivo puede desplazarse, seguido por el desplazamiento del patron quirurgico.

Tal como se menciona anteriormente, este desplazamiento puede ser desplazamiento integrado unico, o puede ser un desplazamiento de dos etapas, en el que la primera etapa puede realizarse o bien empleando el metodo de guiado 100 o mediante un desplazamiento manual o parcialmente automatizado para centrar el patron objetivo 40 y el patron quirurgico con respecto a una estructura del ojo facilmente identificable, tal como la pupila 10. Este desplazamiento puede ir seguido por el segundo desplazamiento, que mueve el centro del objetivo y los patrones quirurgicos hacia centro de la verdadera region objetivo, por ejemplo el cristalino 50.

A diferencia de los metodos existentes, las implementaciones del metodo de guiado 100 pueden proporcionar una determinacion de alta precision tal de la actualizacion de posicion, o el vector de desplazamiento, que normalmente el metodo de guiado 100 puede realizarse solo una vez, y la actualizacion de posicion resultante, o el vector de desplazamiento alinea el patron quirurgico con la region objetivo quirurgica con alta precision. Por tanto, en algunas implementaciones del metodo de guiado 100, las etapas del metodo pueden realizarse solo una vez para producir un resultado satisfactorio.

Esto va a contrastarse con la precision limitada de los metodos existentes en los que las etapas del metodo tienen que realizarse iterativa y repetidamente, llevando el centro del patron objetivo cada vez mas cerca de la region objetivo.

Esta alta precision del presente metodo de guiado 100 es particularmente ventajosa en todas las aplicaciones en las que el tiempo apremia, tal como en aplicaciones quirurgicas oculares. El hecho de que el metodo 100 pueda realizarse solo una vez para producir resultados de alta precision significa que en algunas implementaciones, el tiempo desde el comienzo de la primera etapa de exploracion hasta el final de la etapa de determinacion de los parametros de posicion quirurgica puede ser de no mas de 100 milisegundos, 1.000 milisegundos y 10.000 milisegundos. Cada uno de estos tiempos caracterfsticos puede presentar ventajas crfticas en aplicaciones urgentes.

La figura 6A ilustra que, aunque el metodo de guiado 100 se ha descrito en terminos de una aplicacion quirurgica ocular, los conceptos descritos pueden utilizarse en una gran variedad de procesos de formacion de imagenes, no necesariamente conectados a aplicaciones oftalmicas. En general, el metodo 300 puede aplicarse para formacion de imagenes para intervenciones medicas invasivas y no invasivas. Tambien puede aplicarse de varias maneras para la formacion de imagenes para procesamiento de material, o para un analisis no invasivo de fatiga de material, utilizado desde la industria aeronautica hasta la industria nuclear, por nombrar algunas.

En cualquiera de estas aplicaciones, el metodo de formacion de imagenes 300 puede incluir las siguientes etapas.

En la etapa 310, posicionar un objeto con respecto a un sistema de formacion de imagenes, en el que puede describirse una forma del objeto en terminos de uno o mas parametros de forma y puede describirse la orientacion del objeto en terminos de uno o mas parametros de orientacion.

En la etapa 320, crear datos de exploracion mediante la determinacion de una coordenada del objeto en un conjunto de puntos a lo largo de un arco.

En la etapa 330, determinar la forma de objeto y los parametros de orientacion y los parametros de posicion de objeto basandose en los datos de exploracion 330.

El objeto puede ser una parte de una capa de superficie esferica, como se muestra por ejemplo en la figura 4B, el parametro de forma de objeto SP1 determinado puede ser un radio de la capa de superficie esferica R, y los parametros de posicion de objeto pueden ser las coordenadas XY del centro de la esfera, como se expresa por ejemplo en las ecs. (1)-(5).

O, el objeto puede ser un elipsoide, los parametros de forma SPj pueden ser las longitudes de los tres ejes del elipsoide, los parametros de orientacion OPj pueden ser los angulos de los vectores de unidad que representan la direccion de los ejes principales, y los parametros de posicion PPj pueden ser las coordenadas del centro del elipsoide.

Aunque el metodo 300 se describio con referencia a las figuras de la aplicacion oftalmica, se preve una variedad muy amplia de aplicaciones de formacion de imagenes en la presente memoria. El metodo de formacion de imagenes 300 puede formar imagenes de un objeto que puede reflejar o alterar la propagacion de la luz de cualquier

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modo. El metodo 300 puede formar imageries de un objeto que puede caracterizarse en terminos de los parametros de forma. En algunas aplicaciones desarrolladas para estudiar la calidad de los materiales, pueden formarse imagenes de la ondulacion de superficies de material. En algunas de estas aplicaciones, el parametro de forma puede ser un tamano distintivo tfpico en la superficie ondulada, o una irregularidad tfpica del tamano de dominio o grano del material. En aplicaciones de ingenierfa en las que pueden investigarse el desgaste y la fatiga de partes de la maquina, puede conocerse la forma de la parte de la maquina a partir del proceso de diseno, y el metodo de formacion de imagenes 300 puede formar imagenes del grado de deterioro o cambio de estos parametros de forma conocidos, tales como un estrechamiento de un diametro de un cable o una seccion transversal de un haz.

Ademas, el metodo de formacion de imagenes 300 se ha descrito hasta ahora en terminos de objetos cerrados, es decir objetos rodeados por una superficie cerrada. En otras formas de realizacion, tambien pueden formarse imagenes de “objetos abiertos”, que estan rodeados por superficies abiertas. Una clase de superficies abiertas incluye superficies con lfmites o bordes. Los ejemplos de objetos abiertos incluyen partes de objetos cerrados, por ejemplo una parte de una esfera o un elipsoide, que presentan un lfmite o borde circular o elfptico. Otros ejemplos incluyen diversas superficies, de las que se han formado imagenes para cualquier proposito de ingenierfa, control de calidad, caracterizacion y diagnosticos de material. Una clase particular de aplicacion del metodo de formacion de imagenes 300 es para objetos abiertos que no son transparentes. Se forman imagenes de muchos ejemplos de tales objetos abiertos no transparentes por una variedad de razones mediante el metodo de formacion de imagenes 300.

En muchas de estas aplicaciones, la etapa de creacion de los datos de exploracion 320 puede proporcionar datos suficientes para determinar los parametros de forma, parametros de orientacion y parametros de posicion del objeto del que se han formado imagenes, utilizando el conocimiento de que el objeto puede caracterizarse en terminos de los parametros de forma particulares. En algunas otras aplicaciones que forman imagenes de objetos sin un conocimiento previo de la forma del objeto, un procesador puede proponer diversas formas y analizar los datos de exploracion en terminos de las formas propuestas. Utilizando algunos criterios de ajuste, el procesador puede decidir que forma propuesta es la mas apropiada para el objeto del que se han formado imagenes y seguir con la determinacion del parametro de forma de objeto y el parametro de posicion de objeto.

En algunas formas de realizacion, el objeto puede ser una capa de superficie de cristalino anterior de un ojo, el parametro de forma de objeto un radio de la capa de superficie de cristalino anterior, y los parametros de posicion de objeto las coordenadas de un centro de la superficie de cristalino anterior.

Igual que antes, la determinacion de los parametros de posicion de objeto en la etapa 330 puede incluir formar imagenes del objeto con por lo menos uno de entre un metodo de tomograffa de coherencia optica (OCT), un metodo basado en ultrasonidos, un metodo microscopico y un metodo basado en interferencias.

La etapa de determinacion del parametro de forma de objeto y los parametros de posicion de objeto 330 puede incluir crear datos de exploracion auxiliar mediante la determinacion de una coordenada del objeto en un conjunto auxiliar de puntos a lo largo de un arco auxiliar. En algunas formas de realizacion, esta etapa puede ponerse en practica si los datos de exploracion a lo largo del arco original de la etapa 320 no son suficientes para determinar la forma del objeto y los parametros de posicion. El arco de la etapa 320 y el arco auxiliar de la etapa 330 pueden ser analogos a los arcos 241 y 242 de las figuras 4A a C.

En algunas formas de realizacion, la coordenada del objeto es una coordenada Z de una capa de objeto, y el arco es una parte de una lfnea de interseccion en la que un cilindro de exploracion interseca la capa de objeto.

La determinacion del parametro de forma de objeto en la etapa 330 puede incluir determinar la coordenada Z de la capa de objeto en el conjunto auxiliar de puntos a lo largo de una lfnea de interseccion en la que un cilindro auxiliar interseca la capa de objeto. En analogfa con la figura 4C, el cilindro de exploracion y el cilindro auxiliar pueden ser esencialmente concentricos, compartiendo un eje Z.

La etapa de determinacion del parametro de forma de objeto y el parametro de posicion de objeto 330 puede incluir extraer una amplitud y una fase de los datos de exploracion, y determinar un centro de la capa de objeto basandose en la amplitud y la fase extrafdas.

En diversas implementaciones, el parametro de posicion de objeto puede ser un parametro de un centro de la capa de objeto o un perfmetro de la capa de objeto.

Igual que antes, debido a la alta eficacia del metodo 300, en algunas implementaciones, llevar a cabo una unica etapa de creacion de datos de exploracion 320 puede ser suficiente, por tanto no se necesitan exploraciones adicionales despues de la primera exploracion, y posiblemente la primera exploracion auxiliar. Esto contrasta con los sistemas existentes, en los que puede determinarse el parametro de posicion o de forma iterativamente, repitiendo la etapa de exploracion 320.

Ademas, igual que antes, el parametro de posicion de objeto y el parametro de forma de objeto pueden obtenerse de forma integrada.

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La figura 6B ilustra un aspecto de los metodos de formacion de imageries anteriores 100 y 300. Puesto que estos metodos son muy eficaces, pueden suministrar los datos de posicion objetivo de manera oportuna. Esto permite que las implementaciones para realizar los metodos de formacion de imagenes 100 o 300 repetidamente, por ejemplo durante una intervencion quirurgica, proporcionen esencialmente informacion de posicion en tiempo real o en tiempo ligeramente retardado. Entonces, si por cualquier razon hubiera un cambio en la region objetivo, tal como que el paciente haya movido su ojo, el sistema de formacion de imagenes puede ser capaz de determinar actualizaciones del parametro de posicion objetivo en tiempo casi real, de manera que el patron quirurgico puede desplazarse por consiguiente y el laser quirurgico puede aplicarse segun el patron quirurgico desplazado. Esta capacidad en tiempo (casi) real aumenta incluso mas la precision de la intervencion quirurgica oftalmica.

Tal metodo de guiado y formacion de imagenes en tiempo (casi) real 400 para cirugfa ocular puede incluir las etapas de:

(a) posicionar un ojo con respecto a un sistema laser quirurgico, presentando el sistema laser quirurgico un parametro de posicion quirurgica y presentando el ojo un cristalino - etapa 410;

(b) determinar datos de posicion de una region objetivo de cristalino a lo largo de un arco de exploracion - etapa 420;

(c) determinar un parametro de posicion de cristalino basandose en los datos de posicion - etapa 430;

(d) ajustar el parametro de posicion quirurgica segun el parametro de posicion de cristalino determinado - etapa 440; y

(e) repetir las etapas (b)-(d) durante la cirugfa ocular para reajustar el parametro de posicion quirurgica- etapa 450.

El metodo 400 puede utilizarse por ejemplo para cirugfas en las que el objetivo de cristalino es una de entre una superficie de cristalino anterior, una superficie anterior definida por una pupila, una region objetivo de cristalino y una superficie de cristalino posterior.

En analogfa a las figuras 4A-E, la etapa de determinacion de los parametros de posicion de cristalino 430 puede incluir extraer una amplitud y una fase de los datos de posicion, y entonces determinar un parametro de posicion de un centro del objetivo de cristalino basandose en la amplitud y la fase de los datos de posicion.

En algunas implementaciones, la etapa de ajuste de un parametro de posicion quirurgica 440 puede incluir ajustar un parametro de un centro de patron quirurgico para alinear un patron quirurgico en tres dimensiones con respecto a un rasgo caracterfstico del cristalino.

Las figuras 7-17 ilustran formas de realizacion de un sistema de cirugfa laser.

Un aspecto importante de las intervenciones de cirugfa laser es el control y direccionamiento precisos de un haz de laser, por ejemplo, la posicion de haz y enfoque de haz. Los sistemas de cirugfa laser pueden disenarse para incluir herramientas de control y direccionamiento de laser para dirigir de manera precisa pulsos de laser a un objetivo particular dentro del tejido. En diversos sistemas quirurgicos laser de fotodisrupcion de nanosegundos, tales como los sistemas de laser Nd:YAG, el nivel requerido de precision de seleccion de objetivo es relativamente bajo. Esto se debe en parte a que la energfa de laser utilizada es relativamente alta y por tanto la zona de tejido afectada tambien es relativamente grande, abarcando a menudo una zona afectada con una dimension de cientos de micrometros. El tiempo entre pulsos de laser en tales sistemas tiende a ser largo y la seleccion de objetivo manual controlada es factible y comunmente utilizada. Un ejemplo de tales mecanismos de seleccion de objetivo manual es un biomicroscopio para visualizar el tejido objetivo en combinacion con una fuente laser secundaria utilizada como haz de direccionamiento. El cirujano mueve manualmente el foco de una lente de enfoque de laser, habitualmente con un control de palanca de mando, que es parfocal (con o sin desviacion) con su imagen a traves del microscopio, de manera que el haz quirurgico o haz de direccionamiento esta con el mejor enfoque en el objetivo planeado.

Tales tecnicas disenadas para su utilizacion con sistemas quirurgicos laser de baja tasa de repeticion pueden ser diffciles de utilizar con laseres de alta tasa de repeticion que funcionan a miles de disparos por segundo y con una energfa relativamente baja por pulso. En operaciones quirurgicas con laseres de alta tasa de repeticion, puede requerirse precision mucho mas alta debido a los pequenos efectos de cada pulso de laser individual y puede requerirse una velocidad de posicionamiento mucho mayor debido a la necesidad de suministrar miles de pulsos a nuevas zonas de tratamiento muy rapidamente.

Ejemplos de laseres pulsados de alta tasa de repeticion para sistemas quirurgicos laser incluyen laseres pulsados a una tasa de repeticion de pulso de miles de disparos por segundo o superior con una energfa relativamente baja por pulso. Tales laseres utilizan energfa relativamente baja por pulso para localizar el efecto sobre el tejido provocado

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por fotodisrupcion inducida por laser, por ejemplo, la zona de tejido afectada mediante fotodisrupcion en el orden de micrometros o decenas de micrometros. Este efecto sobre el tejido localizado puede mejorar la precision de la cirugfa laser y puede ser deseable en determinadas intervenciones quirurgicas tales como cirugfa ocular con laser. En un ejemplo de tal cirugfa, el posicionamiento de muchos cientos, miles o millones de pulsos contiguos, casi contiguos o separados por distancias conocidas, puede utilizarse para conseguir determinados efectos quirurgicos deseados, tales como incisiones, separaciones o fragmentacion del tejido.

Diversas intervenciones quirurgicas que utilizan sistemas quirurgicos laser de fotodisrupcion de alta tasa de repeticion con duraciones de pulso de laser mas cortas pueden requerir alta precision en el posicionamiento de cada pulso en el tejido objetivo sometido a cirugfa tanto en una posicion absoluta con respecto a una ubicacion objetivo sobre el tejido objetivo como a una posicion relativa con respecto a pulsos anteriores. Por ejemplo, en algunos casos, puede requerirse que los pulsos de laser se suministren proximos entre sf con una precision de unos pocos micrometros dentro del tiempo entre pulsos, que puede ser del orden de microsegundos. Dado que el tiempo entre dos pulsos secuenciales es corto y el requisito de precision para la alineacion de pulsos es alto, el direccionamiento manual tal como se utiliza en sistemas de laser pulsado de baja tasa de repeticion puede ya no ser adecuado o factible.

Una tecnica para facilitar y controlar un requisito preciso de posicionamiento de alta velocidad para suministrar pulsos de laser al tejido es acoplar una placa de aplanamiento hecha de un material transparente tal como un vidrio con una superficie de contacto predefinida con el tejido, de modo que la superficie de contacto de la placa de aplanamiento forma una interfaz optica bien definida con el tejido. Esta interfaz bien definida puede facilitar la transmision y el enfoque de luz laser al tejido para controlar o reducir las variaciones o aberraciones opticas (tal como debido a propiedades opticas del ojo especfficas o cambios que se producen al secarse la superficie) que son muy crfticas en la interfaz aire-tejido, que en el ojo esta en la superficie anterior de la cornea. Las lentes de contacto pueden disenarse para diversas aplicaciones y objetivos dentro del ojo y otros tejidos, incluyendo las desechables o reutilizables. El vidrio de contacto o la placa de aplanamiento sobre la superficie del tejido objetivo pueden utilizarse como placa de referencia con respecto a la cual los pulsos de laser se enfocan a traves del ajuste de elementos de enfoque dentro del sistema de suministro de laser. Esta utilizacion de un vidrio de contacto o una placa de aplanamiento proporciona un mejor control de las cualidades opticas de la superficie del tejido y por tanto permite colocar de manera precisa pulsos de laser a alta velocidad en una ubicacion deseada (punto de interaccion) en el tejido objetivo con respecto a la placa de referencia de aplanamiento con escasa distorsion optica de los pulsos de laser.

Una manera para implementar una placa de aplanamiento sobre un ojo es utilizar la placa de aplanamiento para proporcionar una referencia posicional para suministrar los pulsos de laser a un tejido objetivo en el ojo. Esta utilizacion de la placa de aplanamiento como referencia posicional puede basarse en la ubicacion deseada conocida del foco de pulso de laser en el objetivo con suficiente precision antes de disparar los pulsos de laser y en que las posiciones relativas de la placa de referencia y el objetivo de tejido interno individual deben permanecer constantes durante el disparo del laser. Ademas, este procedimiento puede requerir que el foco del pulso de laser en la ubicacion deseada sea predecible y repetible entre los ojos o en diferentes regiones dentro del mismo ojo. En los sistemas en la practica, puede ser diffcil utilizar la placa de aplanamiento como referencia posicional para localizar de manera precisa pulsos de laser intraocularmente porque puede que las condiciones anteriores no se cumplan en los sistemas en la practica.

Por ejemplo, si el cristalino es el objetivo quirurgico, la distancia exacta desde la placa de referencia sobre la superficie del ojo hasta el objetivo tiende a variar debido a la presencia de estructuras que pueden colapsar, tales como la propia cornea, la camara anterior y el iris. Su variabilidad no solo es considerable en la distancia entre la cornea aplanada y el cristalino entre ojos individuales, sino que tambien puede haber variacion dentro del mismo ojo dependiendo de la tecnica quirurgica y de aplanamiento especffica utilizada por el cirujano. Ademas, puede haber movimiento del tejido de cristalino fijado como objetivo con respecto a la superficie aplanada durante el disparo de los miles de pulsos de laser requeridos para conseguir el efecto quirurgico, complicando adicionalmente el suministro preciso de pulsos. Ademas, la estructura dentro del ojo puede moverse debido a la acumulacion de subproductos de fotodisrupcion, tales como burbujas de cavitacion. Por ejemplo, los pulsos de laser suministrados al cristalino pueden provocar que la capsula del cristalino se abombe hacia delante, requiriendo ajuste para seleccionar como objetivo este tejido para el posicionamiento posterior de pulsos de laser. Ademas, puede ser diffcil utilizar modelos y simulaciones informaticos para predecir, con precision suficiente, la ubicacion real de tejidos objetivo tras retirar la placa de aplanamiento y para ajustar el posicionamiento de pulsos de laser para alcanzar la ubicacion deseada sin aplanamiento en parte debido a la naturaleza altamente variable de los efectos de aplanamiento, que pueden depender de factores particulares de la cornea u ojo individual, y la tecnica quirurgica y de aplanamiento especffica utilizada por un cirujano.

Ademas de los efectos ffsicos de aplanamiento que afectan de manera desproporcional a la localizacion de estructuras tisulares internas, en algunos procesos quirurgicos, puede ser deseable que un sistema de seleccion de objetivo anticipe o considere las caracterfsticas no lineales de la fotodisrupcion que puede producirse cuando se utilizan laseres con una duracion de pulso corta. La fotodisrupcion es un proceso optico no lineal en el material de tejido y puede provocar complicaciones en la alineacion de haz y el direccionamiento de haz. Por ejemplo, uno de

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los efectos opticos no lineales en el material de tejido cuando interacciona con pulsos de laser durante la fotodisrupcion es que el mdice de refraccion del material de tejido que experimentan los pulsos de laser ya no es un constante, sino que vana con la intensidad de la luz. Dado que la intensidad de la luz en los pulsos de laser vana espacialmente dentro del haz de laser pulsado, a lo largo y a traves de la direccion de propagacion del haz de laser pulsado, el mdice de refraccion del material de tejido tambien vana espacialmente. Una consecuencia de este mdice de refraccion no lineal es el autoenfoque o el autodesenfoque en el material de tejido que cambia el foco real de y desplaza la posicion del foco del haz de laser pulsado dentro del tejido. Por tanto, tambien puede ser necesario que una alineacion exacta del haz de laser pulsado a cada posicion de tejido objetivo en el tejido objetivo considere los efectos opticos no lineales del material de tejido sobre el haz de laser. Ademas, puede ser necesario ajustar la energfa en cada pulso para suministrar el mismo efecto ffsico en diferentes regiones del objetivo debido a diferentes caractensticas ffsicas, tales como dureza, o debido a consideraciones opticas tales como absorcion o dispersion de la luz de pulso de laser que se desplaza a una region particular. En tales casos, las diferencias en los efectos de enfoque no lineales entre pulsos de diferentes valores de energfa tambien pueden afectar a la alineacion de laser y al direccionamiento de laser de los pulsos quirurgicos.

Por tanto, en intervenciones quirurgicas en las que se seleccionan como objetivo estructuras no superficiales, la utilizacion de una placa de aplanamiento superficial basandose en una referencia posicional proporcionada por la placa de aplanamiento puede ser insuficiente para conseguir la localizacion de pulsos de laser exacta en objetivos de tejido interno. La utilizacion de la placa de aplanamiento como referencia para guiar el suministro de laser puede requerir mediciones de la posicion de placa y del grosor de la placa de aplanamiento con alta precision porque la desviacion de los nominales se traduce directamente en un error de precision de profundidad. Las lentes de aplanamiento de alta precision pueden ser costosas, especialmente para placas de aplanamiento desechables de una sola utilizacion.

Las tecnicas, aparatos y sistemas descritos en este documento pueden implementarse de maneras que proporcionan un mecanismo de direccionamiento para suministrar pulsos de laser cortos a traves de una placa de aplanamiento hasta una localizacion deseada dentro del ojo con precision y a alta velocidad sin requerir la ubicacion deseada conocida del foco de pulsos de laser en el objetivo con precision suficiente antes de disparar los pulsos de laser y sin requerir que las posiciones relativas de la placa de referencia y el objetivo de tejido interno individual permanezcan constantes durante el disparo de laser. Por tanto, las presentes tecnicas, aparatos y sistemas pueden utilizarse para diversas intervenciones quirurgicas en las que las condiciones ffsicas del tejido objetivo sometido a cirugfa tienden a variar y son diffciles de controlar y la dimension de la lente de aplanamiento tiende a variar de una lente a otra. Las presentes tecnicas, aparatos y sistemas tambien pueden utilizarse para otros objetivos quirurgicos en los que hay distorsion o movimiento del objetivo quirurgico con respecto a la superficie de la estructura o los efectos opticos no lineales hacen que una seleccion de objetivo exacta sea problematica. Los ejemplos para tales objetivos quirurgicos diferentes del ojo incluyen el corazon, tejido mas profundo en la piel y otros.

Las presentes tecnicas, aparatos y sistemas pueden implementarse de maneras que mantienen los beneficios proporcionados por una placa de aplanamiento, incluyendo, por ejemplo, el control de la forma de superficie y la hidratacion, asf como reducciones en la distorsion optica, al tiempo que se proporciona la localizacion exacta de fotodisrupcion a estructuras internas de la superficie aplanada. Esto puede llevarse a cabo a traves de la utilizacion de un dispositivo de formacion de imagenes integrado para localizar el tejido objetivo con respecto al sistema optico de enfoque del sistema de suministro. El tipo exacto de dispositivo y metodo de formacion de imagenes puede variar y puede depender de la naturaleza espedfica del objetivo y el nivel requerido de precision.

Una lente de aplanamiento puede implementarse con otro mecanismo para fijar el ojo a fin de impedir un movimiento de traslacion y de rotacion del ojo. Los ejemplos de tales dispositivos de fijacion incluyen la utilizacion de un anillo de succion. Tal mecanismo de fijacion tambien puede conducir a una distorsion o un movimiento no deseado del objetivo quirurgico. Las presentes tecnicas, aparatos y sistemas pueden implementarse para proporcionar, para sistemas quirurgicos laser de alta tasa de repeticion que utilizan una placa de aplanamiento y/o medios de fijacion para objetivos quirurgicos no superficiales, un mecanismo de direccionamiento para proporcionar formacion de imagenes intraoperatoria para monitorizar tal distorsion y movimiento del objetivo quirurgico.

Ejemplos espedficos de tecnicas, aparatos y sistemas quirurgicos laser se describen a continuacion para utilizar un modulo de formacion de imagenes opticas para capturar imagenes de un tejido objetivo para obtener informacion de posicionamiento del tejido objetivo, por ejemplo, antes de y durante una intervencion quirurgica. Tal informacion de posicionamiento obtenida puede utilizarse para controlar el posicionamiento y enfoque del haz de laser quirurgico en el tejido objetivo para proporcionar un control preciso del posicionamiento de los pulsos de laser quirurgicos en sistemas de laser de alta tasa de repeticion. En una implementacion, durante una intervencion quirurgica, las imagenes obtenidas mediante el modulo de formacion de imagenes opticas pueden utilizarse para controlar dinamicamente la posicion y el foco del haz de laser quirurgico. Ademas, los pulsos de laser de menor energfa y disparados tienden a ser sensibles a las distorsiones opticas, un sistema quirurgico laser de este tipo puede implementar una placa de aplanamiento con una interfaz plana o curvada que se acopla al tejido objetivo para proporcionar una interfaz optica controlada y estable entre el tejido objetivo y el sistema laser quirurgico y para mitigar y controlar las aberraciones opticas en la superficie de tejido.

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Como ejemplo, la figura 7 muestra un sistema quirurgico laser basado en formacion de imageries opticas y aplanamiento. Este sistema incluye un laser pulsado 1010 para producir un haz de laser quirurgico 1012 de pulsos de laser, y un modulo optico 1020 para recibir el haz de laser quirurgico 1012 y para enfocar y dirigir el haz de laser quirurgico enfocado 1022 sobre un tejido objetivo 1001, tal como un ojo, para provocar fotodisrupcion en el tejido objetivo 1001. Puede proporcionarse una placa de aplanamiento para estar en contacto con el tejido objetivo 1001 para producir una interfaz para transmitir pulsos de laser al tejido objetivo 1001 y luz procedente del tejido objetivo 1001 a traves de la interfaz. En particular, se proporciona un dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 para capturar luz 1050 que porta imagenes del tejido objetivo 1050 o informacion de formacion de imagenes del tejido objetivo 1001 para crear una imagen del tejido objetivo 1001. La senal de formacion de imagenes 1032 del dispositivo de formacion de imagenes 1030 se envfa a un modulo de control de sistema 1040. El modulo de control de sistema 1040 funciona para procesar las imagenes capturadas del dispositivo de imagenes 1030 y para controlar el modulo optico 1020 para ajustar la posicion y el foco del haz de laser quirurgico 1022 en el tejido objetivo 1001 basandose en informacion de las imagenes capturadas. El modulo optico 1020 puede incluir una o mas lentes y puede incluir adicionalmente uno o mas reflectores. Puede incluirse un actuador de control en el modulo optico 1020 para ajustar el enfoque y el direccionamiento de haz en respuesta a una senal de control de haz 1044 del modulo de control de sistema 1040. El modulo de control 1040 tambien puede controlar el laser pulsado 1010 por medio de una senal de control de laser 1042.

El dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 puede implementarse para producir un haz de formacion de imagenes opticas que es independiente del haz de laser quirurgico 1022 para sondar el tejido objetivo 1001 y la luz devuelta del haz de formacion de imagenes opticas se captura mediante el dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 para obtener las imagenes del tejido objetivo 1001. Un ejemplo de un dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 de este tipo es un modulo de formacion de imagenes de tomograffa de coherencia optica (OCT) que utiliza dos haces de formacion de imagenes, un haz de sonda dirigido al tejido objetivo 1001 a traves de la placa de aplanamiento y otro haz de referencia en una trayectoria optica de referencia, para interferir opticamente entre si para obtener imagenes del tejido objetivo 1001. En otras implementaciones, el dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 puede utilizar luz dispersa o reflejada del tejido objetivo 1001 para capturar imagenes sin enviar un haz de formacion de imagenes opticas designado al tejido objetivo 1001. Por ejemplo, el dispositivo de formacion de imagenes 1030 puede ser una matriz de deteccion de elementos de deteccion tales como sensores CCD o CMS. Por ejemplo, las imagenes de subproducto de fotodisrupcion producidas por el haz de laser quirurgico 1022 pueden capturarse por el dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 para controlar el enfoque y posicionamiento del haz de laser quirurgico 1022. Cuando el dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 esta disenado para guiar la alineacion de haz de laser quirurgico utilizando la imagen del subproducto de fotodisrupcion, el dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 captura imagenes del subproducto de fotodisrupcion tal como las cavidades o burbujas inducidas por laser. El dispositivo de formacion de imagenes 1030 tambien puede ser un dispositivo de formacion de imagenes por ultrasonidos para capturar imagenes basandose en imagenes acusticas.

El modulo de control de sistema 1040 procesa datos de imagen del dispositivo de formacion de imagenes 1030 que incluyen la informacion de desviacion de la posicion para el subproducto de fotodisrupcion desde la posicion de tejido objetivo en el tejido objetivo 1001. Basandose en la informacion obtenida de la imagen, se genera la senal de control de haz 1044 para controlar el modulo optico 1020 que ajusta el haz de laser 1022. Puede incluirse una unidad de procesamiento digital en el modulo de control de sistema 1040 para realizar diversos procesamientos de datos para la alineacion de laser.

Las tecnicas y sistemas anteriores pueden utilizarse para suministrar pulsos de laser de alta tasa de repeticion a objetivos subsuperficiales con una precision requerida para el posicionamiento de pulsos contiguos, segun sea necesario para aplicaciones de corte o disrupcion de volumen. Esto puede llevarse a cabo con o sin la utilizacion de una fuente de referencia sobre la superficie del objetivo y puede tener en cuenta el movimiento del objetivo tras el aplanamiento o durante el posicionamiento de pulsos de laser.

La placa de aplanamiento en los presentes sistemas se proporciona para facilitar y controlar un requisito preciso, de posicionamiento de alta velocidad para suministrar pulsos de laser al interior del tejido. Una placa de aplanamiento de este tipo puede estar hecha de un material transparente tal como un vidrio con una superficie de contacto predefinida con el tejido de modo que la superficie de contacto de la placa de aplanamiento forma una interfaz optica bien definida con el tejido. Esta interfaz bien definida puede facilitar la transmision y enfoque de luz laser al interior del tejido para controlar o reducir variaciones o aberraciones opticas (tal como debido a propiedades opticas del ojo especfficas o cambios que se producen al secarse la superficie) que son muy crfticas en la interfaz aire-tejido, que en el ojo esta en la superficie anterior de la cornea. Se han disenado varias lentes de contacto para diversas aplicaciones y objetivos dentro del ojo y otros tejidos, incluyendo unas que son desechables o reutilizables. El vidrio de contacto o la placa de aplanamiento sobre la superficie del tejido objetivo se utiliza como placa de referencia con respecto a la cual se enfocan pulsos de laser a traves del ajuste de elementos de enfoque dentro del sistema de suministro de laser relativo. En un enfoque de este tipo, son inherentes los beneficios adicionales ofrecidos por el vidrio de contacto o la placa de aplanamiento descritos anteriormente, incluyendo el control de las cualidades opticas de la superficie de tejido. Por consiguiente, pueden colocarse de manera precisa pulsos de laser a alta velocidad en una ubicacion deseada (punto de interaccion) en el tejido objetivo con respecto a la placa de referencia de

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aplanamiento con escasa distorsion optica de los pulsos de laser.

El dispositivo de formacion de imagenes opticas 1030 en la figura 7 captura imagenes del tejido objetivo 1001 por medio de la placa de aplanamiento. El modulo de control 1040 procesa las imagenes capturadas para extraer informacion de posicion de las imagenes capturadas y utiliza la informacion de posicion extrafda como referencia de posicion o gufa para controlar la posicion y el foco del haz de laser quirurgico 1022. Esta cirugfa laser guiada por formacion de imagenes puede implementarse sin depender de la placa de aplanamiento como referencia de posicion porque la posicion de la placa de aplanamiento tiende a cambiar debido a diversos factores como se comento anteriormente. Por tanto, aunque la placa de aplanamiento proporciona una interfaz optica deseada para que el haz de laser quirurgico entre en el tejido objetivo y para capturar imagenes del tejido objetivo, puede ser diffcil utilizar la placa de aplanamiento como referencia de posicion para alinear y controlar la posicion y el foco del haz de laser quirurgico para suministrar de manera precisa pulsos de laser. El control guiado por formacion de imagenes de la posicion y el foco del haz de laser quirurgico basandose en el dispositivo de formacion de imagenes 1030 y el modulo de control 1040 permite utilizar las imagenes del tejido objetivo 1001, por ejemplo, imagenes de estructuras internas de un ojo, como referencias de posicion, sin utilizar la placa de aplanamiento para proporcionar una posicion referencia.

Ademas de los efectos ffsicos de aplanamiento que afectan de manera desproporcionada a la localizacion de estructuras tisulares internas, en algunos procesos quirurgicos, puede ser deseable que un sistema de seleccion de objetivo anticipe o considere las caracterfsticas no lineales de la fotodisrupcion que puede producirse cuando se utilizan laseres con una duracion de pulso corta. La fotodisrupcion puede provocar complicaciones en la alineacion de haz y el direccionamiento de haz. Por ejemplo, uno de los efectos opticos no lineales en el material de tejido cuando interacciona con pulsos de laser durante la fotodisrupcion es que el fndice de refraccion del material de tejido que experimentan los pulsos de laser ya no es un constante, sino que varfa con la intensidad de la luz. Dado que la intensidad de la luz en los pulsos de laser varfa espacialmente dentro del haz de laser pulsado, a lo largo y a traves de la direccion de propagacion del haz de laser pulsado, el fndice de refraccion del material de tejido tambien varfa espacialmente. Una consecuencia de este fndice de refraccion no lineal es el autoenfoque o el autodesenfoque en el material de tejido que cambia el foco real de y desplaza la posicion del foco del haz de laser pulsado dentro del tejido. Por tanto, tambien puede ser necesario que una alineacion exacta del haz de laser pulsado a cada posicion de tejido objetivo en el tejido objetivo considere los efectos opticos no lineales del material de tejido sobre el haz de laser. La energfa de los pulsos de laser puede ajustarse para suministrar el mismo efecto ffsico en diferentes regiones del objetivo debido a diferentes caracterfsticas ffsicas, tales como dureza, o debido a consideraciones opticas tales como absorcion o dispersion de la luz de pulso de laser que se desplaza a una region particular. En tales casos, las diferencias en los efectos de enfoque no lineales entre pulsos de diferentes valores de energfa

tambien pueden afectar a la alineacion de laser y al direccionamiento de laser de los pulsos quirurgicos. A este

respecto, las imagenes directas obtenidas del tejido objetivo por el dispositivo de formacion de imagenes 1030

pueden utilizarse para monitorizar la posicion real del haz de laser quirurgico 1022 que refleja los efectos

combinados de efectos opticos no lineales en el tejido objetivo y proporcionar referencias de posicion para el control de la posicion de haz y el foco de haz.

Las tecnicas, aparatos y sistemas descritos en la presente memoria pueden utilizarse en combinacion con una placa de aplanamiento para proporcionar el control de la forma de superficie e hidratacion, para reducir la distorsion optica, y proporcionar la localizacion exacta de la fotodisrupcion a estructuras internas a traves de la superficie aplanada. El control guiado por formacion de imagenes de la posicion y el foco de haz descrito en la presente memoria puede aplicarse a sistemas e intervenciones quirurgicos que utilizan medios distintos de las placas de aplanamiento para fijar el ojo, incluyendo la utilizacion de un anillo de succion que puede conducir a distorsion o movimiento del objetivo quirurgico.

Las siguientes secciones describen en primer lugar ejemplos de tecnicas, aparatos y sistemas para cirugfa laser guiada por formacion de imagenes automatizada basados en grados variables de integracion de funciones de formacion de imagenes en la parte de control de laser de los sistemas. Un modulo de formacion de imagenes opticas o de otra modalidad, tal como un modulo de formacion de imagenes OCT, puede utilizarse para dirigir una luz de sonda u otro tipo de haz para capturar imagenes de un tejido objetivo, por ejemplo, estructuras dentro de un ojo. Un haz de laser quirurgico de pulsos de laser tales como pulsos de laser de femtosegundos o picosegundos puede guiarse mediante informacion de posicion en las imagenes capturadas para controlar el enfoque y el posicionamiento del haz de laser quirurgico durante la cirugfa. Tanto el haz de laser quirurgico como el haz de luz de sonda pueden dirigirse secuencial o simultaneamente al tejido objetivo durante la cirugfa de modo que el haz de laser quirurgico puede controlarse basandose en las imagenes capturadas para garantizar la precision y exactitud de la cirugfa.

Una cirugfa laser guiada por formacion de imagenes de este tipo puede usarse para proporcionar un enfoque y un posicionamiento exactos y precisos del haz de laser quirurgico durante la cirugfa porque el control de haz se basa en imagenes del tejido objetivo tras el aplanamiento o la fijacion del tejido objetivo, o bien justo antes de o bien casi simultaneamente con el suministro de los pulsos quirurgicos. En particular, determinados parametros del tejido objetivo tal como el ojo medidos antes de la cirugfa pueden cambiar durante la cirugfa debido a diversos factores tal como preparacion del tejido objetivo (por ejemplo, fijacion del ojo a una lente de aplanamiento) y la alternacion del

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tejido objetivo mediante las operaciones quirurgicas. Por tanto, los parametros del tejido objetivo medidos antes de tales factores y/o la cirugfa ya no pueden reflejar las condiciones ffsicas del tejido objetivo durante la cirugfa. La presente cirugfa laser guiada por formacion de imagenes puede mitigar los problemas tecnicos en relacion con tales cambios para enfocar y posicionar el haz de laser quirurgico antes de y durante la cirugfa.

La presente cirugfa laser guiada por formacion de imagenes puede utilizarse de manera eficaz para operaciones quirurgicas precisas dentro de un tejido objetivo. Por ejemplo, cuando se realiza una cirugfa laser dentro del ojo, se enfoca luz laser dentro del ojo para conseguir la rotura optica del tejido seleccionado como objetivo y tales interacciones opticas pueden cambiar la estructura interna del ojo. Por ejemplo, el cristalino puede cambiar su posicion, forma, grosor y diametro durante la acomodacion, no solo entre la medicion previa y la cirugfa, sino tambien durante la cirugfa. Acoplar el ojo al instrumento quirurgico mediante medios mecanicos puede cambiar la forma del ojo de una manera no bien definida y, ademas, el cambio puede variar durante la cirugfa debido a diversos factores, por ejemplo, movimiento del paciente. Los medios de acoplamiento incluyen fijar el ojo con un anillo de succion y aplanar el ojo con una lente plana o curvada. Estos cambios ascienden a hasta unos pocos milfmetros. La referenciacion y fijacion mecanicas de la superficie del ojo tal como la superficie anterior de la cornea o el limbo no funcionan bien cuando se realiza una microcirugfa laser de precision dentro del ojo.

La preparacion posterior o la formacion de imagenes casi simultanea en la presente cirugfa laser guiada por formacion de imagenes puede utilizarse para establecer referencias posicionales tridimensionales entre las caractensticas internas del ojo y el instrumento quirurgico en un entorno en el que se producen cambios antes de y durante la cirugfa. La informacion de referencia posicional proporcionada por la formacion de imagenes antes del aplanamiento y/o la fijacion del ojo, o durante la cirugfa real refleja los efectos de los cambios en el ojo y por tanto proporciona una orientacion precisa para enfocar y posicionar el haz de laser quirurgico. Un sistema basado en la presente cirugfa laser guiada por formacion de imagenes puede estar configurado para presentar una estructura sencilla y ser economico. Por ejemplo, una parte de los componentes opticos asociados con el guiado del haz de laser quirurgico puede compartirse con componentes opticos para guiar el haz de luz de sonda para la formacion de imagenes del tejido objetivo para simplificar la estructura del dispositivo y la alineacion optica y la calibracion de los haces de luz de formacion de imagenes y quirurgicos.

Los sistemas quirurgicos laser guiados por formacion de imagenes descritos a continuacion utilizan la formacion de imagenes OCT como ejemplo de un instrumento de formacion de imagenes y tambien pueden utilizarse otros dispositivos de formacion de imagenes no OCT para capturar imagenes para controlar los laseres quirurgicos durante la cirugfa. Como se ilustra en los ejemplos a continuacion, la integracion de los subsistemas de formacion de imagenes y quirurgicos puede implementarse en diversos grados. En la forma mas simple sin integrar hardware, los subsistemas quirurgicos de formacion de imagenes y de laser estan separados y pueden comunicarse entre sf a traves de interfaces. Tales disenos pueden proporcionar flexibilidad en los disenos de los dos subsistemas. Una integracion entre los dos subsistemas, mediante algunos componentes de hardware tales como una interfaz de paciente, expande adicionalmente la funcionalidad ofreciendo un mejor registro de la zona quirurgica a los componentes de hardware, una calibracion mas precisa y puede mejorar el flujo de trabajo. A medida que el grado de integracion entre los dos subsistemas aumenta, un sistema de este tipo puede hacerse cada vez mas economico y compacto, y la calibracion del sistema se simplificara adicionalmente y sera mas estable a lo largo del tiempo. Los ejemplos de sistemas de laser guiados por formacion de imagenes en las figuras 8 a 16 estan integrados a diversos grados de integracion.

Una implementacion del presente sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes, por ejemplo, incluye un laser quirurgico que produce un haz de laser quirurgico de pulsos de laser quirurgico que provocan cambios quirurgicos en un tejido objetivo sometido a cirugfa; una montura de interfaz de paciente que se acopla con una interfaz de paciente en contacto con el tejido objetivo para mantener el tejido objetivo en posicion; y un modulo de suministro de haz de laser ubicado entre el laser quirurgico y la interfaz de paciente y configurado para dirigir el haz de laser quirurgico al tejido objetivo a traves de la interfaz de paciente. Este modulo de suministro de haz de laser puede hacerse funcionar para explorar el haz de laser quirurgico en el tejido objetivo a lo largo de un patron quirurgico predeterminado. Este sistema tambien incluye un modulo de control de laser que controla el funcionamiento del laser quirurgico y controla el modulo de suministro de haz de laser para producir el patron quirurgico predeterminado y un modulo OCT posicionado con respecto a la interfaz de paciente para tener una relacion espacial conocida con respecto a la interfaz de paciente y el tejido objetivo fijado a la interfaz de paciente. El modulo OCT esta configurado para dirigir un haz de sonda optico al tejido objetivo y recibir la luz de sonda devuelta del haz de sonda optico del tejido objetivo para capturar imagenes OCT del tejido objetivo mientras se dirige el haz de laser quirurgico al tejido objetivo para realizar una operacion quirurgica de modo que el haz de sonda optico y el haz de laser quirurgico estan presentes simultaneamente en el tejido objetivo. El modulo OCT esta en comunicacion con el modulo de control de laser para enviar informacion de las imagenes OCT capturadas al modulo de control de laser.

Ademas, el modulo de control de laser en este sistema particular responde a la informacion de las imagenes OCT capturadas para hacer funcionar el modulo de suministro de haz de laser en el enfoque y la exploracion del haz de laser quirurgico y ajusta el enfoque y la exploracion del haz de laser quirurgico en el tejido objetivo basandose en informacion de posicionamiento en las OCT imagenes capturadas.

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En algunas implementaciones, puede no ser necesario adquirir una imagen completa de un tejido objetivo para registrar el objetivo en el instrumento quirurgico y puede ser suficiente adquirir una parte del tejido objetivo, por ejemplo, unos pocos puntos de la region quirurgica tales como puntos de referencia naturales o artificiales. Por ejemplo, un cuerpo rfgido tiene seis grados de libertad en el espacio tridimensional y seis puntos independientes serfan suficientes para definir el cuerpo rfgido. Cuando no se conoce el tamano exacto de la region quirurgica, son necesarios puntos adicionales para proporcionar la referencia posicional. A este respecto, pueden utilizarse varios puntos para determinar la posicion y la curvatura de las superficies anterior y posterior, que son normalmente diferentes, y el grosor y el diametro del cristalino del ojo humano. Basandose en estos datos, un cuerpo constituido por dos mitades de cuerpos elipsoides con parametros dados puede aproximar y visualizar un cristalino con fines practicos. En otra implementacion, puede combinarse informacion de la imagen capturada con informacion de otras fuentes, tales como mediciones preoperatorias del grosor de cristalino que se utilizan como entrada para el controlador.

La figura 8 muestra un ejemplo de un sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes con sistema quirurgico laser 2100 y sistema de formacion de imagenes 2200 separados. El sistema quirurgico laser 2100 incluye un motor de laser 2130 con un laser quirurgico que produce un haz de laser quirurgico 2160 de pulsos de laser quirurgicos. Se proporciona un modulo de suministro de haz de laser 2140 para dirigir el haz de laser quirurgico 2160 desde el motor de laser 2130 hasta el tejido objetivo 1001 a traves de una interfaz de paciente 2150 y puede hacerse funcionar para explorar el haz de laser quirurgico 2160 en el tejido objetivo 1001 a lo largo de un patron quirurgico predeterminado. Se proporciona un modulo de control de laser 2120 para controlar el funcionamiento del laser quirurgico en el motor de laser 2130 por medio de un canal de comunicacion 2121 y controla el modulo de suministro de haz de laser 2140 por medio de un canal de comunicacion 2122 para producir el patron quirurgico predeterminado. Se proporciona una montura de interfaz de paciente para acoplarse con la interfaz de paciente 2150 en contacto con el tejido objetivo 1001 para mantener el tejido objetivo 1001 en posicion. La interfaz de paciente 2150 puede implementarse para incluir una lente de contacto o lente de aplanamiento con una superficie plana o curvada para acoplarse de manera adaptada a la superficie anterior del ojo y para mantener el ojo en posicion.

El sistema de formacion de imagenes 2200 en la figura 8 puede ser un modulo OCT posicionado con respecto a la interfaz de paciente 2150 del sistema quirurgico 2100 para presentar una relacion espacial conocida con respecto a la interfaz de paciente 2150 y el tejido objetivo 1001 fijado a la interfaz de paciente 2150. Este modulo OCT 2200 puede configurarse para presentar su propia interfaz de paciente 2240 para interaccionar con el tejido objetivo 1001. El sistema de formacion de imagenes 2200 incluye un modulo de control de formacion de imagenes 2220 y un subsistema de formacion de imagenes 2230. El subsistema 2230 incluye una fuente de luz para generar un haz de formacion de imagenes 2250 para la formacion de imagenes del objetivo 1001 y un modulo de suministro de haz de formacion de imagenes para dirigir el haz de sonda optico o haz de formacion de imagenes 2250 al tejido objetivo 1001 y recibir luz de sonda devuelta 2260 del haz de formacion de imagenes opticas 2250 desde el tejido objetivo 1001 para capturar imagenes OCT del tejido objetivo 1001. Tanto el haz de formacion de imagenes opticas 2250 como el haz quirurgico 2160 pueden dirigirse simultaneamente al tejido objetivo 1001 para permitir una operacion de formacion de imagenes y una quirurgica secuenciales o simultaneas.

Como se ilustra en la figura 8, se preven interfaces de comunicacion 2110 y 2210 tanto en el sistema quirurgico laser 2100 como en el sistema de formacion de imagenes 2200 para facilitar las comunicaciones entre el control de laser mediante el modulo de control de laser 2120 y la formacion de imagenes mediante el sistema de formacion de imagenes 2200 de modo que el modulo OCT 2200 puede enviar informacion de las imagenes OCT capturadas al modulo de control de laser 2120. El modulo de control de laser 2120 en este sistema responde a la informacion de las imagenes OCT capturadas para hacer funcionar el modulo de suministro de haz de laser 2140 en el enfoque y la exploracion del haz de laser quirurgico 2160 y ajusta dinamicamente el enfoque y la exploracion del haz de laser quirurgico 2160 en el tejido objetivo 1001 basandose en informacion de posicionamiento en las imagenes OCT capturadas. La integracion entre el sistema quirurgico laser 2100 y el sistema de formacion de imagenes 2200 es principalmente a traves de la comunicacion entre las interfaces de comunicacion 2110 y 2210 a nivel de software.

En este y otros ejemplos, tambien pueden integrarse diversos subsistemas o dispositivos. Por ejemplo, pueden proporcionarse determinados instrumentos de diagnostico tales como aberrometros de frente de onda, dispositivos de medicion de topograffa corneal en el sistema, o puede utilizarse informacion preoperatoria de estos dispositivos para aumentar la formacion de imagenes intraoperatorias.

La figura 9 muestra un ejemplo de un sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes con caracterfsticas de integracion adicionales. Los sistemas de formacion de imagenes y quirurgicos comparten una interfaz de paciente comun 3300 que inmoviliza el tejido objetivo 1001 (por ejemplo, el ojo) sin presentar dos interfaces de paciente independientes como en la figura 8. El haz quirurgico 3210 y el haz de formacion de imagenes 3220 se combinan en la interfaz de paciente 3330 y se dirigen al objetivo 1001 mediante la interfaz de paciente comun 3300. Ademas, se proporciona un modulo de control comun 3100 para controlar tanto el subsistema de formacion de imagenes 2230 como la parte quirurgica (el motor de laser 2130 y el sistema de suministro de haz 2140). Esta integracion aumentada entre las partes de formacion de imagenes y quirurgica permite una calibracion precisa de los dos

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subsistemas y la estabilidad de la posicion del paciente y el volumen quirurgico. Se proporciona un alojamiento comun 3400 para encerrar los subsistemas tanto quirurgico como de formacion de imagenes. Cuando los dos sistemas no estan integrados en un alojamiento comun, la interfaz de paciente comun 3300 puede formar parte del subsistema o bien de formacion de imagenes o bien quirurgico.

La figura 10 muestra un ejemplo de un sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes en el que el sistema quirurgico laser y el sistema de formacion de imagenes comparten tanto un modulo de suministro de haz comun 4100 como una interfaz de paciente comun 4200. Esta integracion simplifica adicionalmente la estructura del sistema y el funcionamiento de control del sistema.

En una implementacion, el sistema de formacion de imagenes en los ejemplos anteriores y otros puede ser un sistema de tomograffa optica computarizada (OCT) y el sistema quirurgico laser es un sistema quirurgico oftalmico a base de laser de femtosegundos o picosegundos. En la OCT, la luz de una fuente de banda ancha, de baja coherencia, tal como un diodo superluminiscente se divide en haces de referencia y senal independientes. El haz de senal es el haz de formacion de imagenes enviado al objetivo quirurgico y la luz devuelta del haz de formacion de imagenes se recoge y vuelve a combinarse de manera coherente con el haz de referencia para formar un interferometro. La exploracion del haz de senal en perpendicular al eje optico del tren optico o la direccion de propagacion de la luz proporciona resolucion espacial en la direccion x-y al tiempo que la resolucion de profundidad procede de la extraccion de diferencias entre las longitudes de trayectoria del brazo de referencia y el haz de senal devuelto en el brazo de senal del interferometro. Aunque los escaneres x-y de diferentes implementaciones de OCT son esencialmente iguales, la comparacion de las longitudes de trayectoria y la obtencion de informacion de exploracion z pueden producirse de diferentes maneras. En una implementacion conocida como OCT de dominio de tiempo, por ejemplo, el brazo de referencia varfa de manera continua para cambiar su longitud de trayectoria al tiempo que un fotodetector detecta modulacion de interferencia en la intensidad del haz que se ha vuelto a combinar. En una implementacion diferente, el brazo de referencia es esencialmente estatico y el espectro de la luz combinada se analiza para determinar interferencia. La transformada de Fourier del espectro del haz combinado proporciona informacion espacial sobre la dispersion desde el interior de la muestra. Este procedimiento se conoce como procedimiento OCT de Fourier o de dominio espectral. En una implementacion diferente conocida como OCT con barrido de frecuencia (S. R. Chinn, et al., Opt. Lett. 22, 1997), se utiliza una fuente de luz de banda estrecha barriendo su frecuencia rapidamente a traves de un rango espectral. La interferencia entre los brazos de referencia y de senal se detecta mediante un detector rapido y un analizador de senales dinamicas. En estos ejemplos puede utilizarse un laser de diodo ajustado de manera fina en cavidad externa o un laser ajustado de manera en frecuencia o bloqueado en modo de dominio de frecuencia (FDML) desarrollados para este fin (R. Huber et. Al. Opt. Express, 13, 2005) (S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) pp. 1087-1096, 1997) como fuente de luz. Un laser de femtosegundos utilizado como fuente de luz en un sistema OCT puede presentar un ancho de banda suficiente y puede proporcionar beneficios adicionales de relaciones senal a ruido aumentadas.

El dispositivo de formacion de imagenes OCT en los sistemas en este documento puede utilizarse para realizar diversas funciones de formacion de imagenes. Por ejemplo, la OCT puede utilizarse para suprimir conjugados complejos que resultan de la configuracion optica del sistema o la presencia de la placa de aplanamiento, imagenes OCT de captura de ubicaciones seleccionadas dentro del tejido objetivo para proporcionar informacion de posicionamiento tridimensional para controlar el enfoque y la exploracion del haz de laser quirurgico dentro del tejido objetivo, o imagenes OCT de captura de ubicaciones seleccionadas sobre la superficie del tejido objetivo o sobre la placa de aplanamiento para proporcionar registro de posicionamiento para controlar cambios en la orientacion que se producen con cambios posicionales del objetivo, tal como de vertical a supino. La OCT puede calibrarse mediante un proceso de registro de posicionamiento basado en el posicionamiento de marcas o marcadores en una orientacion posicional del objetivo que luego puede detectarse por el modulo OCT cuando el objetivo esta en otra orientacion posicional. En otras implementaciones, el sistema de formacion de imagenes OCT puede utilizarse para producir un haz de luz de sonda que esta polarizado para reunir opticamente la informacion sobre la estructura interna del ojo. El haz de laser y el haz de luz de sonda puede polarizarse con diferentes polarizaciones. La OCT puede incluir un mecanismo de control de polarizacion que controla la luz de sonda utilizada para dicha tomograffa optica para polarizar con una polarizacion cuando se desplaza hacia el ojo y con una polarizacion diferente cuando se aleja del ojo. El mecanismo de control de polarizacion puede incluir, por ejemplo, una placa de onda o un rotador de Faraday.

El sistema en la figura 10 se muestra como una configuracion de OCT espectral y puede configurarse para compartir la parte optica de enfoque del modulo de suministro de haz entre los sistemas quirurgico y de formacion de imagenes. Los principales requisitos para el sistema optico estan relacionados con la longitud de onda de funcionamiento, la calidad de imagen, la resolucion, la distorsion etc. El sistema quirurgico laser puede ser un sistema laser de femtosegundos con un sistema de alta apertura numerica disenado para conseguir tamanos de punto focal de difraccion limitados, por ejemplo, de aproximadamente 2 a 3 micrometros. Diversos laseres quirurgicos oftalmicos de femtosegundos pueden funcionar a diversas longitudes de onda tales como longitudes de onda de aproximadamente 1,05 micrometros. La longitud de onda de funcionamiento del dispositivo de formacion de imagenes puede seleccionarse para estar cerca de la longitud de onda de laser de modo que el sistema optico se compensa cromaticamente para ambas longitudes de onda. Un sistema de este tipo puede incluir un tercer canal optico, un canal de observacion visual tal como un microscopio quirurgico, para proporcionar un dispositivo de

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formacion de imageries adicional para capturar imageries del tejido objetivo. Si la trayectoria optica para este tercer canal optico comparte el sistema optico con el haz de laser quirurgico y la luz del dispositivo de formacion de imagenes OCT, el sistema optico compartido puede configurarse con compensacion cromatica en la banda del espectro visible para el tercer canal optico y las bandas espectrales para el haz de laser quirurgico y el haz de formacion de imagenes OCT.

La figura 11 muestra un ejemplo particular del diseno en la figura 9 en el que el escaner 5100 para realizar una exploracion con el haz de laser quirurgico y el acondicionador 5200 de haz para acondicionar (colimar y enfocar) el haz de laser quirurgico son independientes del sistema optico en el modulo de formacion de imagenes OCT 5300 para controlar el haz de formacion de imagenes para la OCT. Los sistemas quirurgico y de formacion de imagenes comparten un modulo de lente de objetivo 5600 y la interfaz de paciente 3300. La lente de objetivo 5600 dirige y enfoca tanto el haz de laser quirurgico como el haz de formacion de imagenes a la interfaz de paciente 3300 y su enfoque se controla mediante el modulo de control 3100. Se preven dos divisores de haz 5410 y 5420 para dirigir los haces quirurgico y de formacion de imagenes. El divisor de haz 5420 tambien se utiliza para dirigir de vuelta el haz de formacion de imagenes devuelto al modulo de formacion de imagenes OCT 5300. Dos divisores de haz 5410 y 5420 tambien dirigen luz desde el objetivo 1001 a una unidad optica de observacion visual 5500 para proporcionar una imagen o vista directa del objetivo 1001. La unidad 5500 puede ser un sistema de formacion de imagenes de lente para que el cirujano vea el objetivo 1001 o una camara para capturar la imagen o el video del objetivo 1001. Pueden utilizarse diversos divisores de haz, tales como divisores de haz dicroicos y de polarizacion, rejillas de difraccion optica, divisor de haz holografico o combinaciones de los mismos.

En algunas implementaciones, los componentes opticos pueden estar recubiertos de manera apropiada con un recubrimiento antirreflexion para la longitud de onda tanto quirurgica como de OCT para reducir el brillo de multiples superficies de la trayectoria de haz optica. Las reflexiones reducirian de lo contrario el rendimiento global del sistema y reducirian la relacion senal a ruido aumentado la luz de fondo en la unidad de formacion de imagenes OCT. Una manera para reducir el brillo en la OCT es hacer rotar la polarizacion de la luz devuelta desde la muestra mediante un aislador de placa de onda de Faraday colocado cerca del tejido objetivo y orientar un polarizador delante del detector de OCT para detectar preferentemente la luz devuelta desde la muestra y suprimir la luz dispersada desde los componentes opticos.

En un sistema quirurgico laser, cada uno del laser quirurgico y el sistema OCT puede presentar un escaner de haz para abarcar la misma region quirurgica en el tejido objetivo. Por tanto, la exploracion de haz para el haz de laser quirurgico y la exploracion de haz para el haz de formacion de imagenes pueden integrarse para compartir dispositivos de exploracion comunes.

La figura 12 muestra un ejemplo de un sistema de este tipo en detalle. En esta implementacion el escaner x-y 6410 y el escaner z 6420 se comparten por ambos subsistemas. Se preve un control comun 6100 para controlar las operaciones del sistema para operaciones tanto quirurgicas como de formacion de imagenes. El subsistema OCT incluye una fuente de luz OCT 6200 que produce la luz de formacion de imagenes que se divide en un haz de formacion de imagenes y un haz de referencia mediante un divisor de haz 6210. El haz de formacion de imagenes se combina con el haz quirurgico en el divisor de haz 6310 para propagarse a lo largo de una trayectoria optica comun que conduce al objetivo 1001. Los escaneres 6410 y 6420 y la unidad de acondicionador de haz 6430 estan ubicadas aguas abajo del divisor de haz 6310. Se utiliza un divisor de haz 6440 para dirigir los haces de formacion de imagenes y quirurgico hacia la lente de objetivo 5600 y la interfaz de paciente 3300.

En el subsistema OCT, el haz de referencia se transmite a traves del divisor de haz 6210 hacia un dispositivo de retardo optico 6220 y se refleja mediante un espejo de devolucion 6230. El haz de formacion de imagenes devuelto desde el objetivo 1001 se dirige de vuelta al divisor de haz 6310 que refleja por lo menos una parte del haz de formacion de imagenes devuelto al divisor de haz 6210, en el que el haz de referencia reflejado y el haz de formacion de imagenes devuelto se solapan e interfieren uno con otro. Se utiliza un detector de espectrometro 6240 para detectar la interferencia y para producir imagenes OCT del objetivo 1001. La informacion de imagen de OCT se envfa al sistema de control 6100 para controlar el motor de laser quirurgico 2130, los escaneres 6410 y 6420 y la lente de objetivo 5600 para controlar el haz de laser quirurgico. En una implementacion, el dispositivo de retardo optico 6220 puede variarse para cambiar el retardo optico para detectar diversas profundidades en el tejido objetivo 1001.

Si el sistema OCT es un sistema de dominio de tiempo, los dos subsistemas utilizan dos escaneres z diferentes porque los dos escaneres funcionan de diferentes maneras. En este ejemplo, el escaner z del sistema quirurgico funciona cambiando la divergencia del haz quirurgico en la unidad de acondicionador de haz sin cambiar las longitudes de trayectoria del haz en la trayectoria de haz quirurgico. Por otro lado, la OCT de dominio de tiempo realiza una exploracion en la direccion z cambiando ffsicamente la trayectoria de haz mediante un retardo variable o moviendo la posicion del espejo de devolucion de haz de referencia. Tras la calibracion, los dos escaneres z pueden sincronizarse mediante el modulo de control de laser. La relacion entre los dos movimientos puede simplificarse a una dependencia lineal o polinomica, que puede manejar el modulo de control, o alternativamente puntos de calibracion pueden definir una tabla de consulta para proporcionar un ajuste a escala apropiado. Los dispositivos OCT de dominio espectral/Fourier y con fuente de barrido de frecuencia no presentan ningun escaner z, la longitud

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del brazo de referencia es estatica. Ademas de reducir los costes, la calibracion cruzada de los dos sistemas sera relativamente sencilla. No existe la necesidad de compensar las diferencias que surgen de las distorsiones de imagen en el sistema optico de enfoque o de las diferencias de los escaneres de los dos sistemas dado que se comparten.

En implementaciones practicas de los sistemas quirurgicos, la lente de objetivo de enfoque 5600 esta montada de manera deslizante o movil sobre una base y el peso de la lente de objetivo se equilibra para limitar la fuerza sobre el ojo del paciente. La interfaz de paciente 3300 puede incluir una lente de aplanamiento acoplada a una montura der interfaz de paciente. La montura de interfaz de paciente esta acoplada a una unidad de montaje, que soporta la lente de objetivo de enfoque. Esta unidad de montaje se disena para garantizar una conexion estable entre la interfaz de paciente y el sistema en caso de un movimiento inevitable del paciente y permite acoplar de manera mas suave la interfaz de paciente sobre el ojo. Pueden utilizarse diversas implementaciones para la lente de objetivo de enfoque y un ejemplo se describe en la patente US n° 5.336.215 concedida a Hsueh. Esta presencia de una lente de objetivo de enfoque ajustable puede cambiar la longitud de trayectoria optica de la luz de sonda optica como parte del interferometro optico para el subsistema OCT. El movimiento del lente de objetivo 5600 y la interfaz de paciente 3300 pueden cambiar las diferencias de longitud de trayectoria entre el haz de referencia y el haz de senal de formacion de imagenes de la OCT de una manera no controlada y esto puede degradar la informacion de profundidad de OCT detectada mediante la OCT. Esto se producirfa no solo en sistemas OCT de dominio de tiempo, sino tambien en sistemas OCT de dominio espectral/Fourier y con barrido de frecuencia.

Las figuras 13 a 14 muestran sistemas quirurgicos laser guiados por formacion de imagenes a modo de ejemplo que abordan el problema tecnico asociado con la lente de objetivo de enfoque ajustable.

El sistema en la figura 13 proporciona un dispositivo de deteccion de posicion 7110 acoplado a la lente de objetivo de enfoque movil 7100 para medir la posicion de la lente de objetivo 7100 sobre una montura deslizable y comunica la posicion medida a un modulo de control 7200 en el sistema OCT. El sistema de control 6100 puede controlar y mover la posicion de la lente de objetivo 7100 para ajustar la longitud de trayectoria optica recorrida por el haz de senal de formacion de imagenes para la operacion de OCT y la posicion de la lente 7100 se mide y monitoriza mediante el codificador de posicion 7110 y se alimenta directamente al control de OCT 7200. El modulo de control 7200 en el sistema OCT aplica un algoritmo, cuando se ensambla una imagen tridimensional en el procesamiento de los datos de OCT, para compensar diferencias entre el brazo de referencia y el brazo de senal del interferometro dentro de la OCT provocadas por el movimiento de la lente de objetivo de enfoque 7100 con respecto a la interfaz de paciente 3300. La cantidad apropiada del cambio en la posicion de la lente 7100 calculada mediante el modulo de control de OCT 7200 se envfa al control 6100 que controla la lente 7100 para cambiar su posicion.

La figura 14 muestra otro sistema a modo de ejemplo en el que el espejo de devolucion 6230 en el brazo de referencia del interferometro del sistema OCT o por lo menos una parte en un ensamblaje de retardo de longitud de trayectoria optica del sistema OCT esta acoplado de manera rfgida a la lente de objetivo de enfoque movil 7100 de modo que el brazo de senal y el brazo de referencia experimentan la misma cantidad de cambio en la longitud de trayectoria optica cuando se mueve la lente de objetivo 7100. Por tanto, el movimiento de la lente de objetivo 7100 sobre el elemento deslizante se compensa automaticamente para las diferencias de longitud de trayectoria en el sistema OCT sin la necesidad adicional de una compensacion computacional.

Los ejemplos anteriores para sistemas quirurgicos laser guiados por formacion de imagenes, el sistema quirurgico laser y el sistema OCT utilizan diferentes fuentes de luz. En una integracion incluso mas completa entre el sistema quirurgico laser y el sistema OCT, un laser quirurgico de femtosegundos como fuente de luz para el haz de laser quirurgico tambien puede utilizarse como fuente de luz para el sistema OCT.

La figura 15 muestra un ejemplo en el que se utiliza un laser de pulso de femtosegundos en un modulo de luz 9100 para generar tanto el haz de laser quirurgico para intervenciones quirurgicas como el haz de luz de sonda para la formacion de imagenes OCT. Se preve un divisor de haz 9300 para dividir el haz de laser en un primer haz, como tanto el haz de laser quirurgico como el haz de senal para la OCT, y un segundo haz, como el haz de referencia para la OCT. El primer haz se dirige a traves de un escaner x-y 6410 que realiza una exploracion con el haz en las direcciones x e y perpendiculares a la direccion de propagacion del primer haz y un segundo escaner (escaner z) 6420 que cambia la divergencia del haz para ajustar el enfoque del primer haz al tejido objetivo 1001. Este primer haz realiza las intervenciones quirurgicas en el tejido objetivo 1001 y una parte de este primer haz se dispersa de vuelta a la interfaz de paciente y se recopila por la lente de objetivo como haz de senal para el brazo de senal del interferometro optico del sistema OCT. Esta luz devuelta se combina con el segundo haz que se refleja mediante un espejo de devolucion 6230 en el brazo de referencia y se retarda mediante un elemento de retardo optico ajustable 6220 para una OCT de dominio de tiempo para controlar la diferencia de trayectoria entre los haces de senal y referencia en la formacion de imagenes de diferentes profundidades del tejido objetivo 1001. El sistema de control 9200 controla las operaciones del sistema.

La practica quirurgica en la cornea ha mostrado que una duracion de pulso de varios cientos de femtosegundos puede ser suficiente para conseguir un buen rendimiento quirurgico, al tiempo que para OCT de una resolucion de profundidad suficiente se necesitan anchos de banda espectrales mas amplios generados mediante pulsos mas

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cortos, por ejemplo, por debajo de varias decenas de femtosegundos. En este contexto, el diseno del dispositivo OCT dicta la duracion de los pulsos del laser quirurgico de femtosegundos.

La figura 16 muestra otro sistema guiado por formacion de imagenes que utiliza un unico laser pulsado 9100 para producir la luz quirurgica y la luz de formacion de imagenes. Un medio 9400 de ampliacion espectral no lineal se coloca en la trayectoria optica de salida del laser pulsado de femtosegundos para utilizar un proceso no lineal optico tal como generacion de luz blanca o ampliacion espectral para ampliar el ancho de banda espectral de los pulsos de una fuente de laser de pulsos relativamente mas largos, utilizandose normalmente varios cientos de femtosegundos en cirugfa. Los medios 9400 pueden ser un material de fibra optica, por ejemplo. Los requisitos de intensidad de luz de los dos sistemas son diferentes y puede implementarse un mecanismo para ajustar intensidades de haz para cumplir tales requisitos en los dos sistemas. Pueden proporcionarse, por ejemplo, espejos de direccionamiento de haz, atenuadores u obturadores de haz en las trayectorias opticas de los dos sistemas para controlar de manera apropiada la presencia e intensidad del haz cuando se toma una imagen OCT o se realiza una cirugfa, con el fin de proteger al paciente y a los instrumentos sensibles frente a una intensidad de luz excesiva.

En funcionamiento, los ejemplos anteriores en las figuras 8 a 16 pueden utilizarse para realizar cirugfa laser guiada por formacion de imagenes.

La figura 17 muestra un ejemplo de un procedimiento para realizar cirugfa laser utilizando un sistema quirurgico laser guiado por formacion de imagenes. Este procedimiento utiliza una interfaz de paciente en el sistema para acoplarse con y mantener un tejido objetivo sometido a cirugfa en posicion y simultaneamente dirige un haz de laser quirurgico de pulsos de laser desde un laser en el sistema y un haz de sonda optico desde el modulo OCT en el sistema a la interfaz de paciente en el interior del tejido objetivo. El haz de laser quirurgico se controla para realizar cirugfa laser en el tejido objetivo y el modulo OCT se hace funcionar para obtener imagenes OCT dentro del tejido objetivo a partir de la luz del haz de sonda optico que vuelve del tejido objetivo. La informacion de posicion en las imagenes OCT obtenidas se aplica en el enfoque y la exploracion del haz de laser quirurgico para ajustar el enfoque y la exploracion del haz de laser quirurgico en el tejido objetivo antes de o durante la cirugfa.

Aunque esta memoria descriptiva contiene muchos detalles especfficos, estos no han de interpretarse como limitaciones del alcance de ninguna invencion o de lo que puede reivindicarse, sino mas bien como descripciones de caracterfsticas especfficas de las formas de realizacion particulares. Determinadas caracterfsticas que se describen en esta memoria en el contexto de formas de realizacion independientes tambien pueden implementarse en combinacion en una unica forma de realizacion. A la inversa, diversas caracterfsticas que se describen en el contexto de una unica forma de realizacion tambien pueden implementarse en multiples formas de realizacion por separado o en cualquier subcombinacion adecuada. Ademas, aunque pueden haberse descrito caracterfsticas anteriormente como que actuan en determinadas combinaciones e incluso haberse reivindicado inicialmente como tal, una o mas caracterfsticas de una combinacion reivindicada pueden escindirse en algunos casos de la combinacion, y la combinacion reivindicada puede referirse a una subcombinacion o variacion de una subcombinacion.

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REIVINDICACIONES

1. Metodo de formacion de imagenes de un ojo, que comprende las etapas de: posicionar un ojo con respecto a un sistema de formacion de imagenes;

crear datos de primera exploracion mediante la determinacion de una profundidad de una region objetivo de ojo en un primer conjunto de puntos a lo largo de un primer arco;

crear datos de segunda exploracion mediante la determinacion de una profundidad de la region objetivo de ojo en un segundo conjunto de puntos a lo largo de un segundo arco, caracterizado por que el metodo comprende ademas las etapas de

determinar caracterfsticas de exploracion a partir de los datos de las exploraciones primera y segunda ajustando una primera funcion a los datos de primera exploracion y ajustando una segunda funcion a los datos de segunda exploracion; y

determinar parametros de region objetivo extrayendo las caracterfsticas de exploracion,

en el que las funciones de ajuste primera y segunda son funciones sinusoidales o la suma de varias funciones de Fourier.
2. Metodo segun la reivindicacion 1, en el que la determinacion de la profundidad comprende:

formar imagenes de la region objetivo de ojo con por lo menos uno de entre un metodo de tomograffa de coherencia optica (OCT), un metodo basado en ultrasonidos, un metodo microscopico y un metodo basado en interferencias.
3. Metodo segun la reivindicacion 1, en el que:

la region objetivo de ojo es una de una region objetivo corneal, una superficie de cristalino anterior, una superficie de cristalino posterior y una region objetivo de cristalino.
4. Metodo segun la reivindicacion 1, en el que:

por lo menos uno de entre el primer arco y el segundo arco forma por lo menos parte de un bucle cerrado.
5. Metodo segun la reivindicacion 1, en el que:

el primer arco es una parte de una primera lfnea de interseccion en la que un primer cilindro interseca la region objetivo de ojo; y

el segundo arco es una parte de una segunda lfnea de interseccion en la que un segundo cilindro interseca la region objetivo de ojo.
6. Metodo segun la reivindicacion 1, en el que la determinacion de caracterfsticas de exploracion comprende:

extraer una primera amplitud y una primera fase de los datos de primera exploracion; y extraer una segunda amplitud y una segunda fase de los datos de segunda exploracion.
7. Metodo segun la reivindicacion 6, en el que la determinacion de los parametros de region objetivo comprende:

determinar un parametro de posicion de un centro de la region objetivo basandose en la primera amplitud, la primera fase, la segunda amplitud y la segunda fase.
8. Metodo segun la reivindicacion 6, en el que la determinacion de los parametros de region objetivo comprende:

determinar un parametro de forma de objeto de la region objetivo basandose en la primera amplitud, la primera fase, la segunda amplitud y la segunda fase.
9. Metodo segun la reivindicacion 6, en el que la determinacion de los parametros de region objetivo comprende:

determinar un parametro de orientacion de objeto basandose en la primera amplitud, la primera fase, la segunda amplitud y la segunda fase.
10. Metodo segun la reivindicacion 6, en el que la determinacion de los parametros de region objetivo comprende:

determinar una actualizacion de parametro de posicion, con respecto a una posicion de la region objetivo y un punto de referencia.

5 11. Metodo segun la reivindicacion 1, en el que

la region objetivo de ojo es una region de un cristalino del ojo; y los parametros de region objetivo comprenden un parametro de forma del cristalino, un parametro de inclinacion del cristalino y un parametro de posicion del cristalino.