ES2594702T3 - Sistema óptico para láser quirúrgico oftálmico - Google Patents

Abstract

Sistema de láser oftálmico para cirugía del segmento anterior del ojo, que comprende: una fuente láser, para generar un haz de láser pulsado; un escáner XY (300), configurado para recibir el haz de láser pulsado; y para emitir un haz de escaneo XY, escaneado en dos direcciones esencialmente transversales a un eje óptico; y un escáner multifuncional Z (450), configurado para recibir el haz de escaneo XY; para emitir un haz de escaneo XYZ, que presenta una apertura numérica NA y un punto focal con una profundidad focal Z a lo largo del eje óptico en una región objetivo; y caracterizado por que el escáner multifuncional Z está configurado asimismo para modificar la apertura numérica NA a una apertura numérica predeterminada NA(Z) en función de la profundidad focal Z.

Description

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

DESCRIPCION

Sistema optico para laser quirurgico oftalmico.

Referencias cruzadas a solicitudes relacionadas

La presente solicitud reivindica el derecho y la prioridad de la solicitud de patente “Optical System for Ophthalmic Surgical Laser”, numero de serie: 12/511.988, presentada el 29 de julio de 2009.

Campo de la invencion

Esta invencion se refiere a un sistema para cirugfa del segmento anterior del ojo con un laser de femtosegundos, mas particularmente a formas de realizacion que minimizan las distorsiones opticas del haz de laser mientras que se escanea y se enfoca el haz de laser en el interior del ojo.

Antecedentes

Esta solicitud describe ejemplos y formas de realizacion de tecnicas y sistemas para una cirugfa con laser dentro del segmento anterior del ojo, el cristalino, a traves de una fotodisrupcion provocada por pulsos de laser. Diversos procedimientos quirurgicos del cristalino para extraer el cristalino utilizan diversas tecnicas para romper el cristalino en fragmentos pequenos que pueden extraerse del ojo a traves de incisiones pequenas. Estos procedimientos utilizan instrumentos manuales, ultrasonido, fluidos calentados o laseres y tienden a presentar inconvenientes significativos, incluyendo la necesidad de introducir sondas en el ojo con el fin de llevar a cabo la fragmentacion, y la precision limitada asociada con tales tecnicas de fragmentacion del cristalino.

La tecnologfa con laser fotodisruptivo puede suministrar pulsos de laser al interior del cristalino para fragmentar opticamente el cristalino sin la insercion de una sonda y, por tanto, puede ofrecer la posibilidad de una extraccion de cristalino mejorada. La fotodisrupcion inducida por laser se ha utilizado ampliamente en la cirugfa oftalmica con laser y se han utilizado frecuentemente laseres Nd:YAG como fuentes de laser, incluyendo la fragmentacion de cristalino a traves de una fotodisrupcion inducida por laser. Algunos sistemas existentes utilizan laseres de nanosegundos con energfas de pulso de varios mJ (E. H. Ryan et al. American Journal of Ophthalmology 104: 382-386, octubre de 1987; R. R. Kruger et al. Ophthalmology 108: 2122-2129, 2001), y laseres de picosegundos con varias decenas de (A. Gwon et al. J. Cataract Refract Surg. 21, 282-286, 1995). Estos pulsos relativamente largos depositan cantidades relativamente grandes de energfa en los puntos quirurgicos, dando como resultado limitaciones considerables en la precision y el control del procedimiento, mientras se crea un nivel de riesgo relativamente alto de resultados no deseados.

En paralelo, en el campo relacionado de cirugfa de cornea, se reconocio que pueden conseguirse duraciones de pulso mas cortas y un mejor enfoque utilizando pulsos de duracion de cientos of femtosegundos en lugar de pulsos de nanosegundos y picosegundos. Los pulsos de femtosegundos depositan mucho menos energfa por pulso, aumentando significativamente la precision y la seguridad del procedimiento.

Actualmente, varias companfas comercializan la tecnologfa de laser de femtosegundos para procedimientos oftalmicos en la cornea, tales como colgajos de LASIK y trasplantes de cornea. Estas companfas incluyen Intralase Corp. / Advanced Medical Optics, USA, 20/10 Perfect Vision Optische Gerate GmbH, Alemania, Carl Zeiss Meditec, Inc. Alemania y Ziemer Ophthalmic Systems AG, Suiza.

Sin embargo, estos sistemas estan disenados segun los requisitos de la cirugfa de cornea. Fundamentalmente, el intervalo de profundidad del enfoque de laser es normalmente menor de aproximadamente 1 mm, el grosor de la cornea. Como tal, estos disenos no ofrecen soluciones para los desaffos considerables de realizar una cirugfa en el cristalino del ojo.

Las referencias citadas incluyen los documentos US 2008/319428, US 2007/235543, EP 0 326 760 y Valeria Nuzzo, et al “In situ monitoring of second-harmonic generation in human corneas to compensate for femtosecond laser pulse attenuation in keratoplasty”, J. BIOMED. OPT., val. 12, n° 6, 16 de noviembre de 2007 (), paginas 064032-1-064032-1. Algunos estudios intentaron identificar una NA optima para procedimientos particulares. Aunque estos estudios exploraron diferentes valores de NA en diferentes procedimientos, para cualquier procedimiento dado, la NA se mantuvo fija. En cambio, formas de realizacion descritas en la presente solicitud varfan NA(z) en funcion de la profundidad focal z y difieren claramente, por tanto, de estos estudios anteriores.

Sumario

Se apreciara que el alcance de la invencion es tal y como se expone en las reivindicaciones. La memoria descriptiva incluye disposiciones e implementaciones adicionales proporcionadas como antecedentes y para ayudar en la comprension de la invencion. Segun la presente memoria descriptiva se proporciona un sistema segun la reivindicacion 1. Se exponen caracterfsticas opcionales adicionales en las reivindicaciones dependientes.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

En resumen y en general, un sistema de laser oftalmico incluye una fuente laser, para generar un haz de laser pulsado, un escaner XY, para recibir el haz de laser pulsado, y para emitir un haz de escaneo XY, escaneado en dos direcciones esencialmente transversales a un eje optico, y un escaner multifuncional Z, para recibir el haz de escaneo XY, para emitir un haz de escaneo XYZ, que presenta una apertura numerica NA y un punto focal en una region objetivo, y para modificar la apertura numerica NA esencialmente independientemente del escaneo de una profundidad focal Z del punto focal a lo largo del eje optico.

En algunas implementaciones, el escaner Z incluye un primer bloque de expansor de haz, un bloque de expansor de haz movil y un controlador optico secundario.

En algunas implementaciones, el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion, la aberracion total presenta un optimo en funcion de la apertura numerica NA a una apertura numerica optima NAopt(z) para una profundidad focal Z, y el escaner Z puede ajustarse para modificar la apertura numerica NA a la apertura numerica optima NAopt(z) a la profundidad focal Z.

En algunas implementaciones, la aberracion total optima corresponde a una medida de aberracion optima, en la que la medida de aberracion optima es un mfnimo de uno de un radio de punto focal rf, un error RMS del frente de onda w, y un coeficiente de aberracion esferica a40, o un maximo de un cociente de Strehl S.

En algunas implementaciones, la medida de aberracion optima corresponde a uno de cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3) en ubicaciones (z, r), todos en milfmetros, a cualquier angulo acimutal, en la que z indica una distancia a lo largo del eje optico y r indica la coordenada cilfndrica radial correspondiente, y el (0,0) del sistema de coordenadas cilfndricas indica un punto central y frontal de la region objetivo.

En algunas implementaciones, el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion, y la apertura numerica NA puede ajustarse para reducir, a una profundidad focal Z, la aberracion total del sistema de laser en por lo menos un porcentaje P(expansormovil) con respecto a una aberracion total de un sistema de laser analogo que presenta un escaner Z con una apertura numerica NA no ajustable, en el que el porcentaje P(expansormovil) es uno de entre el 20%, el 30%, el 40% y el 50%.

En algunas implementaciones, la aberracion total esta caracterizada por una medida de aberracion, siendo la medida de aberracion una de un radio de punto focal rf, un error RMS del frente de onda w y un coeficiente de aberracion esferica a40.

En algunas implementaciones, la medida de aberracion corresponde a uno de cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), en ubicaciones (z, r), todos en milfmetros, a cualquier angulo acimutal, en la que z indica una distancia a lo largo del eje optico y r indica la coordenada cilfndrica correspondiente, y el (0,0) del sistema de coordenadas cilfndricas indica un punto central y frontal de la region objetivo.

En algunas implementaciones, el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion, y la apertura numerica NA puede ajustarse para aumentar, a una profundidad focal Z, un cociente de Strehl S correspondiente a la aberracion total del sistema de laser en por lo menos un porcentaje P(expansor movil) mayor que el cociente de Strehl S de un sistema de laser cuando el escaner Z no presenta una apertura numerica ajustable NA, en el que el porcentaje P(expansor movil) es uno de entre el 20%, el 30%, el 40% y el 50%.

En algunas implementaciones, el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion, y la apertura numerica NA puede ajustarse para aumentar, a una profundidad focal Z, un cociente de Strehl S correspondiente a la aberracion total a un valor superior a 0,8, en el que el cociente de Strehl S de un sistema de laser analogo, que solo difiere porque presenta el escaner Z sin una apertura numerica ajustable NA, es inferior a 0,8.

En algunas implementaciones, el cociente de Strehl S corresponde a uno de cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), en ubicaciones (z, r), todos en milfmetros, a cualquier angulo acimutal, en el que z indica una distancia a lo largo del eje optico y r indica la coordenada cilfndrica correspondiente, y el (0,0) del sistema de coordenadas cilfndricas indica un punto central y frontal de la region objetivo.

En algunas implementaciones, el escaner Z esta configurado para escanear una profundidad focal Z del sistema de laser dentro de un intervalo de escaneo Z, en el que el intervalo de escaneo Z es uno de 5 milfmetros a 10 milfmetros y de 0 milfmetros a 15 milfmetros.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

En algunas implementaciones, el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica y una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion, presentando la aberracion total una secuencia de valores de aberracion total optima en una secuencia de aperturas numericas optimas NAopt(z) correspondiente a una secuencia de profundidades focales Z, en el que el escaner Z puede ajustarse para modificar la apertura numerica NA a la secuencia de las aperturas numericas optimas NAopt(z) en la secuencia de profundidades focales Z.

En algunas implementaciones, la aberracion esta caracterizada por una medida de aberracion, siendo la medida de aberracion una de un radio de punto focal rf, un cociente de Strehl S, un RMS frente de onda w, y un coeficiente de aberracion esferica a40, correspondiente a la secuencia de profundidades focales Z.

En algunas implementaciones, una coordenada radial del punto focal a lo largo de la secuencia de profundidades focales Z es menor que 3 mm.

En algunas implementaciones, el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica y una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion, en el que la apertura numerica NA puede ajustarse a una secuencia de aperturas numericas NA(z) en una secuencia de profundidades focales Z para reducir una aberracion total representativa en por lo menos un porcentaje P(escaner) con respecto a sistemas de laser analogos en los que el escaner Z no presenta una apertura numerica ajustable NA.

En algunas implementaciones, la aberracion total representativa es una de un promedio, un mfnimo o un maximo de la aberracion total a lo largo de un intervalo de escaneo Z.

En algunas implementaciones, la aberracion total esta caracterizada por uno de un radio de punto focal rf, un cociente de Strehl S, un RMS frente de onda w y un coeficiente de aberracion esferica a40, correspondiente a la secuencia de profundidades focales Z.

En algunas implementaciones, el porcentaje P(escaner) es uno de entre el 20%, el 30%, el 40% y el 50%.

En algunas implementaciones, la apertura numerica NA puede ajustarse desde un primer valor cuando se realiza un procedimiento de cornea hasta un segundo valor cuando se realiza un procedimiento de cristalino. En algunas implementaciones, el primer valor esta en el intervalo comprendido entre 0,2 y 0,5 y el segundo valor esta en el intervalo comprendido entre el 0,1 y el 0,3. En algunas implementaciones, el primer valor esta en el intervalo comprendido entre 0,25 y 0,35 y el segundo valor esta en el intervalo comprendido entre 0,15 y 0,25.

En algunas implementaciones, el primer bloque de expansor de haz es uno de un bloque fijo y un bloque movil.

En algunas implementaciones, un sistema de laser para realizar cirugfa de cataratas incluye una fuente laser, para generar un haz de laser pulsado, un escaner XY, para escanear XY el haz pulsado en direcciones esencialmente transversales a un eje optico, y un escaner Z, para escanear Z un punto focal del haz escaneado XY en una region objetivo a lo largo del eje optico Z y para ajustar una apertura numerica NA para realizar un seguimiento de una apertura numerica optima NAopt(z) a medida que se escanea Z el punto focal.

En algunas implementaciones, el haz escaneado Z presenta una aberracion total, presentando la aberracion total un optimo en funcion de la apertura numerica NA a una apertura numerica optima NAopt(z) para una serie de profundidades focales Z, y el escaner Z puede ajustarse para modificar la apertura numerica Na para realizar un seguimiento de la apertura numerica optima NAopt(z) a medida que se escanea el punto focal a traves de la serie de profundidades focales Z.

En algunas implementaciones, el haz escaneado Z presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion, y la aberracion total es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion.

En algunas implementaciones, la apertura numerica NA que realiza el seguimiento de la apertura numerica optima NAopt(z) incluye la apertura numerica NA que es esencialmente igual a NAopt(z), y estando la apertura numerica NA dentro de la proximidad de un porcentaje P(seguimiento) de NAopt(z), en la que P(seguimiento) es uno de entre el 10%, el 20% y el 30%.

En algunas implementaciones, el escaner Z incluye un controlador integrado, configurado para escanear el punto focal a traves de una serie de profundidades focales Z, y para ajustar la apertura numerica NA para realizar un seguimiento de la apertura numerica optima NAopt(z) correspondiente a la serie de profundidades focales Z de forma correlacionada.

En algunas implementaciones, el controlador integrado esta configurado para escanear el punto focal y para ajustar la apertura numerica NA en el curso de una accion de ajuste.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

En algunas implementaciones, el controlador integrado comprende uno de, un ajustador de una distancia entre un primer bloque de expansor de haz y un bloque de expansor de haz movil, y un ajustador de una posicion de una lente de control.

En algunas implementaciones, el controlador integrado incluye dos ajustadores, configurados para ajustar dos parametros del escaner Z de forma correlacionada.

En algunas implementaciones, el escaner Z esta configurado para escanear un punto focal en una region objetivo dentro de un intervalo de escaneo Z que se extiende desde 0 mm hasta 10 mm, y para ajustar la apertura numerica NA en un intervalo dentro de uno de entre 0,40 y 0,10 y de entre 0,35 y 0,15 durante el escaneo del punto focal.

En algunas implementaciones, el escaner Z esta configurado para escanear el punto focal y para ajustar la apertura numerica NA en combinacion con el escaner XY.

En algunas implementaciones, el escaner Z esta configurado para escanear el punto focal y para ajustar la apertura numerica NA en combinacion con un escaner auxiliar Z, dispuesto entre la fuente laser y el escaner XY.

En algunas implementaciones, un sistema de laser oftalmico incluye una fuente laser para generar un haz de laser pulsado, un escaner XY para recibir el haz de laser pulsado y para emitir un haz de escaneo XY, escaneado en dos direcciones esencialmente transversales a un eje optico, y un escaner multifuncional Z para recibir el haz de escaneo XY, para emitir un haz de escaneo XYZ, escaneado adicionalmente en una direccion Z a lo largo del eje optico y para reducir una apertura numerica NA en una region objetivo desde un intervalo de cornea de 0,25 a 0,35 cuando una profundidad focal Z del sistema de laser es representativa de un procedimiento de cornea hasta un intervalo de cristalino de 0,15 a 0,25 cuando la profundidad focal Z es representativa de un procedimiento de cristalino.

En algunas implementaciones, el escaner Z presenta dos parametros de control ajustables, un primer parametro de control asociado con una distancia entre un primer bloque de expansor de haz y un bloque de expansor de haz movil, y un segundo parametro de control asociado con una posicion de una lente movil del escaner Z.

Breve descripcion de las figuras

La figura 1 ilustra un sistema de suministro de laser quirurgico 1.

La figura 2 ilustra un frente de onda gaussiano G y un frente de onda aberrado W.

Las figuras 3A a 3B ilustran rayos en un plano optimo y un plano focal escaneado.

La figura 3C ilustra una definicion del radio de punto focal.

La figura 4 ilustra una relacion entre un cociente de Strehl S y un error RMS del frente de onda w.

La figura 5 ilustra puntos de referencia para cirugfa oftalmica.

Las figuras 6A a 6B ilustran de manera conceptual el funcionamiento del precompensador 200.

Las figuras 7A a 7B ilustran diversas utilizaciones de una funcionalidad de escaneo Z eficaz.

Las figuras 8A a 8D ilustran implementaciones del precompensador 200.

La figura 9 ilustra una implementacion del sistema de suministro de laser 1 con dos escaneres Z.

La figura 10 ilustra una tabla de configuraciones que contiene 0, 1 o 2 escaneres de profundidad Z y 0, 1 o 2 modificadores de NA.

Las figuras 11A a 11C ilustran un escaner XY con 2, 3 y 4 espejos de escaneo.

Las figuras 12A a 12D ilustran una aberracion en funcion de una apertura numerica y la apertura numerica optica NAopt(z) correspondiente en funcion de la profundidad focal Z.

Las figuras 13A a 13B ilustran dos disposiciones del primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500.

La figura 14 ilustra el plano focal intermedio del escaner Z 450.

La figura 15 ilustra una implementacion del objetivo 700.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

La figura 16 ilustra un plano focal curvado en la region objetivo.

La figura 17 ilustra un nomograma del angulo de inclinacion de escaner XY.

La figura 18 ilustra un nomograma de la posicion de expansor de haz movil.

La figura 19 ilustra etapas de un procedimiento de control computacional.

Descripcion detallada

Algunas formas de realizacion de la presente invencion incluyen sistemas para cirugfa en el cristalino del ojo, utilizando pulsos de laser de femtosegundos. Algunas formas de realizacion integradas tambien pueden realizar procedimientos quirurgicos tanto de cornea como de cristalino. La forma de realizacion de una cirugfa oftalmica en el cristalino del ojo esta asociada con requisitos cualitativamente diferentes a los de los procedimientos de cornea.

Las diferencias clave entre el sistema de laser quirurgico de cristalino descrito actualmente y los sistemas de cornea incluyen:

1. Los pulsos de laser de femtosegundos deben generarse de manera fiable. Los pulsos de femtosegundos de alta frecuencia de repeticion permiten la utilizacion de una energfa mucho menor por pulso, proporcionando un control y precision mucho mayores para el operario del sistema. Sin embargo, la generacion de pulsos de femtosegundos de manera fiable es un desaffo considerablemente mas grande que los pulsos de nanosegundos o picosegundos, utilizados por algunos sistemas existentes.

2. El haz de laser quirurgico se refracta considerablemente cuando se propaga a traves de hasta 5 milfmetros del medio de refraccion, incluyendo la cornea y la camara acuosa anterior solo para alcanzar el objetivo quirurgico, el cristalino. En cambio, el haz de laser utilizado para cirugfa de cornea se enfoca a una profundidad de una fraccion de un milfmetro y, por tanto, no se refracta esencialmente cuando entra en la cornea desde el sistema quirurgico.

3. El sistema de suministro de laser quirurgico esta configurado para escanear toda la region quirurgica, por ejemplo desde la parte frontal/anterior del cristalino a una profundidad tfpica de 5 mm hasta la parte trasera/posterior del cristalino a una profundidad tfpica de 10 mm. Este intervalo de escaneo de 5 mm o mas de profundidad, o “intervalo de escaneo Z”, es considerablemente mas extenso que el intervalo de escaneo de 1 mm de profundidad utilizado para cirugfa en la cornea. Normalmente, la optica quirurgica, especialmente la optica de apertura numerica alta utilizada en este caso, esta optimizada para enfocar un haz de laser a una profundidad de operacion especffica. Durante los procedimientos de cornea, el escaneo de 1 mm de profundidad provoca solo una desviacion moderada con respecto a la profundidad de operacion optimizada. En cambio, durante el escaneo de 5 a 10 mm durante cirugfa de cristalino, el sistema se lleva lejos de una profundidad de operacion optimizada fija. Por tanto, el sistema de suministro de laser quirurgico de cristalino emplea una optica adaptativa bastante refinada para que pueda escanear el intervalo de escaneo de profundidad extensa requerido por la cirugfa de cristalino.

4. Algunas formas de realizacion estan integradas en el sentido de que estan configuradas para realizar una cirugfa tanto en la cornea como en el cristalino. En estas formas de realizacion integradas, el intervalo de escaneo de profundidad puede ser de hasta 10 mm en lugar de 5 mm, representando desaffos incluso mas complicados.

5. Durante los procedimientos quirurgicos de cornea, tales como las muchas variantes de LASIK, el haz de laser se escanea perpendicular al eje optico (“en el plano XY”). En procedimientos tfpicos, el intervalo de escaneo XY cubre solo la parte central de la cornea con un diametro de 10 mm. Sin embargo, en sistemas quirurgicos integrados tambien pueden formarse cortes adicionales. Un tipo de corte es el corte de entrada, que proporciona acceso al interior del ojo para agujas de aspiracion y herramientas quirurgicas convencionales. Otro tipo de corte son las incisiones limbares relajantes (LRI), que implican realizar un par de incisiones en el limbo esclerocorneal justo antes de la arcada vascular. Ajustando la longitud, profundidad y ubicacion de estas incisiones arqueadas, pueden inducirse cambios en el astigmatismo corneal. Los cortes de entrada y las LRI pueden ubicarse en la periferia de la cornea, normalmente con un diametro de 12 mm. Aunque el aumento del diametro de escaneo XY de 10 mm a 12 mm de diametro es solo un aumento del 20% en comparacion con el diametro regular de los colgajos de LASIK, es un desaffo significativo mantener aberraciones descentradas del sistema de suministro de laser bajo control a tales diametros, puesto que las aberraciones descentradas crecen en proporcion con las potencias mayores del diametro de campo en el plano focal.

6. Los procedimientos quirurgicos con laser de cristalino pueden requerir un guiado a partir de sistemas de formacion de imagenes sofisticados. En algunos sistemas de formacion de imagenes se identifican vasos

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

sangufneos limbicos que sirven como marcas de referencia en el ojo, para calibrar la alineacion ciclorrotacional del ojo durante el tiempo de la cirugfa, en algunos casos en relacion con las coordenadas de referencia identificadas durante un diagnostico preoperatorio del ojo. Los vasos sangufneos elegidos en la periferia de la zona quirurgica pueden ser los menos perjudicados por la cirugfa y, por tanto, los mas fiables. Sin embargo, los sistemas de formacion de imagenes dirigidos a tales vasos sangufneos perifericos requieren de la optica de formacion de imagenes para formar una imagen de una zona con un radio mayor de 10 mm, tal como 12 mm.

7. El haz de laser desarrolla diversas aberraciones mientras que se propaga a lo largo de la trayectoria optica dentro del ojo. Los sistemas de suministro de laser pueden mejorar la precision compensando estas aberraciones. Un aspecto adicional de estas aberraciones es que dependen de la frecuencia de la luz, un hecho denominado “aberracion cromatica”. La compensacion de estas aberraciones dependientes de frecuencia aumenta el desaffo en el sistema. La dificultad de compensar estas aberraciones cromaticas aumenta con el ancho de banda del haz de laser de un sistema de laser. Se recuerda que el ancho de banda espectral de un haz es inversamente proporcional a la duracion de pulso. Por consiguiente, el ancho de banda para pulsos de femtosegundos es a menudo mayor que el de pulsos de picosegundos en un orden de magnitud o mas, necesitando una compensacion cromatica mucho mejor en sistemas de laser de femtosegundos.

8. Los procedimientos quirurgicos que utilizan sistemas quirurgicos de laser de femtosegundos de alta frecuencia de repeticion requieren una precision alta en el posicionamiento de cada pulso tanto en un sentido absoluto con respecto a ubicaciones objetivo en el tejido objetivo como en un sentido relativo con respecto a los pulsos anteriores. Por ejemplo, puede requerirse que el sistema de laser redirija el haz solo unos pocos micrometros dentro del tiempo entre pulsos, que pueden ser del orden de microsegundos. Puesto que el tiempo entre dos pulsos posteriores es corto y el requisito de precision para la ubicacion de pulsos es alto, un direccionamiento manual tal como se utiliza en sistemas quirurgicos de cristalino de baja frecuencia de repeticion existentes ya no es adecuado o factible.

9. El sistema de suministro de laser esta configurado para suministrar los pulsos de laser de femtosegundos a todo el volumen quirurgico del cristalino del ojo, a traves de un medio de refraccion, conservando su integridad temporal, espectral y espacial.

10. Para garantizar que solo el tejido en la region quirurgica recibe un haz de laser con densidades de energfa suficientemente altas para provocar efectos quirurgicos, tal como ablacion de tejido, el sistema de suministro de laser presenta una apertura numerica (NA) excepcionalmente alta. Esta NA alta da como resultado tamanos de punto pequenos y proporciona el control y la precision necesarios al procedimiento quirurgico. Los intervalos tfpicos para la apertura numerica pueden incluir valores de NA mayores de 0,3, dando como resultado tamanos de punto de 3 micrometros o menos.

11. Dada la complejidad de la trayectoria optica del laser para la cirugfa de cristalino, el sistema de suministro de laser consigue una precision y un control altos incluyendo un sistema de formacion de imagenes gestionado por ordenador de alto rendimiento, mientras que los sistemas quirurgicos de cornea pueden conseguir un control satisfactorio sin tales sistemas de formacion de imagenes, o con un bajo nivel de formacion de imagenes. En particular, tanto las funciones quirurgicas y de formacion de imagenes del sistema como los haces de observacion habituales funcionan generalmente en bandas espectrales diferentes. Como ejemplo, los laseres quirurgicos pueden funcionar a longitudes de onda en la banda comprendidas entre 1,0 y 1,1 micrometros, haces de observacion en la banda visible de 0,4-0,7 micrometros y haces de formacion de imagenes en la banda comprendidos entre 0,8 y 0,9 micrometros. La combinacion de trayectorias de haz en componentes opticos comunes, o compartidos, impone requisitos cromaticos exigentes a la optica del sistema quirurgico con laser.

Las diferencias 1-11 ilustran a traves de varios ejemplos que la cirugfa oftalmica con laser (i) en el cristalino (ii) con pulsos de femtosegundos introduce requisitos que son cualitativamente diferentes de las de cirugfa de cornea e incluso de la cirugfa de cristalino, utilizando solo pulsos de laser de nanosegundos o picosegundos.

La figura 1 ilustra un sistema de suministro de laser 1. Antes de describirlo en detalle, se menciona que algunas formas de realizacion combinan el sistema de suministro de laser de la figura 1 con un sistema de formacion de imagenes o uno de observacion. En algunos procedimientos de cornea, tales como en tratamientos con LASIK, los oculometros establecen referencias de posicion del ojo mediante indicaciones visuales tales como identificacion del centro del iris mediante formacion de imagenes y algoritmos de procesamiento de imagenes, normalmente en la superficie del ojo. Sin embargo, los oculometros existentes reconocen y analizan caracterfsticas en un espacio bidimensional, con falta de informacion de profundidad, puesto que los procedimientos quirurgicos se realizan en la cornea, la capa mas externa del ojo. A menudo, la cornea incluso se aplana para hacer que la superficie sea verdaderamente bidimensional.

La situacion es bastante diferente cuando se enfoca un haz de laser en el cristalino, muy dentro del ojo. El cristalino

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

puede cambiar su posicion, forma, grosor y diametro durante la acomodacion, no solo entre una medicion previa y la cirugfa sino tambien durante la cirugfa. El acoplamiento del instrumento quirurgico al ojo mediante medios mecanicos tambien puede cambiar la forma del ojo de una manera mal definida. Tales dispositivos de union pueden incluir la fijacion al ojo de un anillo de succion, o el aplanamiento del ojo con una lente plana o curvada. Ademas, el movimiento del paciente durante la cirugfa puede introducir cambios adicionales. Estos cambios pueden sumar hasta unos pocos milfmetros de desplazamiento de indicaciones visuales dentro del ojo. Por tanto, una referencia y fijacion mecanica de la superficie del ojo tal como la superficie anterior de la cornea o el limbo son insatisfactorias cuando se realiza una cirugfa con laser de precision en el cristalino u otras partes internas del ojo.

Para abordar este problema, el sistema de suministro de laser 1 puede combinarse con un sistema de formacion de imagenes, tal como se describe en la solicitud de patente en tramitacion junto con la presente, solicitud de patente US con numero de serie 12/205.844 de R.M. Kurtz, F. Raksi y M. Karavitis.

El sistema de formacion de imagenes esta configurado para formar imagenes de partes de una region quirurgica para establecer referencias de posicion tridimensionales basandose en las caracterfsticas internas del ojo. Estas imagenes pueden crearse antes de la cirugfa y actualizarse en paralelo con el procedimiento quirurgico para representar variaciones y cambios individuales. Las imagenes pueden utilizarse para dirigir el haz de laser de manera segura a la ubicacion deseada con alta precision y control.

En algunas implementaciones, el sistema de formacion de imagenes puede ser un sistema de tomograffa de coherencia optica (OCT). El haz de formacion de imagenes del sistema de formacion de imagenes puede presentar una trayectoria optica de formacion de imagenes separada, o una trayectoria optica compartida parcial o completamente con el haz quirurgico. Los sistemas de formacion de imagenes con una trayectoria optica compartida parcial o completamente reducen el coste y simplifican la calibracion de los sistemas de formacion de imagenes y quirurgicos. El sistema de formacion de imagenes tambien puede utilizar la misma fuente de luz o una diferente que laser del sistema de suministro de laser 1. El sistema de formacion de imagenes tambien puede presentar sus propios subsistemas de escaneo de haz, o puede utilizar los subsistemas de escaneo del sistema de suministro de laser 1. Se describen varias arquitecturas diferentes de tales sistemas de OCT en la solicitud de patente en tramitacion junto con la presente a la que se hizo referencia.

El sistema de suministro de laser 1 tambien puede implementarse en combinacion con una optica de observacion visual. La optica de observacion puede ayudar a que el operario del laser quirurgico observe los efectos del haz de laser quirurgico y controle el haz en respuesta a las observaciones.

Finalmente, en algunas implementaciones, que utilizan un haz de laser quirurgico infrarrojo y, por tanto, invisible, puede emplearse un laser de seguimiento adicional que funciona a frecuencias visibles. El laser de seguimiento visible puede implementarse para realizar un seguimiento de la trayectoria del laser quirurgico infrarrojo. El laser de seguimiento puede hacerse funcionar a una energfa suficientemente baja para no provocar ninguna disrupcion del tejido objetivo. La optica de observacion puede estar configurada para dirigir el laser de seguimiento, reflejado desde el tejido objetivo, al operario del sistema de suministro de laser 1.

En la figura 1, los haces asociados con el sistema de formacion de imagenes y la optica de observacion visual pueden estar acoplados en el sistema de suministro de laser 1, por ejemplo a traves de un divisor de haz/espejo dicroico 600. La presente solicitud no comentara de manera amplia las diversas combinaciones del sistema de suministro de laser 1 con los sistemas de formacion de imagenes, de observacion y de seguimiento.

La figura 1 ilustra un sistema de suministro de laser 1, que incluye un motor 100 de laser, un precompensador 200, un escaner XY 300, un primer bloque de expansor de haz 400, un bloque de expansor de haz movil 500, un divisor de haz/espejo dicroico 600, un objetivo 700 y una superficie de contacto de paciente 800, en el que primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500 se denominaran conjuntamente escaner Z 450.

En muchas implementaciones a continuacion, se utiliza la convencion de que la direccion Z direccion es la direccion esencialmente a lo largo de la trayectoria optica del haz de laser, o a lo largo del eje optico del elemento optico. Las direcciones transversales a la direccion Z se denominan direcciones XY. El termino transversal se utiliza en un sentido mas amplio para incluir que en algunas implementaciones, las direcciones transversales y Z pueden no ser estrictamente perpendiculares entre sf. En algunas implementaciones, las direcciones transversales pueden describirse mejor en terminos de coordenadas radiales. Por tanto los terminos direcciones transversales, XY, o radiales indican direcciones analogas en las implementaciones descritas, todas aproximadamente (pero necesariamente de manera precisa) perpendiculares a la direccion Z.

1. Motor 100 de laser

El motor 100 de laser puede incluir un laser para emitir pulsos de laser con parametros de laser predeterminados. Estos parametros de laser pueden incluir una duracion de pulso en el intervalo de 1 femtosegundo a 100 picosegundos, o dentro del intervalo de 10 femtosegundos a 10 picosegundos, o en algunas formas de realizacion el intervalo de 100 femtosegundos a 1 picosegundo. Los pulsos de laser pueden presentar una energfa por pulso en el

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

intervalo de 0,1 microjulio a 1000 microjulios, en otras formas de realizacion en el intervalo de 1 microjulio a 100 microjulios. Los pulsos pueden presentar una frecuencia de repeticion en el intervalo de 10 kHz a 100 MHz, en otras formas de realizacion en el intervalo de 100 kHz a 1 MHz. Otras formas de realizacion pueden presentar parametros de laser que caen dentro de una combinacion de estos lfmites de intervalo, tal como un intervalo de duracion de pulso de 1-1000 femtosegundos. Los parametros de laser para un procedimiento particular pueden seleccionarse dentro de estos intervalos amplios, por ejemplo durante un procedimiento preoperatorio, o basandose en un calculo que se basa en determinados datos del paciente, tal como su edad.

Los ejemplos del motor 100 de laser pueden incluir laseres Nd:cristal y Nd:Yag, y otros laseres de una amplia variedad. La longitud de onda operativa del motor de laser puede estar en el intervalo de infrarrojos o en el visible. En algunas formas de realizacion, la longitud de onda operativa puede estar en el intervalo de 700 nm - 2 micrometros. En algunos casos, la longitud de onda operativa puede estar en el intervalo de 1,0-1,1 micrometros, por ejemplo en los laseres infrarrojos basados en Yb o Nd.

En algunas implementaciones, los parametros de laser de los pulsos de laser pueden ser ajustables y variables. Los parametros de laser pueden ser ajustables con un tiempo de conmutacion corto, permitiendo asf que el operario del sistema de suministro de laser quirurgico 1 cambie los parametros de laser durante una cirugfa compleja. Un cambio de este tipo de parametros puede iniciarse en respuesta a una lectura mediante un subsistema de deteccion o de formacion de imagenes del sistema de suministro de laser 1.

Pueden realizarse otros cambios de parametros como parte de un procedimiento de multiples etapas durante el que puede utilizarse en primer lugar el sistema de suministro de laser para un primer procedimiento quirurgico, seguido por un segundo procedimiento quirurgico diferente. Los ejemplos incluyen realizar en primer lugar una o mas etapas quirurgicas en una region de un cristalino de un ojo, tal como una etapa de capsulotomfa, seguida por un segundo procedimiento quirurgico en una region de cornea del ojo. Estos procedimientos pueden realizarse en diversas secuencias.

Pueden utilizarse laseres pulsados de alta frecuencia de repeticion que funcionan a una frecuencia de repeticion de pulso de decenas a cientos de miles de disparos por segundo o mayor con una energfa relativamente baja por pulso para aplicaciones quirurgicas para conseguir determinadas ventajas. Tales laseres utilizan una energfa relativamente baja por pulso para localizar el efecto de tejido provocado por la fotodisrupcion inducida por laser. En algunas implementaciones, por ejemplo, la extension del tejido afectado puede limitarse a unos pocos micrometros o unas pocas decenas de micrometros. Este efecto de tejido localizado puede mejorar la precision de la cirugfa con laser y puede desearse en determinados procedimientos quirurgicos. En diversas implementaciones de tales cirugfas, pueden suministrarse muchos cientos, miles o millones de pulsos a una secuencia de puntos que son contiguos, casi contiguos o estan separados por distancias controladas. Estas implementaciones pueden conseguir determinados efectos quirurgicos deseados, tales como incisiones, separaciones o fragmentacion de tejido.

Los parametros de los pulsos y el patron de escaneo pueden seleccionarse mediante diversos procedimientos. Por ejemplo, pueden basarse en una medicion preoperatoria de las propiedades opticas o estructurales del cristalino. La energfa de laser y la separacion de puntos tambien pueden seleccionarse basandose en una medicion preoperatoria de propiedades opticas o estructurales del cristalino o en un algoritmo dependiente de la edad.

2. Precompensador 200

La figura 2 ilustra que el frente de onda del haz de laser puede desviarse de un comportamiento ideal de varias maneras diferentes y por varios motivos diferentes. Un grupo grande de estas deviaciones se denominan aberraciones. Las aberraciones (y las otras distorsiones de frente de onda) desplazan puntos de imagen reales desde los puntos de imagen gaussianos paraxiales ideales. La figura 2 ilustra frentes de onda de luz que sale por una pupila de salida ExP. El frente de onda esferico sin distorsion G emana de la pupila y converge en un punto P1 en el centro de la curvatura del frente de onda G. G tambien se denomina esfera de referencia gaussiana. Un frente de onda aberrado W se desvfa de G y converge en un punto P2 diferente. La aberracion AW del frente de onda aberrado W en el punto Q1 puede estar caracterizada por la longitud optica de la trayectoria en relacion con la

esfera de referencia sin distorsion g\AW^niQ\Q2 donc|e ni es el fndice de refraccion del medio en el espacio de imagen y Q1Q2 es la distancia de los puntos Q1 y Q2.

En general, la aberracion AW depende de las coordenadas tanto en la pupila de salida como en el plano focal. Por tanto, esta aberracion AW tambien puede considerarse como una funcion de correlacion: representa que el conjunto de puntos cuya imagen converge en P2, eliminada del P1 en el eje optico por r', estan ubicados en una superficie W, que se desvfa de la esfera de referencia G una cantidad de AW en la distancia radial r en la pupila de salida ExP. Para un sistema simetrico de manera rotacional, AW puede escribirse en terminos de una expansion en serie de doble potencia en r y r' tal como:

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

Al}'(f':r,0) = ZZZ 2,+mamr'2,*mrmcos'” 0.

(1)

/=0 *=1 m=0

En este caso r' es la coordenada radial del punto de imagen P2 en el plano focal y r es la coordenada radial del punto Q1 en la pupila. La dependencia angular se representa por ©, el angulo esferico. n = 2p + m es un numero entero positivo y 2l + m anm son los coeficientes de expansion del frente de onda aberrado W. Para referencia, vease por ejemplo: Optical Imaging and Aberrations, Parte 1. Ray Geometrical Optics por Virendra N. Mahajan, SPIE Optical Engineering Press. El orden i de un termino de aberracion se proporciona por i = 2l + m +n.

Los terminos hasta i = 4 estan relacionados con las aberraciones primarias: esferica, coma, astigmatismo, curvatura de campo y distorsion. Las relaciones reales entre estas aberraciones primarias y los coeficientes de aberracion 2l + m anm estan documentados en la bibliograffa. Para un sistema que forma imagenes de un objeto puntual, puede suprimirse la dependencia explfcita de los terminos de aberracion en el radio de imagen r' introduciendo la variable adimensional p = r/a, donde a es una extension lineal transversal de la pupila de salida, tal como su radio:

imagen1

donde

imagen2

Un beneficio de esta anotacion es que todos los coeficientes de aberracion anm presentan la dimension de longitud y representan el valor maximo de la aberracion correspondiente en la pupila de salida. En esta anotacion, por ejemplo, la aberracion esferica esta caracterizada por el coeficiente de aberracion a40.

Aunque la descripcion de aberracion en terminos de los coeficientes de aberracion anm esta bien definida matematicamente, no es siempre el enfoque experimentalmente mas accesible. Por tanto, a continuacion se describen tres medidas de aberracion alternativas.

En la misma lfnea de accesibilidad y capacidad de prueba experimental, se observa que el comportamiento de un haz en un tejido biologico, tal como el ojo, puede no ser el mas facil de medir. De modo util, los estudios indican que los rayos en el ojo pueden comportarse de una manera muy analoga a los rayos en agua salada con una concentracion de sal fisiologicamente apropiada, en la que pueden medirse de manera cuantitativa y describirse. Por tanto, por toda la solicitud cuando se describe el comportamiento del sistema de suministro de laser en el ojo, se entiende que esta descripcion se refiere al comportamiento o bien en el tejido ocular descrito o bien en agua salada correspondiente.

Las figuras 3A a 3C ilustran una segunda medida de aberraciones. El sistema de suministro de laser 1, que se configuro para enfocar un haz en un plano focal 210 a una profundidad A, puede provocar una aberracion esferica si se hace funcionar para enfocar el haz en un plano focal operativo 211 a una profundidad B, en cambio. Puede producirse una situacion de este tipo, por ejemplo, durante un procedimiento de escaneo tridimensional, cuando se mueve el punto focal del haz de laser desde el plano focal 210 hasta el plano focal 211.

La figura 3A ilustra el caso en el que el sistema de suministro de laser 1 enfoca los rayos hacia su plano focal optimo 210. Los rayos pasan por un punto en el plano focal optimo 210 (un “punto focal”) de extension radial muy estrecha, o radio, rf(A). Esta extension radial rf(A) puede ser mayor de cero por una variedad de motivos, tal como la difraccion del haz de luz. El radio del punto focal puede definirse de mas de una manera. Una definicion comun de rf(A) es el radio mfnimo del punto luminoso en una pantalla cuando se varfa la posicion de la pantalla a lo largo de la direccion axial o Z. Esta profundidad Z se denomina a menudo “punto de menos confusion”. Esta definicion se mejora adicionalmente en relacion con la figura 3C.

La figura 3B ilustra el caso en el que el sistema de suministro de laser 1 escanea el foco a alguna distancia, tal como unos pocos milfmetros, fuera del plano focal optimo 210, con respecto a un plano focal operativo 211. De manera visible, los rayos pasan por un punto focal de un radio rf(B) mas grande que rf(A), provocando una aberracion esferica. Se han desarrollado formulas matematicas de diversa precision que conectan los coeficientes de aberracion anm y el radio de punto focal rf. En algunos casos, el radio de punto focal rf es una medida experimentalmente mas accesible para cuantificar las aberraciones que los coeficientes de aberracion amn.

La figura 3C ilustra una definicion mas cuantitativa del radio de punto focal rf. La figura 3C ilustra la energfa

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

contenida en un punto del radio r, medido desde un centroide del haz. Una definicion ampliamente aceptada del radio de punto focal rf es el radio, dentro del que esta contenido el 50% de la energfa del haz. La curva marcada con “A” muestra que en un haz de difraccion limitada, cuando el haz se enfoca en su plano focal optimo 210, como en la figura 3A, puede estar contenido, o encerrado, el 50% por ciento de la energfa del haz, en un punto de radio r=0,8 micrometros, proporcionando una definicion util de rf(A).

Los procedimientos quirurgicos basados en descomposicion optica inducida por laser (LIOB) pueden presentar una precision y eficacia mayores y efectos no deseables mas pequenos si la energfa del haz de laser se deposita en un punto focal bien o estrictamente definido. LIOB es un proceso altamente no lineal con un umbral (de plasma) de intensidad: normalmente, el tejido expuesto a un haz con una intensidad mayor que el umbral de plasma se vuelve plasma, mientras que el tejido expuesto a un haz con una intensidad inferior al umbral de plasma no experimenta la transicion a plasma. Por tanto, una ampliacion del punto focal mediante aberracion reduce la fraccion del haz que consigue intensidad en el plano focal mayor que el umbral de plasma y aumenta la fraccion del haz cuya intensidad permanece inferior al umbral. Esta ultima fraccion del haz no se absorbe eficazmente por el tejido objetivo y continua propagandose a traves del tejido ocular, en la mayorfa de los casos a la retina, provocando posiblemente una exposicion de retina no deseable.

Para procedimientos quirurgicos destinados a corregir la cornea, el plano focal normalmente se escanea, o se desplaza, en la direccion Z (a lo largo del eje optico) solo aproximadamente 0,6 mm desde su profundidad optima o nominal, puesto que el grosor de la cornea es esencialmente 0,6 mm, en un caso raro mas grueso pero todavfa no supera 1 mm. La curva marcada con “B” ilustra que cuando el plano focal de un haz se desplaza de su plano focal optimo 210 1 mm (una estimacion superior para procedimientos de cornea) con respecto al plano focal operativo 211, un 50% de la energfa del haz esta contenida dentro del radio de punto focal de rf(B)= 1,8 micrometros. Aunque este desplazamiento introduce una aberracion, su medida es limitada. En consecuencia, algunos de los sistemas de laser de cornea existentes no compensan esta aberracion en absoluto, mientras que otros introducen solo algun nivel limitado de compensacion.

Ademas de los coeficientes de aberracion amn y el radio de punto focal rf, una tercera medida de aberraciones es el denominado cociente de Strehl S. El cociente de Strehl S de un sistema puede definirse haciendo referencia a un haz que emana desde una fuente puntual, como intensidad pico del haz en el plano focal del sistema dividido entre la intensidad pico maxima teorica de un sistema de formacion de imagenes perfecto equivalente, que funciona en el lfmite de difraccion. Tambien se conocen definiciones equivalentes en la bibliograffa y estan dentro del alcance de la definicion del cociente de Strehl S.

De manera correspondiente a esta definicion, cuanto menor sea el valor de S, mayor sera la aberracion. Un haz no aberrado presenta S = 1 y de manera convencional, cuando S > 0,8, se considera que el sistema de formacion de imagenes presenta una difraccion limitada.

Una cuarta definicion de las aberraciones es w, un error cuadratico medio, o RMS, del frente de onda que expresa la desviacion AW del frente de onda aberrado W con respecto al frente de onda sin distorsion G de la figura 2, promediado a traves de todo el frente de onda en la pupila de salida ExP. w se expresa en unidades de la longitud de onda del haz, haciendo que sea una cantidad adimensional.

La figura 4 ilustra que para aberraciones relativamente pequenas w y S estan relacionados por la siguiente formula empfrica:

S^e~c^‘ (4),

independientemente del tipo de aberracion, donde e es la base del logaritmo natural.

Las cuatro medidas de aberracion anteriores son utiles para diagnosticar problemas y optimizar el diseno del sistema de suministro de laser 1. Por consiguiente, mas adelante, la terminologfa general “medida de aberracion” puede hacer referencia a una cualquiera de estas medidas, o sus equivalentes. En particular, se captura una aberracion creciente mediante un aumento de los coeficientes de aberracion amn, radio de punto focal rf y error RMS del frente de onda w, pero mediante una disminucion del cociente de Strehl S.

La relacion entre estas medidas de aberracion se demuestra mostrando los coeficientes de aberracion esferica a40 y el cociente de Strehl S correspondiente en un ejemplo especffico. En el ejemplo, el sistema de laser quirurgico enfoca el haz de laser en un tejido ocular a profundidades diferentes por debajo de su superficie. El haz de laser presenta una difraccion limitada, con una longitud de onda de 1 micrometro y una apertura numerica NA = 0,3, y se enfoca en la superficie del tejido a un angulo de incidencia normal. Los numeros de este ejemplo pueden ser analogos a los efectos de anadir una placa paralela en planta de igual grosor a la profundidad escaneada cerca del plano focal del sistema, y llevar a cabo el calculo para el agua salada.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

La superficie del tejido introduce aberraciones en el haz, caracterizadas por las ecuaciones (2) y (3). La aberracion esferica, caracterizada por el coeficiente de aberracion a40, es cero en la superficie, el cociente de Strehl, por su propia construccion, es S = 1.

Las cirugfas con LASIK forman normalmente colgajos en una profundidad de 0,1 mm. A estas profundidades, el cociente de Strehl S se reduce hasta aproximadamente 0,996, solo una pequena disminucion. Incluso a una profundidad de 0,6 mm, aproximadamente en la superficie posterior de la cornea, S es aproximadamente de 0,85. Aunque esta es una disminucion no despreciable de la intensidad pico, todavfa puede compensarse ajustando la intensidad de haz de laser.

Por otro lado, a una profundidad de 5 mm, que caracteriza la superficie anterior del cristalino en el ojo, el cociente de Strehl puede disminuir hasta S = 0,054. A esta profundidad y este cociente de Strehl, la intensidad de haz se reduce considerablemente por debajo del umbral de plasma y, por tanto, el haz no puede generar LIOB. Esta perdida drastica de intensidad pico no puede compensarse aumentando la potencia de laser sin efectos no deseables tales como una sobreexposicion grave de la retina o un tamano de burbuja excesivamente aumentado.

La tabla 1 ilustra la aberracion esferica a40, que corresponde a los cocientes de Strehl recientemente descritos. De manera visible, la aberracion esferica aumenta aproximadamente de manera lineal con la profundidad de tejido, mientras que el cociente de Strehl S se comporta de una manera no lineal:

Tabla 1

Profundidad en tejido [mm]

Aberracion esferica a40 [micrometros] Cociente de Strehl S

0

0,00 1,000

0,1

-0,04 0,996

0,6

-0,24 0,856

5

-2,00 0,054

10

-3,99 0,041

En procedimientos quirurgicos destinados a realizar una lisis de cristalino, capsulotomfa u otros procedimientos quirurgicos en el cristalino, el plano focal se escanea a menudo por toda la profundidad del cristalino, que puede ser de hasta 5 mm. Ademas, en sistemas de cornea-cristalino integrados, la profundidad de escaneo total puede extenderse desde la cornea hasta la superficie posterior del cristalino, aproximadamente 10 mm. La curva marcada con “C” en la figura 3C indica que en tales casos el radio de punto focal crece hasta rf(C)= 18 micrometros, valor que es demasiado grande para que aparezca incluso en la misma representacion grafica que rf(A) y rf(B). En algunas formas de realizacion, puede elegirse que el plano focal optimo permanezca a la mitad en el intervalo de escaneo de profundidad y que quizas se escanee el haz de laser en un intervalo de profundidad de mas/menos 5 mm. En este caso rf(C) puede reducirse a 10 micrometros.

Estos valores de rf(C) grandes se traducen en una gran cantidad de aberracion en las otras tres medidas de aberracion a40, S y w. Claramente, a diferencia de los procedimientos de cornea que escanean solo unas pocas decimas de un milfmetro, estas aberraciones grandes de cirugfa de cristalino plantean numerosos desaffos para el diseno del sistema de suministro de laser 1 para compensar o afrontar sus consecuencias no deseables.

Para abordar el problema de las medidas de aberracion grandes, asociado con la cirugfa de cristalino, algunas formas de realizacion incluyen el precompensador 200 para precompensar la aberracion esferica y mejorar las medidas de aberracion. Estas aberraciones pueden desarrollarse en el tejido objetivo, o a lo largo de una parte de la trayectoria optica dentro del sistema de suministro de laser 1, o a lo largo de toda la trayectoria optica.

La figura 5 ilustra (no a escala) que, puesto que las medidas de aberracion rf(C), a40, S y w dependen de la profundidad z del punto focal y su distancia radial r desde el eje optico, a continuacion cuando se describe que una medida de aberracion adopta un valor, este se referira a la medida de aberracion que adopta el valor descrito en algunos puntos de referencia seleccionados. Pueden describirse un conjunto de puntos de referencia relevantes por sus coordenadas cilfndricas (z, r): P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todos en milfmetros. Puesto que las estructuras principales del ojo presentan una simetrfa cilfndrica aproximada, estos puntos de referencia P pueden estar ubicados en cualquier angulo acimutal ^. Por tanto, se hara referencia a estos puntos P solo por dos de sus tres coordenadas cilfndricas, suprimiendose el angulo acimutal ^. P1 es un punto tfpico para un procedimiento de cornea ubicado en un lugar centrado, P2 es tfpico para procedimientos de cornea perifericos, P3 se refiere a la region anterior del cristalino, P4 se refiere a la parte posterior del cristalino y P5 es un punto de referencia de cristalino periferico. Tambien pueden adoptarse otros puntos de referencia para caracterizar las aberraciones de un sistema de suministro de laser. En algunos casos, una medida de aberracion puede referirse a la medida de aberracion promediada a traves del frente de onda operativo, o area iluminada.

Las medidas de aberracion pueden determinarse de varias maneras diferentes. Puede realizarse un seguimiento de un frente de onda del haz de laser en un proceso de diseno asistido por ordenador (CAD) a traves de una seccion seleccionada de la trayectoria optica, tal como un modelo del tejido objetivo, o una seccion del sistema de suministro

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

de laser 1. O la aberracion del haz de laser puede medirse en un sistema de suministro de laser real, o una combinacion de estos dos procedimientos.

Por consiguiente, en algunas implementaciones, la precompensacion, introducida por el precompensador 200 puede seleccionarse determinando, calculando o midiendo una medida de aberracion a lo largo de una parte seleccionada de la trayectoria optica, que puede incluir el propio tejido objetivo y determinando luego una cantidad de precompensacion que es necesaria para compensar una parte preseleccionada de la aberracion determinada/calculada/medida.

El precompensador 200 puede corregir, o precompensar, la aberracion esferica de manera eficaz, porque las aberraciones esfericas afectan de manera dominante a los rayos axiales. Otros tipos de aberraciones, tales como las aberraciones transversales, astigmatismo y coma, afectan a los rayos de angulo distinto de cero asf como a los rayos de campo, incluyendo los rayos que estan desplazados con respecto al eje optico. Mientras que el haz de laser, generado por el motor 100 de laser es un haz esencialmente axial, los diversos bloques en la trayectoria optica, los mas en particular el escaner XY 300, transforman este haz axial en un haz de angulo distinto de cero, que presenta rayos de campo.

Por tanto, en disenos en los que un precompensador esta ubicado detras del escaner XY 300, los rayos de campo del haz pueden desarrollar varias aberraciones diferentes. Esta aparicion de aberraciones diferentes plantea grandes desaffos de diseno porque (i) la optimizacion del haz puede requerir compensar varias de las aberraciones, y (ii) los diferentes tipos de aberraciones no son independientes entre si. Por tanto, la compensacion de un tipo de aberracion induce normalmente otros tipos de aberracion no deseados.

Por tanto, en arquitecturas en las que un compensador esta colocado detras del escaner XY, las aberraciones esfericas se compensan normalmente solo en un grado limitado y a expensas de introducir otros tipos de aberraciones no deseadas.

En cambio, las formas de realizacion del presente sistema de suministro de laser 1 pueden presentar el precompensador 200 delante del escaner XY 300. Este diseno permite que el precompensador 200 precompense una aberracion esferica sin introducir otros tipos de aberraciones no deseadas.

Algunas implementaciones pueden incluso aprovechar la interdependencia mencionada anteriormente de las aberraciones en el eje y fuera del eje introduciendo una precompensacion en el eje mediante el precompensador 200 para precompensar una aberracion fuera del eje, provocada por un segmento posterior del sistema de suministro de laser o el tejido objetivo.

Las figuras 6A a 6B ilustran esquematicamente una operacion idealizada del precompensador 200.

La figura 6A ilustra un sistema de suministro de laser 1 sin un precompensador. En general, un segmento 301 de trayectoria optica puede introducir algun nivel de aberracion esferica. Esto se muestra mediante un frente de onda sin distorsion que entra en el segmento 301 de trayectoria optica y un frente de onda con aberracion que abandona el segmento 301 de trayectoria optica. Este segmento puede ser cualquier segmento de la trayectoria optica, tal como una parte del tejido objetivo, o todo el tejido objetivo, o una parte de la trayectoria dentro del sistema de suministro de laser 1.

La figura 6B ilustra que el precompensador 200 puede introducir una distorsion de compensacion (o complementaria) del frente de onda. Este frente de onda precompensado entra entonces en el segmento 301 de trayectoria optica, provocandole que emita un frente de onda con una distorsion reducida, o incluso sin distorsion.

Algunos sistemas existentes ni siquiera presentan un compensador dedicado. Otros sistemas pueden compensar la aberracion esferica solo de una manera distribuida por las lentes de grupos de lentes que tambien presentan otras funciones y estan situadas detras del escaner XY. En estos sistemas existentes, los parametros de las lentes se eligen como resultado de hacer compromisos entre funcionalidades diferentes, conduciendo a limitar su rendimiento.

En cambio, las formas de realizacion del sistema de suministro de laser 1 pueden presentar el precompensador 200 dedicado dispuesto delante del escaner XY 300. En algunas formas de realizacion, el precompensador 200 es la primera unidad optica, o grupo de lentes, que recibe el haz de laser desde el motor 100 de laser. Puesto que, debido a su ubicacion, el haz de laser alcanza el precompensador 200 sin desarrollar rayos de angulo distinto de cero o rayos de campo (que podrfan provocarse por el escaner XY 300), estas formas de realizacion pueden alcanzar un nivel alto de precompensacion. La precompensacion tambien es eficaz porque es una funcion primaria del precompensador 200 y, por tanto, pueden mantenerse compromisos de diseno muy limitados, a diferencia de los sistemas existentes, que se compensan con lentes que sirven para funciones adicionales.

Por estos motivos, en tales implementaciones, es posible corregir la aberracion esferica en un alto grado sin afectar a o introducir otros tipos de aberraciones.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

Se conoce en la teorfa de las aberraciones, que la aberracion esferica de un sistema de lentes compuesto es aproximadamente la suma de las aberraciones esfericas de los componentes individuales. Por tanto, en algunas implementaciones del sistema de suministro de laser 1, puede precompensarse una cantidad no deseada de aberracion esferica disenando el precompensador 200 para que introduzca una cantidad igual de aberracion, pero con la senal opuesta.

Como ejemplo, cuando la profundidad del punto focal dentro del tejido ocular se mueve 5 mm fuera de su plano focal optimo, la aberracion esferica a40 (segun la tabla 1) es de -2,0 micrometros. Por consiguiente, en algunas implementaciones, el precompensador 200 puede introducir una medida de aberracion de a40 = +2,0 micrometros. En una primera aproximacion, esta precompensacion puede eliminar esencialmente la aberracion esferica provocada por el desplazamiento de 5 mm del punto focal y aumentar correspondientemente el cociente de Strehl de S = 0,054 de vuelta a S = 1. (Este ejemplo sencillo ignoro otras fuentes de aberraciones.)

Algunas implementaciones a continuacion se caracterizaran comparando las medidas de aberracion de sistemas de suministro de laser “no precompensados” 1, es decir sistemas de suministro de laser en los que se ha eliminado el precompensador 200, con sistemas de suministro de laser “precompensados”, es decir sistemas en los que no se ha eliminado el precompensador 200.

En algunas implementaciones, la instalacion del precompensador 200 puede aumentar el cociente de Strehl desde un valor S<S(precomp) del sistema de suministro de laser no precompensado 1 a un valor S>S(precomp) para el sistema de suministro de laser precompensado 1. En algunas implementaciones, S(precomp) puede ser 0,6, 0,7, 0,8

0 0,9, por ejemplo.

Tal como se ha mencionado anteriormente, este cociente de Strehl S en este caso y a continuacion puede hacer referencia a uno cualquiera de los cocientes de Strehl S(P1),... S(P5) en los cinco puntos de referencia P1-P5 anteriores, o al cociente de Strehl en algunos otros puntos de referencia predeterminados, o a un promedio de los cocientes de Strehl a traves de los cinco puntos de referencia, o a un promedio a traves del frente de onda operativo.

Ademas, el cociente de Strehl puede hacer referencia a todo el sistema de suministro de laser 1, recibiendo el haz de laser desde el motor 100 de laser, terminando con el objetivo 700 y formando el punto focal en un tejido objetivo oftalmico. En algunos otros casos, el termino puede hacer referencia a otros objetivos, incluyendo aire. En algunas implementaciones, el termino puede hacer referencia a un subsistema del sistema de suministro de laser 1.

En algunas implementaciones, la adicion del precompensador 200 al sistema de suministro de laser no precompensado 1 puede aumentar un cociente de Strehl desde un valor no precompensado inferior a S=S(precomp) hasta un valor precompensado superior a S=S(precomp) para pulsos que presentan un ancho de banda asociado por lo menos un orden de magnitud mayor que el ancho de banda de transformada limitada de pulsos de laser con una duracion de un picosegundo o mas. Como antes, S(precomp) puede ser 0,6, 0,7, 0,8 o 0,9, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la adicion del precompensador 200 al sistema de suministro de laser 1 puede aumentar un cociente de Strehl desde un valor no precompensado inferior a S=S(precomp) hasta un valor precompensado superior a S=S(precomp) a traves de un intervalo de longitudes de onda de 0,4 micrometros a 1,1 micrometres. Como antes, S(precomp) puede ser 0,6, 0,7, 0,8 o 0,9, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la adicion del precompensador 200 puede aumentar una apertura numerica de sistema desde un valor no precompensado inferior a NA=NA(precomp), correspondiente al sistema de suministro de laser 1 sin el precompensador 200, hasta un valor precompensado superior a NA=NA(precomp) con el precompensador 200. En algunas implementaciones, el valor de NA(precomp) puede ser 0,2, 0,25, 0,3 o 0,35, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la adicion del precompensador 200 a un sistema de suministro de laser 1 sin uno puede disminuir el radio de punto focal rf en un tejido objetivo desde un valor no precompensado superior a rf(precomp) hasta un valor precompensado inferior a rf(precomp), correspondiente al sistema de suministro de laser

1 con el precompensador 200. En algunas implementaciones rf(precomp) puede ser de 2, 3 o 4 micrometros.

En algunas implementaciones, la instalacion del precompensador 200 puede aumentar el error RMS del frente de onda desde un valor ro>ro(precomp) del sistema de suministro de laser 1 no precompensado a un valor ro<ro(precomp) para el sistema de suministro de laser precompensado 1. En algunas implementaciones, ro(precomp) puede ser 0,06, 0,07, 0,08 o 0,09, todos en unidades de la longitud de onda del haz de laser, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la instalacion del precompensador 200 puede aumentar el coeficiente de aberracion esferica desde un valor a40>a40(precomp) del sistema de suministro de laser no precompensado 1 a un valor a40<a40(precomp) para el sistema de suministro de laser precompensado 1. En algunas implementaciones, a40(precomp) puede ser de 2, 3 o 4 micrometros, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la instalacion del precompensador 200 en un sistema de suministro de laser no

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

precompensado 1 puede reducir por lo menos una de las siguientes medidas de aberracion: el error RMS del frente de onda w, la medida de aberracion esferica a40 y el radio de punto focal rf con respecto a un valor no precompensado en por lo menos un porcentaje de precompensacion P(precomp), o aumentar un cociente de Strehl S en por lo menos el porcentaje de precompensacion P(precomp). En algunas implementaciones, P(precomp) puede ser de un 10% o de un 20% o de un 30% o de un 40%, por ejemplo.

Tal como se ha descrito anteriormente, una cualquiera de estas medidas de aberracion puede pertenecer a uno cualquiera de los puntos de referencia P1,... P5, o a algunos otros puntos de referencia predeterminados, o a un promedio de valores en puntos de referencia, o puede ser un promedio a traves del frente de onda.

En algunas formas de realizacion, el precompensador 200 tambien puede compensar aberraciones no esfericas, tales como aberraciones de primer orden u orden mayor. En algunos casos, tambien puede realizar una precompensacion de rayos fuera de eje.

En algunas implementaciones, el precompensador 200 precompensa otros tipos de aberraciones, mientras que no aumenta el error RMS del frente de onda en mas de 0,075, o se mantiene el cociente de Strehl por encima de S(precomp), que presenta un valor de, por ejemplo, 0,8.

En algunas implementaciones, el precompensador 200 puede aumentar el radio del haz rb que sale del precompensador 200 hasta un valor superior a rb=rb(precomp), donde rb(precomp) puede ser, por ejemplo, de 5 mm u 8 mm.

Algunas de estas funcionalidades pueden alcanzase incluyendo una o mas lentes moviles en el precompensador 200. Los accionadores de posicion pueden mover la lente o lentes moviles, cambiando la distancia entre algunas de las lentes del precompensador 200.

En implementaciones con una lente movil, la lente movil del precompensador 200 puede mover el plano o punto focal del sistema de suministro de laser 1 a lo largo del eje optico 0,3-4,0 mm. En algunas implementaciones adicionales, 0,5-2,0 mm.

En algunas implementaciones, cuando por lo menos uno de los cocientes de Strehl S(bajo) en los cinco puntos de referencia P1,... P5 descritos anteriormente es inferior a S=S(movil) cuando la lente movil esta en una posicion media, la lente movil puede moverse para aumentar el cociente de Strehl S(bajo) hasta un valor superior a S=S(movil). S(movil) puede ser de 0,6, 0,7, 0,8 o 0,9.

En algunas implementaciones, la lente movil puede moverse para variar el cociente de Strehl S en el intervalo de 0,6-0,9. En otra implementacion en el intervalo de 0,70-0,85.

Puesto que el precompensador 200 esta ubicado delante del escaner XY 300 u otros expansores de haz, el radio de haz es todavfa pequeno. Por tanto, la lente movil puede ser pequena. Y puesto que la lente movil es pequena, los accionadores de posicion pueden moverla muy rapido, permitiendo que se realice un cambio muy rapido de la profundidad focal. Esta caracterfstica acelera el escaneo de profundidad, o escaneo Z en estas formas de realizacion y puede hacer que la velocidad de escaneo Z pueda compararse con la velocidad de escaneo XY normalmente mas rapida.

En algunos sistemas existentes tfpicos, las aberraciones se compensan de manera dominante por medios opticos, tales como lentes. El precompensador de lente movil 200 descrito actualmente puede utilizar la lente o lentes moviles rapidas para llevar a cabo bien esta funcion. En particular, cuando el haz de laser se escanea con el escaner XY 300, la lente o lentes moviles pueden moverse con una velocidad suficientemente alta de modo que las aberraciones asociadas con el escaneo XY se compensen hasta un nivel deseado.

La figura 7A ilustra que este aspecto puede ser util cuando se realiza un corte 206 quirurgico transversal siguiendo esencialmente el area de contacto de una superficie de contacto de paciente plana o curvada 208. La velocidad de la lente movil pequena hace posible que se realice el escaneo Z a la velocidad requerida por el escaneo XY, formando el corte curvado deseado.

En algunas implementaciones, una curvatura, o radio, del corte curvado, o lfnea objetivo curvada puede ser menor de 1 mm, 10 mm y 100 mm.

La figura 7B ilustra otro aspecto util de una alta velocidad de escaneo Z. El plano focal de la mayorfa de sistemas opticos es un poco curvado. Si se desea crear un corte transversal esencialmente recto, que por tanto no sigue la curvatura del plano focal, es necesario que la profundidad focal se reajuste de manera continua, de manera sfncrona con el escaneo XY transversal rapido para compensar la curvatura del plano focal. Por ejemplo, para cortes radiales o cortes planares con un patron de escaneo de trama el cambio de la coordenada radial, o Xy, puede ser muy rapido. En estos procedimientos una velocidad de escaneo Z rapida puede ayudar a formar el corte recto deseado.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

Finalmente, la alta velocidad de escaneo Z tambien puede ser util para realizar rapidamente algunos procedimientos quirurgicos, tal como procedimientos de cornea.

En algunas implementaciones, el precompensador de lente movil 200 puede cambiar la profundidad del punto focal del sistema de suministro de laser con una velocidad axial por lo menos un 5% de la velocidad de escaneo transversal maxima del punto focal. En algunas implementaciones, con una velocidad axial por lo menos un 10% de la velocidad de escaneo transversal maxima del punto focal. En otras formas de realizacion, con una velocidad axial por lo menos un 20% de la velocidad de escaneo transversal maxima del punto focal.

En algunas implementaciones, el precompensador de lente movil 200 puede cambiar la coordenada Z del punto focal en 0,5 - 1 milfmetro en un tiempo de escaneo Z.

En algunas implementaciones, este tiempo de escaneo Z puede estar en el intervalo de 10-100 nanosegundos, de 100 nanosegundos - 1 milisegundo, de 1 milisegundo - 10 milisegundos y de 10 milisegundos - 100 milisegundos.

En algunas implementaciones, la lente movil del grupo de lentes es movil en un intervalo movil Z para reducir una primera medida de aberracion en por lo menos un porcentaje movil P(movil). En este caso, la primera medida de aberracion puede ser un coeficiente de aberracion esferica a40, un error RMS del frente de onda w y un radio de punto focal rf y el porcentaje movil P(movil) puede ser del 10%, del 20%, del 30% y del 40%.

En algunas implementaciones, la lente movil del grupo de lentes es movil en un intervalo movil Z para aumentar un cociente de Strehl S en por lo menos un porcentaje movil P(movil), que puede ser del 10%, del 20%, del 30% y del 40%.

En algunas implementaciones, el precompensador de lente movil 200 puede cambiar una apertura numerica NA del sistema de suministro de laser 1, una profundidad Z del punto focal, una cualquiera de las medidas de aberracion y un diametro de haz de manera esencialmente independiente moviendo la lente movil. En otras palabras, el movimiento de la lente movil puede variar una cualquiera de estas cuatro caracterfsticas del sistema de suministro de laser 1 sin cambiar las otras dos caracterfsticas. Estas formas de realizacion ofrecen un control considerable para el operario de la forma de realizacion.

Algunas de las funciones del precompensador 200 se denominan a veces acondicionamiento de haz o expansion de haz. De manera correspondiente, en algunos bloques de sistemas existentes con funciones analogas se denominan acondicionador de haz o expansores de haz.

En algunas formas de realizacion, el precompensador 200 incluye solo una lente para conseguir las funcionalidades anteriores.

En algunas formas de realizacion, el precompensador 200 incluye de dos a cinco lentes para conseguir las funcionalidades anteriores.

La figura 8A ilustra una forma de realizacion de tres lentes del precompensador 200, que incluye la lente 221, la lente 222 y la lente 223.

La figura 8B ilustra una forma de realizacion de tres lentes del precompensador de lente movil 200, que incluye la lente 221', la lente movil 222' y la lente 223'.

La figura 8C ilustra una forma de realizacion de cuatro lentes del precompensador 200”, que incluye las lentes 231234.

La figura 8D ilustra una forma de realizacion de cuatro lentes del precompensador de lente movil 200''', que incluye la lente 231', la lente movil 232', la lente 233' y la lente 234'.

Las tablas 2 a 4 ilustran diversas implementaciones de tres lentes de los precompensadores 200 y 200' de las figuras 8A a 8B. Las formas de realizacion del precompensador 200 pueden implementarse utilizando lentes delgadas. Por tanto, pueden describirse en terminos de poderes de refraccion de las lentes individuales y sus distancias con respecto a la siguiente lente.

La tabla 2 ilustra una forma de realizacion de tres lentes fijas del precompensador 200, tambien mostrada en la figura 8A. En la tabla 2, la columna 1 muestra el numero de lentes, la columna 2 el poder de refraccion medido en dioptrfas Di (i=1, 2, 3) y la columna 3 la distancia di (i=1,2) entre las lentes i e i+ 1.

Tabla 2 para la figura 8A

Numero de lente Poder de refraccion [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm]

221 D1=(-3, -5) d 1 =(60, 100)

222 D2=(3, 5) d2=(3, 9)

223 D3=(-3,5, -6)

La tabla 3 ilustra una posible implementacion del precompensador 200' con dos lentes moviles 222' y 223', como en 5 la figura 8B, mostrando las separaciones entre lentes diA y diB en dos configuraciones A y B en las columnas 3 y 4. Las separaciones entre lentes di pueden variar de manera continua entre diA y diB.

Tabla 3 para la figura 8B

Numero de Poder de refraccion Distancia a la siguiente lente [mm], Distancia a la siguiente lente [mm],

lente [1/m] Configuracion A Configuracion B

221' D1=(-3, -5) d1=(60,100) d1B=(1,0, 9,0)

222' D2=(3, 5) d2=(3, 9) d2B=(20, 40)

10

223' D3=(-3,5, -6)

La tabla 4 ilustra que en diversas implementaciones los parametros Di y di anteriores pueden adoptar valores en intervalos amplios, dependiendo de un gran numero de consideraciones de diseno, tales como diferentes tamanos de haz y espacio disponible. Algunos de los parametros de estas implementaciones pueden relacionarse con las formas de realizacion de las tablas 2 a 3 mediante ajuste a escala de: los poderes de refraccion con un factor de 15 ajuste a escala a y las distancias con un factor de ajuste a escala 1/a correspondiente. Ademas, los poderes de refraccion pueden modificarse adicionalmente mediante los factores de tolerancia t1 a t3 para permitir diferencias en tolerancias e implementaciones de diseno. Estas relaciones se resumen en la tabla 4:

20

Tabla 4 para las figuras 8A a 8B

Numero de lente

Poder de refraccion [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm]

221

D1*a*t1 d1/a

222

D2*a*t2 d2/a

223

D3*a*t3

En algunas implementaciones, el factor de ajuste a escala a puede estar en un intervalo de 0,3 a 3, y los factores de tolerancia t1, t2 y t3 pueden estar en un intervalo de 0,8 a 1,2.

25 Analogamente, la tabla 5 ilustra diversas implementaciones de cuatro lentes del precompensador 200 ”, en las que las lentes 231, 232, 233 y 234 estan fijas, tal como se muestra en la figura 8C.

Tabla 5 para la figura 8C

Numero de lente Poder de refraccion [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm]

231 D1=(-15, -20) d1=(100, 130)

232 D2=(-5, -8) d2=(32, 41)

30

233 234 D3=(-25, -35) D4=(7, 10) d3=(33, 45)

La tabla 6 ilustra una implementacion de cuatro lentes del precompensador 200''' de la figura 8D, con una lente movil 232'.

35

Numero de Poder de refraccion Tabla 6 para la figura 8D Distancia a la siguiente lente [mm], Distancia a la siguiente lente [mm],

lente [1/m] Configuracion A Configuracion B

231 D1=(-15, -20) d1A=(100, 130) d1B=(120, 140)

232 D2=(-5, -8) d2A=(32, 41) d2B=(20, 30)

233 D3=(-25, -35) d3A=(33, 45) d3B=(31, 42)

234 D4=(7, 10)

Como en las implementaciones de tres lentes, los parametros de los precompensadores de cuatro lentes 200” y 200''' pueden adoptar valores en intervalos amplios. Los parametros de algunas de estas implementaciones de nuevo pueden estar relacionados entre si mediante los factores de ajuste a escala a, 1/a, t1, t2, t3 y t4, 40 respectivamente, en analogfa con la tabla 4. El factor de ajuste a escala a puede estar en el intervalo de 0,2 a 5 y los factores de tolerancia t1,... t4 pueden estar en un intervalo de 0,7 a 1,3.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

En otras formas de realizacion, se emplean otras combinaciones e intervalos. Dentro de estos intervalos, son posibles muchas formas de realizacion del sistema de suministro de laser 1, puesto que el sistema puede optimizarse para muchas funcionalidades diferentes que dan como resultado elecciones diferentes. Los compromisos de diseno y los lfmites de optimizacion pueden conducir a un gran numero de implementaciones, cada una con sus propias ventajas. El gran numero de posibilidades estan ilustradas por los intervalos de parametros en las tablas 2 a 6 anteriores.

En una implementacion de lente movil del precompensador 200', la lente movil puede cambiar una de las caracterfsticas del sistema de laser de manera esencialmente independiente. Estos parametros incluyen la profundidad focal Z, la apertura numerica NA, una cualquiera de las medidas de aberracion y un diametro del haz de salida. Por ejemplo, estas implementaciones permiten que el operario cambie, por ejemplo, la apertura numerica del sistema de suministro de laser 1, sin cambiar, por ejemplo, la profundidad focal Z.

En algunas implementaciones, el precompensador 200 presenta dos elementos moviles independientemente. Tales implementaciones permiten que el operario controle independientemente dos caracterfsticas del haz de laser, tal como por ejemplo el diametro de haz y la apertura numerica NA, mientras que mantiene las aberraciones fijas.

La figura 9 ilustra una forma de realizacion del sistema de suministro de laser 1', en el que se resalta una funcionalidad de escaneo Z de diversos bloques opticos. En particular, el motor 100 de laser genera un haz de laser, que se recibe por un primer escaner Z 250. El primer escaner Z 250 recibe el haz de laser desde el motor 100 de laser y escanea un punto focal del sistema de suministro de laser 1', a traves de un primer intervalo Z a lo largo de un eje optico del sistema de suministro de laser 1'. El haz, emitido por el primer escaner Z 250, se recibe por el escaner XY 300, que escanea el haz de laser en una direccion esencialmente transversal al eje optico del sistema de laser. El haz de laser escaneado XY emitido se recibe entonces por un segundo escaner Z 450, que escanea el punto focal del sistema de laser a traves de un segundo intervalo Z a lo largo del eje optico 10 del sistema de laser.

En algunas formas de realizacion, el primer escaner Z 250 esta configurado de modo que el primer intervalo Z es adecuado para un procedimiento quirurgico de cornea, y el segundo escaner Z 450 esta configurado de modo que el segundo intervalo Z es adecuado para un procedimiento quirurgico de segmento anterior.

En algunas formas de realizacion, el primer intervalo Z esta dentro del intervalo de 0,05-1 mm y el segundo intervalo Z esta dentro del intervalo comprendido entre 1 y 5 mm.

En algunas formas de realizacion, el primer intervalo Z esta dentro del intervalo de 1-5 mm y el segundo intervalo Z esta dentro del intervalo comprendido entre 5 y 10 mm.

En algunas formas de realizacion, el primer escaner Z 250 esta configurado para escanear el punto focal a traves del primer intervalo Z de 0,05 mm-1 mm en un primer tiempo de escaneo Z. El primer tiempo de escaneo Z puede estar en uno de los intervalos comprendidos entre 10 y 100 nanosegundos, 100 nanosegundos - 1 milisegundo, 1 milisegundo - 10 milisegundos y 10 milisegundos - 100 milisegundos.

En algunas formas de realizacion, el segundo escaner Z 450 esta configurado para escanear el punto focal a traves del segundo intervalo Z de 1 mm - 5 mm en un segundo tiempo de escaneo Z. El segundo tiempo de escaneo Z puede estar en uno de los intervalos de 10-100 milisegundos y 100 milisegundos - 1 segundo.

En algunas formas de realizacion, el primer escaner Z 250 esta configurado para cambiar la apertura numerica del haz de laser en mas de un 10%.

En algunas formas de realizacion, el segundo escaner Z 450 esta configurado para cambiar la apertura numerica del haz de laser en mas de un 10%.

En algunas formas de realizacion, el primer escaner Z 250 esta configurado para cambiar la apertura numerica del haz de laser en mas de un 25%.

En algunas formas de realizacion, el segundo escaner Z 450 esta configurado para cambiar la apertura numerica del haz de laser en mas de un 25%.

La figura 10 muestra una tabla de resumen de muchas variaciones de los elementos descritos anteriormente. Tal como se muestra, algunas implementaciones pueden presentar 0 escaneres de profundidad Z, 1 escaner de profundidad Z delante del escaner XY 300, 1 escaner de profundidad Z detras del escaner XY 300 y 2 escaneres de profundidad Z, uno delante y uno detras del escaner XY 300.

Ademas, algunas implementaciones, pueden presentar 0 controladores de NA, 1 controlador de NA delante del escaner XY 300, 1 controlador de NA detras del escaner XY 300 y 2 controladores de NA, uno delante y uno detras del escaner XY 300.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

En este caso, los escaneres Z y los controladores de NA se refieren de una manera bastante general a una unica lente o un grupo de lentes, que pueden modificar la profundidad Z y la apertura numerica NA, respectivamente. En algunos casos estos modificadores pueden activarse, o controlarse por un unico accionador electrico, que hace que las lentes del modificador se muevan de manera sfncrona para modificar la NA o la profundidad Z del haz.

Tanto los escaneres Z como los controladores de NA pueden alojarse en el primer escaner Z 250 y el segundo escaner Z 450 de la figura 9. En algunos casos los elementos opticos correspondientes son distintos, en otras implementaciones el escaner Z y el controlador de NA que estan alojados en el mismo bloque de escaner Z 250 o 450, pueden compartir una o mas lentes, lentes moviles o accionadores electricos.

Tal como se muestra en la figura 10, los 0 escaneres Z y uno o dos controladores de NA funcionan a una profundidad Z fija, pero pueden controlar la NA durante el escaneo XY.

1 escaner Z y 0 controladores de NA pueden realizar el escaneo Z.

1 escaner Z y 1 o 2 controladores de NA pueden realizar, ademas del escaneo Z, un control de la NA.

2 escaneres Z pueden realizar un escaneo Z a dos velocidades y tambien controlar la NA, cuando se combinan con 1 o 2 controladores de NA.

Tambien se utilizan elementos opticos distintos de lentes en algunas implementaciones, tales como aperturas variable y pupilas.

Ademas, la mayorfa de las 16 combinaciones ilustradas pueden configurarse ademas para precompensar una aberracion seleccionada, tal como la aberracion esferica.

La figura 10 ilustra que las diversas caracterfsticas de sistema, tales como la profundidad Z del haz, su apertura numerica NA y su aberracion, representada por su medida de aberracion tal como el cociente de Strehl S, pueden controlarse o ajustarse independientemente unas de otras. Tales formas de realizacion ofrecen un gran control y precision al operario del sistema de suministro de laser 1.

En formas de realizacion analogas, puede realizarse tal acondicionamiento de doble haz para otros emparejamientos de caracterfsticas de haz. Por ejemplo, pueden crearse tablas similares con 4X4=16 emparejamientos con respecto al controlador de aberracion y un controlador de diametro de haz. En este caso, pueden emparejarse 0, 1 o 2 controladores de aberracion en todas las combinaciones posibles con 0, 1 o 2 controladores de diametro de haz.

La lista de caracterfsticas de haz incluye: profundidad Z del punto focal, la apertura numerica NA, el radio de haz y cualquier medida de aberracion, tal como el cociente de Strehl S, el radio de punto focal rf, el error RMS del frente de onda w y la medida de aberracion esferica a40.

3. Escaner XY 300

El escaner XY 300 puede recibir el haz precompensado desde el precompensador 200, o bien directamente o bien indirectamente, habiendo pasado por algunos elementos opticos intermedios. Una funcion del escaner XY 300 puede ser escanear el haz recibido desde el precompensador 200 en una direccion esencialmente transversal a un eje optico del sistema de suministro de laser 1. En diversas formas de realizacion, la direccion “transversal” no es necesariamente perpendicular al eje optico, y puede incluir cualquier direccion que forma un angulo sustancial con el eje optico.

En algunas formas de realizacion, el escaner XY 300 emite un haz de laser de escaneo, que, habiendose propagado a traves del sistema de suministro de laser 1 y habiendo alcanzado la region quirurgica, escanea en una direccion transversal desde cero hasta un maximo de un intervalo de escaneo XY de 5-14 mm. En algunas implementaciones, el maximo del intervalo de escaneo XY es de entre 8 y 12 mm.

La figura 11A ilustra que el escaner XY 300 puede incluir un escaner X y un escaner Y. En algunos disenos existentes, el escaner X y el escaner Y, cada uno, incluyen un espejo: un unico espejo de escaneo X 310 y un unico espejo de escaneo Y 320. En tales disenos el haz desviado por el espejo de escaneo X 310 alcanza el espejo de escaneo Y 320 en puntos diferentes dependiendo de la orientacion del espejo de escaneo X 310. En particular, cuando el espejo de escaneo X 310 esta en la posicion 310a, el haz incidente 331 se refleja como haz 332a, mientras que cuando el espejo de escaneo X se hace rotar a la posicion 310b, el haz incidente se refleja como haz 332b.

Estos dos haces 332a y 332b alcanzan el espejo de escaneo Y 320 en posiciones diferentes y, por tanto, incluso para un espejo de escaneo fijo Y 320 en la posicion 320a daran lugar a dos haces reflejados 333aa y 333ba diferentes, respectivamente. Aun peor, cuando el propio espejo de escaneo Y 320 se hace rotar de la posicion 320a

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

a 320b, los dos haces incidentes 332a y 332b dan lugar a dos haces reflejados 333ab y 333bb adicionales, propagandose los cuatro haces 333aa, 333ab, 333ba y 333bb en direcciones diferentes.

El problema puede caracterizarse en terminos de la nocion de un punto de pivote. Una definicion de un punto de pivote de un elemento optico de escaneo puede ser como el punto por el que pasan esencialmente todos los rayos, habiendo salido del elemento de escaneo optico. Esta nocion es el analogo del punto focal de elementos de refraccion no moviles, tal como se aplica a elementos opticos moviles, tales como escaneres.

Utilizando esta terminologfa, el problema anterior puede tener su origen en la figura 11A en que el punto de pivote de escaner X 315X se fija en el propio espejo de escaneo X 310. El haz escaneado emitido aparecera para los elementos opticos posteriores como que ha emanado de un unico punto de pivote 315X en el espejo de escaneo X 310, y, por tanto, que se propaga en un amplio intervalo de angulos. Esta divergencia de los dos disenos de espejo puede conducir a varios tipos diferentes de aberraciones no deseables.

La figura 11B ilustra un escaner XY de tres espejos 300' existente, en el que el escaner X 310 incluye dos espejos 311 y 312 para abordar este problema. Por claridad, los espejos se muestran desde el lado. En este diseno, los espejos de escaneo X 311 y 312 realizan la funcion de escaneo X de una manera coordinada. Tal como se muestra en la figura 11B, puesto que el primer espejo de escaneo X 311 cambia su orientacion de 311a a 311b, el segundo espejo de escaneo X 312 puede hacerse rotar de una manera coordinada de 312a a 312b. Estas rotaciones de escaneo coordinadas hacen posible que los haces desviados 332a y 332b en los dos estados de rotacion atraviesen un punto de pivote 315X, que se levanta y se separa de los espejos de escaneo X.

Puesto que el punto de pivote de escaner X 315X se ha levantado del propio espejo de escaneo X, puede ajustarse su ubicacion. En el diseno de la figura 11B, los espejos de escaneo X estan disenados para ubicar el punto de pivote 315X esencialmente sobre el espejo de escaneo Y 320. En tales disenos, se resuelve esencialmente el problema del escaner X 310 en la figura 11A y se reducen bastante las aberraciones correspondientes.

Sin embargo, incluso este diseno presenta un problema analogo al de la figura 11A, solo en el contexto del espejo de escaneo Y 320. En el diseno de la figura 11B, el punto de pivote de escaner Y 315Y esta todavfa fijo al espejo de escaneo Y.

La pupila de entrada de un sistema optico es la imagen del diafragma de apertura cuando se observa desde el frente del sistema. La pupila de salida es la imagen del diafragma de apertura en el espacio de imagen. En un sistema optico con multiples grupos de lentes, a menudo se ajustan cuidadosamente las ubicaciones de las pupilas de entrada y salida. En muchos disenos, la pupila de salida de un grupo de lentes coincide con la pupila de entrada del siguiente grupo de lentes.

Para el escaner XY 310, el punto de pivote puede considerarse como pupila de salida. En algunas formas de realizacion, esta pupila de salida coincide con la pupila de entrada del siguiente grupo de lentes, tal como el escaner Z 450. Sin embargo, la pupila de entrada de ese grupo de lentes puede estar dentro de los lfmites ffsicos del grupo de lentes, en los que no puede estar ubicado un bloque de escaner. En ese caso, puede desearse un bloque de escaner para el que el punto de pivote esta fuera de los lfmites ffsicos del bloque de escaner, en una ubicacion que puede elegirse arbitrariamente.

La figura 11C ilustra un diseno de cuatro espejos para abordar este problema. En el escaner XY 300”, el escaner X 310 incluye de nuevo dos espejos de escaneo X 311 y 312. Sin embargo, el escaner Y escaner tambien incluye dos espejos de escaneo Y, 321 y 322.

El escaner XY 300” retira el punto de pivote de escaner Y 315Y del espejo de escaneo Y. Por consiguiente, el escaner XY 300” puede controlar el punto de pivote de escaner Y 315Y, o de salida, para que se desplace a una ubicacion predeterminada. Un ejemplo es mover el punto de pivote de escaneo Y-salida 315Y a la pupila de entrada 340 de un grupo de lentes posterior. Ademas, en algunas implementaciones, el punto de pivote X 315X tambien puede moverse a la misma ubicacion.

Otros aspectos de este diseno incluyen que el escaner XY 300” puede controlar de manera esencialmente independiente (i) un angulo l entre el haz escaneado emitido y un eje optico del sistema de suministro de laser 1, y (ii) una ubicacion en la que el haz de escaneo impacta en la pupila de entrada del elemento optico posterior, caracterizada por una distancia d con respecto al eje optico. Debido a la independencia aproximada de estos controles, el escaner XY 300” puede proporcionar un haz de escaneo con aberraciones minimizadas, asf como puede controlar el astigmatismo y coma en las regiones perifericas, incluyendo las regiones perifericas de la region quirurgica.

Algunas implementaciones del escaner XY 300''' incluyen solo un espejo de escaneo X 310 y un espejo de escaneo Y 320, cada uno de ellos del tipo de “direccionamiento rapido”. Un espejo de direccionamiento rapido individual puede realizar un movimiento angular alrededor de dos ejes de rotacion. Un par de estos espejos de direccionamiento rapido tambien pueden controlar el angulo de haz y la posicion de haz en el plano transversal al eje

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

optico.

En algunas implementaciones, el escaner XY 300''' esta configurado para escanear el haz de laser a traves de un intervalo de escaneo XY cuyo maximo es mas largo que 5 milfmetros y mas corto que 15 milfmetros en el plano focal del sistema de laser.

En algunas implementaciones coinciden el punto de pivote X generado por los espejos de direccionamiento rapido XY primero y segundo y el punto de pivote Y generado por los espejos de direccionamiento rapido XY primero y segundo.

4. Escaner Z 450

Tal como se ha descrito anteriormente, los sistemas quirurgicos oftalmicos estan configurados para realizar una cirugfa de segmento anterior, o cirugfa de cristalino presentando un diseno que permite escanear un punto focal a traves de un intervalo mucho mayor que el intervalo escaneado en procedimientos de cornea. En algunas implementaciones, el escaneo Z se realiza a traves de una trayectoria de escaneo Z dentro del intervalo de escaneo Z de 5 mm a 10 mm, o de 0 mm a 15 mm. (A lo largo de toda esta solicitud, el termino “escaneo dentro de un intervalo de x mm a y mm” se refiere a una trayectoria de escaneo cuyo valor inicial es de x mm o mas y el valor final es de y mm o menos, abarcando todas las trayectorias de escaneo que no se extienden por todo el intervalo de escaneo.)

En este caso, se recuerda que se pretende que las denominaciones “X, Y, Z” en todas las implementaciones presenten un sentido amplio. Z indica normalmente un eje optico, que puede estar cerca de un eje geometrico. Pero la direccion Z dentro de un tejido objetivo, tal como el ojo, puede no ser completamente paralela al eje optico del sistema de suministro de laser 1. Cualquier eje de compromiso entre estas dos tambien puede denominarse direccion Z. Ademas, las direcciones X, Y no son necesariamente perpendiculares al eje Z. Pueden referirse a cualquier direccion que forma un angulo sustancial con la direccion Z. Ademas, en algunas implementaciones, un sistema de coordenadas radiales puede ser mas adecuado para describir el escaneo del sistema de suministro de laser 1. En esas implementaciones, el escaneo XY se refiere a cualquier escaneo no paralelo al eje Z, parametrizado por coordenadas radiales adecuadas.

La figura 1 ilustra que algunas implementaciones del sistema de suministro de laser 1 consiguen estos grandes intervalos de escaneo Z desafiantes incluyendo el primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500 en el escaner Z 450. En diversas implementaciones, el primer bloque de expansor de haz 400 puede ser un bloque movil o un bloque fijo. La distancia entre el primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500 puede ajustarse, por ejemplo, mediante un actuador de posicion.

Tal como ya se ha ilustrado en las figuras 2A a 2B, puesto que el punto focal se aleja de su posicion optima en el tejido objetivo, aumentan las aberraciones. Estas aberraciones se denominan normalmente “aberraciones geometricas”, tal como pueden entenderse a partir de rayos geometricos de seguimiento, y se originan de la extension finita de las lentes. Estas aberraciones geometricas pueden limitarse haciendo que una apertura numerica del escaner Z 450 sea mas pequena. Como tal, las aberraciones geometricas dependen tanto de la profundidad focal Z como de la apertura numerica NA.

Ademas, con una apertura numerica NA decreciente, surge una segunda fuente de aberraciones de la naturaleza de onda de la luz. Estas aberraciones dan lugar a la denominada “aberracion por difraccion”. Este segundo tipo de aberracion aumenta el radio de punto focal con una apertura numerica decreciente.

Las figuras 12A a 12B ilustran las aberraciones geometricas y por difraccion en un segmento anterior de un ojo en funcion del tamano de apertura del escaner Z 450, caracterizado por una de las medidas de aberracion anteriores: el radio de punto focal rf. Puesto que la aberracion geometrica aumenta con el tamano de apertura mientras que la aberracion por difraccion disminuye, una aberracion total, definida como suma de estas dos aberraciones, presenta un valor mfnimo optimo a una aberracion optima y una aberracion numerica optima NAopt correspondiente.

En este caso, la definicion habitual relaciona la apertura numerica NA y el tamano de apertura: NA = n * Sin ArTan (tamano de apertura/(2*longitud focal)), donde n es el fndice de refraccion del material en el que se forma la imagen.

Estas curvas son para profundidades focales Z especfficas, una profundidad focal Z de 1 mm en la figura 12A y una profundidad focal Z de 8 mm en la figura 12B. Puesto que la aberracion geometrica es diferente a profundidades focales Z diferentes, el mfnimo de la curva de aberracion total y, por tanto, el tamano de apertura optimo y la apertura numerica optima NAopt de todo el sistema dependen de la profundidad focal Z: NAopt=NAopt(z). En particular, el tamano de apertura optimo y la NAopt disminuyen para aumentar la profundidad focal Z, de 32 mm a 25 mm en este ejemplo especffico mientras que la profundidad focal Z aumenta de 1 mm a 8 mm. Por tanto, es necesario que los sistemas de suministro de laser que se pretende que se utilicen para cirugfas tanto de cornea como de cristalino, cubran un intervalo mas amplio de aperturas e intervalos de NA correspondientes. Este requisito plantea desaffos de diseno considerables.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

Tal como se comenta adicionalmente a continuacion, las figuras 12A a 12B tambien ilustran que la aberracion presenta un optimo uniforme amplio para las profundidades focales Z de cornea tfpicas de 1 mm, mientras que presenta un mmimo mas preciso, mas estrecho para profundidades focales Z tfpicas para la cirugfa de cristalino.

Asimismo, la aberracion tambien puede estar caracterizada por las otras tres medidas de aberracion S, w o a40, presentando todas las curvas de rendimiento un optimo. Cualquiera de las cuatro medidas de aberracion anteriores puede corresponder a cualquiera de los cinco puntos de referencia P(1),... P(5) descritos anteriormente, o puede ser un promedio realizado para algunos o todos estos puntos de referencia, o puede corresponder a otros puntos de referencia.

En algunas implementaciones, en una amplia variedad de profundidades focales Z, el tamano de apertura y la NA correspondiente pueden ajustarse esencialmente a la apertura numerica optima NAopt(z), minimizando la aberracion total, medida mediante una medida de aberracion. Esta funcionalidad permite una fuerte reduccion de la aberracion total. En este caso, como antes, las aberraciones pueden medirse mediante una de las cuatro medidas de aberracion rf, S, w o a40, en uno cualquiera de los cinco puntos de referencia P1,... P5 anteriores. La aberracion optima corresponde a un mmimo de medidas de aberracion rf, w o a40, o un maximo del cociente de Strehl S.

En algunas implementaciones adicionales, en las que puede no alcanzarse la aberracion optima, o las consideraciones de diseno establecen que debe utilizarse una aberracion alejada del valor optimo, el bloque de expansor de haz movil 500 todavfa puede disminuir los valores de las medidas de aberracion rf, w o a40 en por lo menos un porcentaje P(expansor movil), o correspondientemente aumentar el valor del cociente de Strehl S en por lo menos un porcentaje P(expansor movil), en comparacion con las medidas de aberracion de un sistema de laser esencialmente identico en el que no puede moverse el segundo bloque del escaner Z 450 y, por tanto, la apertura numerica no es ajustable. En algunas implementaciones, P(expansor movil) puede ser de un 20%, un 30%, un 40% o un 50%. En este caso, como antes, las medidas de aberracion rf, S, w o a40, pueden medirse en uno cualquiera de los cinco puntos de referencia P1,... P5.

En algunas implementaciones, los sistemas de laser que presentan el escaner Z 450 con la apertura numerica NA ajustable pueden aumentar el cociente de Strehl S por encima de 0,8, en relacion con sistemas de laser esencialmente identicos en los que el escaner Z no presenta una apertura numerica ajustable, presentando un cociente de Strehl S inferior a 0,8.

Un desaffo de diseno adicional es no solo minimizar la aberracion total a una profundidad focal Z fija ajustando el sistema de suministro de laser a su tamano de apertura optimo y apertura numerica NAopt(z) correspondiente, sino tambien mantener el sistema por lo menos cerca de la apertura numerica optima dependiente de Z NAopt(z) cuando se escanea la profundidad focal Z. En una implementacion tfpica, la apertura numerica optima disminuye cuando aumenta la profundidad focal.

Para abordar esta variacion de la apertura optima cuando se escanea la profundidad focal Z dentro del intervalo de escaneo Z, las implementaciones del sistema de suministro de laser 1 presentan la capacidad de cambiar la apertura numerica NA(z) como parametro separado del escaner Z 450, de manera esencialmente independiente de la variacion de la propia profundidad focal Z.

Las implementaciones, en las que se controlan dos cantidades de manera esencialmente independiente, como actualmente la profundidad focal Z y la apertura numerica NA, presentan normalmente un par de parametros de control para conseguir esta modalidad. Los ejemplos incluyen el emparejamiento de una distancia controlable entre el primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500 y una posicion de una lente movil en cualquiera de estos bloques, que pueden ajustarse por un controlador optico secundario. Otro ejemplo incluye dos lentes moviles en cualquier combinacion en los dos bloques del escaner Z 450. Se recuerda que el primer bloque de expansor de haz 400 puede implementarse como bloque fijo o bloque movil.

En algunas implementaciones, la apertura numerica NA puede ajustarse a una secuencia de valores de apertura numerica optima NAopt(z), produciendo una secuencia de valores de aberracion total optima a una secuencia de profundidad focal Z cuando se escanea la profundidad focal Z.

Como antes, la aberracion total optima puede capturarse por el mmimo de cualquiera de las medidas de aberracion anteriores rf, w o a40, o el maximo del cociente de Strehl S. Los intervalos de escaneo Z pueden ser, por ejemplo, de 5-10 mm o 0-15 mm. La profundidad focal Z puede escanearse a un radio r1 =0 mm, o r2=3 mm, o a algun otro radio r, o a un radio variable r(z), limitado, por ejemplo, por r<3 mm.

La tabla 7 ilustra un ejemplo, en el que la segunda columna describe el escaneo de la profundidad focal Z dentro de un intervalo de escaneo Z de (-0,14 mm, 11,65 mm) en un tejido objetivo ocular y la tercera columna muestra los valores correspondientes de NAopt(z). Las implementaciones del escaner Z 450 pueden ajustar la profundidad focal Z en este intervalo y ajustar la apertura numerica NA a su valor optimo NAopt(z) en estas profundidades focales.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

Posicion Z de expansor movil 500 [mml

Profundidad focal Z [mml NAopt(z)

0,00

11,65 0,17

5,00

9,68 0,18

10,00

7,94 0,19

15,00

6,43 0,20

20,00

5,12 0,22

25,00

3,98 0,23

30,00

3,00 0,25

35,00

2,16 0,27

40,00

1,44 0,28

45,00

0,83 0,30

50,00

0,30 0,32

55,00

-0,14 0,34

En algunas formas de realizacion adicionales, la profundidad focal Z puede escanearse dentro de un intervalo de escaneo Z de 0 mm a 10 mm. En el transcurso del escaneo, la apertura numerica puede variar dentro de un intervalo de 0,4 a 0,1, en algunas formas de realizacion adicionales de 0,35 a 0,15.

La figura 12C ilustra una secuencia analoga de curvas de aberracion, correspondiente a una secuencia de profundidades focales Z de 8 mm, 4 mm, 2 mm y 0 mm, presentando una secuencia de aperturas numericas optimas Nopt(z) correspondientes.

La figura 12D ilustra explfcitamente las aperturas numericas optimas Nopt(z) en funcion de las profundidades focales Z correspondientes.

Tal como se ha descrito anteriormente, la ajustabilidad separada de la profundidad focal Z y la apertura numerica NA requiere normalmente dos parametros de control ajustables de manera independiente. Sin embargo, algunas implementaciones pueden no ofrecer la ajustabilidad separada e independiente de Z y NA. En cambio, para cada profundidad focal Z, estas implementaciones ajustan automaticamente la apertura numerica o bien a su valor optimo NAopt(z), o bien por lo menos a una proximidad de NAopt(z), sin una etapa de ajuste de NA separada realizada por un operario. Por ejemplo, NA puede seguir a la NAopt(z) dentro de un porcentaje P(seguimiento), donde P(seguimiento) puede ser un 10%, un 20% o un 30%.

Estas implementaciones pueden presentar solo un unico controlador ajustable integrado. En el ejemplo recien descrito, este controlador integrado puede solo presentar visualmente, a un usuario del sistema, que controla la profundidad focal Z en la region objetivo. Sin embargo, el controlador puede contener un ajustador de apertura acoplado, que ajusta simultaneamente la apertura numerica NA para seguir a la NAopt(z) sin una etapa de adaptacion separada realizada por el usuario del sistema de suministro de laser 1.

En algunas implementaciones, el ajuste de la distancia entre el primer expansor de haz 400 y el expansor de haz movil 500 puede realizar esta funcionalidad adecuadamente. En otras implementaciones, una unica lente movil puede ofrecer esta modalidad. Todavfa en otras implementaciones, puede emplearse una combinacion de dos ajustadores.

Estas implementaciones ofrecen una funcion de control simplificada para el operario del sistema de suministro de laser 1. Puesto que conseguir una unica funcion de control integrada de este tipo es un desaffo de diseno, algunas implementaciones realizan estas funciones de control integradas en combinacion con los otros bloques, tales como el precompensador 200, el escaner XY 300 y el objetivo 700.

En algunas implementaciones, en las que los valores de aberracion total optima no pueden conseguirse, o no se consiguen, para diversas consideraciones de diseno, la apertura numerica Na puede ajustarse a una secuencia de valores de apertura numerica a una secuencia de profundidades focales Z a lo largo de la trayectoria de escaneo Z dentro del intervalo de escaneo Z para reducir la aberracion total en por lo menos un porcentaje P(escaneo) en relacion con los sistemas de laser cuyo escaner Z 450 no presenta una apertura numerica NA ajustable. En algunas implementaciones, P(escaneo) puede ser un 20, un 30, un 40 o un 50 por ciento.

Como antes, la aberracion total puede estar caracterizada por una cualquiera de las medidas de aberracion rf, w o a40 introducidas previamente. De manera equivalente, la reduccion de la aberracion puede estar caracterizada por un aumento correspondiente del cociente de Strehl S. La trayectoria de escaneo Z puede ser una trayectoria paralela al eje Z a un radio R con respecto al eje optico o Z del sistema de laser. En algunas implementaciones, la trayectoria de escaneo Z puede estar ubicada entre los radios r1 =0 mm y r2=3 mm con respecto al eje Z optico.

La aberracion total puede medirse de varias maneras diferentes. La aberracion total puede hacer referencia a una

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

aberracion total promediada por la trayectoria de escaneo Z, o al valor maximo o mfnimo de la aberracion total a lo largo de la trayectoria de escaneo. La reduccion de aberracion total puede hacer referencia a una cualquiera de estas posibilidades.

En algunas implementaciones, la apertura numerica NA puede ajustarse desde un primer valor cuando se realiza un procedimiento de cornea hasta un segundo valor cuando se realiza un procedimiento de segmento anterior. En algunas implementaciones, el primer valor esta en el intervalo de 0,2-0,5 y el segundo valor esta en el intervalo de 0,1-0,3. En algunas implementaciones adicionales, el primer valor puede estar en el intervalo de 0,25-0,35 y el segundo valor puede estar en el intervalo de 0,15- 0,25.

La presente implementacion del escaner Z 450 es diferente de los sistemas de suministro de laser de cornea existentes de varias maneras distintas, incluyendo las siguientes.

1. En los sistemas de suministro de laser de cornea, se requiere normalmente que la apertura numerica no cambie durante el escaneo Z de la profundidad focal para garantizar la simplicidad del diseno. Este diseno es satisfactorio para la cirugfa de cornea puesto que la aberracion total inducida por el escaneo Z de 1 mm tfpico no es un factor limitativo importante de la precision de los sistemas de suministro de laser de cornea. En cambio, las implementaciones del sistema de suministro de laser 1 presentan una apertura numerica NA variable para seguir ajustando la apertura a su apertura optima a traves del intervalo Z quirurgico extenso de, por ejemplo, 5-10 mm. Naturalmente, esto se consigue porque la modalidad de la apertura numerica NA puede ajustarse de manera esencialmente independiente de la profundidad focal Z.

2. Ademas, los sistemas de cornea existentes tfpicos presentan su escaner Z en el objetivo 700, o como parte de una implementacion compleja del objetivo 700, mientras que el presente escaner Z 450 esta dispuesto delante del objetivo 700. En este caso, el objetivo 700 indica el grupo de lentes final del sistema de suministro de laser 1 que esta dispuesto en un alojamiento mecanico funcional separado del alojamiento mecanico funcional del escaner XY y el escaner Z. El termino alojamiento mecanico funcional no se refiere al alojamiento global del sistema de suministro, cuyo diseno puede estar establecido por consideraciones ergonomicas o de apariencia, sino al alojamiento que esta manteniendo juntas las lentes para realizar su funcion optica real. El objetivo 700 de las presentes implementaciones se situa normalmente en la trayectoria optica despues de que el haz de escaneo XYZ, emitido por el escaner Z 450, se desvfe por el espejo 600.

3. Las figuras 12A a 12B ilustran un desaffo adicional en el diseno de sistemas opticos de cirugfa de cristalino. De manera visible, la aberracion total presenta una amplia region optima uniforme para profundidades focales Z de cornea tfpicas de 1 mm, por tanto (i) los parametros de sistema pueden optimizarse para otras consideraciones, (ii) puede utilizarse un intervalo de escaneo Z amplio, y (iii) es necesaria una adaptacion menos precisa de los parametros de sistema, todo sin mucho deterioro del tamano de punto focal. En cambio, para sistemas de cirugfa de cristalino el tamano de punto focal se deteriora rapidamente cuando (i) los parametros de sistema se optimizan para otras consideraciones, (ii) se implementa un intervalo de escaneo Z mas amplio, y (iii) los parametros de sistema se adaptan de una manera menos precisa.

En un aspecto adicional de las formas de realizacion del escaner Z 450, se recuerda que los sistemas de suministro de laser que incluyen un subsistema de formacion de imagenes o un subsistema de optica de observacion visual, presentan los haces asociados con cualquiera de estos subsistemas acoplados en el sistema de suministro de laser 1 a traves del espejo 600. Por ejemplo, el espejo 600 puede ser un espejo dicroico. En sistemas quirurgicos tfpicos, el objetivo 700 se refiere al grupo de lentes que estan situadas detras del espejo 600 en la trayectoria optica.

La implementacion del escaner Z 450 delante del espejo 600 y separado del objetivo 700 es una consideracion de diseno importante tambien porque el peso del objetivo 700 es un factor crftico, puesto que el objetivo 700 entra en contacto de manera esencialmente directa con el tejido objetivo, tal como el ojo del paciente. Por tanto, la minimizacion del peso o la masa del objetivo 700 hace que implementaciones del sistema de suministro de laser 1 impongan una presion reducida en el ojo. Y puesto que esta presion deforma el propio ojo y, por tanto, disminuye la precision del procedimiento quirurgico, los disenos que reducen la presion en el ojo aumentan considerablemente la precision de la cirugfa oftalmica.

Las tablas 8 a 9 ilustran intervalos de algunos parametros relevantes para diversas formas de realizacion del primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500. Cada uno de los bloques de expansor de haz puede presentar 2-10 lentes, en algunas formas de realizacion 3-5 lentes, que estan configuradas para llevar a cabo las funcionalidades anteriores.

La tabla 8 ilustra una forma de realizacion de cinco lentes del primer bloque de expansor de haz 400 utilizando una convencion de norma industrial, que describe grupos de lentes gruesas en terminos de las superficies individuales. El primer bloque de expansor de haz 400 puede incluir las lentes 411, 412, 413, 414 y 415 con parametros en los siguientes intervalos (indicados en parentesis):

5

10

15

20

25

30

35

40

45

Superficie

Curvatura [1/m] Distancia [mm] Indice de refraccion n

1

(0, 1,5) (5, 25) (1,6, 1,93)

2

(22, 28) (12, 22) (1,6, 1,7)

3

(-17, -14) (0,5, 12) 1

4

(7,0, 8,5) (15, 29) (1,65, 1,8)

5

(-19, -13) (3, 14) 1

6

(14, 18) (8, 12) (1,6, 1,7)

7

(0, 9,3) (6, 12) 1

8

(-28, -21) (1, 5) (1,65, 1,75)

9

(-15, -6)

En algunas formas de realizacion, el primer bloque de expansor de haz 400 incluye, de manera secuencial desde un lado de entrada que se orienta al escaner XY 300: un primer grupo de lentes con un poder de refraccion positivo, una lente de menisco, que presenta una superficie convexa que se orienta al lado de entrada, y una segunda lente, que presenta una superficie concava que se orienta al lado de entrada.

Otras implementaciones estan relacionadas con las implementaciones de la tabla 8 mediante un factor de escala a, presentando cinco lentes ajustadas a escala, multiplicandose las curvaturas de la segunda columna por a, multiplicandose las distancias de la tercera columna por 1/a y presentando indices de refraccion n sin cambios. El factor de escala a puede adoptar valores de entre 0,3 y 3.

La tabla 9 ilustra una forma de realizacion de cuatro lentes del bloque de expansor de haz movil 500, incluyendo las lentes 511, 512, 513 y 514, con parametros en los siguientes intervalos:

Tabla 9

Superficie

Curvatura [1/m] Distancia [mm] Indice de refraccion n

1

(-25, -10) (3, 7) (1,7, 1,8)

2

(-25, -28) (0, 2) 1

3

(-43, -24) (1,5, 5) (1,5, 1,62)

4

(8,5, 19,4) (26, 31) 1

5

(-6,2, -4,6) (10, 16) (1,53, 1,6)

6

(-18,4, -14,7) (34, 49) 1

7

(1,9, 4,2) (8, 14) (1,58, 1,61)

8

(-11, -9,0)

Algunas implementaciones del bloque de expansor de haz movil 500 incluyen, de manera secuencial desde un lado de entrada que se orienta al primer bloque de expansor de haz 400: una lente de menisco, que presenta una superficie concava que se orienta al lado de entrada, una lente negativa con un poder de refraccion negativo, y un grupo de lentes positivas con un poder de refraccion positivo.

Otras implementaciones estan relacionadas con las implementaciones de la tabla 9 mediante un factor de escala a, presentando cuatro lentes ajustadas a escala, multiplicandose las curvaturas de la segunda columna por a, multiplicandose las distancias de la tercera columna por 1/a y presentando indices de refraccion n sin cambios. El factor de escala a puede adoptar valores de entre 0,3 y 3.

Las figuras 13A a 13B ilustran formas de realizacion de las tablas 8 a 9 en dos configuraciones con distancias diferentes entre el primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500. En algunas implementaciones, el bloque de expansor de haz movil 500 puede moverse en relacion con el primer bloque de expansor de haz 400 una distancia en el intervalo de d=5-50 mm.

Estas figuras ilustran las consideraciones de diseno del escaner Z 450 en funcionamiento.

La figura 13A ilustra el caso en el que el bloque de expansor de haz movil 500 esta en una posicion relativamente lejos del primer bloque de expansor de haz 400. En este caso, el haz que sale del conjunto combinado presenta (i) rayos convergentes, (ii) un diametro relativamente grande en una pupila de salida ExP, (iii) una profundidad Z mas superficial del punto focal cuando se coloca un objetivo de longitud focal fija cerca de la pupila de salida del escaner Z 450 y, por tanto, (iv) el punto focal esta formado por un haz con una apertura numerica NA mayor.

La figura 13B ilustra el caso en el que el bloque de expansor de haz movil 500 esta mas cerca del primer expansor de haz 400 que en el caso de la figura 13A. En este caso, el haz presenta (i) rayos divergentes, (ii) un diametro mas pequeno en la pupila de salida ExP, (iii) una profundidad Z mas profunda del punto focal cuando se coloca un objetivo de longitud focal fija en la pupila de salida del escaner Z 450 y, por tanto, (iv) el punto focal se forma por un haz con una apertura numerica NA mas pequena.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

En resumen, a profundidades focales Z mas superficiales el punto focal se crea por un haz de gran NA, mientras que para aumentar las profundidades focales Z disminuye la apertura numerica NA. Puede optimizarse el cambio relativo en la apertura numerica NA optimizando la ubicacion de la pupila de salida ExP de los bloques de expansor de haz 400 y 500 y la ubicacion de la pupila de entrada del objetivo de enfoque 700. Estas implementaciones son maneras alternativas para optimizar la apertura numerica a profundidades focales diferentes incluso sin utilizar las funcionalidades del precompensador 200.

Tal como se ha comentado anteriormente, la apertura numerica NA puede ajustarse de manera amplia con o sin el precompensador 200. En el sistema de suministro de laser global 1, la apertura numerica NA puede ajustarse controlando el precompensador 200, el primer bloque de expansor de haz 400 o el bloque de expansor de haz movil 500, o controlando estos bloques en combinacion. La eleccion real de la implementacion en la practica depende de otros requisitos de nivel de sistema de nivel mayor, tales como intervalo de escaneo, velocidad de escaneo y complejidad. Tambien pueden configurarse las implementaciones con otros intervalos numericos para realizar algunas o todas las funcionalidades descritas anteriormente.

La figura 14 ilustra un aspecto adicional del escaner Z 450. Se muestran tres haces caracterfsticos diferentes, que emanan de un punto de pivote de salida PP(XY) del escaner XY 300. Notablemente, los tres haces caracterfsticos se centran en un punto de pivote PP(O) de entrada del objetivo 700 por el escaner Z 450. La posicion de PP(O) puede ajustarse, por ejemplo, moviendo el expansor de haz movil 500.

Tal como se comenta a continuacion, los sistemas de suministro de laser que generan un punto de pivote PP(O) ubicado fuera de los espejos del escaner XY 300 presentan caracterfsticas utiles, por ejemplo, en formas de realizacion en las que el punto de pivote PP(O) se encuentra dentro del objetivo 700.

En otras formas de realizacion, el escaner XY 300 presenta un punto de pivote de salida PP(XY) mas lejos que la distancia al escaner Z 450. En estas formas de realizacion, el escaner Z 450 solo modifica el punto de pivote de salida PP(XY) del escaner XY 300 al punto de pivote PP(O) de entrada del objetivo 700.

En cualquier caso, estas implementaciones utilizan la existencia de un plano focal intermedio 451, ubicado entre el primer bloque de expansor de haz 400 y el bloque de expansor de haz movil 500. La existencia de este plano focal intermedio 451 esta indicada por los puntos focales de los tres haces caracterfsticos que se alinean lateralmente con esencialmente la misma coordenada z. Por el contrario, las implementaciones que no presentan un plano focal intermedio de este tipo no son muy adecuadas para presentar un punto de pivote PP(O) ajustable.

5. Objetivo 700

En algunas implementaciones, el haz de laser emitido por el escaner Z 450 se desvfa por el divisor de haz/espejo dicroico 600 al objetivo 700. A traves de este espejo 600 tambien pueden acoplarse diversas luces auxiliares en el sistema de suministro de laser 1. Las fuentes de luz auxiliares pueden incluir una luz asociada con un sistema de formacion de imagenes de tomograffa de coherencia optica (OCT), un sistema de iluminacion y un bloque de observacion visual.

El objetivo 700 puede proporcionar una trayectoria optica compartida para un haz de laser escaneado XYZ, que se propaga desde el motor 100 de laser a traves del escaner XY 300 y el escaner Z 450, y la luz auxiliar a la region objetivo quirurgica. En diversas implementaciones, el objetivo 700 puede incluir grupos de lentes de objetivo. En varias implementaciones, las lentes de los grupos de lentes de objetivo no se mueven unas en relacion con otras. Como tal, aunque el objetivo 700 es una parte integral de la funcionalidad de escaneo Z, no contribuye al escaneo Z de una manera variable o dinamica. En estas implementaciones, no se ajusta ninguna posicion de lente en el objetivo 700 para mover la profundidad focal Z del punto focal.

Las implementaciones del objetivo 700 pueden controlar por lo menos una de aberracion esferica, coma y aberraciones de orden mayor del haz de laser pulsado quirurgico.

Puesto que el objetivo 700 es guiar luces de una longitud de onda diferente, las implementaciones del objetivo 700 utilizan grupos de lentes acromatizadas. La longitud de onda de la luz auxiliar puede estar, por ejemplo, en el intervalo de 0,4 micrometros a 0,9 micrometres, y la longitud de onda de la luz quirurgica puede estar en el intervalo de 1,0-1,1 micrometros. Las implementaciones del objetivo 700 mantienen las aberraciones cromaticas por debajo de un valor predeterminado por todo el intervalo de longitudes de onda de las luces utilizadas, tal como de 0,4 micrometros a 1,1 micrometros en el ejemplo anterior.

El peso o la masa del objetivo 700 es una consideracion importante. En algunas implementaciones, el objetivo esta en contacto mecanico con el ojo del paciente. Como tal, ejerce presion en el ojo. Esta presion puede deformar el ojo con respecto a su configuracion relajada, haciendo que sea mas diffcil seleccionar objetivos y dirigir el haz de laser quirurgico de una manera precisa.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

Ademas, si el paciente se mueve durante el procedimiento quirurgico, puede ser preferible que el objetivo pueda moverse con la menor resistencia en respuesta al movimiento del paciente. Aunque el peso del objetivo puede equilibrarse estaticamente con un sistema de resortes o contrapeso, estas medidas pueden no reducir las fuerzas dinamicas o de inercia. De hecho, estas fuerzas pueden aumentarse por tales medidas. Todas estas consideraciones apuntan hacia la utilidad de reducir el peso o la masa del objetivo 700.

Hay numerosas maneras de identificar fuerzas crfticas y masas de objetivo correspondientes en relacion con procedimientos quirurgicos del ojo. Se publico una revision de diversos impactos en el ojo, por ejemplo, en Determination of Significant Parameters for Eye Injury Risk from Projectiles; Duma SM, Ng TP, Kennedy EA, Stitzel JD, Herring IP, Kuhn F. J Trauma. Octubre de 2005; 59(4):960-4. Este artfculo examino objetos que impactan en un ojo y proporciono valores de energfa crfticos de los objetos de impacto, que corresponden a (i) tipos diferentes de dano al ojo, incluyendo lesiones menores tal como abrasiones de cornea, moderadas como dislocaciones de cristalino, y lesiones graves como dano retinal. El artfculo tambien asigno una probabilidad de lesion, desde (ii) baja, que representa una posibilidad de escaso porcentaje, a media, que representa una posibilidad de aproximadamente un 50%, a alta, que se refiere a una lesion casi segura. El artfculo clasifico ademas (iii) los escenarios de impacto segun la forma del objeto de impacto, categorizandolos segun la energfa de impacto total y la energfa de impacto normalizada por el area de impacto.

Estos resultados pueden aplicarse al caso especffico de cirugfa ocular investigando la lesion de impacto posiblemente mas alta, provocada por una rotura total del sistema de soporte mecanico del objetivo 700. Una rotura de este tipo puede dar como resultado una cafda libre de todo el objetivo 700 a traves de una trayectoria vertical tfpica de 20-25 mm, transfiriendo toda la energfa del objetivo al propio ojo. Pueden calcularse masas crfticas a partir de los valores de energfa crfticos publicados que modelizan la cafda libre del objetivo segun principios ffsicos conocidos.

Una trayectoria vertical de esta longitud puede surgir de los siguientes principios de diseno. El objetivo 700 puede montarse en una fase de deslizamiento vertical para proporcionar una sujecion segura y fiable del sistema de suministro de laser 1 mediante un soporte en el ojo. Tales disenos reducen los requisitos de precision y fuerza del soporte porque el soporte vertical aloja el objetivo 700 que va a estar situado dentro del rango de desplazamiento vertical. Ademas, una vez que el ojo esta sujeto, estos disenos permiten que el ojo se mueva verticalmente en relacion con la fuente 100 de laser sin romper el acoplamiento del sistema de suministro de laser 1 al ojo. Estos movimientos pueden producirse debido a un movimiento del paciente o movimiento de la cama quirurgica. Un intervalo de desplazamiento vertical de 20 a 25 mm del objetivo 700 mitiga de manera eficaz y de manera segura las fuerzas de soporte y el movimiento de paciente dentro de este intervalo.

Finalmente, (iv) una consideracion de diseno tambien influye en las masas crfticas en el sentido de que la masa (“optica”) de los elementos opticos del objetivo 700, tal como las lentes de vidrio solas en los grupos de lentes de objetivo definen una union inferior en la masa de todo el objetivo, puesto que hay numerosas maneras de reducir la masa del alojamiento y los sistemas de control del objetivo, aunque es mucho mas diffcil reducir la masa de las lentes. En los presentes sistemas, la masa total del objetivo puede ser dos-tres veces la masa “optica” de las lentes solas.

Algunos de estos criterios producen definiciones mas precisas de masas crfticas, otros solo una ligera dependencia cruzada, sin que se presten a una definicion precisa.

A partir de todas las combinaciones posibles de las clasificaciones (i)-(iv) anteriores, pueden identificarse cuatro definiciones relativamente precisas y significativas de masas crfticas MC tal como sigue:

(1) MC1 ~ 400 gramos: los objetivos con masas M < MC1 no plantean esencialmente ningun riesgo de lesion para un paciente incluso en el peor de los escenarios de rotura;

(2) MC2 ~ 750 gramos: las masas en el regimen MC1 < M < MC2 pueden presentar una posibilidad mayor de un 10% de provocar alguna abrasion de cornea a traves de la energfa de impacto total;

(3) MC3 ~ 1.300-1.400 gramos: las masas en el regimen MC2 < M < MC3 pueden presentar una posibilidad de un 50% de provocar abrasiones de cornea en cualquier escenario de impacto; y finalmente

(4) MC4 ~ 3.300 gramos: las masas en el intervalo de MC3 < M < MC4 en algunos escenarios de impacto pueden provocar una abrasion de cornea casi segura, y pueden desarrollar una posibilidad distinta de cero de lesiones de gravedad media o peor.

Naturalmente, todas estas probabilidades deben multiplicarse por la pequena probabilidad de la rotura total del sistema de soporte mecanico del objetivo que se produce actualmente. Sin embargo, en aplicaciones oftalmicas es necesario que se tomen medidas extremas para evitar todos los escenarios de lesion imaginables, aunque sean poco probables, haciendo que las masas crfticas anteriores sean relevantes.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

Por tanto, las consideraciones anteriores identifican cuatro masas crfticas segun criterios claros, con respecto a las masas total y optica del objetivo 700. Por consiguiente, las formas de realizacion del objetivo 700 en las que el proceso de diseno consigue reducir la masa de objetivo por debajo de una cualquiera de las masas crfticas anteriores MC4,... , MC1, ofrecen posibilidades cualitativamente mejores de procedimientos quirurgicos seguros.

Los objetivos existentes para laseres oftalmicos de femtosegundos presentan una masa superior a 5000 gramos, considerablemente superior incluso a la mas grande de estas cuatro masas crfticas. Una excepcion es la solicitud de patente US 20030053219 de Manzi, que describe un sistema de lentes en el que la masa optica de las lentes solas es de aproximadamente 1000 gramos, conduciendo posiblemente a una masa total de 2.000-3.000 gramos. Aunque el diseno de Manzi es mas ligero que otros objetivos existentes, es todavfa bastante grande. Esto se debe principalmente a un escaner Z que es una parte integral del objetivo puesto que los elementos de lente dentro del objetivo se utilizan para un control de foco Z. Manzi requiere una masa adicional para el alojamiento para el alojamiento mecanizado de precision, para una gufa lineal de precision para las lentes, y para un servomotor, aumentando todos la masa total hasta valores de vuelta a por encima de los 5000 gramos.

En cambio, una masa de diversas formas de realizacion del objetivo 700 puede encontrarse en cualquiera de los cuatro intervalos de masa anteriores: 0-400 gramos, 400-750 gramos, 750-1.350 gramos y 1.350-3.300 gramos. La masa puede ser la masa o bien optica o bien total. Por ejemplo, las lentes en una implementacion del objetivo 700 pueden presentar una masa de menos de 130 gramos. Es factible montar estas lentes en un alojamiento de metal de precision para una masa de conjunto total de 400 gramos.

Las formas de realizacion del objetivo 700 consiguen una reduccion de masa notable de este tipo hasta menos de 400 gramos, 750 gramos, 1.350 gramos y 3.300 gramos eliminando la funcionalidad de escaneo Z en el escaner Z 450 separado, alojandolo en un alojamiento funcional o mecanico separado. En este caso, el termino “alojamiento funcional o mecanico” se refiere al hecho de que las consideraciones de diseno no funcionales, globales pueden dar como resultado disponer el escaner Z 450 separado en el mismo deposito general que el objetivo 700, pero un deposito general de este tipo no cumple una funcion optica o fin mecanico.

En algunas formas de realizacion, una masa del objetivo 700 puede reducirse en un porcentaje P(masa) en comparacion con objetivos analogos, que realizan por lo menos algunas de las funcionalidades de escaneo Z dinamicas ajustando una caracterfstica optica del objetivo 700. Tal caracterfstica puede que ser el escaner Z 450 entero este integrado en el objetivo 700, o que el bloque de expansor de haz movil 500 este integrado en el objetivo 700, o que una o mas lentes de escaneo moviles esten integradas en el objetivo 700. P(masa) puede ser un 10%, un 50% o un 100%.

Otro aspecto relacionado del objetivo 700 y el diseno correspondiente del sistema de laser quirurgico 1 se ha descrito en relacion con la figura 14, en el que se ha mostrado que las formas de realizacion del escaner Z 450 pueden enfocar el haz de laser escaneado XYZ sobre el punto de pivote PP(O) de entrada del objetivo. Las formas de realizacion, que presentan el punto de pivote PP(O) de entrada dentro del objetivo 700, presentan un radio de haz rb muy reducido por una gran fraccion de la trayectoria optica, cuando el haz converge hacia este punto de pivote PP(O) interno. A su vez, puede controlarse un haz con un radio de haz rb reducido mediante lentes pequenas, dando como resultado una reduccion significativa de la masa global del objetivo 700.

Una implementacion del objetivo 700 segun los conocimientos de diseno anteriores se resume en la tabla 10 y se ilustra en la figura 15. Las implementaciones del objetivo 700 incluyen un primer grupo de lentes, para recibir el haz de laser pulsado quirurgico desde el escaner Z 450, y un segundo grupo de lentes, para recibir el haz de laser pulsado quirurgico desde el primer grupo de lentes y para enfocar el haz de laser quirurgico sobre una region objetivo.

La tabla 10 ilustra el objetivo 700 de la figura 15 en mas detalle a traves de las superficies 1 a 16. El objetivo 700 presenta nueve lentes L1 a L9 y superficies de contacto con la superficie de contacto de paciente 800 a traves de la superficie 17. Como antes, los parentesis indican los intervalos que pueden adoptar los parametros correspondientes. (Las superficies 1 y 2 definen un doblete de lentes L1/L2 y las superficies 8 y 9 definen un doblete de lentes L5/L6, por tanto, la superficie 16 en lugar de la 18.)

Tabla 10

Superficie

Curvatura [1/m] Distancia [mm] Indice de refraccion n

1

(-1,5, 4,5) (1, 6) (1,7, 1,9)

2

(7,8, 45) (6,4, 13) (1,56, 1,8)

3

(-4,2, 3,2) (0, 3,2) 1

4

(22, 36) (10,5, 14) (1,47, 1,62)

5

(-10, 5) (0, 6,8) 1

6

(-27,2, -12,6) (8,0, 11,6) (1,58, 1,63)

7

(-30,3, 2,5) (0, 6,7) 1

8

(-3,1, 18,9) (4,0, 8,3) (1,65, 1,76)

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

Superficie

Curvatura [1/m] Distancia [mm] Indice de refraccion n

9

(40,7, 72) (8,2, 17,9) (1,57, 1,69)

10

(-28,3, -22,1) (0, 3) 1

11

(-37,8, -17,6) (3,0, 26) (1,70, 1,86)

12

(-6,3, 14,0) (0, 3,0) 1

13

(37,9, 65) (12,0, 22,3) (1,54, 1,72)

14

(-15,4, 5,2) (0, 6,5) 1

15

(-55,1, -21,6) (2,0, 4,7) (1,56, 1,85)

16

(11,4, 26,8) (0, 2,0) 1

17

(-60,0, 0) (1,0, 1,5) (1,47, 1,54)

En otras implementaciones, puede utilizarse un numero diferente de lentes con intervalos de parametro diferentes, que satisfacen las consideraciones de diseno anteriores comparablemente bien.

En algunas implementaciones, el objetivo 700 puede describirse en terminos de grupos de lentes. Por ejemplo, el objetivo 700 puede incluir un primer grupo de lentes, para recibir el haz de laser escaneado XYZ del escaner Z 450, y un segundo grupo de lentes, para recibir un haz de laser del primer grupo de lentes. El segundo grupo de lentes puede incluir una primera lente con un fndice de refraccion en el intervalo comprendido entre 1,54 y 1,72, una superficie de entrada con una curvatura en el intervalo comprendido entre 37,9 y 65 1/m y una superficie de salida con una curvatura en el intervalo comprendido entre -15,4 y 5,2 1/m. Ademas, el segundo grupo de lentes tambien puede incluir una segunda lente, separada de la primera lente mediante una distancia en el intervalo comprendido entre 0 y 6,5 mm, con un fndice de refraccion en el intervalo comprendido entre 1,56 y 1,85, una superficie de entrada con una curvatura en el intervalo comprendido entre -55,1 y -21,8 1/m y una superficie de salida con una curvatura en el intervalo comprendido entre 11,4 y 26,8 1/m. El objetivo 700 puede emitir el haz de laser sobre la superficie de contacto de paciente 800 a traves de la segunda lente.

En algunas implementaciones, una longitud focal eficaz del objetivo 700 es menor de 70 mm.

En algunas formas de realizacion, una distancia desde el objetivo 700 a la superficie de contacto de paciente 800 es menor de 20 mm.

En algunos disenos, una curvatura de un plano focal del sistema de suministro de laser 1 es mayor de 20 1/m.

Tambien pueden crearse numerosas implementaciones adicionales del objetivo 700 y todo el sistema de laser quirurgico 1 para adherir al diseno principios expresados por toda esta solicitud utilizando paquetes de software de diseno optico disponibles comercialmente tales como Zemax de Zemax Development Corporation o Code V de Optical Research Associates.

6. Rendimiento optico de sistema global

En las diversas implementaciones, los parametros de los subsistemas precompensador 200, escaner XY 300, escaner Z 450 y objetivo 700 pueden optimizarse de una manera interdependiente de modo que el rendimiento optico del sistema de suministro de laser 1 global puede presentar propiedades que son utiles unicamente para, por ejemplo, aplicaciones quirurgicas oftalmicas.

Las tablas 11A a 11B resumen el rendimiento optico del sistema de suministro de laser 1 global en una primera y una segunda implementacion en terminos de la apertura numerica NA y el cociente de Strehl S. El rendimiento optico se caracteriza de nuevo en los puntos de referencia, en analogfa con los puntos de referencia P1,... P5 anteriores. Las tablas 11A a 11B muestran el rendimiento optico del sistema de suministro de laser 1 con sus componentes en las configuraciones A, B, C y D, suministrando el haz de laser al centro de la cornea (A), la periferia de la cornea (B), el centro del cristalino (C) y la periferia del cristalino (D), respectivamente. Estos puntos de referencia representan un gran volumen quirurgico, asociado con el desaffo de realizar la cirugfa oftalmica en el cristalino.

Las tablas 11A a 11B muestran las coordenadas radiales de los puntos de referencia que presentan valores especfficos. Sin embargo, en otras formas de realizacion, NA y S adoptan valores en los mismos intervalos respectivos “alrededor de” estas coordenadas radiales especfficas. En algunos casos el termino “alrededor de” se refiere a un intervalo de coordenadas radiales dentro del porcentaje P(radial) de los valores de coordenadas radiales mostrados, donde P(radial) puede ser uno del 10%, el 20% y el 30%. Por ejemplo, los puntos que presentan una coordenada radial z en el intervalo de 7,2 mm y 8,8 mm estan dentro de P(radial) = 10% de proximidad de la coordenada radial z=8,0 mm del punto de referencia “cristalino, centro”.

Ademas, en algunas formas de realizacion, NA y S se encuentran en solo uno de sus tres intervalos respectivos enumerados para las configuraciones B, C y D. En algunas formas de realizacion adicionales, NA y S se encuentran en dos de sus tres intervalos respectivos, enumerados para las configuraciones B, C, y D en las tablas 11A a 11B.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

De manera visible, el sistema de suministro de laser descrito esta bien corregido para esencialmente un rendimiento optico de difraccion limitada por todo el volumen de cirugfa de cristalino.

Tabla 11A

Configuracion Tejido, ubicacion Profundidad z [mm] Radio r [mm] Apertura numerica NA Cociente de Strehl S

A

Cornea, centro 0,3 0 (0,25, 0,40) (0,90, 1,0)

B

Cornea, periferia 0,3 6,2 (0,25, 0,40) (0,90, 1,0)

C

Cristalino, centro 8 0 (0,15, 0,35) (0,90, 1,0)

D

Cristalino, periferia 7,3 4 (0,15, 0,35) (0,80, 1,0)

Tabla 11B

Configuracion

Tejido, ubicacion Profundidad z [mm] Radio r [mm] Apertura numerica NA Cociente de Strehl S

A

Cornea, centro 0,3 0 (0,30, 0,35) (0,95, 1,0)

B

Cornea, periferia 0,3 6,2 (0,30, 0,35) (0,90, 0,95)

C

Cristalino, centro 8 0 (0,20, 0,25) (0,95, 1,0)

D

Cristalino, periferia 7,3 4 (0,20, 0,25) (0,85, 0,90)

Disenos analogos, que presentan un cociente de Strehl S mayor de 0,8 pueden considerarse equivalentes a los disenos enumerados anteriormente, puesto que todos estos disenos se consideran sistemas de difraccion limitada.

Tambien pueden utilizarse otras medidas de aberracion, tales como el radio de punto focal rf ademas del cociente de Strehl S para caracterizar el rendimiento optico global del sistema de suministro de laser 1. Puesto que grandes cocientes de Strehl combinados con grandes aperturas numericas NA se traducen a radios de punto focal rf pequenos; en todas las configuraciones A a D, el radio de punto focal rf puede mantenerse inferior a 2 micrometros en algunas implementaciones, en otras inferior a 4 micrometros, todavfa en otras inferior a 10 micrometros en la region ocular objetivo.

Para caracterizar el rendimiento del sistema de suministro de laser de una manera mas precisa, y para representar el impacto sustancial de la cornea y el cristalino sobre la propagacion de haz, se han derivado los valores de NA y S de las tablas 11A a 11B disenando el sistema incluyendo el ojo como parte integral del diseno optico. En algunos disenos, el ojo se modeliza en su forma natural. En otros, se incluye un grado de aplanamiento del ojo para representar una condicion quirurgica autentica.

La tabla 12 resume un modelo sencillo de los tejidos oculares relevantes, tal como se muestra por un ojo 850 humano como modelo en la figura 15. (La numeracion de las superficies se ha elegido para continuar la numeracion de la tabla 10, comenzando con la superficie 18, la superficie que conecta la superficie de contacto de paciente 800 con el tejido de cornea.) El tejido ocular puede modelizarse por una cornea de 0,6 mm de grosor (en la que se entra desde la superficie de contacto de paciente a traves de la superficie 18 compartida), el humor acuoso (al que se entra desde la cornea a traves de la superficie 19) y el cristalino (al que se entra desde el humor acuoso a traves de la superficie 20). Las separaciones de las superficies oculares se tratan de manera similar a las separaciones de las superficies de lente 1 a 16.

Tabla 12

Superficie Curvatura [1/m] 18 (-100, -80)

19 (-100, -80)

20 (-100, -80)

Distancia [mm] Indice de refraccion n 0,6 1,38

(2,0, 4,0) 1,34

(3,0, 5,0) 1,42

Se calcularon los valores de NA y S de las tablas 11A a 11B utilizando este modelo del tejido ocular. Modelos relacionados del ojo dan como resultado medidas de aberracion comparables.

En un aspecto adicional separado, en algunas implementaciones del diseno optico de todo el sistema de suministro de laser 1, puede simplificarse dejando algunas de las distorsiones y curvaturas de campo sin corregir por medios opticos.

La figura 16 ilustra que en algunos sistemas, este principio de diseno harfa que la precision de posicion del sistema quirurgico fuera menos ventajosa. Los puntos cuadrados indican la posicion del punto focal cuando el espejo del escaner XY 300 escanea en etapas de 1 grado y el escaner Z 450 escanea la profundidad focal Z moviendo el expansor de haz movil 500 en etapas de 5 mm. De manera visible, el “plano focal”, definido como las ubicaciones escaneadas XY del punto focal mientras se mantiene constante la profundidad focal Z, esta curvado. En la periferia lateral, la profundidad de corte es mas superficial, consistente con el comportamiento conocido de lentes con una curvatura de campo sin corregir.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

De la misma manera, si los espejos del escaner XY 300 se mantienen fijos y el escaner Z 450 escanea la profundidad focal Z, cambia la posicion lateral del punto focal. Complicando mas el diseno, ni la posicion XY lateral radial ni la profundidad focal Z presenta una dependencia lineal de las posiciones de escaner respectivas. En el plano XY estas distorsiones se denominan distorsiones en barrilete o en corse. (En muchas implementaciones, la tercera coordenada, el angulo acimutal del escaner XY 300 se transfiere sin cambio al angulo acimutal de las posiciones focales y, por tanto, se suprimiran.)

La figura 17 ilustra como algunas implementaciones del sistema de suministro de laser 1 ofrecen nuevas soluciones computacionales a los desaffos descritos. Las coordenadas de escaner se proporcionan en coordenadas esfericas (C, %, H donde C es la posicion del escaner Z 450, % es un angulo de inclinacion del escaner XY 300 del eje optico, y ^ es el angulo acimutal. Las posiciones de punto focal se proporcionan por las coordenadas focales cilfndricas (z, r, ^), siendo z la profundidad focal Z, r la distancia radial desde el eje optico y ^ el angulo acimutal.

El angulo acimutal de la posicion focal puede ser esencialmente el mismo que el angulo acimutal de los escaneres y, por tanto, no se muestra. Las coordenadas de escaner XY y Z (C, %) restantes pueden discretizarse dentro de sus intervalos de escaneo respectivos, definiendo una red de escaneo y una matriz de escaner correspondiente Cy, definida como Cij = (Ci, %j). Si las coordenadas de escaner reales adoptan un valor (Ci0, %j0), entonces la matriz de escaneo Cij es 1 en este par (i0, j0) particular y cero para todos los demas pares (i, j).

De manera similar, las posiciones de punto focal pueden estar caracterizadas por una matriz focal bidimensional Ski, donde Ski se refiere a las coordenadas focales de profundidad Z y radiales discretizadas (zk, n). En terminos de la matriz de escaner Cij y la matriz focal Ski, el rendimiento optico del sistema de suministro de laser 1 puede caracterizarse con una matriz de transferencia tetradimensional Tijkl, que expresa como las coordenadas de escaner (Ci, %j) se transforman en las coordenadas focales (zk, n) en general: S=TC, o en detalle:

(5)

ij

Aunque la matriz de transferencia Tijkl representa una conexion lineal entre la matriz de escaner Cij y la matriz focal Ski, en algunas implementaciones adicionales puede existir una relacion no lineal entre la matriz de escaner Cij y la matriz focal Skl. En esas implementaciones, la ecuacion (5) se sustituye por una conexion no lineal.

El sistema de suministro de laser 1 puede estar disenado para optimizar los elementos de la matriz de transferencia T mediante un seguimiento de rayo computacional, calibracion ffsica o una combinacion de ambos. Se describe una implementacion de un procedimiento de calibracion ffsica en la solicitud de patente US 20090131921, que podrfa utilizarse para un fin de este tipo.

Normalmente, la matriz de transferencia T es invertible y puede utilizarse para crear la matriz de transferencia inversa, T1, que conecta elementos de la matriz focal Skl con la matriz de escaner Cij.

Alternativamente, en algunas formas de realizacion la matriz de transferencia inversa T1 puede determinarse directamente iniciando un proceso de diseno computacional con la matriz focal deseada Skl en la region objetivo y utilizarse, por ejemplo, un seguimiento de rayo para reconstruir la matriz de escaner Cij correspondiente.

Las figuras 17 a 18 ilustran tales relaciones. Estas figuras son nomogramas que ilustran a que coordenada de escaner (Ci, %j) puede adaptarse el escaner XY 300 o el escaner Z 450 con el fin de enfocar el haz a las coordenadas focales (zk, n), mostradas en los ejes z y r.

La figura 17 muestra el angulo de inclinacion % del escaner XY 300, correspondiente a las coordenadas focales (z, r). Como ejemplo, para conseguir una profundidad Z de z=6 mm y una posicion radial de r=4 mm, las lfneas discontinuas indican que puede utilizarse un angulo de inclinacion de escaner XY de %=6,4 grados.

La figura 18 muestra que, para conseguir las mismas coordenadas focales (z, r) = (4, 6), puede utilizarse una posicion de escaner Z C=15,5 mm. Desde el punto de vista computacional, los nomogramas pueden almacenarse en una memoria informatica como tablas de consulta. Los valores entre coordenadas de consulta almacenadas pueden determinarse rapidamente mediante una interpolacion cuadratica o lineal bidimensional.

El conocimiento de la matriz de transferencia T y su inversa T1 permiten que las formas de realizacion del sistema de suministro de laser 1 corrijan las aberraciones de la figura 16 mediante procedimientos computacionales en lugar de procedimientos opticos. Estas formas de realizacion pueden incluir un controlador computacional, que puede controlar por lo menos uno del escaner XY 300 y del escaner Z 450 para controlar una distorsion optica del sistema de suministro de laser 1.

La figura 19 ilustra que, por ejemplo, si se desea un escaneo a lo largo de un patron de escaneo con una distorsion optica reducida en una region objetivo, por ejemplo a lo largo de un plano focal uniforme a una profundidad focal Z

5

10

15

20

25

30

predeterminada z, el controlador computacional puede realizar las etapas del siguiente procedimiento 900 de control computacional:

(910): recibir por lo menos uno de coordenadas focales (zk, n) de entrada y elementos de una matriz focal Ski que corresponden a un patron de escaneo con una distorsion optica reducida en la region objetivo;

(920): calcular, o recuperar de una memoria almacenada por lo menos uno de las coordenadas de escaner (Q, Xj) y los elementos de la matriz de escaner Cy, que corresponden a las coordenadas focales (zk, ri) de entrada o elementos de la matriz focal Ski, utilizando una matriz de transferencia inversa (T1)ijkl predeterminada; y

(930): controlar por lo menos uno del escaner Z 450 y el escaner XY 300 segun las coordenadas de escaner (Q, Xj) calculadas para escanear el punto focal segun las coordenadas focales (zk, ri) de entrada o elementos de la matriz focal Ski.

Los sistemas de suministro de laser que presentan un controlador computacional de este tipo pueden reducir una distorsion optica en relacion con los mismos sistemas de laser o similares sin tales controladores. El grado de reduccion puede ser de hasta un 10% en algunas formas de realizacion, y de hasta un 30% en otras formas de realizacion.

La distorsion optica reducida puede ser uno cualquiera de una aberracion, una curvatura de campo, una distorsion en barrilete, una distorsion en corse, un plano focal curvado y una lfnea de escaneo doblada, destinada a ser paralela al eje Z.

En algunas implementaciones, el controlador computacional realiza estas funciones conjuntamente con los otros bloques del sistema de suministro de laser, incluyendo el precompensador 200, el escaner XY 300, el escaner Z 450 y el objetivo 700, utilizando posiblemente cualquiera de sus caracterfsticas descritas anteriormente.

El numero de posibles implementaciones analogas es muy grande, basandose en el principio de control computacional para reducir aberraciones opticas. Por ejemplo, el controlador computacional en algunas formas de realizacion puede escanear el punto focal por un plano focal con una curvatura por debajo de una curvatura crftica. En algunas implementaciones adicionales, pueden escanearse superficies con formas predeterminadas con una operacion apropiada del controlador computacional.

Claims (18)

1. 5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   40

   45

   50

   55

   60

   65

   1. Sistema de laser oftalmico para cirugfa del segmento anterior del ojo, que comprende: una fuente laser, para generar un haz de laser pulsado;

   un escaner XY (300), configurado

   para recibir el haz de laser pulsado; y

   para emitir un haz de escaneo XY, escaneado en dos direcciones esencialmente transversales a un eje optico; y

   un escaner multifuncional Z (450), configurado para recibir el haz de escaneo XY;

   para emitir un haz de escaneo XYZ, que presenta una apertura numerica NA y un punto focal con una profundidad focal Z a lo largo del eje optico en una region objetivo; y

   caracterizado por que el escaner multifuncional Z esta configurado asimismo para modificar la apertura numerica NA a una apertura numerica predeterminada NA(Z) en funcion de la profundidad focal Z.
2. 2. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que el escaner Z comprende:

   un primer bloque de expansor de haz (400); un bloque de expansor de haz movil (500); y un controlador optico secundario.
3. 3. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que:

   el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion;

   la aberracion total presenta un optimo en funcion de la apertura numerica NA a una apertura numerica optima NAopt(z) para una profundidad focal Z; y

   el escaner Z (450) es ajustable para modificar la apertura numerica NA a la apertura numerica optima NAopt(z) a la profundidad focal Z.
4. 4. Sistema de laser segun la reivindicacion 3, en el que:

   la aberracion total optima corresponde a una medida de aberracion optima, en el que

   la medida de aberracion optima es un mfnimo de uno de entre un radio de punto focal r, un error RMS del frente de onda w y un coeficiente a40 de aberracion esferica o un maximo de un cociente de Strehl S.
5. 5. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 4, en el que:

   la medida de aberracion optima corresponde a uno de entre cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3) en unas ubicaciones (z, r), todos en milfmetros, a cualquier angulo acimutal ^, en el que

   z indica una distancia a lo largo del eje optico y r indica la coordenada cilfndrica radial correspondiente, y el (0,0) del sistema de coordenadas cilfndricas indica un punto central y frontal de la region objetivo.
6. 6. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que:

   el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion; y

   la apertura numerica NA es ajustable para reducir, a una profundidad focal Z, la aberracion total del sistema de laser en por lo menos un porcentaje P(expansor movil) con respecto a una aberracion total de un sistema de laser analogo que presenta un escaner Z con una apertura numerica NA no ajustable; en el que

   el porcentaje P(expansor movil) es uno de entre el 20%, el 30%, el 40% y el 50%.

   5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   40

   45

   50

   55

   60

   65
7. 7. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 6, en el que:

   la aberracion total esta caracterizada por una medida de aberracion, siendo la medida de aberracion una de entre un radio de punto focal rf, un error RMS del frente de onda w, y un coeficiente a40 de aberracion esferica.
8. 8. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 6, en el que:

   la medida de aberracion correspondiente a uno de entre cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), en unas ubicaciones (z, r), todos en milfmetros, a cualquier angulo acimutal ^, en el que

   z indica una distancia a lo largo del eje optico y r indica la coordenada cilfndrica correspondiente; y el (0,0) del sistema de coordenadas cilfndricas indica un punto central y frontal de la region objetivo.
9. 9. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que:

   el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion; y

   la apertura numerica NA puede ser ajustada para aumentar, a una profundidad focal Z, un cociente de Strehl S correspondiente a la aberracion total del sistema de laser en por lo menos un porcentaje P(expansor movil) mayor que el cociente de Strehl S de un sistema de laser, en el que el escaner Z no presenta una apertura numerica ajustable NA; en el que

   el porcentaje P(expansor movil) es uno de entre el 20%, el 30%, el 40% y el 50%.
10. 10. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que:

    el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica, una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion; y

    la apertura numerica NA puede ser ajustada para aumentar, a una profundidad focal Z, un cociente de Strehl S correspondiente a la aberracion total a un valor superior a 0,8, en el que

    el cociente de Strehl S de un sistema de laser analogo, que solo difiere en que presenta el escaner Z sin una apertura numerica ajustable NA, es inferior a 0,8.
11. 11. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 10, en el que:

    el cociente de Strehl S corresponde a uno de entre cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), en unas ubicaciones (z, r), todos en milfmetros, a cualquier angulo acimutal ^, en el que

    z indica una distancia a lo largo del eje optico y r indica la coordenada cilfndrica correspondiente, y el (0,0) del sistema de coordenadas cilfndricas indica un punto central y frontal de la region objetivo.
12. 12. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que:

    el escaner Z (450) esta configurado para escanear una profundidad focal Z del sistema de laser dentro de un intervalo de escaneo Z, en el que el intervalo de escaneo Z es uno de entre 5 milfmetros y 10 milfmetros y de entre 0 milfmetros y 15 milfmetros.
13. 13. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que:

    el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica y una aberracion por difraccion; y

    una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion;

    presentando la aberracion total una secuencia de valores de aberracion total optima en una secuencia de aperturas numericas optimas NAopt(z) correspondientes a una secuencia de profundidades focales Z;

    en el que el escaner Z (450) puede ser ajustado para modificar la apertura numerica NA a la secuencia de las aperturas numericas optimas NAopt(z) en la secuencia de profundidades focales Z.
14. 14. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 13, en el que:

    la aberracion esta caracterizada por una medida de aberracion, siendo la medida de aberracion una de entre un

    5

    10

    15

    20

    25

    30

    radio de punto focal rf, un cociente de Strehl S, un RMS frente de onda w, y un coeficiente a40 de aberracion esferica, correspondiente a la secuencia de profundidades focales Z.
15. 15. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, en el que:

    el haz de escaneo XYZ emitido presenta una aberracion geometrica y una aberracion por difraccion y una aberracion total, que es igual a una suma de la aberracion geometrica y la aberracion por difraccion;

    en el que la apertura numerica NA puede ser ajustada a una secuencia de aperturas numericas NA(z) en una secuencia de profundidades focales Z para reducir una aberracion total representativa en por lo menos un porcentaje P(escaner) con respecto a unos sistemas de laser analogos, en los que el escaner Z (450) no presenta una apertura numerica ajustable NA.
16. 16. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 15, en el que:

    el porcentaje P(escaner) es uno de entre el 20%, el 30%, el 40% y el 50%.
17. 17. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 1, que comprende: un accionador,

    un controlador ajustable, controlado mediante el accionador, estando el controlador configurado para controlar la profundidad focal Z, y

    para ajustar la apertura numerica NA a un valor predeterminado NA(Z) a lo largo de un escaner Z.
18. 18. Sistema de laser oftalmico segun la reivindicacion 17, en el que:

    la NA(Z) predeterminada corresponde a una apertura numerica optima NAopt(Z), en la que una aberracion total presenta un optimo en funcion de la apertura numerica NA a NAopt(Z) para una profundidad focal Z.