ES2623922T3 - Sistema óptico de etapas variables para láser quirúrgico oftálmico - Google Patents

Sistema óptico de etapas variables para láser quirúrgico oftálmico Download PDF

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ES2623922T3 ES10830585.5T ES10830585T ES2623922T3 ES 2623922 T3 ES2623922 T3 ES 2623922T3 ES 10830585 T ES10830585 T ES 10830585T ES 2623922 T3 ES2623922 T3 ES 2623922T3
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Abstract

Un sistema de láser oftálmico, que comprende: una fuente láser (100) que genera un haz láser de impulsos de láser; un escáner XY (300) que escanea el haz láser en direcciones transversales a un eje Z; un escáner Z (450) que escanea el haz láser a lo largo del eje Z e incluye un escáner Z continuo (250b) que proporciona un escaneo continuo del haz láser a lo largo del eje Z; y un escáner incremental Z (450b) que proporciona escaneo incremental del haz láser a lo largo del eje Z, teniendo el escáner incremental Z (450b) una o más etapas variables (481(i)), caracterizado por que las etapas variables están configuradas para ser posicionadas dentro y fuera de una trayectoria del haz láser.

Description

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DESCRIPCION
Sistema optico de etapas variables para laser quirurgico oftalmico Campo tecnico
Este documento de patente se refiere a sistemas y tecnicas para realizar cirugfa con laser sobre el segmento anterior del ojo.
Antecedentes
En la realizacion de cirugfa con laser mediante foto-disrupcion causada por impulsos de laser, pueden utilizarse distintos procedimientos quirurgicos del cristalino para retirar la lente del cristalino. Estos procedimientos pueden romper el cristalino en pequenos fragmentos y retirar los fragmentos del ojo a traves de pequenas incisiones. Pueden utilizarse instrumentos manuales, ultrasonidos, fluidos calentados o laseres en tales procedimientos. El estado de la tecnica esta representado por el documento WO 2011/017001 A2.
Resumen
La presente invencion se refiere a sistemas y tecnicas para proporcionar un control de escaneo variable en la entrega de un haz laser de impulsos de laser a un objetivo quirurgico, de acuerdo con las reivindicaciones que siguen. Los sistemas y tecnicas descritos pueden ser utilizados para cirugfa con laser dentro del segmento anterior del ojo y del cristalino mediante la foto-disrupcion causada por impulsos de laser procedentes de un laser de femtosegundo. Los sistemas y tecnicas descritos pueden ser implementados en modos que proporcionen un escaneo optico del haz laser para reducir o minimizar las distorsiones opticas del haz laser mientras se escanea y se enfoca el haz laser al ojo.
Por ejemplo, un sistema de laser oftalmico puede ser implementado para incluir una fuente laser que genera un haz laser de impulsos de laser; un escaner XY que escanea el haz laser en direcciones transversales a un eje Z; un escaner Z que escanea el haz laser a lo largo del eje Z e incluye un escaner Z continuo que proporciona un escaneo continuo del haz laser a lo largo del eje Z; y un escaner incremental Z que proporciona escaneo incremental del haz laser a lo largo del eje Z.
En realizaciones, el escaner incremental Z esta configurado para escanear en Z una profundidad de foco del sistema laser oftalmico de una manera incremental por Z escalones, y el escaner Z continuo esta configurado para escanear en Z la profundidad de foco del sistema laser oftalmico de una manera continua en rangos de escaneo continuos correspondientes a los escalones Z.
En realizaciones, el escaner Z esta configurado de modo que los intervalos de escaneo continuo son mayores que uno o mas escalones Z, por ello los rangos de escaneo continuo en los que la profundidad de foco puede ser escaneada en Z con el escaner continuo Z en escalones Z contiguos se solapan, y un operador del sistema laser oftalmico es capaz de escanear en Z la profundidad de foco en un rango de escaneo en Z casi continuo.
En realizaciones, el rango de escaneo en Z tiene una longitud comprendida dentro de uno de los rangos de 0-5 mm, 5-10 mm, 10-30 mm y 0-15 mm.
En realizaciones, el escaner incremental Z es capaz de ajustar la profundidad de foco a un nivel corneal Z, permitiendo que un cirujano lleve a cabo un procedimiento oftalmico corneal en el rango de escaneo continuo alrededor del nivel corneal Z, y a uno o mas niveles Z del cristalino, permitiendo que el cirujano lleve a cabo un procedimiento oftalmico del cristalino en rangos de escaneo continuo alrededor de uno o mas niveles Z del cristalino.
En realizaciones, el escaner Z esta configurado para mantener una aberracion del haz laser mejor que un valor de umbral en una region objetivo.
En realizaciones, la aberracion del sistema laser oftalmico puede estar caracterizada por una relacion de Strehl S, y la relacion de Strehl S es mayor que un valor de umbral S(umbral) en la region objetivo, en donde S(umbral) es uno de entre los valores de 0,6, 0,7, 0,8, y 0,9.
En realizaciones, la relacion de Strehl S corresponde a un haz laser con una longitud de onda del orden de 0,4 micrones a 1,1 micrones.
En realizaciones, la relacion de Strehl S es mayor que S(umbral) en uno o mas de cinco puntos de referencia en la region objetivo, en donde los cinco puntos de referencia son determinados por sus coordenadas cilmdricas (z, r) en la region objetivo como P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todas en milfmetros, en cualquier angulo de azimut $, con relacion al frente y centro de la region objetivo que esta en (0,0).
En realizaciones, la aberracion del sistema laser oftalmico puede estar caracterizada por un radio rf de punto focal, y el radio rf de punto focal es menor que un valor de umbral rf(umbral) en la region objetivo, en donde rf(umbral) es un valor de entre 2, 3, 4, 5 y 6 micrones.
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En realizaciones, el radio rf de punto focal es menor que rf(umbral) en uno o mas de cinco puntos de referencia en la region objetivo, en donde los cinco puntos de referencia son determinados por sus coordenadas cilmdricas (z, r) en la region objetivo como P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todas en miKmetros, en cualquier angulo de azimut $, con relacion al frente y centro de la region objetivo que esta en (0,0).
En realizaciones, la aberracion es una de entre una aberracion esferica, un coma, un astigmatismo y una aberracion cromatica.
En realizaciones, el escaner Z esta configurado para compensar al menos parcialmente una aberracion, causada por el escaner Z que ha escaneado en Z una profundidad de foco del sistema oftalmico en la region objetivo.
En realizaciones, el escaner incremental Z tiene una o mas etapas variables, en donde las etapas variables pueden estar posicionadas dentro y fuera de una trayectoria del haz laser.
En realizaciones, las etapas variables pueden estar posicionadas en una secuencia de configuraciones que mueven una profundidad de foco del haz laser en escalones Z predeterminados.
En realizaciones, diferentes etapas variables estan configuradas para mover la profundidad de foco proporcionalmente a una longitud de escalon Z basico multiplicado por diferentes potencias de 2.
En realizaciones, el numero de etapas variables es un valor de entre uno, dos, tres y cuatro.
En realizaciones, una aberracion causada por una etapa variable es compensada, al menos parcialmente, por la etapa variable que comprende una lente funcional multiple.
En realizaciones, una aberracion causada por una etapa variable es compensada, al menos parcialmente, por la etapa variable que comprende una lente individual con un parametro de curvado diferente de cero.
En realizaciones, una etapa variable puede ser movida en la trayectoria del haz laser por un deslizador mecanico, un accionador mecanico, un brazo giratorio, y un aparato electromecanico.
En realizaciones, el escaner continuo Z esta configurado para escanear la profundidad de foco del haz laser en rangos de escaneo continuos predeterminados cuando diferentes etapas variables son posicionadas en la trayectoria del haz laser, en donde los rangos continuos predeterminados son o bien diferentes para diferentes etapas variables o son los mismos para diferentes etapas variables.
En realizaciones, el escaner continuo Z esta posicionado entre la fuente laser y el escaner XY, y el escaner incremental Z esta posicionado despues del escaner XY en la trayectoria del haz laser.
En realizaciones, el escaner continuo Z esta posicionado despues del escaner XY en una trayectoria del haz laser.
En realizaciones, el escaner continuo Z comprende un primer bloque, posicionado entre la fuente laser y el escaner XY, y un segundo bloque, posicionado despues del escaner Xy en una trayectoria del haz laser.
En realizaciones, el escaner Z esta configurado para variar una profundidad de foco Z y una abertura numerica del haz laser de manera esencialmente independiente una de otra.
En realizaciones, el escaner Z esta posicionado en un alojamiento separado de un objetivo y antes del objetivo en una trayectoria del haz laser.
En realizaciones, un metodo incluye los pasos de generar un haz laser por una fuente laser, escanear en Z una profundidad de foco del haz laser mediante un escaner continuo Z y escanear en Z la profundidad de foco del haz laser por un escaner incremental Z.
En realizaciones, el escaneado en Z por el escaner incremental Z incluye el escaneado en Z de la profundidad de foco en escalones Z incrementales, y el escaneado en Z por el escaner Z continuo comprende escanear en Z la profundidad de foco en rangos de escaneo continuos correspondientes a los escalones incrementales Z.
En realizaciones, uno o mas de los rangos de escaneado continuo es mayor que los escalones Z, por lo que los rangos de escaneo continuo en los que la profundidad de foco puede ser escaneada en Z con el escaner continuo Z en escalones Z contiguos se solapan, y un operador del sistema laser oftalmico es capaz de escanear en Z la profundidad de foco en un rango de escaneo en Z casi continuo.
Algunas realizaciones incluyen los pasos de ajustar el escaner incremental Z a un nivel corneal Z, realizar un procedimiento quirurgico corneal escaneando en Z la profundidad de foco con el escaner continuo Z, ajustar el escaner incremental Z a uno o mas niveles de cristalino, y realizar un procedimiento quirurgico de cristalino escaneando en Z la profundidad de foco con el escaner continuo Z.
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En realizaciones el metodo incluye los pasos de mantener una aberracion mejor que un valor de umbral en una region objetivo, en donde la aberracion es una de entre una aberracion esferica, un coma, un astigmatismo y una aberracion cromatica.
En realizaciones, el paso de escanear en Z mediante el escaner incremental Z incluye posicionar una o mas etapas variables del escaner incremental Z en una trayectoria del haz laser.
En realizaciones, el paso de escanear en Z mediante el escaner incremental Z incluye posicionar las etapas variables en una secuencia de configuraciones que escanean en Z la profundidad de foco en incrementos de Z predeterminados.
En realizaciones, el paso de escanear en Z mediante el escaner incremental Z incluye mover la profundidad de foco de manera proporcional a un escalon basico Z multiplicado por diferentes potencias de 2 moviendo diferentes etapas variables dentro y fuera de la trayectoria del haz laser.
En realizaciones, el escaneado en Z de la profundidad de foco incluye escanear en Z la profundidad de foco con el escaner continuo Z a una profundidad de foco cerca de un maximo de un primer intervalo de escaneo continuo, aumentar la profundidad de foco en un escalon incremental Z por el escaner incremental Z, reiniciar el escaner continuo Z a cerca de un mmimo de un segundo intervalo de escaneo continuo, y escanear en Z la profundidad de foco dentro del segundo rango de escaneo continuo.
En realizaciones, el primer rango de escaneo continuo y el segundo rango de escaneo continuo son esencialmente iguales.
En realizaciones, el paso de escanear en Z la profundidad de foco incluye escanear en Z la profundidad de foco de manera esencialmente independiente del ajuste de una abertura numerica del haz laser.
Algunas realizaciones incluyen una fuente laser para generar un haz laser pulsatorio, un escaner XY para escaneado el haz laser en direcciones transversales a un eje Z, un escaner continuo Z y un escaner Z de etapa variable para escanear el haz laser a lo largo del eje Z.
En realizaciones, el escaner Z de etapa variable incluye etapas variables, configuradas para ser posicionadas dentro y fuera de una trayectoria del haz laser.
La invencion esta definida por las reivindicaciones.
Breve descripcion de las figuras
La fig. 1 ilustra un ejemplo de un sistema de entrega de laser quirurgico.
La fig. 2 ilustra un frente de ondas Gaussiano G y un frente de ondas W aberrado.
Las figs. 3A-3B ilustran rayos opticos en un plano optimo y en un plano focal escaneado.
La fig. 3C ilustra un ejemplo del radio de mancha focal.
La fig. 4 ilustra un ejemplo de una relacion entre una relacion de Strehl S y un error u> de frente de onda RMS.
La fig. 5 ilustra puntos de referencia para cirugfa oftalmica.
Las figs. 6A-B ilustran una operacion ejemplar de pre-compensador en el sistema en la fig. 1.
Las figs. 7A-B ilustran distintos usos de una funcionalidad de escaneado en Z eficiente.
Las figs. 8A-D ilustran implementaciones ejemplares del pre-compensador en el sistema en la fig. 1.
La fig. 9 ilustra una implementacion ejemplar del sistema de entrega de laser en la fig. 1 con dos escaneres Z.
La fig. 10 ilustra una tabla de configuraciones que contienen 0, 1, o 2 escaneres de profundidad Z y 0, 1 o 2 modificadores de NA.
Las figs. 11A-C ilustran implementaciones ejemplares de un escaner XY en el sistema en la fig. 9.
Las figs. 12A-D ilustran una aberracion como una funcion de una abertura numerica y la abertura numerica optica correspondiente NAopt(z) como una funcion de la profundidad focal Z.
Las figs. 13A-B ilustran dos ajustes ejemplares del bloque Primer Extensor de Haz y del bloque Extensor de Haz Movil.
La fig. 14 ilustra un ejemplo del plano focal intermedio.
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Fig. 15 ilustra un ejemplo de un sistema de entrega de laser con un escaner incremental Z.
Las figs. 16A-B ilustran niveles z, escalones e intervalos en regiones objetivo para el escaner incremental Z en el sistema en la fig. 15.
Las figs. 17A-B ilustran la operacion de un escaner Z de etapa variable para el escaner incremental Z en el sistema en la fig. 15.
La fig. 18 ilustra una implementacion del escaner incremental Z en el sistema en la fig. 15.
La fig. 19 ilustra una implementacion del Objetivo para el sistema en la fig. 15.
La fig. 20 ilustra un plano focal curvado en la region objetivo.
La fig. 21 ilustra un nomograma del angulo de inclinacion del escaner XY.
La fig. 22 ilustra un nomograma de la posicion del Extensor de Haz Movil.
La fig. 23 ilustra pasos de un ejemplo de un metodo de control de escaneo de haz.
Descripcion detallada
Los ejemplos e implementaciones de sistemas y tecnicas descritas en este documento proporcionan un control de escaneo variable en la entrega de un haz laser de impulsos laser desde un laser pulsatorio de femtosegundo a un objetivo quirurgico. Las implementaciones de los sistemas y tecnicas descritos en este documento pueden ser utilizadas para realizar procedimientos quirurgicos tanto en la cornea como en el cristalino. Realizar cirugfa oftalmica en el cristalino del ojo esta asociado con exigencias cualitativamente diferentes de los procedimientos en la cornea. Como tal, las tecnicas tradicionales que implican, por ejemplo, instrumentos manuales, ultrasonidos, fluidos calentados, tienden a tener inconvenientes significativos cuando son utilizados en procedimientos quirurgicos del cristalino. Ejemplos de tales inconvenientes incluyen la necesidad de entrar en el ojo con sondas con el fin de conseguir la fragmentacion, y la precision limitada.
Los ejemplos e implementaciones de sistemas y tecnicas descritos en este documento utilizan tecnologfa laser foto- disruptiva para entregar impulsos laser al cristalino para fragmentar opticamente el cristalino sin insercion de una sonda y asf puede ofrecer el potencial de una retirada del cristalino mejorada. La foto-disrupcion inducida mediante laser ha sido ampliamente utilizada en cirugfa oftalmica con laser y se han utilizado frecuentemente laseres de Nd:YAG como las fuentes laser para la fragmentacion del cristalino mediante la foto-disrupcion inducida por laser. Algunos sistemas existentes utilizan haces laser con impulsos de nanosegundos con energfas de impulso de varios mJ (E. H. Ryan y col., American Journal of Ophtalmology 104: 382-386, octubre de 1987; R. R.. Kruger y col., Ophtalmology 108:2122-2129, 2001), e impulsos de picosegundos con varias decenas de |jJ por impulso (A. Gwon y col., J. Cataract Refract Surg. 21, 282-286, 1995). Estos impulsos relativamente largos depositan cantidades relativamente grandes de energfa en las manchas quirurgicas, dando como resultado considerables limitaciones sobre la precision y control del procedimiento, al tiempo que crean un nivel de riesgo relativamente elevado de resultados indeseados. En paralelo, en el campo relacionado de la cirugfa corneal se ha reconocido que duraciones de impulso mas cortas y una mejor focalizacion pueden ser conseguidas utilizando impulsos de duracion de centenares de femtosegundos en lugar de los impulsos de nanosegundos y picosegundos. Los impulsos de femtosegundos depositan mucha menos energfa por impulso, aumentando de manera significativa la precision y la seguridad del procedimiento. Distintos sistemas de laser de femtosegundos estan disenados para satisfacer las exigencias de la cirugfa corneal y tienden a tener el rango de profundidad de foco del laser menor de aproximadamente 1 mm, el grosor de la cornea. Como el cristalino esta tipicamente situado a una profundidad de 3-10 mm, los sistemas laser disenados para procedimientos en la cornea no ofrecen soluciones para los retos considerables de realizar cirugfa sobre el cristalino del ojo.
Un ejemplo de un sistema laser oftalmico descrito en este documento incluye una fuente laser que genera un haz laser de impulsos de laser; un escaner XY que escanea el haz laser en direcciones transversales a un eje Z; un escaner Z que escanea el haz laser a lo largo del eje Z e incluye un escaner continuo Z que proporciona un escaneo continuo del haz laser a lo largo del eje Z; y un escaner incremental Z que proporciona un escaneo incremental del haz laser a lo largo del eje Z. Este sistema puede ser implementado y adaptado para cirugfa de cristalino y cirugfa corneal. Algunos detalles en la implementacion de este sistema se proporcionan a continuacion.
1. Los impulsos laser de femtosegundo han de ser generador de manera fiable. Los impulsos de femtosegundo de elevada tasa de repeticion permiten el uso de mucha menor energfa por impulso, proporcionando un control y precision mucho mas elevados para el operador del sistema. Sin embargo, generar impulsos de femtosegundo de manera fiable es un reto considerablemente mayor que generar impulsos de nanosegundos o de picosegundos, utilizados por algunos sistemas existentes.
2. El haz laser quirurgico es refractado considerablemente cuando se propaga a traves de hasta 5 mm del medio refractivo, incluyendo la cornea y la camara acuosa anterior justo para alcanzar el objetivo quirurgico, el cristalino. En
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contraste, el haz laser utilizado para la cirugfa corneal es focalizado a una profundidad de una fraccion de un miKmetro, y as^ esencialmente no es refractado cuando entra en el objetivo corneal desde el sistema laser.
3. El sistema de entrega de laser quirurgico esta configurado para escanear la region quirurgica completa, por ejemplo, desde la parte frontal/anterior del cristalino a una profundidad tipica de 5 mm a la parte trasera/posterior del cristalino a una profundidad tfpica de 10 mm. Este rango de 5 mm o mas de escaneo de profundidad, o "rango de escaneo en Z", es considerablemente mas extenso que el rango de escaneo de profundidad de 1 mm utilizado para cirugfa en la cornea. Tfpicamente, las cirugfas de opticas, especialmente las opticas de abertura numerica elevada utilizadas en este documento, estan optimizadas para focalizar un haz laser a una profundidad operativa espedfica. Durante procedimientos en la cornea el escaneo de profundidad de 1 mm causa solo una moderada salida de la profundidad operativa optimizada. En contraste, durante el escaneo de 5 a 10 mm durante la cirugfa del cristalino, el sistema es accionado lejos de una profundidad operativa optimizada fija. Por ello, el sistema de entrega de laser de cirugfa de cristalino emplea una optica adaptativa muy refinada para ser capaz de escanear el intervalo extenso de escaneo de profundidad requerido por la cirugfa del cristalino.
4. Algunas realizaciones estan integradas en el sentido de que estan configuradas para realizar cirugfa tanto en la cornea como en el cristalino. En estas realizaciones integradas el rango de escaneo de profundidad puede ser de hasta 10 mm en lugar de 5 mm, planteando retos incluso mas diffciles.
5. Durante los procedimientos quirurgicos en la cornea, tales como las muchas variantes de LASIK, el haz laser es escaneado perpendicular al eje optico ("en el plano XY"). En procedimientos tfpicos el rango de escaneo XY cubre solo la parte central de la cornea con un diametro de 10 mm. Sin embargo, en sistemas quirurgicos integrados pueden formarse tambien cortes adicionales. Un tipo de cortes son los cortes de entrada, que proporcionan acceso al interior del ojo para agujas de aspiracion y herramientas quirurgicas convencionales. Otro tipo de cortes es el de las incisiones de relajacion del limbo (LRI), que implican hacer un par de incisiones en el limbo corneal justo anterior a la arcada vascular. Ajustando la longitud, profundidad, y ubicacion de estas incisiones arqueadas, se pueden inducir cambios en el astigmatismo corneal. Los cortes de entrada y los LRI pueden ser colocados en la periferia de la cornea, tfpicamente con un diametro de 12 mm. Aunque aumentar el diametro de escaneo XY desde 10 mm a 12 mm de diametro es solamente un incremento del 20% comparado con el diametro regular de los faldones LASIK, es un reto significativo para mantener aberraciones fuera de eje del sistema de entrega de laser bajo control en tales diametros, ya que las aberraciones fuera del eje crecen proporcionales a potencias mas elevadas del diametro de campo en el plano focal.
6. Los procedimientos quirurgicos con laser del cristalino pueden requerir un guiado a partir de sistemas de formacion de imagenes sofisticados. En algunos sistemas de formacion de imagenes los vasos sangumeos del limbo son identificados para servir como marcas de referencia en el ojo, para calibrar la alineacion ciclo-rotacional del ojo durante el tiempo de cirugfa, en algunos casos con relacion a las coordenadas de referencia identificadas durante la diagnosis pre-operativa del ojo. Los vasos sangumeos elegidos en la periferia del area quirurgica pueden ser los menos perturbados por la cirugfa y asf los mas fiables. Los sistemas de formacion de imagenes dirigidos a tales vasos sangumeos perifericos, sin embargo, requieren las opticas de formacion de imagen para formar la imagen de un area con un radio mayor de 10 mm, tal como 12 mm.
7. El haz laser desarrolla distintas aberraciones al tiempo que se propaga a lo largo de la trayectoria optica dentro del ojo. Los sistemas de entrega 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 referenciado como "aberracion cromatica". Compensar estas aberraciones dependientes de la frecuencia aumenta el reto sobre el sistema. La dificultad de compensar estas aberraciones cromaticas aumenta con la anchura de banda del haz laser, un sistema laser. Se recuerda que la anchura de banda espectral de un haz es inversamente proporcional a la longitud de impulso. Por consiguiente, la anchura de banda para impulsos de femtosegundo es a menudo mayor que la de impulsos de picosegundos en un orden de magnitud o mas, necesitando una compensacion cromatica mucho mejor en sistemas de laser de femtosegundo.
8. Los procedimientos quirurgicos que utilizan sistemas quirurgicos de laser de femtosegundo de elevada tasa de repeticion requieren elevada precision en posicionar cada impulso tanto en un sentido absoluto con respecto a ubicaciones objetivas en el tejido objetivo, como en un sentido relativo con respecto a los impulsos precedentes. Por ejemplo, el sistema laser puede ser requerido para volver a dirigir el haz solamente unos pocos micrones dentro del tiempo entre impulsos, que puede ser del orden de microsegundos. Debido a que el tiempo entre dos impulsos subsiguientes es corto y la exigencia de precision para la colocacion del impulso es elevada, la toma de objetivos manual como es utilizada en los sistemas quirurgicos de cristalino de tasa de repeticion baja existentes ya no es adecuada o factible.
9. El sistema de entrega laser esta configurado para entregar los impulsos del laser de femtosegundo al volumen quirurgico completo de cristalino del ojo, a traves de un medio refractivo, con su integridad temporal, espectral y espacial preservadas.
10. Para asegurar que solamente el tejido en la region quirurgica recibe un haz laser con densidades de energfa bastante elevadas para provocar efectos quirurgicos, tales como la ablacion de tejido, el sistema de entrega laser tiene una
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abertura numerica inusualmente elevada (NA). Esta NA elevada da como resultado pequenos tamanos de mancha y proporciona un control y precision necesarios para el procedimiento quirurgico. Rangos tipicos para la abertura numerica pueden incluir valores de NA mayores de 0,3, que dan como resultado tamanos de mancha de 3 micrones o menos.
11. Dada la complejidad de la trayectoria optica del laser para cirugfa de cristalino, el sistema de entrega del laser consigue una elevada precision y control incluyendo un sistema de formacion de imagenes gestionado por ordenador de elevado rendimiento, mientras que los sistemas quirurgicos de la cornea pueden conseguir un control satisfactorio sin tales sistemas de formacion de imagenes, o con un nivel de formacion de imagenes bajo. Notablemente, las funciones quirurgica y de formacion de imagenes del sistema, asf como los haces de observacion corrientes generalmente funcionan todos en diferentes bandas espectrales. Como ejemplo, los laseres quirurgicos pueden operar a longitudes de onda en la banda de 1,0-1,1 micrones, los haces de observacion en la banda visible de 0,4-0,7 micrones, y los haces de formacion de imagenes en la banda de 0,8-0,9 micrones. Combinar las trayectorias de haz en componentes opticos comunes, o compartidos, situa requerimientos cromaticos exigentes sobre las opticas del sistema quirurgico laser.
Los detalles anteriores de implementacion ilustran a traves de varios ejemplos que la cirugfa de laser oftalmica (i) sobre la lente (ii) con impulsos de femtosegundo introducen exigencias que son cualitativamente diferentes de las de la cirugfa corneal e incluso de la cirugfa de cristalino, utilizando solo impulsos de laser de nanosegundos o de picosegundos.
La fig. 1 ilustra un sistema 1 de entrega de laser. Antes de describirlo en detalle, mencionamos que algunas realizaciones combinan el sistema de entrega de laser de la fig. 1 con un sistema de formacion de imagenes o un sistema de observacion. En algunos procedimientos en la cornea, tales como en tratamientos LASIK, los seguidores de ojo establecen referencias posicionales del ojo por instrucciones visuales tales como una identificacion del centro del iris mediante formacion de imagenes y algoritmos de tratamiento de imagenes, tipicamente sobre la superficie del ojo. Sin embargo, los seguidores de ojo existentes reconocen y analizan caractensticas en un espacio bidimensional, faltando informacion de profundidad, ya que los procedimientos quirurgicos son realizados sobre la cornea, la capa mas exterior del ojo. A menudo la cornea es incluso aplanada para hacer la superficie verdaderamente bidimensional.
La situacion es muy diferente cuando se focaliza un haz laser en el cristalino, situado profundamente dentro del ojo. El cristalino puede cambiar su posicion, forma, grosor y diametro durante la acomodacion, no solamente entre la medicion anterior y la cirugfa sino tambien durante la cirugfa. Unir el ojo al instrumento quirurgico por medios mecanicos puede cambiar tambien la forma del ojo de una manera mal definida. Tales dispositivos de union pueden incluir la fijacion del ojo con un anillo de succion, o aplanar el ojo con una lente plana curvada. Ademas, el movimiento del paciente durante la cirugfa puede introducir cambios adicionales. Estos cambios pueden anadir como mucho unos pocos milfmetros de desplazamiento de las instrucciones visuales dentro del ojo. Por ello, el referenciar y fijar mecanicamente la superficie del ojo tal como la superficie anterior de la cornea o limbo no son satisfactorios cuando se realiza cirugfa con laser de precision sobre el cristalino u otras partes internas del ojo.
Para abordar este problema, el sistema 1 de entrega de laser puede ser combinado con un sistema de formacion de imagenes, como se ha descrito en la solicitud en tramitacion con la presente con numero de serie Solicitud de Patente de los EE.UU., 12/205.844 de R. M. Kurtz, F. Raksi y M. Karavitis, que esta incorporada en este documento como referencia en su totalidad. El sistema de formacion de imagenes esta configurado para formar imagenes de partes de una region quirurgica para establecer referencias posicionales tridimensionales basandose en las caractensticas internas del ojo. Estas imagenes pueden ser creadas antes de la cirugfa y actualizadas en paralelo con el procedimiento quirurgico para tener en cuenta variaciones y cambios individuales. Las imagenes pueden ser utilizadas para dirigir el haz laser de manera segura a la ubicacion deseada con una elevada 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 tener una trayectoria optica de formacion de imagenes separada, o una trayectoria optica parcial o totalmente compartida con el haz quirurgico. Los sistemas de formacion de imagenes con una trayectoria optica parcial o totalmente compartida reducen el coste y simplifican la calibracion de los sistemas de formacion de imagenes y quirurgico. El sistema de formacion de imagenes puede usar tambien la misma fuente o una fuente diferente de luz que el laser del sistema 1 de entrega de laser. El sistema de formacion de imagenes puede tambien tener sus propios subsistemas de escaneo de haz, o puede hacer uso de los subsistemas de escaneo del sistema 1 de entrega de laser. Varias arquitecturas diferentes de tales sistemas OCT son descritas en la solicitud en tramitacion con la presente a la que se ha hecho referencia anteriormente.
El sistema 1 de entrega del laser puede ser tambien implementado en combinacion con una optica de observacion visual. Las opticas de observacion pueden ayudar al operador del laser quirurgico a observar los efectos del haz laser quirurgico y a controlar el haz en respuesta a las observaciones.
Finalmente, en algunas implementaciones, que utilizan un haz laser quirurgico infrarrojo y asf invisible, puede emplearse un laser de seguimiento adicional que funciona a frecuencias visibles. El laser de seguimiento visible puede ser implementado para seguir la trayectoria del laser quirurgico infrarrojo. El laser de seguimiento puede ser hecho funcionar a una energfa bastante baja para no causar ninguna disrupcion del tejido objetivo. Las opticas de observacion pueden estar configuradas para dirigir el laser de seguimiento, reflejado desde el tejido objetivo, al operador del sistema 1 de
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entrega de laser.
En la fig. 1, los haces asociados con el sistema de formacion de imagenes y las opticas de observacion visual pueden ser acoplados al sistema 1 de entrega del laser por ejemplo a traves de un espejo 600 divisor de haz/dicroico. La presente solicitud no describira de manera extensa las distintas combinaciones del sistema 1 de entrega de laser con los sistemas de formacion de imagenes, de observacion y de seguimiento. El gran numero de tales combinaciones, extensamente descritas en la solicitud de patente de los EE.UU., incorporada 12/205.844, estan todas dentro del marco global de la presente solicitud.
El sistema 1 de entrega de laser en la fig. 1 incluye un Motor 100 de laser, un pre-compensador 200, un escaner XY 300, un bloque 400 Primer Extensor de Haz, un bloque 500 Extensor de Haz Movil, un espejo 600 divisor de haz/dicroico, un Objetivo 700 y una Interfaz de Paciente 800, en donde el bloque 400 Primer Extensor de Haz, y el bloque 500 Extensor de Haz Movil seran denominados conjuntamente como el escaner Z 450.
En muchas implementaciones siguientes se ha utilizado el convenio de que la direccion Z es la direccion esencialmente a lo largo de la trayectoria optica del haz laser, o a lo largo del eje optico de un elemento optico o de un objetivo quirurgico. Las direcciones transversales a la direccion Z son denominadas como direcciones XY. El termino transversal es utilizado en un sentido mas amplio para incluir que en algunas implementaciones las direcciones transversal y Z pueden no ser estrictamente perpendiculares entre sf. En algunas implementaciones las direcciones transversales pueden ser mejor descritas en terminos de coordenadas radiales. Asf los terminos direcciones transversal, XY, o radial indican direcciones analogas en las implementaciones descritas, todas aproximadamente (pero no necesariamente de modo preciso) perpendiculares a la direccion Z.
1. El motor 100 de laser
El motor 100 de laser puede incluir un laser para emitir impulsos de laser con parametros de laser predeterminados. Estos parametros de laser pueden incluir la duracion de impulso en el rango de 1 femtosegundo a 100 picosegundos, o dentro del intervalo de 10 femtosegundos a 10 picosegundos, o en algunas realizaciones el rango de 100 femtosegundos a 1 picosegundo. Los impulsos de laser pueden tener una energfa por impulso del orden de 0,1 micro Julios a 1000 micro Julios, en otras realizaciones del orden de 1 micro Julio a 100 micro Julios. Los impulsos pueden tener una frecuencia de repeticion del orden de 10 kHz a 100 MHz, en otras realizaciones del orden de 100 kHz a 1 MHz. Otras realizaciones pueden tener parametros de laser que caen dentro de una combinacion de estos lnmites de rango, tales como un rango de duracion de impulso de 1-1000 femtosegundos. Los parametros de laser para un procedimiento particular pueden ser seleccionados con estos amplios margenes por ejemplo durante un procedimiento previo a la operacion, o basandose en un calculo que esta basado en ciertos datos del paciente, tales como su edad.
Ejemplos del motor 100 de laser pueden incluir laseres de Nd:vidrio y de Nd:Yag, y otros laseres de una amplia variedad. La longitud de onda operativa del motor de laser puede estar en el intervalo infrarrojo o en el intervalo visible. En algunas realizaciones la longitud de onda operativa puede estar en el intervalo de 700 nm - 2 micrones. En algunos casos la longitud de onda operativa puede estar en el intervalo de 1,0-1,1 micrones, por ejemplo, en laseres infrarrojos basados en Yb o Nd.
En algunas implementaciones los parametros de laser de los impulsos de laser pueden ser ajustables y variables. Los parametros de laser pueden ser ajustables con un corto tiempo de conmutacion, permitiendo asf que el operador del sistema 1 de entrega de laser cambie los parametros de laser durante una cirugfa compleja. Tal cambio de parametros puede ser iniciado en respuesta a una lectura por un subsistema de deteccion o formacion de imagenes del sistema 1 de entrega de laser.
Otros cambios de parametros pueden ser realizados como parte de un procedimiento de multiples pasos durante el cual el sistema de entrega de laser puede ser utilizado en primer lugar para un primer procedimiento quirurgico, seguido por un segundo procedimiento quirurgico, diferente. Ejemplos incluyen en primer lugar realizar uno o mas pasos quirurgicos en una region de una lente de un ojo, tal como un paso de capsulotoirna, seguido por un segundo procedimiento quirurgico en una region corneal del ojo. Estos procedimientos pueden ser realizados en distintas secuencias.
Los laser pulsatorios de elevada tasa de repeticion que funcionan a una tasa de repeticion de impulsos de decenas a centenares de millares de disparos por segundo o mayor con una energfa relativamente baja por impulso pueden ser utilizados para aplicaciones quirurgicas para conseguir ciertas ventajas. Tales laseres utilizan energfa relativamente baja por impulso para localizar el efecto de tejido causado por la foto-disrupcion inducida por laser. En algunas implementaciones, por ejemplo, la cantidad de tejido interrumpido puede estar limitada a unos pocos micrones o a unas pocas decenas de micrones. El efecto de tejido localizado puede mejorar la precision de la cirugfa y puede ser deseable en ciertos procedimientos quirurgicos. En distintas implementaciones de tales cirugfas, muchos centenares, millares o millones de impulsos pueden ser entregados a una secuencia de manchas que son contiguas, casi contiguas, o estan separadas por distancias controladas. Estas implementaciones pueden conseguir ciertos efectos quirurgicos deseados, tales como incisiones de tejido, separaciones o fragmentacion.
Los parametros de los impulsos y el patron de escaneo pueden ser seleccionados por distintos metodos. Por ejemplo,
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pueden estar basados en una medicion previa a la operacion de las propiedades opticas o estructurales del cristalino. La energfa laser y la separacion de manchas pueden tambien ser seleccionadas basandose en una medicion previa a la operacion de propiedades opticas o estructurales del cristalino o en un algoritmo dependiente de la edad.
2. Pre-compensador 200
La fig. 2 ilustra que el frente de onda del haz laser puede desviarse de un comportamiento ideal de varias maneras diferentes y por diferentes razones. Un gran grupo de estas desviaciones son llamadas aberraciones. Las aberraciones (y las otras distorsiones de frente de onda) desplazan puntos de imagen real de los puntos de imagen Gaussiana paraxial ideal. La fig. 2 ilustra frentes de onda de luz que salen a traves de una pupila de salida ExP. El frente de onda esferico G sin distorsionar emana desde la pupila y converge a un punto P1 en el centro de curvatura del frente de onda G. G es tambien denominada la esfera Gaussiana de referencia. Un frente de onda aberrado W se desvfa de G y converge a un punto P2 diferente. La aberracion AW del frente de onda aberrado W en el punto Q1 puede ser caracterizada por la longitud optica del trayecto con relacion a la esfera sin distorsionar G: AW = nQ1Q2 ,donde ni es
el mdice de refraccion del medio en el espacio de imagen y Q1Q 2 es la distancia de puntos Q1 y Q2.
En general, la aberracion A W depende de las coordenadas tanto en la pupila de salida como en el plano focal. Por ello, esta aberracion AW puede tambien ser pensada como de una funcion de correlacion: representa que el conjunto de puntos cuya imagen converge a P2, retirado de P1 sobre el eje optico por r', estan situados sobre una superficie W, que se desvfa de la esfera de referencia G en una cantidad de AW a la distancia radial r en la pupila de Salida ExP. Para un sistema simetrico rotacionalmente, AW puede ser escrito en terminos de una expansion en serie de doble potencia en r y r' como:
WWW
AW (r'; r, 0) =
ft f
2l+m^lnm‘
i2l+m n
nm
r cos 0
l=0 n=1 m=0
(1)
Aqu 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 esta representada por 0, el angulo esferico. n = 2p + m es un numero entero positivo y 2l+manm son los coeficientes de expansion del frente de ondas aberrado W. Para referencia, vease por ejemplo: Optical Imaging and Aberrations, Part I, Ray Geometrical Optics by Virendra N. Mahajan, SPIE Optical Engineering Press. El orden i de un termino de aberracion viene dado por i = 2l + m + n.
Los terminos hasta i = 4 estan relacionados con las aberraciones primarias: esferica, coma, astigmatismo, campo de curvatura y distorsion. Las relaciones reales entre estas aberraciones primarias y los coeficientes de aberracion 2l+manm estan documentadas en la literatura. Para un sistema que forma la imagen de un objeto puntual, la dependencia explfcita de los terminos de aberracion sobre el radio r' de la imagen puede ser suprimida introduciendo la variable sin dimensiones p = r/a, donde a es una magnitud lineal transversal de la pupila de salida, tal como su radio:
AW(p,0) = £Za,mpn cosm 0 (2)
n=1 m=0
donde
a
nm
imagen1
l=0
2l+m
a
r '2l+m
(3)
Un beneficio de esta anotacion es que los coeficientes de aberracion anm tienen todos la dimension de longitud y representan el valor maximo de la aberracion correspondiente en la pupila de salida. En esta notacion, 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 matematicamente bien definida, no siempre es la aproximacion experimentalmente mas accesible. Por ello, se han descrito a continuacion tres medidas de aberracion alternativas.
En la misma vena de accesibilidad y capacidad de ensayo experimental, se ha observado que el comportamiento de un haz en un tejido biologico, tal como el ojo, puede no ser lo mas facil de medir. De manera util, los estudios indican que los rayos en el ojo pueden comportarse de manera muy analoga a los rayos en agua salada con una concentracion de sal fisiologicamente apropiada, donde pueden ser cuantitativamente medidos y descritos. Por ello, en toda la solicitud cuando es descrito el comportamiento del sistema de entrega de laser en el ojo, se comprende que esta descripcion se refiere al comportamiento bien en el tejido ocular descrito, o bien en agua salada correspondiente.
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Las figs. 3A-C ilustran una segunda medida de aberraciones. El sistema 1 de entrega de laser, que estaba configurado para focalizar un haz en un plano focal 210 a la profundidad A, puede provocar una aberracion esferica si es hecho funcionar en vez de ello para focalizar el haz en un plano focal operativo 211 a la profundidad B. Tal situacion puede ocurrir, por ejemplo, durante un procedimiento de escaneo tridimensional, cuando el punto focal del haz laser es movido desde el plano focal 210 al plano focal 211.
La fig. 3A ilustra el caso cuando el sistema 1 de entrega de laser enfoca los rayos a su plano focal optimo 210. Los rayos pasan a traves de una mancha en el plano focal optimo 210 (una "mancha focal") de magnitud radial muy estrecha, o radio, rf(A). Esta magnitud radial rf(A) puede ser mayor que cero por una variedad de razones, tales como la difraccion del haz de luz. El radio de la mancha focal puede ser definido en mas de una forma. Una definicion comun de rf(A) es el radio mmimo de la mancha de luz en una pantalla cuando la posicion de la pantalla es variada a lo largo de la direccion axial, o Z. Esta profundidad Z es a menudo denominada el "punto de menos confusion". Esta definicion es refinada ademas en relacion a la fig. 3C.
La fig. 3B ilustra el caso cuando el sistema 1 de entrega de laser escanea el foco en alguna distancia, tal como unos pocos milfmetros, fuera del plano focal optimo 210, a un plano focal operativo 211. Visiblemente, los rayos pasan a traves de una mancha focal de un radio rf(B) mayor que rf(A), causando una aberracion esferica. Se han desarrollado formulas matematicas de distinta precision que conectan los coeficientes de aberracion anm y el radio rf de la mancha focal. En algunos casos, el radio rf de la mancha focal es una medida experimentalmente mas accesible para cuantificar las aberraciones que los coeficientes de aberracion amn.
La fig. 3C ilustra una definicion mas cuantitativa del radio rj de mancha focal. La fig. 3C ilustra la energfa contenida en una mancha de radio r, medida desde un centroide del haz. Una definicion ampliamente aceptada del radio rf de mancha focal es el radio, dentro del cual esta contenida el 50% de la energfa del haz. La curva etiquetada "A" muestra que en un haz de difraccion limitada, cuando el haz es focalizado en su plano focal optimo 210, como en la fig. 3A, el 50% de la energfa del haz puede estar contenida, o encerrada en una mancha de radio r= 0,8 micrones, proporcionando una definicion util de rf(A).
Procedimientos quirurgicos basados en la rotura optica inducida por laser (LIOB) pueden tener mayor precision y eficiencia y menores efectos indeseables si la energfa del haz laser esta depositada en un pozo o mancha focal definido rapidamente. El LIOB es un proceso muy poco lineal con un umbral de intensidad (plasma-); tfpicamente, el tejido expuesto a un haz con intensidad mayor que el umbral de plasma se transforma en plasma, mientras que el tejido expuesto a un haz con intensidad por debajo del umbral del plasma no sufre la transicion al plasma. Por ello, una ampliacion de la mancha focal por aberracion reduce la fraccion del haz que consigue intensidad en el plano focal mas elevada que el umbral de plasma y aumenta la fraccion del haz cuya intensidad permanece por debajo del umbral. Esta ultima fraccion del haz no es absorbida eficazmente por el tejido objetivo y continua propagandose a traves del tejido del ojo, en la mayor parte de los casos a la retina, causando potencialmente una exposicion de la retina indeseable.
Para procedimientos quirurgicos destinados a corregir la cornea, el plano focal es escaneado tfpicamente, es desplazado, en la direccion Z (a lo largo del eje optico) solo en aproximadamente 0,6 mm desde su profundidad optima o nominal, ya que el grosor de la cornea es esencialmente de 0,6 mm, en raros casos mas gruesa pero aun no excede de 1 mm. La curva etiquetada "B" ilustra que cuando el plano focal de un haz es desplazado desde su plano focal optimo 210 por 1 mm (una estimacion superior para procedimientos en la cornea) al plano focal operativo 211, el 50% de la energfa del haz es contenida dentro del radio de la mancha focal de rf(B) = 1,8 micrones. Aunque este desplazamiento introduce una aberracion, pero su medida esta limitada. De manera correspondiente, algunos de los sistemas de laser corneal existentes no compensan esta aberracion en su totalidad, mientras otros introducen solamente algun nivel limitado de compensacion.
Ademas de los coeficientes de aberracion amn y del radio rj de la mancha focal, una tercera medida de aberraciones es la denominada relacion de Strehl S. La relacion de Strehl S de un sistema puede ser definida con referencia a un haz que emana desde una fuente puntual, como una intensidad de pico del haz en el plano focal del sistema dividida por la intensidad de pico maxima teorica de un sistema de formacion de imagenes perfecto equivalente, que funciona en el lnriite de difraccion. Definiciones equivalentes son tambien conocidas en la literatura y estan dentro del marco de la definicion de la relacion de Strehl S.
Correspondiendo a esta definicion, cuanto menor es el valor de S, mayor es la aberracion. Un haz sin aberracion tiene S = 1 y convencionalmente, cuando S > 0.8, el sistema de formacion de imagenes se dice que es de difraccion limitada.
Una cuarta definicion de las aberraciones es u>, una rafz cuadrada media, o RMS, de error de frente de onda que expresa la desviacion AW del frente de ondas aberrado W del frente de ondas G sin distorsionar de la fig. 2, promediado sobre el frente de ondas completo en la pupila de Salida ExP. u> es expresada en unidades de la longitud de onda del haz, haciendola una cantidad sin dimensiones.
La fig. 4 ilustra que para aberraciones relativamente pequenas u> y S estan relacionadas por la siguiente formula emprnca:
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S « e (2na)2 (4)
independientemente del tipo de aberracion donde e es la base del logaritmo natural.
La totalidad de las cuatro medidas anteriores de aberracion son utiles para diagnosticar problemas y optimizar el diseno del sistema 1 de entrega de laser. Por consiguiente, por debajo de la terminologfa general "medida de aberracion" puede hacerse referencia a cualquiera de estas medidas, o a sus equivalentes. Notablemente, la aberracion creciente es capturada por un incremento de los coeficientes de aberracion amn, radio rf de mancha focal y RMS de error de frente de onda u>, pero por una disminucion de la relacion de Strehl S.
La relacion entre estas medidas de aberracion es demostrada mostrando el coeficiente a40 de aberracion y la relacion de Strehl S en un ejemplo espedfico. En el ejemplo, el sistema de laser quirurgico enfoca el haz laser en un tejido ocular a diferentes profundidades por debajo de su superficie. El haz laser es de difraccion limitada, con una longitud de onda de 1 micron y NA = 0,3 de abertura numerica, y esta enfocado en la superficie del tejido en un angulo de incidencia normal. Los numeros de este ejemplo pueden ser analogos a los efectos de anadir una placa plana paralela de grosor igual a la profundidad escaneada cerca del plano focal del sistema, y llevar a la practica el calculo para agua salada.
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, la relacion de Strehl, por su construccion, es S = 1.
Las cirugfas LASIK forman tfpicamente faldones de una profundidad de 0,1 mm. A estas profundidades, la relacion de Strehl S es reducida a aproximadamente 0,996, solo una pequena disminucion. Incluso a la profundidad de 0,6 mm, aproximadamente en la superficie posterior de la cornea, S es aproximadamente 0,85. Aunque esta es una disminucion no despreciable de la intensidad de pico, pero aun puede ser compensada ajustando la intensidad del haz laser.
Por otro lado, a profundidad de 5 mm, que caracteriza la superficie anterior del cristalino en el ojo, la relacion de Strehl puede disminuir a S = 0,054. A esta profundidad y relacion de Strehl, la intensidad del haz es reducida considerablemente por debajo del umbral de plasma, y asf el haz es incapaz de generar LIOB. Esta perdida drastica de intensidad de pico no puede ser compensada aumentando la potencia del laser sin efectos indeseables tales como una seria sobreexposicion de la retina o un tamano de burbuja excesivamente incrementado.
La Tabla 1 ilustra la aberracion esferica a40 correspondiente a las relaciones de Strehl recien descritas. Visiblemente, la aberracion esferica aumenta de manera aproximadamente lineal con la profundidad del tejido, mientras que la relacion de Strehl S se comporta de una manera no lineal:
Profundidad en el tejido [mm]
Aberracion esferica a40 [micrones] Relacion de Strehl S
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0,00 1,000
0,1
-0,04 0,996
0,6
-0,24 0,856
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-2,00 0,054
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-3,99 0,041
Tabla 1
En procedimientos quirurgicos orientados a realizar lisis del cristalino, capsulotoirna, u otros procedimientos quirurgicos sobre el cristalino, el plano focal es a menudo escaneando a traves de toda la profundidad del cristalino, que puede ser tanto como 5 mm. Ademas, en sistemas integrados de cornea-cristalino, la profundidad de escaneado total puede extenderse desde la cornea a la superficie posterior del cristalino, aproximadamente 10 mm. La curva etiquetada "C" en la fig. 3C indica que en tales casos el radio de la mancha focal crece a rf(C) = 18 micrones, cuyo valor es demasiado grande incluso para parecer sobre la misma mancha que rf(A) y rf(B). En algunas realizaciones, el plano focal optimo puede ser elegido para que se encuentre a medio camino entre el intervalo de escaneado de profundidad y el haz laser puede ser escaneado en un rango de profundidad mas/menos 5 mm. En este caso rf(C) puede ser reducido a 10 micrones.
Estos grandes valores de rf(C) se traducen en una gran cantidad de aberracion en las otras tres medidas de aberracion a40, S y u>. Claramente, en contraste con los procedimientos de la cornea que escanean solo unas pocas decimas de milfmetro, estas grandes aberraciones de cirugfa del cristalino plantean numerosos retos para que el diseno del sistema 1 de entrega de laser compense o gestione sus consecuencias indeseables.
Para abordar el problema de grandes medidas de aberracion, asociadas con la cirugfa del cristalino, algunas
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realizaciones incluyen el Pre-compensador 200 para compensar previamente la aberracion esferica y mejorar las medidas de aberracion. Estas aberraciones pueden ser desarrolladas en el tejido objetivo, o a lo largo de una parte del trayecto optico dentro del sistema 1 de entrega de laser, o a lo largo de todo el trayecto optico.
La fig. 5 ilustra (no a escala) que, como las medidas de aberracion rf(C), a40, S y u> dependen de la profundidad z de la mancha focal y de su distancia radial r desde el eje optico, entonces cuando se describe que una medida de aberracion asume un valor, esto hara referencia a la medida de aberracion que asume el valor descrito en algunos puntos de referencia seleccionados. Un conjunto de puntos de referencia relevantes puede ser descrito por sus coordenadas cilmdricas (z, r): P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todas en milnrietros. Como las estructuras principales del ojo exhiben una simetna cilmdrica aproximada, estos puntos de referencia P pueden estar situados en cualquier angulo de azimut $. Por ello, estos puntos P seran referenciados solamente por dos o tres de sus coordenadas cilmdricas, siendo suprimido el angulo de azimut $. P1 es un punto tfpico para un procedimiento corneal ubicado centralmente, P2 es tfpico para procedimientos de cornea perifericos, P3 esta relacionado con la region anterior del cristalino, P4 esta relacionado con la parte posterior del cristalino, y P5 es un punto de referencia periferico del cristalino. Pueden adoptarse tambien otros puntos de referencia para caracterizar las aberraciones de un sistema de entrega de laser. En algunos casos, una medida de la aberracion puede referirse a la medida de aberracion promediada sobre el frente de onda operativo, o area iluminada.
Las medidas de aberracion pueden ser determinadas de varias formas diferentes. Un frente de onda del haz laser puede ser seguido en un proceso de diseno asistido por ordenador (CAD) a traves de una seccion seleccionada del trayecto optico, tal como un modelo del tejido objetivo, o una seccion del sistema 1 de entrega de laser. O, la aberracion del haz laser puede ser medida en un sistema de entrega de laser real, o en una combinacion de estos dos procedimientos.
Por consiguiente, en algunas implementaciones la compensacion previa, introducida por el pre-compensador 200 puede ser seleccionada determinando, calculando o midiendo una medida de aberracion a lo largo de una parte seleccionada del trayecto optico, que puede incluir el propio tejido objetivo y determinando a continuacion una magnitud de compensacion previa que es necesaria para compensar una parte preseleccionada de la aberracion determinada/calculada/medida.
El pre-compensador 200 puede corregir, o compensar previamente, la aberracion esferica de manera eficiente, debido a que las aberraciones esfericas afectan de manera dominante a los rayos axiales. Otros tipos de aberraciones, tales como aberraciones transversales, astigmatismo y coma, afectan a rayos de angulo distinto de cero asf como a rayos de campo, incluyendo rayos que estan desplazados del eje optico. Aunque el haz laser, generado por el motor 100 de laser es un haz esencialmente axial, los distintos bloques en el trayecto optico, mas notablemente el escaner XY 300, transforman este haz axial en un haz de angulo distinto de cero, que tiene rayos de campo.
Por ello, en disenos en los que un pre-compensador esta colocado despues del escaner XY 300, los rayos de campo del haz pueden desarrollar varias aberraciones diferentes. Esta emergencia de aberraciones diferentes plantea grandes retos de diseno debido a que (i) la optimizacion del haz puede requerir compensar varias de las aberraciones, y (ii) los diferentes tipos de aberraciones no son independientes entre sf. Asf, compensar un tipo de aberracion induce tfpicamente otros tipos de aberracion indeseados.
Por ello, en arquitecturas en las que un compensador esta colocado despues del escaner XY, las aberraciones esfericas son compensadas tfpicamente solo en un grado limitado y a expensas de introducir otros tipos de aberraciones indeseadas.
En contraste, realizaciones del presente sistema 1 de entrega de laser pueden tener el pre-compensador 200 antes que el escaner XY 300. Este diseno permite que el pre-compensador 200 compense previamente una aberracion esferica sin introducir otros tipos de aberraciones indeseadas.
Algunas implementaciones pueden incluso explotar la interdependencia antes mencionada de las aberraciones sobre el eje y fuera del eje introduciendo una compensacion previa en el eje por el pre-compensador 200 para compensar previamente una aberracion fuera del eje, causada por un segmento subsiguiente del sistema de entrega del laser o del tejido objetivo.
Las figs. 6A-B ilustra esquematicamente una operacion idealizada del pre-compensador 200.
La fig. 6A ilustra un sistema 1 de entrega de laser sin un pre-compensador. En general, un segmento 301 del trayecto optico puede introducir algun nivel de aberracion esferica. Esto se muestra por un frente de ondas sin distorsionar que entra en el segmento 301 de trayecto optico y un frente de ondas con aberracion que deja el segmento 301 del trayecto optico. Este segmento puede ser cualquier segmento del trayecto optico, tal como una parte del tejido objetivo, o todo el tejido objetivo, o una parte del trayecto dentro del sistema 1 de entrega de laser.
La fig. 6B ilustra que el pre-compensador 200 puede introducir una distorsion de compensacion (o complementaria) del frente de onda. Este frente de onda compensado previamente entra a continuacion en el segmento 301 del trayecto optico, haciendole que emita un frente de onda con distorsion reducida, o incluso sin distorsion.
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Algunos sistemas existentes no tienen un compensador dedicado en absoluto. Otros sistemas pueden compensar la aberracion esferica solo de una manera distribuida por las lentes de grupos de lentes que tienen otras funciones tambien y estan posicionadas despues del escaner XY. En estos sistemas existentes, los parametros de las lentes son elegidos como resultado de llegar a compromisos entre diferentes funcionalidades, lo que conduce a limitaciones en su rendimiento.
En contraste, realizaciones del sistema 1 de entrega de laser pueden tener el pre-compensador 200 dedicado dispuesto antes que el escaner XY 300. En algunas realizaciones, el pre-compensador 200 es la primera unidad optica, o grupo de lentes, que recibe el haz laser desde el motor 100 de laser. Como debido a su ubicacion el haz laser alcanza el pre- compensador 200 sin desarrollar rayos de angulo distinto de cero o rayos de campo (que podnan ser causados por el escaner XY 300), estas realizaciones pueden conseguir un elevado nivel de compensacion previa. La compensacion previa es tambien eficiente debido a que es una funcion primaria del pre-compensador 200 y asf los compromisos de diseno pueden ser mantenidos muy limitados, en oposicion a los sistemas existentes, que compensan con lentes que aportan funciones adicionales.
Por estas razones, en tales implementaciones es posible corregir la aberracion esferica en un elevado grado sin afectar o introducir otros tipos de aberraciones.
Es conocido en la teona de aberraciones, que la aberracion esferica de un sistema de lentes compuesto es aproximadamente la suma de aberraciones esfericas de los componentes individuales. Por ello, en algunas implementaciones del sistema 1 de entrega de laser, una cantidad indeseada de aberracion esferica puede ser compensada previamente disenando el pre-compensador 200 para introducir una cantidad igual de aberracion, pero de signo opuesto.
Como ejemplo, cuando la profundidad de la mancha focal dentro del tejido ocular es movida 5 mm fuera de su plano focal optimo, la aberracion esferica a40 (de acuerdo con la Tabla 1) es -2,0 micrones. Por consiguiente, en algunas implementaciones el pre-compensador 200 puede introducir una medida de aberracion de a40 = +2,0 micrones. En una primera aproximacion esta compensacion previa puede eliminar esencialmente la aberracion esferica causada por el desplazamiento de 5 mm del punto focal y aumentar de manera correspondiente la relacion de Strehl desde S = 0,054 de nuevo a S = 1. (Este simple ejemplo ha eliminado otras fuentes de aberraciones).
Algunas implementaciones siguientes seran caracterizadas comparando las medidas de aberracion de sistemas 1 de entrega de laser "no compensados previamente", es decir sistemas de entrega de laser en los que el pre-compensador 200 ha sido retirado, a sistemas de entrega de laser "compensados previamente", es decir sistemas en los que el pre- compensador 200 no ha sido retirado.
En algunas implementaciones, instalar el pre-compensador 200 puede aumentar la relacion de Strehl desde un valor S<S(compensada previamente) del sistema 1 de entrega de laser no compensado previamente a un valor S>S(compensada previamente) para el sistema 1 de entrega de laser compensado previamente. En algunas implementaciones S(compensado previamente) puede ser 0,6, 0,7, 0,8, o 0,9, por ejemplo.
Como se ha indicado anteriormente, esta relacion de Strehl S aqu y mas adelante puede referirse a cualquiera de las relaciones de Strehl S(P1),...S(P5) en los cinco puntos de referencia P1-P5 anteriores, o a la relacion de Strehl en algunos otros puntos de referencia predeterminados, o a un promedio de las relaciones de Strehl sobre los cinco puntos de referencia, o a un promedio sobre el frente de onda operativo.
Tambien, la relacion de Strehl puede referirse al sistema 1 de entrega de laser completo, que recibe el haz de laser desde el motor 100 de laser, terminando con el Objetivo 700 y formando la mancha focal en un tejido objetivo oftalmico. En algunos otros casos el termino puede referirse a otros objetivos, incluyendo el aire. En algunas implementaciones el termino puede referirse a un subsistema del sistema 1 de entrega de laser.
En algunas implementaciones, la adicion del pre-compensador 200 al sistema 1 de entrega de laser compensado previamente puede aumentar una relacion de Strehl desde un valor no compensado previamente por debajo S=S(compensada previamente) a un valor compensado previamente por encima S=S(compensada previamente) para impulsos que tienen un ancho de banda asociado de al menos un orden de magnitud mayor que el ancho de banda limitado por transformacion de impulsos de laser con una duracion de un picosegundo o mayor. Como anteriormente, S(compensada previamente) puede ser 0,6, 0,7, 0,8, o 0,9, por ejemplo.
En algunas implementaciones la adicion del pre-compensador 200 al sistema 1 de entrega de laser puede aumentar la relacion de Strehl desde un valor no compensado previamente por debajo S=S(compensada previamente) a un valor compensado previamente por encima S=S(compensada previamente) sobre un rango de longitudes de onda de 0,4 micrones a 1,1 micrones. Como anteriormente S(compensada previamente) puede ser 0,6, 0,7, 0,8, o 0,9, por ejemplo.
En algunas implementaciones la adicion del pre-compensador 200 puede aumentar una abertura numerica del sistema desde un valor no compensado previamente por debajo NA=NA(compensada previamente), correspondiente al sistema 1 de entrega de laser sin el pre-compensador 200, a un valor compensado previamente por encima NA=NA(compensada previamente) con el pre-compensador 200. En algunas implementaciones, el valor de NA(compensada previamente)
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puede ser 0,2, 0,25, 0,3 o 0,35, por ejemplo.
En algunas implementaciones anadir el pre-compensador 200 a un sistema 1 de entrega de laser sin uno puede disminuir el radio rf de mancha focal en un tejido objetivo desde un valor no compensado previamente por encima rf(compensado previamente) a un valor compensado previamente por debajo rf(compensado previamente), correspondiente al sistema 1 de entrega de laser con el pre-compensador 200. En algunas implementaciones rf(compensado previamente) puede ser 2, 3 o 4 micrones.
En algunas implementaciones, instalar el pre-compensador 200 puede aumentar el RMS del error de frente de onda desde un valor u»u>(compensado previamente) del sistema 1 de entrega de laser no compensado previamente a un valor u><u>(compensado previamente) para el sistema 1 de entrega de la ser compensado previamente. En algunas implementaciones ^(compensado previamente) puede ser 0,06, 0,07, 0,08 o 0,09, todo en unidades de la longitud de onda del haz laser, por ejemplo.
En algunas implementaciones, instalar el pre-compensador 200 puede aumentar el coeficiente de aberracion esferica desde un valor a40>a40(compensado previamente) del sistema 1 de entrega de laser no compensado previamente a un valor a40<a40(compensado previamente) para el sistema 1 de entrega de laser compensado previamente. En algunas realizaciones a40(compensado previamente) puede ser 2, 3 o 4 micrones, por ejemplo.
En algunas implementaciones, instalar el pre-compensador 200 en un sistema 1 de entrega de laser no compensado previamente puede reducir al menos una de las siguientes medidas de aberracion: la RMS del error u> de frente de onda, la medida a40 de aberracion esferica y el radio rf de mancha focal desde un valor no compensado previamente por al menos un porcentaje de compensacion previa P(compensado previamente) o aumentar una relacion de Strehl S en al menos el porcentaje de compensacion previa P(compensado previamente). En algunas implementaciones P(compensado previamente) puede ser 10%, o 20%, o 30%, o 40%, por ejemplo.
Como se ha descrito anteriormente, cualquiera de estas medidas de aberracion puede pertenecer a 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 sobre el frente de onda.
En algunas realizaciones, el pre-compensador 200 puede compensar aberraciones no esfericas, tales como aberraciones de primer orden, o de orden mas elevado tambien. En algunos casos, puede realizar la compensacion previa de rayos fuera del eje tambien.
En algunas implementaciones, el pre-compensador 200 compensa previamente otros tipos de aberraciones, al tiempo que no aumenta la RMS del error de frente de onda en mas de 0,075, o manteniendo la relacion de Strehl por encima de S(compensada previamente), que tiene un valor por ejemplo de 0,8.
En algunas implementaciones el pre-compensador 200 puede aumentar el radio rb del haz que sale del pre- compensador 200 a un valor por encima rb=rb(compensado previamente), donde rb(compensado previamente) puede ser por ejemplo de 5 mm o de 8 mm.
Algunas de estas funcionalidades pueden ser alcanzadas incluyendo una o mas lentes moviles en el pre-compensador 200. Los accionadores de posicion pueden mover la lente o lentes moviles, cambiando la distancia entre algunas de las lentes del pre-compensador 200.
En implementaciones con una lente movil, la lente movil del pre-compensador 200 puede mover el plano focal o mancha del sistema 1 de entrega de laser a lo largo del eje optico en 0,3-4,0 mm. En algunas otras implementaciones, en 0,5-2,0 mm.
En algunas implementaciones, cuando al menos una de las relaciones de Strehl S(baja) en los cinco puntos de referencia P1,... P5 antes descritos es inferior S=S(movil) cuando la lente movil esta en una posicion intermedia, la lente movil puede ser movida para aumentar la relacion de Strehl S(baja) a un valor superior S=S (movil). S(movil) puede ser 0,6, 0,7, 0,8 o 0,9.
En algunas implementaciones la lente movil puede ser movida para variar la relacion de Strehl S en el rango de 0,6-0,9. En otra implementacion en el rango de 0,70-0,85.
Como el pre-compensador 200 esta situado antes que el escaner XY 300 u otros extensores de haz, el radio del haz es aun pequeno. Por ello, la lente movil puede ser pequena. Y como la lente movil es pequena, los accionadores de posicion pueden moverla muy rapidamente, permitiendo un cambio muy rapido de la profundidad focal. Esta caracterfstica acelera el escaneo de profundidad, o escaneo en Z en estas realizaciones y puede hacer la velocidad de escaneo en Z comparable a la velocidad de escaneo en XY tfpicamente mas rapida.
En algunos sistemas existentes tfpicos, las aberraciones son compensadas de manera dominante por medios opticos, tales como lentes. El pre-compensador 200 de lente movil actualmente descrito puede utilizar la lente o lentes moviles rapidas para llevar a cabo bien esta funcion. En particular, cuando el haz laser es escaneado con el escaner XY 300, la
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lente o lentes moviles pueden ser movidas con una velocidad suficientemente elevada de modo que las aberraciones asociadas con el escaneo en XY resulten compensadas a un nivel deseado.
La fig. 7A ilustra que este aspecto puede ser util cuando se realiza un corte quirurgico transversal 206 siguiendo esencialmente la superfine de contacto de una interfaz 208 de paciente plana o curvada. La velocidad de la pequena lente movil hace posible que el escaneo en Z sea realizado a la velocidad requerida por el escaneo en XY, formando el corte curvado deseado.
En algunas implementaciones una curvatura, o radio, del corte curvado, o lmea objetivo curvada puede ser menor que 1 mm, 10 mm, y 100 mm.
La fig. 7B ilustra otro aspecto util de una velocidad elevada de escaneo en Z. El plano focal de la mayor parte de los sistemas opticos esta ligeramente curvado. Si se desea crear un corte transversal esencialmente recto, que por ello no siga la curvatura del plano focal, la profundidad focal necesita ser reajustada de manera continua, de manera sincronizada con el escaneo en XY transversal rapido para compensar la curvatura del plano focal. Por ejemplo, para cortes radiales o cortes planos con un patron de escaneo de diseno horizontal, el cambio de la coordenada radial o coordenada XY, puede ser muy rapido. En estos procedimientos una velocidad de escaneo en Z rapida puede ayudar a formar el corte recto deseado.
Finalmente, la velocidad de escaneo en Z puede ser tambien util para realizar algunos procedimientos quirurgicos rapidos, tales como procedimientos de cornea.
En algunas implementaciones, el pre-compensador 200 de lente movil puede cambiar la profundidad de la mancha focal del sistema de entrega de laser con una velocidad axial al menos de un 5% de la velocidad de escaneo transversal maxima de la mancha focal. En algunas implementaciones con una velocidad axial de al menos el 10% de la velocidad de escaneo transversal maxima de la mancha focal. En otras realizaciones con una velocidad axial de al menos el 20% de la velocidad de escaneo transversal maxima de la mancha focal.
En algunas implementaciones, el pre-compensador 200 de lente movil puede cambiar la coordenada Z del punto focal en 0.5-1 milfmetros en un tiempo de escaneo en Z.
En algunas implementaciones este tiempo de escaneo en Z puede ser del orden de 10-100 nanosegundos, 100 nanosegundos -1 milisegundo, 1 milisegundo -10 milisegundos y 10 milisegundos -100 milisegundos.
En algunas implementaciones la lente movil del grupo de lentes es movil en un rango de movimiento en Z para reducir una primera medida de aberracion en al menos un porcentaje movil P(movil). Aqu la primera medida de aberracion puede ser un coeficiente de aberracion esferica a40, una RMS de error u> de frente de onda, y un radio rf de mancha focal, y el porcentaje movil P(movil) puede ser del 10%, 20%, 30% y 40%.
En algunas implementaciones la lente movil del grupo de lentes es movil en un rango de movimiento en Z para aumentar una relacion de Strehl S en al menos un porcentaje movil P(movil), que puede ser de 10%, 20%, 30% y 40%.
En algunas implementaciones, el pre-compensador 200 de lente movil es capaz de cambiar una abertura numerica NA del sistema 1 de entrega de laser, una profundidad Z de la mancha focal, cualquiera de las medidas de aberracion y un diametro de haz de manera esencialmente independiente moviendo la lente movil. En otras palabras, mover la lente movil es capaz de variar cualquiera de estas cuatro caractensticas del sistema 1 de entrega de laser sin cambiar las otras dos caractensticas. Estas realizaciones ofrecen un control considerable para el operador de la realizacion.
Algunas de las funciones del pre-compensador 200 son a veces denominadas como un acondicionamiento de haz o expansion de haz. De manera correspondiente, en algunos bloques de sistemas existentes con funciones analogas son denominados como un acondicionador de haz o extensores de haz.
En algunas realizaciones el pre-compensador 200 incluye solo una lente para conseguir las anteriores funcionalidades.
En algunas realizaciones el pre-compensador 200 incluye de dos a cinco lentes para conseguir las anteriores funcionalidades.
La fig. 8A ilustra una realizacion del pre-compensador 200 de tres lentes, incluyendo la lente 221, la lente 222 y la lente 223.
La fig. 8B ilustra una realizacion de tres lentes del pre-compensador 200' de lente movil, incluyendo la lente 221', la lente 222' y la lente 223'.
La fig. 8C ilustra una realizacion de cuatro lentes de pre-compensador 200'', incluyendo lentes 231-234.
La fig. 8D ilustra una realizacion de cuatro lentes del pre-compensador 200''' de lente movil, incluyendo la lente 231', la lente 232', la lente 233' y la lente 234'.
Las Tablas 2-4 ilustran distintas implementaciones de tres lentes de los pre-compensadores 200 y 200' de las figs. 8A-B. Realizaciones del pre-compensador 200 pueden ser implementadas utilizando lentes delgadas. Por ello, pueden ser descritas en terminos de potencias refractivas de las lentes individuales y sus distancias desde la lente contigua.
La Tabla 2 ilustra una realizacion de tres lentes fijas de pre-compensador 200, tambien mostrado en la fig. 8A. En la 5 Tabla 2 la columna 1 muestra el numero de lente, la columna 2 la potencia refractiva medida en dioptnas Di (i=1,2, 3), y la columna 3 la distancia di (i = 1,2) entre lentes i e i+1.
Numero de lente
Potencia refractiva [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm]
221
D1=(-3, -5) d1=(60, 100)
222
D2=(3, 5) d2=(3, 9)
223
D3=(-3,5, -6)
Tabla 2 para fig. 8A
La Tabla 3 ilustra una posible implementacion del pre- compensador 200' con dos lentes moviles 222' y 223' como en la fig. 8B, que muestra separaciones de lente diA y diB en dos configuraciones A y B en columnas 3 y 4. Las separaciones 10 de lente di pueden variar continuamente entre diA y diB.
Numero de lente
Potencia refractiva [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm], Configuracion A Distancia a la siguiente lente [mm], Configuracion B
221'
D1=(-3, -5) d1A=(60, 100) d1B=(1,0, 9,0)
222'
D2=(3, 5) d2A=(3, 9) d2B=(20, 40)
223'
D3=(-3,5, -6)
Tabla 3 para fig. 8B
La Tabla 4 ilustra que en distintas implementaciones los parametros anteriores Di y di pueden asumir valores en intervalos amplios, dependiendo de un gran numero de consideraciones de diseno, tales como tamanos de haz 15 diferentes y espacio disponible. Algunos de los parametros de estas implementaciones pueden estar conectados a las realizaciones de las Tablas 2-3 mediante escalado: las potencias refractivas con un factor de escalado de a, y las distancias con un factor de escalado correspondiente 1/a. Ademas, las potencias refractivas pueden ser modificadas adicionalmente por factores de tolerancia t1 y t3 para permitir diferencias en tolerancias e implementaciones de diseno. Estas relaciones estan resumidas en la Tabla 4:
Numero de lente
Potencia refractiva [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm]
221
D1*a*t1 d1/a
222
D2*a*t2 d2/2
223
D3*a*t3
20 Tabla 4 para figs. 8A-B
En algunas implementaciones el factor de escalado a puede ser del orden de 0,3 a 3, y los factores de tolerancia t1, t2 y t3 pueden ser del orden de 0,8 a 1,2.
Analogamente, la Tabla 5 ilustra distintas implementaciones de cuatro lentes del pre-compensador 200'', en donde las lentes 231, 232, 233 y 234 son fijas, como se ha mostrado en la fig. 8C.
Numero de lente
Potencia refractiva [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm]
231
D1=(-15, -20) d1=(100, 130)
232
D2=(-5, -8) d2=(32, 41)
233
D3=(-25, -35) d3=(33, 45)
234
D4=(7,10)
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Tabla 5 para fig. 8C
La Tabla 6 ilustra una implementacion de cuatro lentes del pre-compensador 200''' de la fig. 8D, con una lente movil 232'.
Numero de lente
Potencia refractiva [1/m] Distancia a la siguiente lente [mm], Configuracion A Distancia a la siguiente lente [mm], 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)
Tabla 6 para fig. 8D
Como en las implementaciones de tres lentes, los parametros de los pre-compensadores 200'' y 200''' de cuatro lentes pueden asumir valores en amplios rangos. Parametros de algunas de estas implementaciones de nuevo pueden ser relacionados entre s^ mediante factores de escalado a, 1/a, t1, t2, t3 y t4, respectivamente en analog^a con la Tabla 4. El factor de escalado a puede ser del orden de 0,2 a 5 y los factores de tolerancia t1,...t4 puede ser del orden de 0,7 a 1,3.
En otras realizaciones, se emplean otras combinaciones y rangos. Dentro de estos rangos son posibles muchas realizaciones del sistema 1 de entrega de laser, ya que el sistema puede ser optimizado para muchas funcionalidades diferentes dando como resultado posibilidades de eleccion diferentes. Los compromisos de diseno y las restricciones de optimizacion pueden conducir a un gran numero de implementaciones, cada una con sus propias ventajas. El gran numero de posibilidades esta ilustrado por los rangos de parametros en las anteriores Tablas 2-6.
En una implementacion de lente movil del pre-compensador 200' la lente movil puede cambiar una de las caractensticas del sistema de laser de manera esencialmente independiente. Estos parametros incluyen la profundidad focal Z, la abertura numerica NA, cualquiera de las medidas de aberracion, y un diametro del haz de salida. Por ejemplo, estas implementaciones permiten que el operador cambie por ejemplo la abertura numerica del sistema 1 de entrega de laser, sin cambiar por ejemplo la profundidad focal Z.
En algunas implementaciones el pre-compensador 200 tiene dos elementos moviles de manera independiente. Tales implementaciones permiten al operador controlar de manera independiente dos caractensticas del haz laser, tales como por ejemplo el diametro del haz y la abertura numerica NA, al tiempo que mantiene las aberraciones fijas.
La fig. 9 ilustra un ejemplo de otro sistema 1' de entrega de laser, donde una funcion de escaneo en Z de distintos bloques opticos es resaltada. En particular, el motor laser 100 genera un haz laser, que es recibido por un primer escaner Z 250. El primer escaner Z 250 recibe el haz laser procedente del motor 100 de laser y escanea un punto focal del sistema 1' de entrega de laser sobre un primer intervalo Z a lo largo de un eje optico del sistema 1' de entrega de laser. El haz, emitido por el primer escaner Z 250 es recibido por el escaner XY 300, que escanea el haz laser en una direccion esencialmente transversal al eje optico del sistema laser. El haz laser escaneado en XY emitido es a continuacion recibido por un segundo escaner Z 450, que escanea el punto focal del sistema laser sobre un segundo intervalo Z a lo largo del eje optico del sistema laser.
En algunas realizaciones, el primer escaner Z 250 esta configurado de modo que el primer intervalo Z es adecuado para un procedimiento quirurgico corneal, y el segundo escaner Z 450 esta configurado de modo que el segundo intervalo Z es adecuado para un procedimiento quirurgico del segmento anterior.
En algunas realizaciones, el primer intervalo Z esta dentro del rango de 0,05-1 mm y el segundo intervalo Z esta dentro del rango de 1-5 mm.
En algunas realizaciones el primer intervalo Z esta dentro del rango de 1-5 mm y el segundo intervalo Z esta dentro del rango de 5-10 mm.
En algunas realizaciones el primer escaner Z 250 esta configurado para escanear el punto focal sobre el primer intervalo Z de 0,05 mm-1 mm en un primer tiempo de escaneo en Z. El primer tiempo de escaneo en Z puede ser uno de los rangos de 10 -100 nanosegundos, 100 nanosegundos - 1 milisegundo, 1 milisegundo -10 milisegundos, y 10 milisegundos -100 milisegundos.
En algunas realizaciones el segundo escaner Z 450 esta configurado para escanear el punto focal sobre el segundo intervalo Z de 1 mm - 5 mm en un segundo tiempo de escaneo en Z. El segundo tiempo de escaneo en Z puede ser uno de los rangos de 10-100 milisegundos, y 100 milisegundos -1 segundo.
En algunas realizaciones el primer escaner Z 250 esta configurado para cambiar la abertura numerica del laser en mas del 10%.
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En algunas realizaciones el segundo escaner Z 450 esta configurado para cambiar la abertura numerica del laser en mas del 10%.
En algunas realizaciones el primer escaner Z 250 esta configurado para cambiar la abertura numerica del laser en mas del 25%.
En algunas realizaciones el segundo escaner Z 450 esta configurado para cambiar la abertura numerica del laser en mas del 25%.
La fig. 10 muestra una tabla resumen de las muchas variaciones de los elementos descritos anteriormente. Como se ha mostrado, algunas implementaciones pueden tener 0 escaneres de profundidad Z, 1 escaner de profundidad Z antes del escaner XY 300, 1 escaner de profundidad Z despues del escaner XY 300 y 2 escaneres de profundidad Z, uno antes y uno despues del escaner XY 300.
Ademas, algunas implementaciones pueden tener 0 controladores de NA, 1 controlador de NA antes del escaner XY 300, 1 controlador de NA despues del escaner XY 300 y 2 controladores de NA, uno antes y uno despues del escaner XY 300.
Aqm, los escaneres Z y controladores NA se refieren muy generalmente a una sola lente o a un grupo de lentes, que pueden modificar la profundidad Z y la abertura numerica NA, respectivamente. En algunos casos estos modificadores pueden ser activados, o controlados por un unico accionador electrico, que hace que las lentes del modificador se muevan de manera sincronizada para modificar la NA o la profundidad Z del haz.
Tanto los escaneres Z como los controladores NA pueden ser alojados en el primer escaner Z 250 y en el segundo escaner Z 450 de la fig. 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 250 o 450 de escaner Z, pueden compartir una o mas lentes, lentes moviles, o accionadores electricos.
Como se ha mostrado en la fig. 10, 0 escaneres Z y uno o dos controladores de NA funcionan a profundidad Z fija, pero puede controlar NA durante el escaneado en XY.
1 escaner Z y 0 controladores de NA pueden realizar el escaneo en Z.
1 escaner Z y 1 o 2 controladores de NA pueden realizar, ademas del escaneo en Z, un control de la NA.
2 escaneres Z pueden realizar el escaneo en Z a dos velocidades y tambien controlar la NA, cuando son combinados con 1 o 2 controladores de NA.
Elementos opticos sin lentes son tambien utilizados en algunas implementaciones, tales como aberturas variables y pupilas.
Ademas, la mayor parte de las 16 combinaciones ilustradas pueden ser configuradas de otro modo para compensar previamente una aberracion seleccionada, tal como la aberracion esferica.
La fig. 10 ilustra que las distintas caracterfsticas del sistema, tales como la profundidad Z del haz, su abertura numerica NA y su aberracion, representada por su medida de aberracion tal como la relacion de Strehl S, pueden ser controladas o ajustadas de manera independiente una de otra. Tales realizaciones ofrecen un gran control y precision al operador del sistema 1 de entrega de laser.
En realizaciones analogas, tal doble acondicionamiento del haz puede ser realizado para otros emparejamientos de caracterfsticas de haz. Por ejemplo, tablas similares con 4X4 = 16 emparejamientos pueden ser creadas con relacion a un controlador de aberracion y a un controlador del diametro del haz. Aqm, 0, 1, o 2 controladores de aberracion pueden ser emparejados en todas las combinaciones posibles con 0, 1 o 2 controladores de diametro del haz.
La lista de caracterfsticas del haz incluye: profundidad Z del punto focal, la abertura numerica NA, el radio del haz, y cualquier medida de aberracion, tal como la relacion de Strehl S, el radio rf de punto focal, la RMS del error w de frente de onda y la medida de aberracion esferica a40.
3. Escaner XY 300
El escaner XY 300 puede recibir el haz compensado previamente desde el pre-compensador 200, bien directa o bien indirectamente, habiendo pasado a traves de algunos elementos opticos intermedios. Una funcion del escaner XY 300 puede ser escanear el haz recibido desde el pre-compensador 200 en una direccion esencialmente transversal a un eje optico del sistema 1 de entrega de laser. En distintas realizaciones, la direccion "transversal" no es necesariamente perpendicular al eje optico, y puede incluir cualquier direccion que forme un angulo sustancial con el eje optico.
En algunas realizaciones el escaner XY 300 emite un haz laser de escaneo, que, habiendose propagado a traves del sistema 1 de entrega del laser y habiendo alcanzado la region quirurgica, escanea en una direccion transversal desde
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cero a un maximo de un rango de escaneo en XY de 5-14 mm. En algunas implementaciones el maximo del rango de escaneo en XY esta entre 8 y 12 mm.
La fig. 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 pueden incluir un espejo: un unico espejo 3l0 de escaneo X y un unico espejo 320 de escaneo Y. En tales disenos el haz desviado por el espejo 310 de escaneo X incide sobre el espejo 320 de escaneo Y en
diferentes puntos dependiendo de la orientacion del espejo 310 de escaneo X. En particular, cuando el espejo 310 de
escaneo X esta en la posicion 310a, el haz incidente 331 es reflejado como el haz 332a, mientras que cuando el espejo de escaneo X es hecho girar a la posicion 310b, el haz incidente es reflejado como el haz 332b.
Estos dos haces 332a y 332b inciden sobre el espejo 320 de escaneo Y en diferentes posiciones y por ello incluso para un espejo 320 de escaneo Y fijo en la posicion 320a daran lugar a dos haces reflejados diferentes 333aa y 333ba respectivamente. Peor aun, cuando el propio espejo 320 de escaneo Y es hecho girar desde la posicion 320a a la 320b, los dos haces incidentes 332a y 332b dan lugar a dos haces reflejados adicionales 333ab y 333bb, propagandose la totalidad de los cuatro haces 333aa, 333ab, 333ba y 333bb en diferentes direcciones.
El problema puede ser caracterizado en terminos de la nocion de un punto de pivotamiento. Una definicion de un punto de pivotamiento de un elemento optico de escaneo puede ser como el punto a traves del cual pasan esencialmente
todos los rayos, que han salido desde el elemento de escaneo optico. Esta nocion es la analoga del punto focal de
elementos refractivos no moviles, cuando es aplicada para elementos opticos moviles, tales como escaneres.
Utilizando esta terminologfa, el problema anterior puede ser trazado de nuevo en la fig. 11A al punto de pivotamiento 315X del escaner X que esta fijado sobre el propio espejo 310 de escaneo X. El haz escaneado emitido aparecera para los subsiguientes elementos opticos como que ha emanado desde un unico punto de pivotamiento 315 X en el espejo 310 de escaneo X, y asf se propaga a un amplio rango de angulos. Esta divergencia de los dos disenos de espejo puede conducir a varios tipos diferentes de aberraciones indeseables.
La fig. 11B ilustra un escaner XY 300' de tres espejos existente, donde el escaner X 310 incluye dos espejos 311 y 312 para abordar este problema. Por claridad, los espejos estan mostrados desde el lateral. En este diseno, los espejos 311 y 312 de escaneo X realizan la funcion de escaneo X de una manera coordinada. Como se ha mostrado en la fig. 11B, cuando el primer espejo 311 de escaneo X cambia su orientacion desde 311a a 311b, el segundo espejo 312 de escaneo X puede ser hecho girar de una manera coordinada desde 312a a 312b. Estas rotaciones de escaneo coordinadas hacen posible que los haces desviados 332a y 332b en los dos estados rotacionales pasen a traves de un punto de pivotamiento 315 X, que esta levantado de los espejos de escaneo X.
Como el punto de pivotamiento 315 X del escaner X ha sido levantado del propio espejo de escaneo X, su ubicacion puede ser ajustada. En el diseno de la fig. 11B, los espejos de escaneo X estan disenados para colocar el punto de pivotamiento 315 X esencialmente sobre el espejo 320 de escaneo Y. En tales disenos el problema del escaner X 310 en la fig. 11A es resuelto esencialmente y las aberraciones correspondientes son muy reducidas.
Sin embargo, incluso este diseno tiene un problema analogo al de la fig. 11A, solamente en el contexto del espejo 320 de escaneo Y. En el diseno de la fig. 11B, el punto de pivotamiento 315 Y del escaner Y esta aun fijo al espejo de escaneo Y.
La pupila de entrada de un sistema optico es la imagen del tope de apertura cuando es vista desde la parte frontal del sistema. La pupila de salida es la imagen del tope de apertura en el espacio de imagen. En un sistema optico con multiples grupos de lentes las ubicaciones de las pupilas de entrada y de salida son a menudo ajustadas cuidadosamente. En muchos disenos, la pupila de salida de un grupo de lentes se acopla a la pupila de entrada del grupo de lentes siguiente.
Para el escaner XY 310 el punto de pivotamiento puede ser considerado como la pupila de salida. En algunas realizaciones 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 ffmites ffsicos del grupo de lentes, donde un bloque de escaner no puede ser colocado. En ese caso es deseable un bloque de escaner para el que el punto de pivotamiento esta fuera de los ffmites ffsicos del bloque de escaner, en una ubicacion que puede ser elegida de manera arbitraria.
La fig. 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 311 y 312 de escaneo X. Sin embargo, el escaner Y tambien incluye dos espejos 321, 322 de escaneo Y.
El escaner XY 300'' elimina el punto de pivotamiento 315 Y del escaner Y del espejo de escaneo Y. Por consiguiente, el escaner XY 300'' puede controlar el escaner Y, o emitir, el punto de pivotamiento 315 Y a una ubicacion predeterminada. Un ejemplo es mover el punto de pivotamiento 315 Y de escaneo Y - salida sobre la pupila de entrada 340 de un grupo de lentes subsiguientes. En algunas implementaciones el punto de pivotamiento 315 X de X puede tambien ser movido a la misma ubicacion.
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Otros aspectos de este diseno incluyen que el escaner XY 300'' puede controlar esencialmente de manera independiente (i) un angulo a entre el haz escaneado emitido y un eje optico del sistema 1 de entrega de laser, y (ii) una ubicacion donde el haz de escaneo impacta en la pupila de entrada del elemento optico subsiguiente, caracterizado por la distancia d desde el 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 astigmatismo y coma en las regiones perifericas, incluyendo las regiones perifericas de la region quirurgica.
Algunas implementaciones del escaner XY 300''' incluyen solamente un espejo 310 de escaneo X y un espejo 320 de escaneo Y, cada uno de ellos del tipo "orientacion rapida". Un espejo de orientacion rapida individual es capaz de un movimiento angular alrededor de dos ejes de rotacion. Un par de estos espejos de orientacion rapida pueden tambien controlar el angulo de haz y la posicion del haz en el plano transversal al eje optico.
En algunas implementaciones el escaner XY 300''' esta configurado para escanear el haz laser sobre un rango de escaneo en XY cuyo maximo es mayor que 5 mm y menor que 15 mm en el plano focal del sistema laser.
En algunas implementaciones el punto de pivotamiento X generado por el primer y segundo espejos de orientacion rapida XY y el punto de pivotamiento Y generado por el primer y segundo espejos de orientacion rapida XY coinciden.
4. Escaner Z 450
Como se ha descrito anteriormente, los sistemas quirurgicos oftalmicos estan configurados para realizar cirugfa del segmento anterior, o cirugfa de cristalino teniendo un diseno que permite escanear un punto focal sobre un intervalo mucho mayor que el intervalo escaneado en los procedimientos de cornea. En algunas implementaciones el escaneo en Z es realizado sobre un trayecto de escaneo en Z dentro del rango de escaneo en 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 rango de x mm a y mm" se refiere a un trayecto de escaneo cuyo valor inicial es x mm o mas y un valor final es y mm o menos, abarcando todas las trayectorias de escaneo que no se extienden a traves del rango completo de escaneo).
Aqm, se ha recordado que las asignaciones "X, Y, Z" estan hechas a lo largo de todas las implementaciones en un amplio sentido. Z indica tfpicamente un eje optico, que puede estar proximo a 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 1 de entrega de laser. Cualquier eje de compromiso entre estos dos puede tambien ser denominado como la direccion Z. Tambien las direcciones X, Y no son necesariamente perpendiculares al eje Z. Pueden referirse a cualquier direccion que forme un angulo sustancial con la direccion Z. Tambien, en algunas implementaciones, un sistema de coordenadas radiales puede ser mas adecuado para describir el escaneo del sistema 1 de entrega de laser. En esas implementaciones, el escaneo en XY se refiere a cualquier escaneo paralelo al eje Z convertido en parametros mediante coordenadas radiales adecuadas.
La fig. 1 ilustra que algunas implementaciones del sistema 1 de entrega de laser consiguen estos grandes rangos de escaneo en Z que significan un reto incluyendo el bloque 400 Primer Extensor de Haz y el bloque 500 Extensor de Haz Movil en el escaner Z 450. En distintas implementaciones, el bloque 400 Primer Extensor de Haz puede ser un bloque movil o un bloque fijo. La distancia entre el bloque 400 Primer Extensor de Haz y el bloque 500 Extensor de Haz Movil puede ser ajustada, por ejemplo, mediante un accionador de posicion.
Como ya se hada ilustrado en las figs. 2A-B, cuando el punto focal se mueve alejandose de su posicion optima en el tejido objetivo, las aberraciones aumentan. Estas aberraciones son tfpicamente denominadas "aberraciones geometricas", ya que pueden ser entendidas a partir del trazado de rayos geometricos, y se originan a partir de la magnitud finita de las lentes. Estas aberraciones geometricas pueden ser limitadas reduciendo una abertura numerica del escaner Z 450. Como tal, las aberraciones geometricas dependen tanto de la profundidad focal Z como de la abertura numerica NA.
Ademas, con una abertura numerica NA decreciente, una segunda fuente de aberraciones surge a partir de la naturaleza ondulatoria de la luz. Estas aberraciones dan lugar a la denominada "aberracion de difraccion". Este segundo tipo de aberracion aumenta el radio de la mancha focal con una abertura numerica decreciente.
Las figs. 12A-B ilustran las aberraciones geometricas y de difraccion en un segmento anterior de un ojo como una funcion del tamano de abertura del escaner Z 450, caracterizado por una de las medidas anteriores de aberracion: el radio rf de punto focal. Como la aberracion geometrica aumenta con el tamano de la abertura mientras disminuye la aberracion de difraccion, una aberracion total, definida como una suma de estas dos aberraciones, exhibe un valor mfriimo optimo en una aberracion optima y una NAopt de aberracion numerica optica correspondiente.
Aqm la definicion usual conecta la abertura numerica NA y el tamano de abertura: NA = n * Sen Arctan (tamano de abertura/(2*longitud focal)), donde n es el mdice de refraccion del material en el que se forma la imagen.
Estas curvas son para profundidades focales Z espedficas, una profundidad focal Z de 1 mm en la fig. 12A y una profundidad focal Z de 8 mm en la fig. 12B. Como la aberracion geometrica es diferente a diferentes profundidades focales Z, el mmimo de la curva de aberracion total y asf el tamano de abertura optimo y la abertura numerica optima
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NAopt del sistema completo dependen de la profundidad focal Z: NAopt = NAopt(z). En particular, el tamano de abertura optima NAopt disminuye para una profundidad focal Z creciente, desde 32 mm a 25 mm en este caso espedfico cuando la profundidad focal Z aumenta desde 1 mm a 8 mm. Por ello, los sistemas de entrega de laser que estan destinados a ser utilizados tanto para cirugfas corneal como de cristalino, necesitan cubrir un rango de aberturas mas amplio y rangos de NA correspondientes. Este requerimiento plantea considerables retos de diseno.
Como describe a continuacion adicionalmente, las figs. 12 A-B tambien ilustran que la aberracion exhibe un plano amplio optimo para profundidades focales Z coloniales tfpicas de 1 mm, mientras que exhibe un mmimo mas estrecho, mas afilado para profundidades focales Z tfpicas para cirugfas de cristalino.
La aberracion puede tambien estar caracterizada por las otras tres medidas de aberracion S, w o a40 tambien, exhibiendo todas las curvas de rendimiento un optimo. Cualquiera de las cuatro medidas de aberracion anteriores puede corresponder a cualquiera de los puntos de referencia P(1),...P(5) descritos anteriormente, o puede ser un promedio tomado sobre algunos o todos estos puntos de referencia, o puede corresponder a otros puntos de referencia.
En algunas implementaciones, en un amplio margen de profundidades focales Z, el tamano de abertura y la NA correspondiente pueden ser ajustados a la abertura numerica optima NAopt(z) esencialmente, minimizando la aberracion total, medida por una medida de aberracion. Esta funcionalidad permite una fuerte reduccion de la aberracion total. Aqrn, como antes, las aberraciones pueden ser medidas por una de las cuatro medidas de aberracion rf, S, w, o a40 en cualquiera de los cinco puntos de referencia anteriores P1,... P5. La aberracion optima corresponde a un mmimo de medidas de aberracion rf, w, o a40, o un maximo de la relacion de Strehl S.
En algunas otras implementaciones, donde la aberracion optima puede no ser alcanzada, o consideraciones de diseno dictan que debena ser utilizada una aberracion alejada del valor optimo, el bloque 500 Extensor de Haz Movil puede aun disminuir los valores de las medidas de aberracion rf, w o a40 en al menos un porcentaje P(Extensor Movil), o aumentar de manera correspondiente el valor de la relacion de Strehl S en al menos un porcentaje P(Extensor Movil), comparado con las medidas de aberracion del sistema laser esencialmente identico en donde el segundo bloque del escaner Z 450 no es movil y asf la abertura numerica no es ajustable. En algunas implementaciones P(Extensor Movil) puede ser 20%, 30%, 40%, 50%. Aqrn, como antes, las medidas de aberracion rf, S, w o a40 pueden ser medidas en cualquiera de los cinco puntos de referencia P1,... P5.
En algunas implementaciones, los sistemas laser que tienen el escaner Z 450 con la abertura numerica ajustable NA pueden aumentar la relacion de Strehl S por encima de 0,8, con relacion a sistemas laser esencialmente identicos donde el escaner Z no tiene una abertura numerica ajustable, que tienen una relacion de Strehl S inferior a 0,8.
Un reto de diseno adicional no es solamente minimizar la aberracion total a una profundidad focal Z fija ajustando el sistema de entrega de laser a su tamano de abertura optimo y la abertura numerica correspondiente NAopt(z), sino tambien mantener el sistema al menos cerca de la abertura numerica NAopt(z) optima dependiente de Z cuando la profundidad focal Z es escaneada. En una implementacion tfpica, la abertura numerica optima disminuye cuando aumenta la profundidad focal.
Para abordar esta variacion de la abertura optima cuando la profundidad focal Z es escaneada dentro del rango de escaneo en Z, las implementaciones del sistema 1 de entrega de laser tienen la capacidad de cambiar la abertura numerica NA(z) como un parametro separado del escaner Z 450, de manera esencialmente independiente de la variacion de la propia profundidad focal Z.
Las implementaciones, en donde dos cantidades son controladas de manera esencialmente independiente, como actualmente la profundidad focal Z y la abertura numerica NA, tienen tfpicamente un par de parametros de control para conseguir esta modalidad. Ejemplos incluyen el emparejamiento de una distancia controlable entre el bloque 400 Primer Extensor de Haz y el bloque 500 Extensor de Haz Movil y una posicion de una lente movil en cualquiera de estos bloques, que puede ser ajustada 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 bloque 400 Primer Extensor de Haz puede ser implementado como un bloque fijo o un bloque movil.
En algunas implementaciones la abertura numerica NA puede ser ajustada a una secuencia de valores de abertura numerica optima NAopt(z), que producen una secuencia de valores de aberracion total optima a una secuencia de profundidad focal Z cuando la profundidad focal Z es escaneada.
Como antes, la aberracion total optima puede ser capturada por el mmimo de cualquiera de las medidas de aberracion anteriores rf, w, o a40, o el maximo de la relacion de Strehl S. Los rangos de escaneo en Z pueden ser por ejemplo 5-10 mm, o 0-15 milfmetros. La profundidad focal Z puede ser escaneada en un radio r1=0 mm, o r2=3 mm, o en algun otro radio r, o en un radio variable r (z), limitado por ejemplo por r<3 mm.
La Tabla 7 ilustra un ejemplo, donde la segunda columna describe el escaneo de la profundidad focal Z dentro de un rango de escaneo en Z de (-0,14 mm, 11,65 mm) en un tejido objetivo y la tercera columna muestra los valores correspondientes de NAopt(z). Las implementaciones del escaner Z 450 son capaces de ajustar la profundidad focal Z en este rango y ajustar la abertura numerica NA a su valor optimo NAopt(z) en estas profundidades focales.
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Posicion Z de Extensor Movil 500 [mm]
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5,12 0,22
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3,98 0,23
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3,00 0,25
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1,44 0,28
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0,30 0,32
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Tabla 7
En algunas otras realizaciones, la profundidad focal Z puede ser escaneada dentro de un rango de escaneo en Z de 0 mm a 10 mm. En el curso de escaneo la abertura numerica puede variar dentro de un rango de 0,4 a 0,1, en algunas otras realizaciones desde 0,35 a 0,15.
La fig. 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, exhibiendo una secuencia de aberturas numericas optimas correspondientes
Nopt(z).
La fig. 12D ilustra explfcitamente las aberturas numericas optimas Nopt(z) como una funcion de las profundidades focales Z correspondientes.
Como se ha descrito anteriormente, la capacidad de ajuste separada de la profundidad focal Z y la abertura numerica NA requiere tipicamente dos parametros de control ajustables de manera independiente. Algunas implementaciones, sin embargo, no pueden ofrecer la capacidad de ajuste separada e independiente de Z y NA. En su lugar, para cada profundidad focal Z, estas implementaciones ajustan automaticamente la abertura numerica o bien a su valor optimo NAopt(z) o bien al menos a una proximidad de NAopt(z) sin una operacion de ajuste de NA separada por un operador. Por ejemplo, NA puede seguir a NAopt(z) dentro de un porcentaje P(seguimiento), donde P(seguimiento) puede ser de 10%, 20% o 30%.
Estas implementaciones pueden tener solamente un unico controlador ajustable integrado. En el ejemplo recien escrito, este controlador integrado puede presentar solamente a un usuario del sistema que controla la profundidad focal Z en la region objetivo. Sin embargo, el controlador puede contener un ajustador de abertura acoplado, que ajusta simultaneamente la abertura numerica NA para seguir a NAopt(z) sin un paso de sintonizacion separado realizado por el usuario del sistema 1 de entrega de laser.
En algunas implementaciones ajustar la distancia entre el Primer Extensor de Haz 400 y el Extensor de Haz Movil 500 puede realizar esta funcionalidad de manera adecuada. En otras implementaciones, una unica lente movil puede ofrecer esta modalidad. Aun en otras implementaciones, puede emplearse una combinacion de dos ajustadores.
Estas implementaciones ofrecen una funcion de control simplificado para el operador en el sistema 1 de entrega de laser. Dado que conseguir tal funcion de control integrada unica es un reto de diseno, algunas implementaciones realizan estas funciones de control integrado en combinacion con los otros bloques, tales como el pre-compensador 200, el escaner XY 300 y el objetivo 700.
En algunas implementaciones, en las que los valores de aberracion total optimos no pueden, o no son conseguidos para distintas consideraciones de diseno, la abertura numerica NA puede ser ajustada a una secuencia de valores de abertura numerica en una secuencia de profundidades focales Z a lo largo del trayecto de escaneo en Z dentro del rango de escaneo en Z para reducir la aberracion total por al menos un porcentaje P(escaneo) relativo a sistemas laser cuyo escaner Z 450 no tiene una abertura numerica ajustable NA. En algunas implementaciones P(escaneo) puede ser 20, 30,
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Como antes, la aberracion total puede ser caracterizada por cualquiera de las medidas de aberracion introducidas previamente rf, u>, o a40. De manera equivalente, la reduccion de la aberracion puede ser caracterizada por un incremento correspondiente de la relacion de Strehl S. La trayectoria de escaneo en Z puede ser una trayectoria paralela al eje Z en un radio R desde el eje optico o eje Z del sistema de laser. En algunas implementaciones la trayectoria de escaneo en Z puede estar situada entre los radios r1=0 mm y r2=3 mm desde el eje optico Z.
La aberracion total puede ser medida de varias formas diferentes. La aberracion total puede referirse a una aberracion total promediada sobre el trayecto de escaneo en Z, o al valor maximo o mmimo de la aberracion total a lo largo del trayecto de escaneo. La reduccion de la aberracion total puede referirse a cualquiera de estas posibilidades.
En algunas implementaciones, la abertura numerica NA puede ser ajustada a partir de un primer valor cuando se realiza un procedimiento corneal a un segundo valor cuando se realiza un procedimiento de segmento anterior. En algunas implementaciones el primer valor esta en el rango de 0,2-0,5 y el segundo valor esta en el rango de 0,1-0,3. En algunas otras implementaciones el primer valor puede estar en el rango de 0,25-0,35 y el segundo valor puede estar en el rango de 0,15-0,25.
La presente implementacion del escaner Z 450 es diferente de los sistemas de entrega de laser corneal existentes en varias otras formas, incluyendo la siguiente.
1. En sistemas de entrega de laser corneal se requiere tipicamente que la abertura numerica no cambie durante el escaneo en Z de la profundidad focal para asegurar la simplicidad del diseno. Este diseno es satisfactorio para cirugfa corneal ya que la aberracion total introducida por el escaneo en Z tfpico de 1 mm no es un factor limitativo serio de la precision de los sistemas de entrega de laser corneal. En contraste, las implementaciones del sistema 1 de entrega de laser tienen una abertura numerica variable NA para mantener el ajuste de la abertura a su abertura optima sobre el intervalo Z quirurgico extensivo variable por ejemplo de 5-10 mm. Esto, desde luego, se consigue mediante la modalidad de la abertura numerica NA que es ajustable de manera esencialmente independiente de la profundidad focal Z.
2. Tambien, sistemas de cornea existentes tfpicos tienen su escaner Z en el objetivo 700, o como una parte de una implementacion compleja del objetivo 700, mientras que el presente escaner Z 450 esta dispuesto antes del objetivo 700. Aqu el objetivo 700 indica el grupo de lentes final del sistema 1 de entrega de laser que esta dispuesto en un alojamiento mecanico funcional separado del alojamiento mecanico funcional del escaner XY y del escaner Z. El termino alojamiento mecanico funcional se refiere no al alojamiento total del sistema de entrega, cuyo diseno puede ser dictado por consideraciones ergonomicas o de apariencia, sino al alojamiento que esta conteniendo juntas las lentes para realizar su funcion optica real. El objetivo 700 de las presentes implementaciones esta posicionado tfpicamente en el trayecto optico despues de que el haz de escaneo en XYZ, emitido por el escaner Z 450, es desviado por el espejo 600.
3. Las figs. 12A-B ilustran otro reto en el diseno de sistemas opticos quirurgicos de cristalino. Visiblemente, la aberracion total exhibe una region ancha optima, plana para profundidades focales Z de la cornea tfpicas de 1 mm, asf (i) los parametros del sistema pueden ser utilizados para otras consideraciones, (ii) puede utilizarse un amplio rango de escaneo en Z, y (iii) es necesaria una sintonizacion menos precisa de los parametros del sistema, todo sin mucho deterioro del tamano de la mancha focal. En contraste, para sistemas quirurgicos de cristalino el tamano de la mancha focal se deteriora rapidamente cuando (i) los parametros del sistema son optimizados para otras consideraciones, (ii) se implementa un rango de escaneo en Z mas ancho, y (iii) los parametros del sistema son sintonizados de manera menos precisa.
En otro aspecto de las realizaciones del escaner Z 450, se recuerda que los sistemas de entrega de laser que incluyen un subsistema de formacion de imagenes o un subsistema de optica de observacion visual, tienen los haces asociados con cualquiera de estos subsistemas acoplados al sistema 1 de entrega de laser a traves del espejo 600. El espejo 600 puede ser un espejo dicroico, por ejemplo. En sistemas quirurgicos tfpicos el objetivo 700 se refiere al grupo de lentes que esta posicionado despues del espejo 600 en el trayecto optico.
Implementar el escaner Z 450 antes del espejo 600 y separado del objetivo 700 es una consideracion de diseno importante tambien debido a que el peso del objetivo 700 es un factor cntico, ya que el objetivo 700 hace contacto directo esencialmente con el tejido objetivo, tal como el ojo del paciente. Por ello, minimizar el peso o la masa del objetivo 700 hace que las implementaciones del sistema 1 de entrega de laser impongan una presion reducida sobre el ojo. Y como esta presion deforma el propio ojo y asf disminuye la precision del procedimiento quirurgico, los disenos que reducen la presion sobre el ojo aumentan la precision de la cirugfa oftalmica considerablemente.
Las Tablas 8-9 ilustran rangos de algunos parametros relevantes para distintas realizaciones del bloque 400 Primer Extensor de Haz y del bloque 500 Extensor de Haz Movil. Los bloques de Extensor de haz pueden tener cada uno 2-10 lentes, en algunas realizaciones 3-5 lentes, que estan configuradas para llevar a cabo las funcionalidades anteriores.
La Tabla 8 ilustra una realizacion de cinco lentes del bloque 400 Primer Extensor de Haz utilizando un convenio estandar en la industria, que describe grupos de lentes gruesas en terminos de las superficies individuales. El bloque 400 Primer Extensor de Haz puede incluir lentes 411, 412, 413, 414 y 415 con parametros en los siguientes rangos (indicados entre
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parentesis).
Superficie
Curvatura [1/m] Distancia [mm] fndice refractivo 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
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(14, 18) (8, 12) (1,6, 1,7)
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(0, 9,3) (6, 12) 1
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(-28, -21) (1, 5) (1,65, 1,75)
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(-15, -6)
Tabla 8
En algunas realizaciones, el bloque 400 Primer Extensor de Haz incluye, secuencialmente desde un lado de entrada que mira al escaner XY 300: un primer grupo de lentes con una potencia refractiva positiva, una lente de menisco, que tiene una superficie convexa que mira al lado de entrada, y una segunda lente, que tiene una superficie concava que mira al lado de entrada.
Otras implementaciones estan relacionadas con las implementaciones de la tabla 8 mediante un factor de escala a, que tiene cinco lentes escaladas, siendo las curvaturas de la segunda columna multiplicadas por a, las distancias de la tercera columna multiplicadas por 1/a, y que tienen indices de refraccion n sin cambios. El factor de escala a puede asumir valores de entre 0,3 y 3.
La Tabla 9 ilustra una realizacion de cuatro lentes del bloque 500 Extensor de Haz Movil, que incluye lentes 511, 512, 513, y 514, con parametros en los siguientes rasgos:
Superficie
Curvatura [1/m] Distancia [mm] fndice refractivo 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)
Tabla 9
Algunas implementaciones del bloque 500 Extensor de Haz Movil incluyen, secuencialmente desde un lado de entrada que mira al bloque 400 Primer Extensor de haz, una lente de menisco, que tiene una superficie concava que mira al lado de entrada, una lente negativa con una potencia refractiva negativa, y un grupo de lentes positivas con una potencia refractiva positiva.
Otras implementaciones estan relacionadas con las implementaciones de la Tabla 9 por un factor de escala a, que tiene cuatro lentes escaladas, que tienen las curvaturas de la segunda columna multiplicadas por a, las distancias de la tercera columna multiplicadas por 1/a, y que tienen indices de refraccion n sin cambios. El factor de escala a puede asumir valores entre 0,3 y 3.
Las figs. 13A-B ilustran realizaciones de las Tablas 8-9 en dos configuraciones con distancias diferentes entre el bloque 400 Primer Extensor de Haz y el bloque 500 Extensor de Haz Movil. En algunas implementaciones, el bloque 500 Extensor de Haz Movil puede ser movido con relacion al bloque 400 Primer Extensor de Haz en una distancia en el rango de d=5-50 mm.
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Estas figuras ilustran las consideraciones de diseno del escaner Z 450 en funcionamiento.
La fig. 13A ilustra el caso cuando el bloque 500 Extensor de Haz Movil esta en una posicion relativamente lejos del bloque 400 Primer Extensor de Haz. En este caso el haz que sale del conjunto combinado tiene (i) rayos convergentes, (ii) un diametro relativamente grande en una pupila de salida ExP, (iii) una profundidad Z mas somera de la mancha focal cuando un objetivo de longitud focal fija esta colocado cerca de la pupila de salida del escaner Z 450, y asf (iv) la mancha focal esta formada por un haz con una abertura numerica NA mayor.
La fig. 13B ilustra el caso cuando el bloque 500 Extensor de Haz Movil esta mas cerca del Primer Extensor de Haz 400 que en el caso de la fig. 13A. Aqu el haz tiene (i) rayos divergentes, (ii) un diametro menor en la pupila de salida ExP, (iii) una profundidad Z mas profunda de la mancha focal cuando un objetivo de longitud focal fijo esta colocado en la pupila de salida del escaner Z 450, y asf (iv) la mancha focal esta formada por un haz con una abertura numerica NA menor.
En resumen, a profundidades focales Z mas someras la mancha focal es creada por un haz de NA grande, mientras que para profundidades focales Z crecientes la abertura numerica NA disminuye. El cambio relativo en la abertura numerica NA puede ser optimizado optimizando la ubicacion de la pupila de salida ExP de los bloques 400 y 500 de Extensor de Haz y la ubicacion de la pupila de entrada del objetivo 700 de focalizacion. Estas implementaciones son formas alternativas para optimizar la abertura numerica a diferentes profundidades focales incluso sin utilizar funcionalidades del pre-compensador 200.
Como se ha descrito anteriormente, la abertura numerica NA puede ser ajustada extensivamente con o sin el pre- compensador 200. En el sistema 1 de entrega de laser completo la abertura numerica NA puede ser ajustada controlando el pre-compensador 200, el bloque 400 Primer Extensor de Haz o el bloque 500 Extensor de Haz Movil, o controlando estos bloques en combinacion. La eleccion real de implementacion en la practica depende de otras exigencias de nivel del sistema de nivel mas elevado, tales como rango de escaneado, velocidad de escaneado, y complejidad. Las implementaciones con otros rangos numericos pueden tambien ser configuradas para realizar alguna o todas las funcionalidades antes descritas.
La fig. 14 ilustra otro aspecto del escaner Z 450. Se han mostrado tres haces caracterfsticos diferentes, que emanan desde un punto de pivotamiento de salida PP(XY) del escaner XY 300. Notablemente, todos los tres haces caracterfsticos estan enfocados a un punto de pivotamiento de entrada PP (O) del objetivo 700 por el escaner Z 450. La posicion de PP(O) puede ser ajustada por ejemplo moviendo el Extensor de Haz Movil 500.
Como se describe a continuacion, los sistemas de entrega de laser que generan un punto de pivotamiento PP(O) situado fuera de los espejos del escaner XY 300 tienen caracterfsticas utiles, por ejemplo, en realizaciones en donde el punto de pivotamiento PP(O) cae dentro del objetivo 700.
En otras realizaciones, el escaner XY 300 tiene un punto de pivotamiento de salida PP(XY) mas alejado que la distancia al escaner Z 450. En estas realizaciones, el escaner Z 450 solo modifica el punto de pivotamiento de salida PP(XY) del escaner XY 300 al punto de pivotamiento de entrada PP(O) del objetivo 700.
En cualquier caso, estas implementaciones hacen uso de la existencia de un plano focal intermedio 451, situado entre el bloque 400 Primer Extensor de Haz y el bloque 500 Extensor de Haz Movil. La existencia de este plano focal intermedio 451 esta indicada por los puntos focales de los tres haces caracterfsticos que se alinean hacia arriba lateralmente de manera esencial con la misma coordenada z. Inversamente, las implementaciones que no poseen tal plano focal intermedio no son muy adecuadas para tener un punto de pivotamiento ajustable PP(O).
La fig. 15 ilustra un ejemplo de un sistema de laser oftalmico 1'', que incluye bloques analogos a los sistemas en la fig. 1 y en la fig. 9, incluyendo el motor 100 de laser, el escaner XY 300, el divisor de haz 600, el objetivo 700 y la interfaz de paciente 800. Ademas, el sistema de laser 1'' puede incluir un escaner Z para escanear el haz laser a lo largo del eje Z, donde el escaner Z puede incluir un escaner Z continuo 250b y un escaner Z incremental 450b.
En realizaciones analogas, los dos escaneres Z 250b y 450b pueden estar integrados en un unico alojamiento. En otras, el orden de los dos escaneres Z puede ser intercambiado, estando el escaner Z incremental 450b antes del escaner XY 300 y el escaner continuo Z 250b despues del escaner XY 300. En aun otras implementaciones, el objetivo 700 puede ser parcial o totalmente integrado con el escaner Z adyacente, bien 450b o bien 250b. En algunas de las implementaciones el objetivo no es necesariamente un objetivo fijo.
La fig. 16A ilustra que el escaner incremental Z 450b puede estar configurado para escanear en Z la profundidad de foco del sistema de laser oftalmico 1'' dentro de una region objetivo 461 de una manera incremental por escalones Z 463 (i), y el escaner continuo Z 250b puede estar configurado para escanear en Z una profundidad de foco del sistema de laser oftalmico 1'' de una manera continua en rangos de escaneo continuos 464 (i) correspondientes a los escalones Z 463 (i). Son posibles numerosas realizaciones diferentes para llevar a la practica estas funcionalidades, como se describe a continuacion.
En algunas realizaciones, el escaner incremental Z 450b puede mover la profundidad de foco Z del sistema de laser 1'' a niveles Z 465(i). El escaner continuo Z 250b puede escanear alrededor de estos niveles Z 465(i) en rangos continuos
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464(i). Los rangos continuos 464(i) pueden estar centrados alrededor de los niveles Z 465(i), o pueden estar basados en los niveles Z 465(i), comenzando el escaneo en el nivel Z 465(i), o puede ser implementada cualquier solucion intermedia. En realizaciones, donde los rangos continuos 464(i) estan centrados alrededor de los niveles Z 465(i), el escaner continuo 250b puede escanear desde un valor Z(i)-A(i) a Z(i)+A(i), donde Z(i) es la profundidad de foco en el nivel Z 465(i), y el rango continuo 464(i) es 2A(i). En realizaciones, donde el escaner continuo 250b esta basado en un nivel Z 465(i), el escaneo continuo puede tener lugar desde Z(i) a Z(i)+A(i) con un rango de escaneo continuo de A(i).
En algunas implementaciones los rangos continuos 464(i) pueden ser diferentes para diferentes niveles Z 465(i) o escalones Z 463(i), en otras puede ser los mismos. Los rangos continuos 464(i) pueden depender tambien del mdice de refraccion de la region objetivo 461 alrededor de los niveles Z correspondientes 465(i), o en la distancia radial de la mancha focal desde el eje optico del sistema de laser 1'' a la profundidad de foco Z(i).
En algunas implementaciones, cuando el escaneo en Z con un nivel Z 465(i) alcanza el maximo del rango de escaneo continuo correspondiente 464(i) o queda cerca de el, la configuracion del escaner incremental Z 450b puede ser movida por un escalon Z 463(i+1), o al siguiente nivel Z 465(i+1). De manera correspondiente, el escaner continuo Z 250b puede ser reiniciado desde un maximo proximo al rango de escaneo continuo 464(i) a un mmimo proximo al rango de escaneo 464(i+1).
De manera correspondiente, si el escaneo continuo esta centrado alrededor de los niveles Z, el escaneo continuo puede alcanzar una profundidad focal de Z(i)+A(i), seguido por un escalon de escaneo incremental que ajusta el escaner incremental Z 450b a un nivel Z de Z(i+1) y reiniciar el escaner continuo a -A(i+1), es decir, el escalon de reiniciacion puede ser resumido como la profundidad de foco que es movida como: Z(i)+A(i) ^ Z(i+1)-A(i+1).
En aquellas realizaciones, donde el escaneo continuo esta basado en los niveles Z 465(i), este paso de reiniciacion es capturado por la profundidad de foco que es movida como: Z(i)+A(i) ^ Z(i+1).
Finalmente, en realizaciones de tipo escalon cuando el escaner continuo Z 250b alcanza cerca del maximo del rango de escaneo continuo i-esimo A(i) mientras el escaner incremental Z 450b ha sido ya realizado en i escalones Z, el escaner incremental 450b puede aumentar la profundidad de foco por el escalon Z 463(i+1), seguido por el escaner continuo Z 250b que es reiniciado a un mmimo cercano al rango de escaneado continuo A(i+1). En todas las implementaciones anteriores, los rangos de escaneo A(i) pueden depender de la profundidad de foco Z(i), en los niveles Z 465(i) y en los escalones Z 463(i). En otras realizaciones, A(i) puede ser independiente de i: A(i)=A.
En algunas implementaciones, algunos o todos los rangos de escaneo continuo 464(i) pueden ser mayores que los escalones Z 463 (i), o las diferencias entre niveles Z: 465(i+1)- 465(i). Con tales implementaciones todas las profundidades Z dentro de la region objetivo 461 pueden ser alcanzadas por el operador del sistema de laser 1'', debido a que el rango de escaneo continuo 464(i+1) despues del escalon Z 463(i) se solapa con el rango de escaneo continuo 464(i) antes del escalon Z 463(i). En algunas implementaciones los rangos de escaneo continuo Z se tocan justo en lugar de solaparse.
En los anteriores ejemplos en los que los rangos de escaneo continuo [-A(i),...A(i)] estan centrados alrededor de niveles Z, Z(i), la condicion para solaparse se traduce en:
|Z(i)+A(i)|>|Z(i+1)-A(i+1)|
En los anteriores ejemplos en los que los rangos de escaneado continuo A(i) estan basados en los niveles Z, Z(i), esta condicion se traduce en:
|Z(i)+A(i)|>|Z(i+1)|
Finalmente, en los ejemplos de escalon Z, esta condicion se traduce al mmimo del rango de escaneo continuo 464(i+1) despues de que el escalon Z 463(i) que se solapa con el maximo del rango de escaneo continuo 464(i) es alcanzado por el escaner continuo 250b antes del escalon Z 463(i).
Los sistemas laser con tales rangos de solapamiento pueden permitir un escaneo en Z casi continuo de la region objetivo 461. Esto puede conseguirse, por ejemplo, utilizando soluciones de software para la sintoma fina o calibracion del sistema de laser 1'' para minimizar o incluso eliminar los solapamientos. En tales ejemplos el cirujano puede cambiar de manera casi continua la profundidad de foco Z, Z(i) con el cambio simultaneo del escaner incremental Z 450b y el escaner continuo Z 250b.
Dependiendo del tipo de procedimientos el rango de escaneo total Z puede tener una longitud dentro de uno de los rangos de 0-5 mm, 5-10 mm, 10-30 mm y 0-15 mm. Cada uno de estos rangos puede servir para objetivos quirurgicos cualitativamente diferentes, y plantear sus retos tecnicos unicos. Por ejemplo, un rango de escaneo en Z comprendido dentro de 0-5 mm, tal como 1 mm, puede ser util principalmente para procedimientos de cornea, ya que el grosor de la cornea puede estar en la proximidad de 1 mm, y asf escanear en el rango 464 de escaneo continuo de 1 mm de (-0,5 mm.0,5 mm) alrededor de un nivel Z 465 de 0,5 mm puede cubrir la region quirurgica corneal objetivo. Un rango de escaneo en Z dentro del rango de 5-10 mm, tal como 7 mm, puede ser util para procedimientos de cataratas, ya que el
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cristalino en un ojo humano se extiende tipicamente en la direccion Z desde 3 mm a 10 mm. Asf, escanear en un rango de escaneo continuo de 7 mm de (-3,5 mm^ 3,5 mm) alrededor de un nivel Z de 6,5 mm puede cubrir la region quirurgica objetivo completa del cristalino.
Un rango de escaneo en Z del orden de 0-15 mm, tal como 11 mm puede ser util para procedimientos integrados, donde se realizan tanto los procedimientos de cornea como los procedimientos de cataratas dentro del mismo programa quirurgico completo. En tales implementaciones, el escaner incremental Z 450b puede tener una primera configuracion para la profundidad de foco a un nivel corneal Z 465(c), permitiendo que un cirujano lleve a cabo un procedimiento oftalmico corneal en un rango de escaneo continuo 464(c) alrededor del nivel corneal Z 465(c), y uno o mas niveles Z 465(i) de cristalino, permitiendo que el cirujano lleve a cabo un procedimiento oftalmico del cristalino adicional en rangos de escaneo continuos 464(i) alrededor de los niveles Z 465(i) de cristalino.
La fig. 16B ilustra una realizacion espedfica relativa a cirugfas oftalmicas. En tal realization orientada a las cataratas, la region quirurgica 461 puede ser una parte endurecida del nucleo dentro de un cristalino 470. Los rangos 464(i) de escaneo continuo Z que se solapan -o se tocan- pueden estar dentro de esta region quirurgica 461. Como se ha esquematizado cualitativamente en la fig. 16B para proporcionar contexto, el cristalino 470 esta situado dentro del ojo, que tambien incluye una cornea 472, una camara anterior 474 y un iris 476, que es a menudo dilatado para mejorar la precision y el acceso. Los sistemas laser 1, 1', o 1'' hacen contacto tfpicamente con el ojo a traves de la interfaz de paciente 800.
Las implementaciones del sistema laser 1'' pueden controlar no solamente la profundidad de foco Z sino tambien puede mantener una o mas aberraciones del haz laser mejores que un valor de umbral en la region objetivo 461. Aqu el termino "mejor" refleja el hecho de que las aberraciones pueden estar caracterizadas por diferentes medidas, y para algunas de estas medidas la aberration es menor si la medida es mantenida por debajo de un valor de umbral, mientras para algunas otras medidas la aberracion es menor si la medida es mantenida por encima de un valor de umbral.
Como se ha descrito anteriormente, las aberraciones pueden ser capturadas, por ejemplo, en terminos de la relation de Strehl S, el radio rf de la mancha focal, la RMS del error w de frente de onda y el coeficiente de expansion a40 de aberracion esferica. Aunque la siguiente description se concentra en la relacion de Strehl S y en el radio rf de la mancha focal, descripciones analogas en terminos de a40 y w son igualmente representativas.
Se recuerda que el valor optimo de S es 1. Con la arquitectura del escaner continuo Z 250b y del escaner incremental Z 450b, las implementaciones del sistema laser 1'' pueden mantener la relacion de Strehl S mayor que un valor de umbral S(umbral) en la region objetivo 461, donde S(umbral) puede ser 0,6, 0,7, 0,8 y 0,9.
Como la relacion de Strehl S puede depender de la longitud de onda, el valor de umbral de la relacion de Strehl puede ser especificado para un haz laser con una longitud de onda del orden de 0,4 micrones a 1,1 micrones.
Se recuerda tambien que las aberraciones pueden variar considerablemente dentro de la region objetivo quirurgica 461. Controlar aberraciones sobre tal volumen objetivo extendido plantea muchos retos. Para controlar aberraciones dentro de una region objetivo quirurgica extendida 461, las implementaciones pueden mantener la relacion de Strehl S mayor que S(umbral) en uno o mas de los cinco puntos de referencia antes definidos, determinados por sus coordenadas cilmdricas (z, r) en la region objetivo como P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todas en milfmetros, en cualquier angulo de azimut $, con relacion a la parte frontal y centro de la region objetivo que esta en (0,0).
Analogamente, realizaciones del sistema laser 1'' pueden controlar una aberracion manteniendo el radio rf de la mancha focal menor que un valor de umbral rf(umbral) en la region objetivo, en donde rf(umbral) puede ser de 2, 3, 4, 5 y 6 micrones.
Como antes, estos valores de radio rf de la mancha focal pueden ser menores que rf (umbral) en uno o mas de los cinco puntos de referencia en una region objetivo de P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todas en milfmetros, en cualquier angulo de azimut $, con relacion a la parte frontal y centro de la region objetivo que esta en (0,0).
Aunque solamente dos medidas de aberracion especfica han sido descritas en detalle, el sistema laser 1'' puede controlar una gran variedad de aberraciones, incluyendo aberraciones esfericas, coma, astigmatismo y aberracion cromatica.
Implementaciones del sistema laser 1'' pueden tambien compensar -al menos parcialmente- aberraciones que fueron causadas por los escaneres Z 250b y 450b que han escaneado en Z la profundidad de foco del sistema laser 1'' en la region objetivo 461.
Las figs. 17A-B ilustran que en algunas implementaciones del escaner incremental Z 450b estos y otros objetivos son conseguidos utilizando etapas variables, o etapas que extienden el foco, 481(i), que pueden ser posicionadas dentro y fuera de la trayectoria del haz laser. Estas etapas variables pueden estar configuradas para escanear en Z la profundidad de foco en incrementos de Z predeterminados.
Las etapas variables 481(i) pueden contener lentes correspondientes 491(i) montadas en deslizadores mecanicos,
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accionadores mecanicos, brazos giratorios, y dispositivos electromecanicos, que son capaces de mover las lentes 491(i) dentro y fuera de la trayectoria optica del haz laser. Por ejemplo, las pistas deslizantes de algunas de estas implementaciones pueden ser transversales al eje optico.
Las figs. 17A-B ilustra una implementacion de tres etapas. En otras implementaciones el numero de etapas puede ser 1, 5 2, 4 o mas. La combinacion del escaner continuo Z 250b y del escaner incremental Z 450b utilizando multiples etapas
variables con lentes 491(i) que extienden el foco permite cambiar el escaneo en Z del punto focal de una manera casi continua, similarmente a la descripcion anterior. Para minimizar el numero de etapas variables 481(i) los desplazamientos focales 492(i) de las lentes 491(i) puede ser proporcionales a potencias enteras de 2. En estas realizaciones, los desplazamientos focales 492(i) de las lentes 49l(i) que extienden el foco pueden asumir los valores 20, 21, ... 2n 10 multiplicados con un desplazamiento de foco basico. Insertar las n lentes 491(i) que extienden el foco en todas las combinaciones posibles crea 2n configuraciones de lente dentro/lente fuera. Estas configuraciones permiten al operador del sistema laser 1'' escanear la region objetivo en 2n niveles Z 465(i) esencialmente equiespaciados.
El concepto de estas implementaciones sera demostrado en un escaner incremental Z 450b de tres etapas. Los desplazamientos focales 492(1), 492(2), y 492(3) de las tres lentes 491(1), 491(2), 491(3) que extienden el foco son 15 aproximadamente iguales a un desplazamiento de foco basico de por ejemplo 1 mm multiplicado por las potencias de 2 como 20=1,21=2 y 22=4, como se ha mostrado en la Tabla 10:
Numero de etapas variables
Desplazamiento focal [mm]
1
1
2
2
3
4
Tabla 10
Las 23= 8 combinaciones dentro/fuera de estas tres etapas 481(1), 481(2), 481(3) proporcionan 8 niveles Z 465(1),...465(8) equiespaciados, separados por un escalon Z uniforme463 de 1 mm cada uno, si es implementado en la 20 siguiente secuencia de configuraciones:
Numero de configuracion
Posicion etapa 3 Posicion etapa 2 Posicion etapa 1 Desplazamiento focal total [mm]
0
Fuera Fuera Fuera
0
1
Fuera Fuera Dentro
1
2
Fuera Dentro Fuera
2
3
Fuera Dentro Dentro
3
4
Dentro Fuera Fuera
4
5
Dentro Fuera Dentro
5
6
Dentro Dentro Fuera
6
7
Dentro Dentro Dentro
7
Tabla 11
Es digno de atencion que las configuraciones dentro/fuera de la Tabla 11 tienen una correspondencia de uno a uno a la representacion binaria de los desplazamientos focales correspondientes, correspondiendo el "dentro" a un 1 y el "fuera" a un cero. Por ejemplo, la configuracion 5 ilustrada en la fig. 17B, es una configuracion (dentro, fuera, dentro) de las etapas 25 variables 1, 2 y 3, que es exactamente la representacion binaria del numero 5: 101.
Algunas realizaciones tienen los rangos de escaneo en Z continuo 464(i) que exceden de 1 mm en una pequena cantidad, creando rangos de escaneo que se solapan. Estos sistemas ofrecen la posibilidad de calibrar el sistema laser 1'' para evitar tener espacios entre los rangos de escaneo en Z adyacentes, que puedan ocurrir por una variedad de razones, incluyendo inexactitudes de rangos y posiciones lfmite en un sistema ffsico. Tales implementaciones pueden 30 permitir que un operador del sistema laser 1'' escanee en Z un rango de escaneo total Z de 8 mm de manera casi continua, sin dejar ninguna profundidad focal fuera. Tal implementacion puede por ello permitir a un cirujano realizar procedimientos de cataratas, o incluso procedimientos de cristalino y cornea integrados asf como con alta precision.
Cuando los desplazamientos focales debidos a la insercion de las lentes individuales 491(i) que extienden el foco son pequenos comparados con la longitud focal sistema laser 1'', el desplazamiento focal total sera una suma de los
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desplazamientos focales procedentes de componentes individuales que extienden el foco. Ademas, de acuerdo con el teorema de Aldis (Handbook of Optical Systems, Volumen 3: Aberration Theory ad Correction of Optical Systems, Ed: Herbert Gross, Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KgaA, Weinheim, 2007), la aberracion del sistema optico puede ser expresada como una suma de aberraciones correspondientes a las superficies de los distintos elementos opticos.
A la luz del teorema de Aldis, la aberracion del escaner Z 450b de etapa variable completo puede ser compensada como la suma de las compensaciones de las etapas variables individuales 481(i) y sus lentes 491(i) que extienden el foco. En implementaciones donde las lentes 491(i) compensan cada una - al menos parcialmente - sus propias aberraciones, la aberracion total del sistema laser 1'' puede permanecer esencialmente compensada durante el escaneo en Z completo o al menos en una fraccion considerable del mismo.
Las etapas variables 481(i) pueden compensar, al menos parcialmente, las aberraciones causadas por el escaneo en Z de las propias etapas variables 481(i) utilizando una o mas lentes multiples elegidas de forma adecuada dentro de las etapas variables.
Ejemplos de lentes multiples incluyen multiples funcionales: elementos opticos que contienen lentes multiples, que tienen por ejemplo diferentes indices de refraccion, grosor o radios. En las implementaciones mas simples, estas lentes son fijadas fuertemente juntas, en otras no estan en contacto directo. En general, las lentes de estos multiples funcionales se mueven juntas, algunas veces en un alojamiento de lente dedicado.
Las lentes multiples pueden conseguir la misma focalizacion optica total del haz que las lentes individuales. Ademas, como tienen parametros sintonizables adicionales (tales como los radios, curvaturas e indices de refraccion de cada lente), pueden compensarse mas tipos de aberraciones sintonizando estos parametros adicionales, incluyendo astigmatismo, coma, aberraciones esfericas de orden superior o errores cromaticos.
Otras realizaciones de lentes auto-compensadoras compensan las aberraciones teniendo factores de forma apropiados, o por curvado de la lente. El curvado de la lente es una herramienta efectiva para controlar la aberracion esferica. La magnitud del curvado esta caracterizada por el parametro del curvado X = (c-i + c2)/(ci - c2), donde ci y c2 son las curvaturas de las superficies de la lente. La aberracion esferica depende cuadraticamente del parametro de curvado X, el coma depende linealmente de X (Handbook of Optical Systems, Volumen 3: Aberration Theory ad Correction of Optical Systems, Ed: Herbert Gross, Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KgaA, Weinheim, 2007). El curvado de la lente elegido de manera apropiada puede compensar la aberracion esferica o el coma introducidos como resultado de enfocar el haz laser a diferentes profundidades y otras aberraciones presentes cuando la lente no esta insertada en posicion.
La fig. 18 ilustra una realizacion del escaner incremental Z 450b. Esta implementacion de tres etapas incluye la lente individual 491a(1), la primera lente multiple 491a(2) y la segunda lente multiple 491a(3). Estas lentes 491a pueden estar en un escaner Z separado 450b o pueden ser integradas con el objetivo 700. Un grupo de lentes adicionales puede estar dispuesto entre el objetivo 700 y el escaner incremental Z 450b. El objetivo 700 puede estar en un alojamiento separado del escaner incremental Z 450b, fijo o movil con relacion a el.
Los rangos de parametro de una realizacion particular del escaner incremental Z 450b estan descritos en las Tablas 12.1-12.3, en terminos de las superficies atravesadas por el haz laser:
Superficie
Curvatura 1/m] Distancia [mm] fndice de refraccion n
1
(-0,5)-0,6 5-9 1,4-1,6
2
(-0,5)-0,9
Tabla 12.1 Lente individual 491a(1).
Superficie
Curvatura [1/m] Distancia [mm] fndice de refraccion n
1
(-0,5)-0,5 6-9 1,4-1,6
2
(-2,5)-(-4,0) 4-8 1,6-1,7
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(-0,2)-(-2,0)
Tabla 12.2 Lente multiple 491a(2).
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Superficie
Curvatura [l/m] Distancia [mm] fndice de refraccion n
1
(-0,5)-2,2 4-9 1,4-1,65
2
3,0-4,2 2-9 1,52-1,65
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1,0-2,0
Tabla 12.3 Lente multiple 491a(3).
Diferentes implementaciones pueden tener los escaneres Z dispuestos de modo diferente dentro del sistema laser 1''. En algunos casos el escaner continuo Z 250b puede estar posicionado entre la fuente laser 100 y el escaner XY 300 y el escaner incremental Z 450b puede estar posicionado despues del escaner XY 300 en la trayectoria del haz laser.
En otras realizaciones el escaner continuo Z 250b puede estar posicionado despues del escaner XY 300 en la trayectoria del haz laser. Aun en otras implementaciones el escaner continuo Z 250b puede incluir un primer bloque, posicionado entre la fuente laser 100 y el escaner XY 300, y un segundo bloque, posicionado despues del escaner XY 300 en la trayectoria del haz laser.
Realizaciones del sistema laser 1'' pueden estar configuradas para variar una profundidad de foco Z y una abertura numerica NA del haz laser de manera esencialmente independiente una de otra.
Algunas realizaciones tienen el escaner incremental Z 450b posicionado antes del objetivo 700 en la trayectoria del haz laser, en un alojamiento separado de el.
Algunas implementaciones del sistema laser 1'' pueden ser operadas por un metodo 493 en los pasos de:
493(a) - generar un haz laser por la fuente de laser 100,
493(b) -escanear en Z una profundidad de foco del haz laser por el escaner incremental Z 450b, y
493(c) - escanear en Z la profundidad de foco del haz laser por el escaner continuo Z 250b.
El paso 493(b) del escaneo en Z por el escaner incremental Z 450b puede incluir escanear en Z la profundidad de foco en escalones Z incrementales 463(i). El paso 493(c) de escanear en Z por el escaner continuo Z 250b puede incluir escanear en Z la profundidad de foco en rangos de escaneo continuos 464(i) correspondientes a los escalones Z 463(i).
En algunas implementaciones, uno o mas de los rangos de escaneo continuos 464(i) puede ser mayores que los escalones Z 463(i). En estas implementaciones, los rangos de escaneo continuos 464(i) y 464(i+1) en los que la profundidad de foco puede ser escaneada en Z con el escaner continuo Z 250b antes y despues de un escalon Z 463(i), o centrado alrededor de niveles en Z contiguos 465(i) y 465(i+1), se solapan, permitiendo que un operador del sistema laser oftalmico 1'' escanee en Z la profundidad de foco en un rango de escaneo en Z casi continuo.
Algunas realizaciones del metodo 493 pueden incluir: configurar el escaner incremental Z 450b a un nivel Z corneal 465(c), realizar un procedimiento quirurgico corneal escaneando en Z la profundidad de foco con el escaner continuo Z 250b alrededor del nivel Z corneal 465(c), configurar el escaner incremental Z 450b a uno o mas niveles de lente 465(i), y realizar un procedimiento quirurgico del cristalino escaneando en Z la profundidad de foco con el escaner continuo Z 250b alrededor de los niveles en Z de lente 465(i).
El metodo 493 puede mantener una aberracion mejor que un valor de umbral en una region objetivo 461. Aqu la aberracion puede ser una aberracion esferica, un coma, un astigmatismo, y una aberracion cromatica, o cualquier combinacion de estas.
El paso 493(b) de escaneo en Z por el escaner incremental Z puede incluir posicionar etapas variables 481(i) del escaner incremental Z 450b dentro y fuera de la trayectoria del haz laser.
En estas implementaciones, el paso 493(b) puede ademas incluir posicionar las etapas variables 481(i) en una secuencia de configuraciones que escanean en Z la profundidad de foco en incrementos de Z predeterminados. En algunos casos la profundidad de foco es movida proporcionalmente a una longitud de incremento de Z basica multiplicada por diferentes potencias de 2 moviendo diferentes etapas variables 481(i) en la trayectoria del haz laser.
El escaneado en Z de la profundidad de foco puede tambien incluir: (a) escanear en Z la profundidad de foco con el escaner continuo Z a una profundidad de foco proxima a un maximo de un primer rango de escaneo continuo, (b) aumentar la profundidad de foco en un escalon incremental Z por el escaner incremental Z, (c) reiniciar el escaner continuo Z a cerca de un mmimo de un segundo rango de escaneo continuo y (d) escanear en Z la profundidad de foco dentro del segundo rango de escaneo continuo.
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El metodo 493 puede permitir el escaneado en Z de la profundidad de foco de manera esencialmente independiente de ajustar una abertura numerica del haz laser.
5. Objetivo 700
En algunas implementaciones el haz laser emitido por el escaner Z 450 es desviado por el Divisor de Haz/Espejo Dicroico 600 sobre el objetivo 700. A traves de este espejo 600 pueden tambien acoplarse distintas luces auxiliares al sistema 1 de entrega de laser. Las fuentes de luz auxiliares pueden incluir luz asociada con un sistema de formacion de imagenes por tomograffa de coherencia optica (OCT), un sistema de iluminacion y un bloque de observacion visual.
El objetivo 700 puede proporcionar un trayecto optico compartido para un haz laser escaneado en XYZ, que se propaga desde el motor 100 de laser a traves del escaner XY 300 y del escaner Z 450, y la luz auxiliar a la region objetivo quirurgica. En distintas implementaciones, el objetivo 700 puede incluir grupos de lentes objetivo. En varias implementaciones las lentes de los grupos de lentes objetivo no se mueven relativamente entre sf. Como tal, mientras el objetivo 700 es una parte integral de la funcionalidad de escaneo en Z, no contribuye al escaneo en Z de una manera variable o dinamica. En estas implementaciones no se ajusta la posicion de lente en el objetivo 700 para mover la profundidad focal Z de la mancha focal.
Las implementaciones del objetivo 700 pueden controlar al menos una de entre una aberracion esferica, coma, y aberraciones de orden superior del haz laser pulsatorio quirurgico.
Como el objetivo 700 esta guiando luces de diferentes longitudes de onda, las implementaciones del objetivo 700 utilizan grupos de lentes acromaticas. La longitud de onda de la luz auxiliar puede estar, por ejemplo, en el orden de 0,4 micrones a 0,9 micrones, y la longitud de onda de la luz quirurgica puede estar en el orden de 1,0-1,1 micrones. Implementaciones del objetivo 700 mantienen las aberraciones cromaticas por debajo de un valor predeterminado a lo largo de todo el rango de longitudes de onda de las luces usadas, tales como 0,4 micrones a 1,1 micrones en el ejemplo anterior.
El peso o 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 sobre el ojo. Esta presion puede distorsionar el ojo desde su configuracion relajada, haciendo mas diffcil seleccionar objetivos y dirigir el haz laser quirurgico de manera exacta.
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 ser equilibrado estaticamente con un sistema de resorte o contrapeso, estas medidas pueden no reducir las fuerzas dinamicas o de inercia. De hecho, estas fuerzas pueden ser incrementadas mediante tales medidas. La totalidad de estas consideraciones apuntan hacia la utilidad de reducir el peso o masa del objetivo 700.
Hay numerosos modos de identificar fuerzas cnticas y masas del objetivo correspondientes en relacion a procedimientos quirurgicos del ojo. Una revision de distintos impactos sobre el ojo fue publicada, 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 documento reviso objetos que impactan en un ojo y proporciono valores de energfa cnticos de los objetos que impactan, correspondientes a (i) diferentes tipos de dano en el ojo, incluyendo danos menores como abrasiones de la cornea, algunos moderados como dislocaciones del cristalino, y danos graves como un dano de la retina. El documento tambien asigno una probabilidad de dano, desde (ii) bajo, que representa un bajo porcentaje de posibilidad, a medio, que representa una posibilidad de aproximadamente el 50%, a alto, que se refiere casi a una certeza de dano. El documento clasifico ademas (iii) los escenarios de impactos de acuerdo con la forma del objeto impactante, clasificandolos por categonas de acuerdo con una energfa de impacto total y una energfa de impacto normalizada por el area de impacto.
Estos resultados pueden ser aplicados al caso espedfico de cirugfa ocular investigando el dano por impacto posiblemente mas elevado, causado por una total rotura del sistema de soporte mecanico del objetivo 700. Tal rotura puede dar como resultado una cafda libre del objetivo 700 completo sobre una trayectoria vertical tfpica de 20-25 mm, transfiriendo la totalidad de la energfa del objetivo al propio ojo. Las masas cnticas pueden ser calculadas a partir de los valores de energfa cnticos publicados modelando la cafda libre del objetivo de acuerdo con los principios ffsicos conocidos.
Una trayectoria vertical de esta longitud puede emerger a partir de los siguientes principios de diseno. El objetivo 700 puede ser montado sobre una etapa deslizante vertical para proporcionar un acoplamiento seguro y fiable del sistema 1 de entrega de laser por un portico al ojo. Tales disenos facilitan los requisitos de precision y fuerza sobre el portico debido a que el portico vertical acomoda el objetivo 700 para ser posicionado dentro del rango de desplazamiento vertical. Ademas, una vez que el ojo esta acoplado, estos disenos permiten que el ojo se mueva verticalmente con relacion a una fuente de laser 100 sin romper la union del ojo al sistema 1 de entrega de laser. Estos movimientos pueden ocurrir debido al movimiento del paciente o a movimientos del lecho quirurgico. Un rango de desplazamiento vertical de 20 a 25 mm del objetivo 700 mitiga de manera efectiva y segura contra las fuerzas del portico y el movimiento
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del paciente dentro de este rango.
Finalmente, (iv) una consideracion de diseno tambien influye en las masas cnticas 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 objetivo definen un lnriite inferior sobre la masa del objetivo completo, ya que hay numerosos modos para reducir la masa del alojamiento y de los sistemas de control del objetivo, mientras que es mucho mas diffcil reducir la masa de las lentes. En los sistemas actuales 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 cnticas, otros solamente una dependencia intrrnseca suave, que no conduce por ella misma a una definicion precisa.
A partir de todas las combinaciones posibles de las anteriores clasificaciones (i)-(iv), cuatro definiciones relativamente precisas y significativas de masas cnticas MC pueden ser identificadas como sigue:
(1) MC1 ~ 400 g: objetivos con masas M < MC1 no plantean esencialmente riesgo de dano para un paciente incluso en el peor escenario de rotura de la envolvente;
(2) MC2 ~ 750 g: masas en el regimen MC1 < M < MC2 pueden tener una posibilidad mayor del 10% de causar abrasiones en la cornea mediante la energfa de impacto total;
(3) MC3 ~ 1300 -1400 g: masas en el regimen MC2 < M < MC3 pueden tener una posibilidad del 50% de provocar abrasiones en la cornea en cualquier escenario de impacto, y finalmente;
(4) MC4 ~ 3300 g: masas en el rango de MC3 < M < MC4 en algunos escenarios de impacto pueden provocar una abrasion de la cornea casi cierta, y pueden desarrollar una posibilidad, distinta de cero, de danos de severidad media o peor.
Todas estas probabilidades, desde luego, han de ser multiplicadas por la pequena probabilidad de que ocurra realmente la rotura total del sistema de soporte mecanico del objetivo. Sin embargo, en aplicaciones oftalmicas se necesitan tomar medidas extremas para protegerse contra todos los escenarios de dano que se puedan concebir, sin embargo, de manera improbable, haciendo las masas cnticas anteriores relevantes.
Por ello, las anteriores consideraciones identifican cuatro masas cnticas de acuerdo con criterios claros, relativas a masas totales y opticas del objetivo 700. Por consiguiente, realizaciones del objetivo 700 donde el proceso de diseno se gestiona para reducir la masa del objetivo por debajo de cualquiera de las masas cnticas anteriores MC4,..., MC1, ofrecen probabilidades cualitativamente mejores para procedimientos quirurgicos seguros.
Los objetivos existentes para laseres oftalmicos de femtosegundo tienen una masa superior a 5000 g, considerablemente por encima incluso de la mayor de estas cuatro masas cnticas. Una excepcion es la solicitud de patente de los EE.UU., 20030053219 de Manzi, que describe un sistema de lente en el que la masa optica de las lentes solas es de aproximadamente 1000 g, lo que posiblemente conduce a una masa total de 2000-3000 gramos. Aunque el diseno de Manzi es mas ligero que otros objetivos existentes, es aun muy macizo. Esto es principalmente debido a un escaner Z que es una parte integral del objetivo ya que los elementos de lente interiores del objetivo son utilizados para el control del foco Z. Se requiere una masa adicional por Manzi para el alojamiento mecanizado con precision, para una grna lineal con precision para las lentes, y para un servomotor, aumentando todo la masa total a valores de nuevo superiores a 5000 g.
En contraste, una masa de distintas realizaciones del objetivo 700 puede caer en cualquiera de los cuatro intervalos de masa anteriores: 0-400 g, 400-750 g, 750-1350 g, y 1350-3300 g. La masa puede ser o bien la masa optica o bien la masa total. Por ejemplo, las lentes en una implementacion del objetivo 700 pueden tener una masa menor de 130 g. Es factible montar estas lentes en un alojamiento metalico de precision para una masa total del conjunto de 400 g.
Realizaciones del objetivo 700 consiguen tal reduccion notable de la masa a valores inferiores a 400 g, 750 g, 1350 g y 3300 g retirando la funcionalidad de escaneo en Z al escaner Z 450, alojandolo en un alojamiento funcional o mecanico separado. Aqrn, el termino "alojamiento funcional o mecanico" se refiere al hecho de que todas, las consideraciones de diseno no funcionales pueden dar como resultado disponer el escaner Z 450 separado en el mismo recipiente general que el objetivo 700, pero tal recipiente general no sirve a una funcion optica o proposito mecanico.
En algunas realizaciones, una masa del objetivo 700 puede ser reducida por un porcentaje P(masa) en comparacion con objetivos analogos, que realizan al menos alguna de la funcionalidad de escaneo en Z dinamico ajustando una caractenstica optica del objetivo 700. Tal caractenstica puede ser que el escaner Z 450 este integrado en el objetivo 700, o que el bloque 500 Extensor de Haz Movil este integrado en el objetivo 700, o que una o mas lentes de escaneo moviles esten integradas en el objetivo 700. El P(masa) puede ser del 10%, 50%, o 100%.
Otro aspecto relacionado con el objetivo 700 y el diseno correspondiente del sistema laser quirurgico 1 estaba descrito en relacion a la fig. 14, donde se habfa mostrado que realizaciones del escaner Z 450 pueden enfocar el haz laser escaneado en XYZ sobre el punto de pivotamiento PP(O) de entrada de objetivo. Realizaciones, que tienen el punto de
pivotamiento de entrada PP(O) dentro del objetivo 700 tienen un radio rb de haz muy reducido sobre una gran fraccion del trayecto optico, ya que el haz converge hacia este punto de pivotamiento interno PP(O). A su vez, un haz con un radio rb de haz reducido puede ser controlado por lentes menores, dando como resultado una reduccion significativa de la masa total del objetivo 700.
5 Una implementacion del objetivo 700 de acuerdo con las percepciones del diseno anterior esta resumida en la Tabla 13 e ilustrada en la fig. 19. Implementaciones del objetivo 700 incluyen un primer grupo de lentes, para recibir el haz laser pulsatorio quirurgico desde el escaner Z 450, y un segundo grupo de lentes, para recibir el haz laser pulsatorio quirurgico desde el primer grupo de lentes y para focalizar el haz laser quirurgico sobre una region objetivo.
La Tabla 13 ilustra el objetivo 700 de la fig. 19, en mas detalle mediante las superficies 1 a 16. El objetivo 700 tiene 10 nueve lentes L1-L9 e interconecta con la interfaz de paciente 800 a traves de la superficie 17. Como antes, los parentesis indican los rangos que pueden asumir los parametros correspondientes. (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).
Superficie
Curvatura [1/m] Distancia [mm] fndice 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)
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
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(-60,0, 0) (1,0, 1,5) (1,47, 1,54)
Tabla 13
15 En otras implementaciones, pueden utilizarse un numero diferente de lentes con diferentes rangos de parametros, que satisfacen las consideraciones de diseno anteriores relativamente bien.
En algunas implementaciones una longitud focal efectiva del objetivo 700 es menor de 70 mm.
En algunas realizaciones una distancia desde el objetivo 700 a la interfaz de paciente 800 es menor de 20 mm.
En algunos disenos una curvatura de un plano focal del sistema 1 de entrega En algunas implementaciones el objetivo 20 700 puede ser descrito en terminos de grupos de lentes. Por ejemplo, el objetivo 700 puede incluir un primer grupo de
lentes, para recibir el haz laser escaneado en XYZ desde el escaner Z 450, y un segundo grupo de lentes, para recibir un haz laser desde el primer grupo de lentes. El segundo grupo de lentes puede incluir una primera lente con un mdice de refraccion del orden de 1,54 a 1,72, una superficie de entrada con una curvatura del orden de 37,9 a 65 1/m y una superficie de salida con una curvatura del orden de -15,4 a 5,2 l/m. Ademas, el segundo grupo de lentes puede tambien 25 incluir una segunda lente, separada de la primera lente por una distancia del orden de 0 a 6,5 mm, con un mdice de refraccion del orden de 1,56 a 1,85, una superficie de entrada con una curvatura del orden de -55,1 a -21,8 1/m y una superficie de salida con una curvatura del orden de 11,4 a 26,8 l/m. El objetivo 700 puede emitir el haz laser sobre la
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interfaz de paciente 800 a traves de la segunda lente. de laser es mayor de 20 1/m.
Otras numerosas implementaciones del objetivo 700 y del sistema de laser quirurgico 1 pueden ser tambien creadas para adherirse a los principios de diseno expresados a lo largo de 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 del sistema completo
En las distintas implementaciones, los parametros de los subsistemas pre-compensador 200, escaner XY 300, escaner Z 450 y objetivo 700 pueden ser optimizados de una manera interdependiente de forma que el rendimiento optico del sistema 1 completo de entrega de laser pueda exhibir propiedades que son unicamente utiles por ejemplo para aplicaciones quirurgicas oftalmicas.
Las Tablas 14A-B resumen el rendimiento optico del sistema 1 completo de entrega de laser en una primera y segunda implementaciones en terminos de la abertura numerica NA y la relacion de Strehl S. El rendimiento optico esta caracterizado de nuevo en puntos de referencia, en analogfa a los anteriores puntos de referencia P1,... P5. Las Tablas 14A-B, muestran el rendimiento optico del sistema 1 de entrega de laser con sus componentes en las configuraciones A, B, C, y D, entregando el haz laser a un centro de la cornea (A), a una periferia de la cornea (B), a un centro del cristalino (C) y a una periferia del cristalino (D), respectivamente. Estos puntos de referencia representan un gran volumen quirurgico, asociado con el reto de realizar una cirugfa oftalmica sobre el cristalino.
Las Tablas 14A-B muestran las coordenadas radiales de los puntos de referencia que tienen valores espedficos. Sin embargo, en otras realizaciones NA y S asumen valores en los mismos rangos respectivos "alrededor" de estas coordenadas radiales espedficas. En algunos casos el termino "alrededor" se refiere a un rango de coordenadas radiales dentro del porcentaje P(radial) de los valores de coordenadas radiales mostrados, donde P(radial) puede ser uno de entre 10%, 20% y 30%. Por ejemplo, puntos con una coordenada radial z del orden de 7,2 mm y 8,8 mm estan dentro de la proximidad del P(radial) = 10% de la coordenada radial z = 8,0 mm del punto de referencia "lente, centro".
Ademas, en algunas realizaciones, NA y S caen solamente en uno de sus tres rangos respectivos recogidos para las configuraciones B, C, y D. En algunas otras realizaciones, NA y S caen en dos de sus tres rangos respectivos, recogidos para las configuraciones B, C, y D en las Tablas 14A-B.
Visiblemente, el sistema de entrega de laser descrito esta bien corregido esencialmente a un rendimiento optico limitado en difraccion a lo largo de todo el volumen completo quirurgico de lente.
Configuracion
Tejido, ubicacion Profundidad z [mm] Radio r [mm] Abertura numerica NA Relacion 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 14A
Configuracion
Tejido, ubicacion Profundidad z [mm] Radio r [mm] Abertura numerica NA Relacion 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)
Tabla 14B
Disenos analogos, que tienen una relacion de Strehl S mayor que 0,8 pueden ser considerados equivalentes a los disenos recogidos anteriormente, ya que la totalidad de estos disenos son considerados sistemas limitados en difraccion.
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Otras medidas de aberracion, tales como el radio rf de punto focal pueden tambien ser utilizadas ademas de la relacion de Strehl S para caracterizar el rendimiento optico completo del sistema 1 de entrega de laser. Como las relaciones de Strehl grandes combinadas con grandes aberturas numericas en NA se traducen a pequenos radios rf de mancha focal a lo largo de todas las configuraciones A-D el radio rf de mancha focal puede permanecer por debajo de 2 micrones en algunas implementaciones, en otras por debajo de 4 micrones, aun en otras por debajo de 10 micrones en la region objetivo ocular.
Para caracterizar el rendimiento del sistema de entrega de laser mas exactamente, y para representar el impacto sustancial de la cornea y cristalino sobre la propagacion del laser, los valores de NA y S de las Tablas 14A-B han sido derivados disenando el sistema que incluye el ojo como una parte integral del diseno optico. En algunos disenos, el ojo es modelado en su forma natural. En otros, se incluye un grado de aplanamiento del ojo, para representar la condicion quirurgica autentica.
La Tabla 15 resume un modelo simple de los tejidos oculares relevantes, como se ha mostrado por el Modelo de ojo humano 850 en la fig. 19. (La numeracion de las superficies fue elegida para continuar la numeracion de la Tabla 13, comenzando con la superficie 18, la superficie que conecta la interfaz de paciente 800 al tejido de la cornea). El tejido ocular puede ser modelado por una cornea de 0,6 mm de grueso (introducida desde la interfaz de paciente a traves de la superficie compartida 18), el humor acuoso (introducido desde la cornea a traves de la superficie 19) y el cristalino (introducido a partir del humor acuoso a traves de la superficie 20). Las separaciones de las superficies oculares son tratadas de manera similar a las separaciones de las superficies 1-16 de la lente.
Superficie
Curvatura [1/m] Distancia [mm] fndice de refraccion n
18
(-100, -80) (0,6) 1,38
19
(-100, -80) (2,0, 4,0) 1,34
20
(-100, -80) (3,0, 5,0) 1,42
Tabla 15
Los valores NA y S de las Tablas 14A-B fueron calculados utilizando este modelo del tejido ocular. Los modelos relacionados del ojo dan como resultado medidas de aberracion comparables.
En otro aspecto separado, en algunas implementaciones del diseno optico del sistema 1 completo de entrega de laser puede ser simplificado dejando algunas de las distorsiones y curvatura de campo sin corregir por medios opticos.
La fig. 20 ilustra que en algunos sistemas este principio de diseno hana menos ventajosa la exactitud posicional del sistema quirurgico. Los cuadraditos indican la posicion de la mancha focal cuando un espejo del escaner XY 300 escanea en escalones de 1 grado y el escaner Z 450 escanea la profundidad focal Z moviendo el Extensor de Haz Movil 500 en escalones de 5 mm. Visiblemente, el "plano focal", definido como las ubicaciones escaneadas en XY de la mancha focal mientras se mantiene la profundidad focal Z constante, esta curvado. En la periferia lateral la profundidad de corte es mas somera, consistente con el comportamiento conocido de lentes con curvatura de campo sin corregir.
De manera similar, si los espejos del escaner XY 300 son mantenidos fijos y el escaner Z 450 escanea la profundidad focal Z, la posicion lateral de la mancha focal cambia. Para complicar mas el diseno, ni la posicion XY lateral radial ni la profundidad focal Z exhiben una dependencia lineal sobre las posiciones respectivas del escaner. En el plano XY estas distorsiones son denominadas distorsiones de barril o de alfiletero. (En muchas implementaciones, la tercera coordenada, el angulo de azimut del escaner XY 300 se transfiere sin cambiar al angulo de azimut de las posiciones focales, y por tanto sera suprimido).
La fig. 21 ilustra como algunas implementaciones del sistema 1 de entrega de laser, ofrecen nuevas soluciones computacionales a los retos descritos. Las coordenadas del escaner estan dadas en coordenadas esfericas (Z, X, 4>) donde Z es la posicion del escaner Z 450, x es un angulo de inclinacion del escaner XY 300 desde el eje optico, y ^ es el angulo de azimut. Las posiciones de mancha focal estan dadas por las coordenadas focales cilmdricas (z, r, $), siendo z la profundidad focal Z, r la distancia radial desde el eje optico, y ^ el angulo de azimut.
El angulo de azimut de la posicion focal puede ser esencialmente el mismo que el angulo de azimut de los escaneres y asf no se ha mostrado. Las coordenadas del escaner XY y del escaner Z restantes (Z, X) pueden ser discretizadas dentro de sus respectivos intervalos de escaneo, definiendo una rejilla de escaneo y una matriz de escaner correspondiente Cy, definida como Cij = (Zi, Xi). Si las coordenadas reales del escaner asumen un valor (Zio, Xn), entonces la matriz de escaneo Cij es 1 en este par particular (i0, j0) y cero para todos los otros pares (i, j).
De manera similar, las posiciones de la mancha focal pueden estar caracterizadas por una matriz focal bidimensional Skl, donde Skl esta relacionada a las coordenadas radial y focal de profundidad Z discretizadas (zk, r) En terminos de la matriz del escaner Cij y de la matriz focal Skl, el rendimiento optico del sistema 1 de entrega de laser puede estar
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caracterizado con una matriz de transferencia Tjki de cuatro dimensiones, que expresa como se transforman las coordenadas del escaner (Zi, Xj) sobre las coordenadas focales (zk, ri) en general: S=TC, o en detalle:
Su =E T«A (5)
j
Mientras la matriz de transferencia Tjkl representa una conexion lineal entre la matriz del escaner Cy y la matriz focal Skl, en algunas otras implementaciones puede existir una relacion no lineal entre la matriz de escaner Cy y la matriz focal Skl. En esas implementaciones la Ecuacion (5) es reemplazada por una conexion no lineal.
El sistema 1 de entrega de laser puede estar disenado para optimizar los elementos de la matriz de transferencia T mediante trazado de rayos computacional, calibracion ffsica, o una combinacion de ambos. Una implementacion de un metodo de calibracion ffsica esta descrita en la Solicitud de Patente de los EE.UU. US20090131921, que podna ser utilizada con tal proposito.
Tfpicamente, la matriz de transferencia T puede invertirse, y puede ser utilizada para crear la matriz de transferencia inversa T-1, que conecta elementos de la matriz focal Skl a la matriz del escaner Ciy.
Alternativamente, en algunas realizaciones la matriz de transferencia inversa T-1 puede ser determinada directamente comenzando un proceso de diseno computacional con la matriz focal deseada Skl en la region objetivo y utilizar por ejemplo trazado de rayos para reconstituir la matriz de escaner correspondiente Cy.
Las figs. 21-22 ilustran tales relaciones. Estas figs. 21-22 son nomogramas, que ilustran que coordenadas del escaner (Zi, Xy) del escaner XY 300 o del escaner Z 450 pueden ser sintonizadas con el fin de enfocar el haz a las coordenadas focales (zk, n), mostradas en los eyes z y r.
La fig. 21 muestra el angulo de inclinacion x 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 lmeas de trazos indican que puede ser utilizado un angulo de inclinacion del escaner XY de x = 6,4 grados.
La fig. 22 muestra que, para conseguir las mismas coordenadas focales (z, r) = (4, 6), puede utilizarse una posicion del escaner Z de Z = 15,5 mm. Computacionalmente, los nomogramas pueden ser almacenados en la memoria de ordenador como tablas de busqueda. Los valores entre las coordenadas de busqueda almacenadas pueden ser determinados rapidamente por interpolacion lineal, o cuadratica bidimensional.
El conocimiento de la matriz de transferencia T y de su inversa T-1 permiten que realizaciones del sistema 1 de entrega de laser corrijan las aberraciones de la fig. 20 por metodos computacionales en lugar de por metodos opticos. Estas realizaciones pueden incluir un controlador computacional, que puede controlar al menos uno del escaner XY 300 y del escaner Z 450 para controlar una distorsion optica del sistema 1 de entrega de laser.
La fig. 23 ilustra que, por ejemplo, si se desea escanear a lo largo de un patron de escaneado con distorsion optica reducida en una region objetivo, por ejemplo, a lo largo de un plano focal aplanado a una profundidad focal Z predeterminada z, el controlador computacional puede realizar las operaciones del siguiente metodo 900 de control computacional:
(910) - recibir al menos una de las coordenadas focales (zk, n) de entrada y elementos de una matriz focal Skl correspondientes a un patron de escaneo con distorsion optica reducida en la region objetivo;
(920) - calcular, o recordar a partir de una memoria almacenada al menos una de las coordenadas de escaner (Zi, Xj) y los elementos de la matriz de escaner Cj correspondiente a las coordenadas focales (zk, n) de entrada o elementos de la matriz focal Skl, utilizando una matriz de transferencia inversa predeterminada (T'j y
(930) - controlar al menos uno del escaner Z 450 y del escaner XY 300 de acuerdo con las coordenadas del escaner calculadas (Zi, Xj) para escanear la mancha focal de acuerdo con las coordenadas focales (zk, n) de entrada o elementos de la matriz focal Skl.
Los sistemas de entrega de laser que tienen tal controlador computacional pueden reducir una distorsion optica con relacion a los mismos sistemas de laser o sistemas similares sin tales controladores. El grado de reduccion puede ser tanto como un 10% en algunas realizaciones, y como mucho un 30% en otras realizaciones.
La distorsion optica reducida puede ser cualquiera de una aberracion, una curvatura de campo, una distorsion de barril, una distorsion de alfiletero, un plano focal curvado, y una ffnea de escaneo curvada, destinada a ser paralela al eje Z.
En algunas implementaciones, el controlador computacional realiza estas funciones en cooperacion con los otros bloques del sistema de entrega de laser, incluyendo el pre-compensador 200, el escaner XY 300, el escaner Z 450 y el objetivo 700, utilizando posiblemente cualquiera de sus caractensticas antes descritas.
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 realizaciones puede ser capaz de escanear la mancha focal sobre un plano focal con una curvatura por debajo de un valor crftico de curvatura. En algunas otras implementaciones superficies con formas predeterminadas pueden ser escaneadas con una operacion 5 apropiada del controlador computacional.
Aunque este documento contiene muchas especificidades, estas no debenan ser consideradas como limitaciones en el marco de una invencion o de lo que pueda ser reivindicado, sino en su lugar como descripciones de caractensticas especficas de realizaciones particulares de la invencion. Ciertas caractensticas que estan descritas en este documento en el contexto de realizaciones separadas pueden tambien ser implementadas en combinacion en una unica realizacion. 10 Inversamente, distintas caractensticas que estan descritas en el contexto de una unica realizacion pueden tambien ser implementadas en multiples realizaciones por separado o en cualquier sub-combinacion adecuada. Ademas, aunque pueden describirse caractensticas anteriormente como que actuan en ciertas combinaciones e incluso inicialmente reivindicadas como tal, una o mas caractensticas procedentes de una combinacion reivindicada pueden en algunos casos ser sacadas de la combinacion, y la combinacion reivindicada puede ser dirigida a una sub-combinacion o a una 15 variacion de una sub-combinacion.
Se han descrito varias implementaciones de tecnicas, aparatos y sistemas quirurgicos de laser guiados por imagenes. Sin embargo, pueden hacerse variaciones y mejoras de las implementaciones descritas y otras implementaciones basandose en lo que se ha descrito.
20

Claims (12)

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    15
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    40
    REIVINDICACIONES
    1. Un sistema de laser oftalmico, que comprende:
    una fuente laser (100) que genera un haz laser de impulsos de laser;
    un escaner XY (300) que escanea el haz laser en direcciones transversales a un eje Z;
    un escaner Z (450) que escanea el haz laser a lo largo del eje Z e incluye
    un escaner Z continuo (250b) que proporciona un escaneo continuo del haz laser a lo largo del eje Z; y
    un escaner incremental Z (450b) que proporciona escaneo incremental del haz laser a lo largo del eje Z, teniendo el escaner incremental Z (450b) una o mas etapas variables (481(i)),
    caracterizado por que
    las etapas variables estan configuradas para ser posicionadas dentro y fuera de una trayectoria del haz laser.
  2. 2. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 1, en donde:
    el escaner incremental Z (450b) esta configurado para escanear en Z una profundidad de foco del sistema laser oftalmico de una manera incremental por escalones Z (463(i)); y
    el escaner continuo Z (250b) esta configurado para escanear en Z la profundidad de foco del sistema laser oftalmico de una manera continua en rangos de escaneo continuos (464(i)) correspondientes a los escalones Z.
  3. 3. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 2, en donde:
    el escaner Z (450) esta configurado de modo que los rangos de escaneo continuos (464(i)) son mayores que uno o mas escalones Z, mediante lo cual
    los rangos de escaneo continuo en los que la profundidad de foco puede ser escaneada en Z con el escaner continuo Z (250b) en escalones Z contiguos se solapan; y
    un operador del sistema laser oftalmico es capaz de escanear en Z la profundidad de foco en un rango de escaneo en Z casi continuo.
  4. 4. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 1, en donde:
    un rango de escaneo en Z total tiene una longitud comprendida dentro de uno de los intervalos de 0-5 mm, 5-10 mm, y 015 mm.
  5. 5. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 1, en donde:
    el escaner incremental Z (450b) es capaz de ajustar la profundidad de foco
    a un nivel corneal Z (465(c)), permitiendo que un cirujano lleve a cabo un procedimiento oftalmico corneal en el rango de escaneo continuo alrededor del nivel corneal Z; y
    a uno o mas niveles Z de cristalino (465(i)), permitiendo que el cirujano lleve a cabo un procedimiento oftalmico del cristalino en rangos de escaneo continuo alrededor de uno o mas niveles Z de cristalino.
  6. 6. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 1, en donde:
    el escaner Z (450) esta configurado para mantener una aberracion del haz laser mejor que un valor de umbral en una region objetivo (461).
  7. 7. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 6, en donde:
    la aberracion del sistema laser oftalmico puede estar caracterizada por una relacion de Strehl S; y la relacion de Strehl S es mayor que un valor de umbral S(umbral) en la region objetivo (461); en donde S(umbral) es uno de los valores de entre 0,6, 0,7, 0,8, y 0,9.
  8. 8. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 7, en donde:
    la relacion de Strehl S es mayor que S(umbral) en uno o mas de cinco puntos de referencia en la region objetivo (461), en donde
    los cinco puntos de referenda son determinados por sus coordenadas cilmdricas (z, r) en la region objetivo como P1 = (0,0), P2= (2,6), P3= (5,0), P4= (8,0), P5= (8,3), todas en milfmetros, en cualquier angulo de azimut $, con relacion al frente y centro de la region objetivo que esta en (0,0).
  9. 9. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 6, en donde:
    5 la aberracion del sistema laser oftalmico puede estar caracterizada por un radio de punto focal rf ; y
    el radio rf de punto focal es menor que un valor de umbral rf(umbral) en la region objetivo (461); en donde rf(umbral) es uno de entre 2, 3, 4, 5 y 6 micrones.
  10. 10. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 9, en donde:
    el radio rf de punto focal es menor que rf(umbral) en uno o mas de cinco puntos de referencia en la region objetivo (461), 10 en donde
    los cinco puntos de referencia son determinados por sus coordenadas cilmdricas (z, r) en la region objetivo como P1 = (0,0), P2= (2,6), P3= (5,0), P4= (8,0), P5= (8,3), todas en milfmetros, en cualquier angulo de azimut $, con relacion al frente y centro de la region objetivo que esta en (0,0).
  11. 11. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 1, en donde:
    15 diferentes etapas variables (481(i)) estan configuradas para mover la profundidad de foco proporcionalmente a una longitud de escalon Z basico multiplicada por diferentes potencias de 2.
  12. 12. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 1, en donde:
    la etapa variable (481(i)) puede ser movida en la trayectoria del haz laser por al menos uno de: un deslizador mecanico, un accionador mecanico, un brazo giratorio, y un aparato electromecanico.
    20 13. El sistema de laser oftalmico de la reivindicacion 1, en donde:
    el escaner Z (450) esta configurado para variar una profundidad de foco Z y una abertura numerica del haz laser de manera esencialmente independiente una de otra.
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