ES2632563T3

ES2632563T3 - Fuente de iluminación

Info

Publication number: ES2632563T3
Application number: ES10180556.2T
Authority: ES
Inventors: Michael D. Auld; James C. Easley; Jonathan S. Kane; Gregg Scheller
Original assignee: Synergetics Inc
Current assignee: Synergetics Inc
Priority date: 2003-07-28
Filing date: 2004-07-27
Publication date: 2017-09-14
Anticipated expiration: 2024-07-27
Also published as: WO2005016118A3; EP1653896A4; US20050033389A1; EP1653896B1; JP5043897B2; ES2436199T3; PT2292174E; JP2011255188A; US7189226B2; WO2005016118A2; PT2298214E; PT1653896E; ES2404065T3; ES2521691T3; JP2009279420A; PT2293127E; ES2415509T3; US20070135806A1; ES2523964T3; EP1653896A2

Abstract

Una fuente de iluminación que comprende: una única fuente de iluminación (36) que tiene una salida de luz de iluminación quirúrgicamente útil; dos o más reflectores (40) adaptados para reflejar la luz de iluminación incidente de nuevo sobre la fuente de iluminación (36) como una imagen invertida de la fuente de iluminación (34), donde los dos o más reflectores (40) comprenden dos o más reflectores esféricos (40), cada uno teniendo un centro geométrico (35); y dos o más sistemas de recogida independientes (42, 58) para la luz de iluminación, donde los dos o más sistemas de recogida independientes (42, 58) comprenden dos o más primeras lentes (42) que tienen un punto focal y que son capaces de colimar una porción de dicha luz de iluminación en una trayectoria de luz de iluminación colimada (11, 62), y dos o más segundas lentes (58) capaces de enfocar dicha luz de iluminación colimada (11) sobre dos o más fibras ópticas (60, 64) que tienen, cada una, un diámetro de 500 micrómetros o menos; donde la fuente de iluminación (36) se sitúa en los centros geométricos (35) de los reflectores esféricos (40) y en los puntos focales de las primeras lentes (42).

Description

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DESCRIPCION

Fuente de iluminacion

La tecnica de la presente invencion se refiere a sondas endoscopicas de fibra optica para la cirugfa vftreorretiniana, en general, y mas particularmente a una fuente de iluminacion que tiene una sola fuente de iluminacion de luz de iluminacion quirurgicamente util.

El documento WO 97/30367 A1 divulga un colector de fibra optica que acopla la luz procedente de una fuente de iluminacion a una pluralidad de fibras de salida grandes y se refiere a un metodo de generar por ordenador un reflector no conico para la iluminacion comercial o residencial. Los patrones de radiacion son mapeados y se forma un reflector no conico para alimentar ocho fibras de gran diametro de 2000 a 12000 micrometros que se colocan juntas una al lado de la otra. La tecnica descrita es extremadamente derrochadora de la luz generada por la fuente e introduce aberraciones esfericas y cromaticas.

El documento US 4 945 457 A divulga una lampara enfriada con lfquido con la colocacion de lfquido entre la lampara y una pluralidad de fibras de salida. El lfquido ayuda tambien a emparejar el mdice de refraccion de las fibras. Se utiliza una lampara de arco de la variedad de sodio a alta presion. La luz se acopla desde la fuente a traves de una pluralidad de aberturas en un manguito. Una fibra se ajusta en cada abertura. La atenuacion se consigue mediante la atenuacion electronica de la lampara de arco. Solo una pequena fraccion de la luz procedente de la fuente se acopla a una fibra cualquiera, es decir, al area equivalente de la propia fibra.

El documento WO 98/34140 A1 describe una fuente de luz que acopla la luz procedente de una fuente central a dos o mas fibras. La luz se acopla ortogonalmente en cuatro direcciones en lugar de simplemente dos. Se utilizan reflectores elipsoidales, una lampara de arco y un reflector de cuatro curvas, asf como luz IR o espejos calientes. Una pequena lampara de arco se acopla con fibras de 3000 a 10000 micrometros y se coloca en el punto focal de un reflector doble.

El documento US 5 469 337 A se refiere a la iluminacion residencial y comercial. Se divulga un reflector parabolico que tiene una fuente de luz en el punto focal y una pluralidad de lentes de enfoque que se centran en una pluralidad de fibras. Un brazo de control bloquea la transmision de luz a una lente.

El procedimiento quirurgico vftreoretiniano de la tecnica utiliza fibras opticas discretas y separadas para suministrar luz normalmente no coherente para la luz de iluminacion y del haz de laser coherente para el tratamiento quirurgico de los tejidos. Aunque las "sondas con laser iluminadas" de la tecnica anterior de diversas configuraciones se han desarrollado, todas ellas utilizan fibra o fibras opticas separadas para la iluminacion no coherente y el suministro con laser coherente actuales. Las fibras antes mencionadas se disponen normalmente lado a lado en el interior de un lumen de aguja comun. Una realizacion de esta tecnologfa de la tecnica anterior se encuentra en el documento US 5.323.766 A, concedido a Uram. Esta tecnologfa de la tecnica anterior requiere una mas grande o mas de una incision con el fin de introducir la luz de iluminacion y de tratamiento con laser en el ojo u otra estructura, generando de esta manera un gran traumatismo en el sitio quirurgico.

Los dispositivos de la tecnica anterior utilizan normalmente un diametro de fibra optica con nucleo de suministro de laser normalmente entre 200 y 300 micrometros dado que dicho diametro proporciona el tamano del punto de quemadura del laser quirurgico mas comunmente deseado por el cirujano. Los dispositivos de la tecnica anterior antes mencionados no han sido capaces de proporcionar suficiente energfa de iluminacion quirurgicamente util (luz blanca no coherente) a traves de una pequena fibra, debido principalmente a la incapacidad de la tecnica anterior para enfocar dicha luz quirurgicamente util no coherente en tal pequeno tamano de punto. Por otra parte, ninguno de los dispositivos de la tecnica anterior ha combinado la iluminacion quirurgicamente util antes mencionada y la luz de tratamiento con laser transmitida a traves de una sola fibra, especialmente del tamano pequeno antes mencionado. Un aparato y un metodo descritos en la presente memoria proporcionan el suministro coaxial tanto de la iluminacion espectral amplia como de impulsos de tratamiento con laser coherentes a traves de una fibra optica comun. Un primer aparato comprende una fuente de luz no coherente de acuerdo con la invencion (coherente en una realizacion alternativa) capaz de acoplar suficiente luz de iluminacion en una fibra optica con un diametro de nucleo adecuado para suministrar luz de tratamiento con laser vftreorretiniana. Es decir, para proporcionar un volumen de luz en el sitio quirurgico que sea suficiente para la iluminacion del procedimiento quirurgico. En una realizacion preferida, dicho diametro de la fibra de nucleo esta normalmente comprendido entre 200 y 300 micrometros, ya que dicho diametro proporciona el tamano del punto de quemadura con laser quirurgico mas comunmente deseado por el cirujano. La fibra optica antes mencionada es normalmente una fibra de mdice multi-modo escalonado en una realizacion preferida. Las realizaciones alternativas pueden variar el tipo y tamano de la fibra optica sin alejarse del alcance de la tecnica actual. Un objeto de la presente invencion es utilizar una fuente de luz capaz de utilizar fibras opticas de 250 micrometros (o mas pequena) sin dejar de proporcionar la salida del lumen quirurgicamente util similares a las fuentes de fibras de 750 micrometros actuales (normalmente 10-12 lumenes). La abertura de salida de la fuente de la presente invencion en una realizacion preferida es de al menos 0,5 na (abertura numerica). Las realizaciones alternativas pueden variar esta abertura numerica y sin alejarse del alcance de la presente invencion. El color de la luz emitida por la presente invencion se muestra en blanco a pesar de la salida o la intensidad de la

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potencia de luz. Ademas, la intensidad de salida se puede reducir sin afectar de manera significativa el color, la abertura, o la homogeneidad de la luz. El ancho de banda de salida de la luz antes mencionada se limita sustancialmente a la del espectro visible, es decir, tanto la luz UV como la IR se reducen al mmimo. Se proporciona una opcion para las limitaciones seleccionables por el usuario (separada de las limitaciones de UV y IR) en el espectro de salida. Tambien se proporciona un aparato de conformidad con las normas de seguridad pertinentes.

Las fuentes de luz de iluminacion de la tecnica anterior requieren normalmente un area de nucleo de fibra optica de agregado mmimo equivalente a un diametro de fibra de aproximadamente 500 micrometros con el fin de suministrar luz de iluminacion suficiente para ser considerada util por el cirujano. Una limitacion fundamental de la tecnica anterior con la utilizacion de fibras ligeras mas pequenas para iluminacion es el tamano del punto de enfoque en la propia fuente de luz. En una realizacion preferida, la tecnica de la presente invencion utiliza una lampara de arco de geometna pequena que es capaz de enfocar a un tamano de punto de iluminacion extremadamente pequeno debido a su bola de plasma extremadamente pequeno. Este atributo de enfoque permite el acoplamiento eficaz de luz de iluminacion en una fibra optica con diametro de nucleo de 100 a 300 micrometros que se utiliza normalmente para suministrar luz de tratamiento con laser. La utilizacion de la realizacion preferida antes mencionada permite que se suministren hasta 40 milivatios de luz de iluminacion a traves de una fibra previamente considerada demasiado pequena para ser una fuente de luz de iluminacion eficaz. La fuente de luz de la tecnica actual mencionada incluye una abertura o conector de entrada para la fijacion de una fibra de acoplamiento de laser. La fijacion de la abertura antes mencionada es algo similar al metodo por el que se fija un laser de tratamiento a una lampara de hendidura oftalmica. Es decir, a traves de una cola de cerdo de fibra optica normalmente equipada con un conector de salida mecanico tal como un EXI SMA. En la realizacion preferida, la optica dicroicos y/u otras tecnicas de diseno de la trayectoria optica se utilizan para acoplar coaxialmente un haz de laser de tratamiento en la trayectoria optica de iluminacion, y en una fibra optica de sonda endoscopica. Es decir, con la disposicion de acoplamiento mencionada (utilizando una sola fibra), el aparato y el metodo de la tecnica actual permiten a una sola fibra optica unica y mas pequena se utilice tanto para fines de iluminacion y de tratamiento con laser. La tecnica de la presente invencion proporciona ademas una nueva generacion de instrumentacion endoscopica vftreo-retiniana que utiliza el espacio de la tecnica anterior ocupado por fibras de iluminacion mas grandes y que tambien es capaz de proporcionarse en tal haz de fibras de seccion transversal menor.

La tecnica actual acepta la luz de laser desde varias fuentes de laser quirurgico, mezcla de dicha luz de laser con luz de iluminacion y emite ambas a traves de una sola fibra. La abertura de salida del laser se reduce al mmimo y la luz de laser no se ve considerablemente afectada por la atenuacion de la iluminacion u otra limitacion de salida espectral. Un haz enfoque es visible en el patron de salida de iluminacion. Unico en la tecnica actual es un aspecto de sombra en el cono de luz de salida que indica la ubicacion del tratamiento con laser tras la activacion de una fuente de luz de laser. Las perdidas de energfa a traves del sistema se reducen tambien al mmimo. Como se ha mencionado anteriormente, el metodo de mezcla de laser no afecta significativamente a la iluminacion cuando no esta en uso (es decir, el color, la abertura, o la homogeneidad).

Otra caractenstica unica de la invencion de la tecnica actual es la capacidad de cambiar la salida de luz angular desde una sonda endoscopica junto con la fibra optica coaxial antes mencionada controlando activamente las caractensticas de enfoque de la fuente de luz. Es decir, las fuentes de luz de la tecnica anterior tienen una configuracion de enfoque abertura numerica fija que se disena normalmente para llenar todo el cono de aceptacion de la fibra de iluminacion optica coincidente. La invencion de la tecnica actual comprende y utiliza ademas opticas de condensacion controladas por el cirujano para proporcionar una salida de luz enfocada variable de la sonda endoscopica y un acoplamiento eficaz en diferentes tipos de fibras. Esto es especialmente util para el acoplamiento con fibras opticas que tienen diferentes requisitos de abertura numerica.

Los dispositivos de iluminacion quirurgica oftalmica para su uso con fibras opticas se encuentran en la tecnica anterior y se han fabricado por numerosas empresas durante anos. Uno de muchos de tales dispositivos se describe en la Patente de Estados Unidos n°. 4.757.426 concedida a Scheller et al. el 12 de julio de 1988, titulada "Illumination System for Fiber Optic Lighting Instruments". Uno de los dispositivos de iluminacion mas utilizados es el "Millennium" que se fabrica por Bausch y Lomb®. Otros fabricantes son Alcon® con "Accurus" y Grieshaber® con "GLS150". Debido a la prevalencia de los anteriormente mencionados dentro del mercado, es deseable que los dispositivos de iluminacion nuevos y de alta intensidad, tales como el dispositivo de la presente tecnica, proporcionen una indicacion de referencia de intensidad a los cirujanos oftalmicos que les permita duplicar o imitar fiablemente la intensidad de iluminacion de uno o mas de los dispositivos antes mencionados de la tecnica anterior. Esto es especialmente cierto puesto que la lesion fotoretinal es una complicacion posible de la necesidad de utilizar la luz brillante para visualizar claramente estructuras oculares durante los procedimientos quirurgicos oftalmicos delicados. Una realizacion preferida proporciona al cirujano oftalmico con informacion grafica sobre los riesgos de fototoxicidad de manera clara y facil de entender. En una realizacion preferida, se compone de una tarjeta de bajo coste que se fija de forma desmontable al panel de control de una fuente de luz quirurgica con el fin de mostrar la relacion entre la intensidad de salida de la fuente de luz y la probabilidad de lesion fotica.

Una realizacion mas preferida comprende un medidor de potencia optica integral que, en una realizacion preferida, es capaz de medir la potencia de salida del laser que emana de la fibra optica. Las realizaciones alternativas de dicho medidor de potencia del laser miden tambien la intensidad de la potencia de iluminacion.

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Un objeto de la invencion es proporcionar una fuente de iluminacion para una sonda endoscopica coaxial iluminada y un aparato de control de apertura numerica activa, pudiendo la fuente de iluminacion captar una salida de luz maxima y proporcionar una salida de luz de iluminacion de doble trayectoria desde una unica lampara para alimentar fibras que tienen un diametro de 500 micrometros o menos.

Este objetivo se consigue mediante una fuente de iluminacion que comprende las caractensticas de la reivindicacion 1. Las realizaciones preferidas se reivindican en las reivindicaciones 2 a 8.

La fuente de iluminacion de la invencion se puede utilizar en un dispositivo para proporcionar luz de iluminacion no coherente y luz de tratamiento con laser coherente a traves de una unica fibra optica del tamano normalmente utilizado solo para tratamiento con laser. El aparato es especialmente adecuado para su uso durante la cirugfa oftalmica.

Una realizacion preferida utiliza una lampara de arco xenon de 75 vatios para su iluminacion de alta luminancia (densidad de luz), temperatura de color mayor que 6000 °K, e mdice de reproduccion cromatica mayor que 95. La lampara de arco de xenon proporciona ademas una fuente de luz puntual extremadamente pequena, lo que permite un diametro del haz de iluminacion de salida mas pequeno. La fuente de lampara actual puede tener un montaje que permite el reemplazo de la lampara y que aun conserva la ubicacion de la bola de plasma de dicha fuente de forma precisa en una posicion predeterminada dentro del centro optico del aparato.

Una disposicion de reflector esferico clasico y de recogida de luz con dos lentes se puede utilizar en lugar de otros disenos de medicion con partes inferiores, tales como el uso de un reflector elfptico o una combinacion de un reflector parabolico y lentes. La luz que incide en el reflector se refleja de nuevo a la lampara. Una primera lente acromatica colima la luz de la fuente y la imagen del reves o invertida. Una segunda lente acromatica se situa coaxial con la primera lente y enfoca la luz en su punto focal. La fibra optica se encuentra en el punto focal de la segunda lente. Los reflectores mencionados son preferentemente esfericos en lugar de parabolicos con el fin de reflejar la luz de iluminacion en la misma forma que provienen de la lampara de arco.

Una trayectoria de iluminacion separada adicional es posible con la tecnica actual. Ninguna otra fuente de luz de iluminacion convencional incorpora multiples trayectorias de la luz desde una sola lampara. La naturaleza independiente de las dos trayectorias permite diferentes ajustes de filtrado y de control de intensidad en las dos salidas.

La atenuacion de salida se puede conseguir dirigiendo una primera (colimacion) o penultima lente de manera que no cambia la abertura numerica de la lente o introducir artefactos de sombra en el haz. Una perilla de control puede permitir que el usuario seleccione el nivel de iluminacion deseado girando la perilla.

En cuanto mezcla de energfa de tratamiento con laser o luz, la luz del laser se puede suministrar al sistema a traves de una fibra optica de preferentemente 50 micrometros o equivalente. La luz del laser que sale de la fibra de suministro se colima preferentemente con una lente acromatica de longitud focal de 16 mm o equivalente. Si se cumplen todos los requisitos de seguridad (es decir, la fibra compatible con la salida del laser insertada y el interruptor de seleccion para la salida del laser activado) un espejo de direccion refleja la luz del laser colimada en el centro del eje de iluminacion. Esto da lugar a la salida de la fibra que tiene un cono de luz blanca con una sombra en el centro casi llena con el haz de encuadre de laser (haz de tratamiento durante el tratamiento). Es decir, el laser proporciona un haz de encuadre, normalmente rojo, cuando no esta totalmente activado para el tratamiento y un haz de tratamiento, normalmente verde, cuando esta completamente activado. Sin la sombra causada por el espejo de direccion, el haz de encuadre se eliminana por completo o sena imperceptible, excepto a niveles muy bajos de iluminacion.

Unico en la tecnica actual es un sistema de iluminacion altamente eficaz que puede utilizar reflectores esfericos y lentes asociadas para capturar una salida de luz maxima y proporcionar tambien una salida de luz de iluminacion de trayectoria doble a partir de una sola fuente de lampara con el fin de alimentar a fibras de diametro inferior a 500 micrometros, que son convencionalmente utilizadas solo para el tratamiento con laser. Un sistema de lampara de arco de iluminacion puede tener una fuente de luz puntual extremadamente pequena que permite un tamano de foco de iluminacion o de salida de abertura numerica extremadamente pequenos. Tambien se puede utilizar un montaje de lampara de arco que coloque con precision la bola de plasma de la lampara de arco en el centro de enfoque del sistema de optica. Se puede utilizar un mecanismo de atenuacion unico que mueve el punto focal de una lente de atenuacion con el fin de proporcionar atenuacion sin la introduccion de artefactos, aberraciones cromaticas, o cambios de la temperatura del color. Una capacidad de conexion con las fuentes de luz de laser convencionales existentes es posible, por lo que el tratamiento con laser y la iluminacion son ambos proporcionados en una salida.

Un aparto y metodo para proporcionar al cirujano oftalmico informacion grafica sobre el riesgo fototoxicidad de una manera clara y facil de entender se pueden utilizar. Una tarjeta de bajo coste se puede acoplar de forma desmontable al panel de control de la fuente de luz quirurgica. Preferentemente, la tarjeta se conecta en estrecha proximidad al control de intensidad de luz para mostrar la relacion entre la intensidad de salida de la fuente de luz y la probabilidad de lesiones foticas. La representacion grafica en la tarjeta actua como una grna para el ajuste de la

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intensidad de salida de la fuente en relacion con un estandar aceptado, es decir tal como "Millennium" de Bausch and Lomb®. De esta manera, las caractensticas espectrales y de potencia de los diferentes elementos que intervienen en el suministro de luz al ojo se integran en una sola variable de facil manejo. Esto reduce enormemente la complejidad de juzgar la mejor intensidad a utilizar en una situacion dada.

Cuando asf lo disponga el presente documento, las dimensiones, atributos geometricos y tamanos de rosca son solo para fines informativos y para posibilitar la realizacion preferida. Las realizaciones alternativas pueden utilizar una pluralidad de variaciones de lo anterior sin alejarse del alcance de la presente invencion. La tecnica de la presente invencion puede fabricarse a partir de una pluralidad de materiales, incluyendo pero sin limitarse a metales, plasticos, vidrio, ceramica, o materiales compuestos.

Breve descripcion de los dibujos

Numerosos otros objetos, caractensticas y ventajas de la invencion resultaran evidentes tras la lectura de la siguiente descripcion detallada tomada en conjunto con los dibujos adjuntos, en los que:

La Figura 1 es una vista en planta superior de una realizacion preferida de una sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo que muestra las trayectorias de iluminacion y de luz de laser sin la tarjeta de fototoxicidad, medidor de potencia, ni los conectores de ferula.

La Figura 2 es una vista en perspectiva de una fuente de lampara de arco y montura.

La Figura 3 es una vista del conjunto de una fuente de lampara de arco y montura.

La Figura 4 es una vista lateral en planta frontal de una montura de la primera lente, de la leva montada en el eje,

y el obturador con un obturador de posicion cerrada mostrado en lmeas de trazos.

La Figura 5 es una vista lateral en planta frontal de un espejo de direccion, poste, soporte, corredera de deslizante y del solenoide en una posicion extendida no energizada.

La Figura 6 es una vista en planta del lado frontal de una primera salida para la luz de laser y de iluminacion y de un interruptor para la deteccion del rebaje en el cilindro de alineacion.

La Figura 7 es una vista en seccion transversal tomada a lo largo de la lmea 7 - 7 de la Figura. 6 sin el cuerpo del interruptor conectado.

La Figura 8 es una vista lateral en planta de un conector de ferula sin el rebaje para el uso de laser e iluminacion preferentemente.

La Figura 9 es una vista en seccion transversal tomada a lo largo de la lmea 9 - 9 de la Figura 8.

La Figura 10 es una vista lateral en planta del conector de ferula con el rebaje para el uso de iluminacion

preferentemente.

La Figura 11 es una vista en seccion transversal tomada a lo largo de la lmea 11 -11 de la Figura. 10.

La Figura 12 es una vista en planta lateral frontal de un panel frontal de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo que muestra la primera salida, perilla de control del nivel de iluminacion, tarjeta de riesgo fototoxicidad, y pantalla y sensor del medidor de potencia del laser.

La Figura 13 es una vista en planta lateral derecha del panel derecho de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y aparato de control de abertura numerica activo que muestra la segunda salida, nivel de iluminacion de la perilla de control, conector laser, interruptores de encendido y de laser, y la tarjeta de riesgo de fototoxicidad.

La Figura 14 es un diagrama esquematico electronico de una circuitena del medidor de potencia del laser.

La Figura 15 es un diagrama esquematico optico de la realizacion preferida de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo que muestra los haces de laser y de iluminacion, los reflectores, los espejos y las lentes.

La Figura 16 es un diagrama esquematico optico de una realizacion alternativa de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo que muestra los haces de laser y de iluminacion, los reflectores, los espejos y las lentes.

La Figura 17 es un diagrama esquematico optico de una realizacion alternativa adicional de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo que muestra los haces de laser y de iluminacion, los reflectores, los espejos y las lentes.

La Figura 18 es un diagrama esquematico optico de otra realizacion alternativa de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo que muestra los haces de laser y de iluminacion, los reflectores, los espejos y las lentes.

La Figura 19 muestra una vista en planta lateral izquierda de la montura de la primera lente.

La Figura 20 muestra una vista lateral en planta frontal de la montura de la primera lente en una posicion de total intensidad

La Figura 21 muestra una vista lateral en planta frontal de la montura de la primera lente en una posicion de intensidad atenuada.

La Figura 22 muestra una vista en planta superior de una implementacion de las realizaciones alternativas de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo como se muestra en los diagramas esquematicos opticos de las Figuras 16 y 17 que muestran las trayectorias de iluminacion y de luz de laser sin la tarjeta de fototoxicidad, medidor de potencia, ni conectores de ferulas.

La Figura 23 muestra una vista en seccion transversal media en planta lateral de una realizacion preferida de la

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primera y segunda lentes que corrigen el color, la aberracion esferica y coma y tienen una distancia focal posterior de 20 mm desde el vertice del ultimo elemento y una abertura numerica de 0,5.

La Figura 24 muestra un esquema optico del primer conjunto de lentes y espacio colimado, filtros especulares calientes dicroicos, y segundo conjunto de lentes con los rayos de trayectoria de la luz de iluminacion mostrados. La Figura 25 muestra una vista en seccion transversal media en planta lateral detallada con atributos

dimensionales de la realizacion preferida del elemento I de la lente mostrada en la Figura 23.

La Figura 26 muestra una vista en seccion transversal media en planta lateral detallada con atributos

dimensionales de la realizacion preferida del elemento 2 de la lente mostrada en la Figura 23.

La Figura 27 muestra una vista en seccion transversal media en planta lateral detallada con atributos

dimensionales de la realizacion preferida del elemento 3 de la lente mostrada en la Figura 23.

La Figura 28 muestra una vista en seccion transversal media en planta lateral detallada con atributos

dimensionales de la realizacion preferida del elemento 4 de la lente mostrada en la Figura 23.

La Figura 29 muestra un diagrama electrico esquematico de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo.

La Figura 30 muestra una vista en perspectiva desde arriba en forma fotografica en blanco y negro de una realizacion preferida de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo que muestra las trayectorias de iluminacion y de luz de laser sin la tarjeta de fototoxicidad, medidor de potencia, ni los conectores de ferula.

Descripcion detallada

Haciendo referencia ahora a los dibujos, en las Figuras se muestran ambas realizaciones preferidas y alternativas de la sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y del aparato de control de abertura numerica activo 10 tambien descritos en la presente memoria como una fuente de iluminacion y de laser 10. Se proporciona un dispositivo 10 para proporcionar luz de iluminacion no coherente 11, 62 y luz de tratamiento con laser coherente 14 a traves de una unica fibra optica 60 del tamano normalmente utilizado para el tratamiento con laser solo de manera segura, eficaz, y de facil manejo. El aparato es especialmente adecuado para su uso durante la cirugfa oftalmica.

La tecnica actual, en una realizacion preferida, utiliza una lampara de arco de xenon 36 de 75 vatios para su iluminacion de alta luminosidad (densidad de luz), temperatura de color superior a 6000 °K, e mdice de reproduccion cromatica mayor que 95. Una caractenstica unica y util es la luminancia muy alta y el pequeno tamano de la bola de plasma formada en el extremo del catodo de la lampara 36. Si la imagen se refleja correctamente la bola de plasma es suficientemente brillante como para proporcionar la entrada de iluminacion necesaria para una pequena fibra como la que se utiliza para el tratamiento con laser. La lampara de arco de xenon 36 proporciona ademas una fuente de luz puntual extremadamente pequena que permite un menor de menor diametro del haz de iluminacion de salida 37. Unico en la fuente de lampara presente es una montura 38 que permite el reemplazo de la lampara 36 y que sigue manteniendo la posicion de la bola de plasma de dicha fuente 36 con precision en una posicion predeterminada dentro del centro optico 35 del aparato.

Un diseno de recogida de luz con reflector esferico clasico 40 y dos lentes 42, 58 se utiliza en lugar de otros disenos de recuento de la parte inferior, tales como el uso de un reflector elfptico o una combinacion de un reflector parabolico y lentes. Esta tecnica permite la eficiencia maxima de recogida con una aberracion geometrica minima. La lampara 36 se situa en el centro geometrico 35 del reflector 40 y en el foco (punto de contacto) de la primera lente 42. La luz que incide sobre el reflector 40 se refleja de vuelta a la lampara 36. Esto forma una imagen al reves o invertida de la fuente 36 en coincidencia con la fuente 36. La primera lente 42 colima la luz procedente de la fuente 36 y la imagen al reves o invertida. La segunda lente 58 se situa coaxial a la primera lente 42 y enfoca la luz en su punto focal. La fibra optica de salida 60 se situa en el punto focal de la segunda lente 58. Los reflectores mencionados 40 son preferentemente esfericos en lugar de parabolicos para reflejar la luz de iluminacion en la misma forma en que se emiten de la lampara de arco 36.

Las mejores formas de lentes 42, 58 (asferica convexa plana, una frente a la otra) se utilizan en la tecnica actual. Se ha encontrado que las aberraciones cromaticas, causadas por las lentes, proporcionan la salida de la fibra optica 39, 60 en un tono amarillento o bien azulado. Esto no es un problema con otras fuentes oftalmicas porque la fuente es muchas veces mayor que la fibra optica de salida. Un conjunto de lente de color corregido "f1" o posiblemente de abertura numerica de 0,5 que consta de cuatro elementos se ha disenado para ser utilizado para cada lente. Cada uno de los elementos se reviste con un revestimiento anti-reflectante de MgF (fluoruro de magnesio) para reducir al mmimo las perdidas de luz, pudiendo utilizarse tambien otros revestimientos o capas anti-reflectantes. El uso de los conjuntos de lentes acromaticas permite que se enfoque una imagen de alta fidelidad de la fuente de iluminacion 36 sobre el extremo de la fibra optica 60, 64. Es decir, las lentes multi-elemento permiten un mmimo de aberracion cromatica. Los cuatro conjuntos de elementos de lentes antes mencionados se muestran y se describen espedficamente en las figuras.

Una trayectoria de iluminacion separada 62 adicional es posible con la tecnica actual. Una abertura numerica del sistema de 0,5 o lente "f1" es la mayor practica debido a las limitaciones a la abertura numerica de las fibras opticas disponibles. Esto equivale a un angulo total de 60 grados. Cuando el reflector esferico 40 se considera, 60 grados adicionales se proporcionan del total de 360 grados disponibles. La consideracion del giro vertical alrededor de la

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fuente 36 es poco practica debido a las sombras causadas por los electrodos de la lampara 36. Un total de 240 grados de giro horizontal alrededor de la lampara 36 quedan en paradero desconocido. Permitir monturas opticas 44 tiene un valor adicional. Sin embargo, al menos la mitad de la salida de iluminacion esta disponible. Esto deja espacio para una segunda trayectoria de luz 62 situada ortogonal a la primera trayectoria 11 a lo largo de la segunda salida de fibra 64. Ninguna otra fuente de luz de iluminacion convencional incorpora multiples trayectorias de luz procedentes de una sola lampara, es decir dos sistemas de recogida independientes para la luz de iluminacion. La naturaleza independiente de las dos trayectorias 11, 62 permite diferentes ajustes de filtrado y de control de intensidad en las dos salidas 39, 41.

La atenuacion de salida del sistema de iluminacion de la tecnica actual se realiza dirigiendo la primera (colimacion) o penultima lente 42 de manera que no cambia la abertura numerica de la lente 42 o introducir artefactos de sombra en el haz 37. La montura del conjunto de lente 44 tiene dos mitades 46 y un muelle plano 52. La primera parte 48 se fija al banco de optica 12, la segunda parte 50 retiene el conjunto de lente 42 y el muelle 52 conecta las dos partes 48, 50 juntas en un lado. La presion sobre la segunda parte de la montura de la lente 50 hace que el muelle 52 se desvfe y la lente 42 se mueva en una direccion generalmente perpendicular al eje optico. Esto da como resultado el

movimiento o desplazamiento de la imagen a traves de la cara de la fibra optica 60, 64 con lo que el pico de

iluminacion del haz 37 no esta centrado en la cara de la fibra optica 60, 64 durante la atenuacion. Debido a lo anterior, se logra la reduccion de la luz de salida de la fibra 60, 64 sin afectar el color (es decir, temperatura de color) o la abertura de la salida. En una realizacion preferida, una leva montada en un eje 54 aplica la presion a la segunda parte de montura de la lente 50 y el muelle 52. Una perilla de control 56 se une al otro extremo del eje 53 y permite al usuario seleccionar el nivel de iluminacion deseado haciendo girar la perilla 56. Este metodo es capaz de proporcionar al menos 95% de reduccion en la intensidad de iluminacion de salida. En una realizacion preferida, un obturador 57 se monta sobre el eje 53 y se hace girar a traves del haz de iluminacion 37 con el fin de atenuar

completamente la intensidad de salida de iluminacion despues del giro completo de dicha perilla 56. Las

realizaciones alternativas pueden utilizar otros metodos, incluyendo pero no limitados a unidades electricas o electronicas, para girar dicho eje 53 en lugar de dicha perilla 56.

Un filtro especular "caliente" dicroico 66 se coloca en el espacio colimado 61 entre las lentes de iluminacion 42, 58. Esto proporciona una filtracion tanto UV como IR de la luz. Se unen soportes a la montura del espejo caliente 66 para proporcionar un medio para los filtros seleccionables por el usuario adicionales. El posicionamiento de los filtros es cntico porque esta es la unica area donde la luz 11 es generalmente normal a la superficie del filtro. La localizacion del filtro 66 en los otros lados de las lentes permitira que la luz tenga muchos angulos de incidencia indeseables (entre 0 y 30 grados). La variacion en el angulo de incidencia hace que los reflectores o filtros dicroicos tengan un cambio en su efecto. Si se utilizan filtros de absorcion, la colocacion fuera del espacio colimado 61, producira un aumento en las perdidas de reflexion y problemas de calentamiento.

El conector de fibra optica de salida 98 se configura especialmente para proporcionar el posicionamiento preciso requerido mientras reduce el costo. Un conector precisa o extremo de acoplamiento 116 se combina con una rosca de retencion integral 130 para reducir el costo de las piezas y el tiempo de montaje. Una ranura o rebaje opcional 148 se coloca en una segunda version del conector para poder detectar la diferencia entre las fibras de iluminacion unica y de salida compatibles con laser. La colocacion de un conector de diametro liso 74 en la salida activa un interruptor 72 que permitira que se mezcle la potencia del laser. La falta de un conector 98 o bien de la ranura o rebaje 148 bajo el interruptor 72 hara que el interruptor 72 no se active y que la potencia del laser no se mezcle.

En cuanto mezcla de energfa de tratamiento con laser o luz 14, la luz del laser 14 se suministra al sistema a traves de una fibra optica 16 de preferentemente 50 micrometros o equivalente. El conector 18 en el extremo de laser se configura para ser compatible con el laser y para proporcionar la interfaz necesaria para indicar al laser que una fibra esta conectada. El extremo de la fuente de laser y de luz 10 utiliza preferentemente un conector SMA 905 o equivalente para permitir conexiones repetibles de la fibra de suministro por laser 16. La luz del laser 14 que sale de la fibra de suministro se colima preferentemente con una lente acromatica de longitud focal de 16 mm o equivalente 20, es decir, lente de colimacion por laser, que se puede utilizar tambien para enfocar el haz de laser colimado 22. La posicion de la fibra 16 se ajusta para estar en el punto focal de la lente 20. El conector de laser de entrada 18 y la lente de colimacion 20 se situan de modo que el haz colimado 22 es ortogonal a e intercepta el centro del eje de iluminacion 11 entre los conjuntos de lentes de iluminacion 42, 58 (el area colimada de luz de iluminacion). Si se cumplen todos los requisitos de seguridad (es decir, la fibra compatible con la salida del laser insertada y el interruptor de seleccion para la salida del laser activado) un espejo de direccion 24 refleja la luz del laser 22 colimada en el centro del eje de iluminacion 11. El espejo de direccion 24 es una primera superficie plana que se coloca a 45 grados con respecto a la luz de laser 14 y se situa en el centro del eje de iluminacion 11 (cuando el modo de laser esta activo). Un aspecto unico de la presente invencion es que el espesor del espejo 24 se conforma para aparecer un cfrculo cuando se observa a lo largo del eje de iluminacion. Debido a la orientacion superficial de 45 grados, la configuracion hace que la superficie del espejo 24 parezca elfptica cuando se observa desde un angulo normal. El tamano del espejo 24 se elige para ser mmimamente mas grande que el haz de laser colimado 22. La colocacion del espejo de direccion 24 en el centro del eje de iluminacion 11 hace que se bloqueen los rayos de luz que normalmente estanan allf y que aparezca una sombra en el centro del cono de luz de salida. La segunda lente de iluminacion 58 enfoca la luz de laser 14 que se refleja en el espejo de direccion 24 en el extremo de la fibra de salida 60, 64. Debido a que la longitud de la hebra de fibra optica de salida es relativamente corta, el angulo de

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incidencia de la luz que entra en el extremo de entrada es casi el mismo angulo en el extremo de salida. Esto resulta en la salida de la hebra de fibra que tiene un cono de luz blanca con una sombra en el centro casi llena con el haz de encuadre de laser (haz de tratamiento durante el tratamiento). Es decir, el laser proporciona un haz de encuadre, normalmente rojo, cuando esta completamente activado para el tratamiento y un haz de tratamiento, normalmente verde, cuando esta totalmente activado. Sin la sombra causada por el espejo de direccion 24, el haz de encuadre se eliminana completamente o fuera imperceptible, excepto a niveles muy bajos de iluminacion.

Las realizaciones alternativas pueden utilizar mas de un espejo de direccion 24 o colocar el espejo de direccion 24 fuera del eje de iluminacion o de la trayectoria de luz de iluminacion 11 y dirigir la luz del laser 14 a traves de una abertura 158 en dicho reflector esferico 40 y despues a traves de la bola de plasma de la lampara de arco 36 o a traves de un reflector dicroico 160 o un reflector que tiene una abertura 162. Todas las realizaciones alternativas antes mencionadas colocan la luz del laser 14 dentro del espacio colimado 61 y utilizan la segunda lente 58 para el enfoque sobre la fibra optica de salida 60. Por otra parte, todas las realizaciones alternativas antes mencionadas se proporcionan para una segunda salida de trayectoria de la luz 62 como se observa en las Figuras.

El espejo de direccion del laser 24 se monta mecanicamente en un poste delgado 28 que lo retiene en su lugar mientras que reduce al mmimo la perdida de luz de iluminacion 11. El poste 28 se conecta mecanicamente a un soporte 30 que se conecta a un solenoide 32. El solenoide 32 hace que el soporte 30 y tambien el espejo de direccion 24 se muevan en una de dos posiciones. La posicion uno esta fuera de la luz de iluminacion y del laser colimada. Esta posicion no se utiliza para suministrar laser y permite que la trayectoria de iluminacion para operar no se vea afectada. La posicion dos es con el espejo de direccion 24 situado para reflejar la luz de laser en la trayectoria de iluminacion 11. El movimiento del solenoide 32 y el soporte 30 se controlan por una corredera de bolas de precision 34. El uso de la corredera 34 asegura el posicionamiento repetible del espejo 24.

Como se ha descrito, unico en la tecnica actual es un aparato de trayectoria de laser y de iluminacion coaxial 10 que hasta ahora no ha estado disponible o ha sido utilizado. Tambien unico en la tecnica actual es un sistema de iluminacion altamente eficaz que utiliza reflectores esfericos 40 y lentes asociadas 42, 58 para capturar una salida de luz maxima y proporcionar tambien una salida de luz de iluminacion de doble trayectoria desde una sola fuente de luz con el fin de alimentar las fibras de diametro inferior a 500 micrometros. Ademas unico en la tecnica actual es un laser o espejo de direccion 24 que tiene una capacidad de seleccion por solenoide 32 que proporciona un orificio de objetivo dentro de la trayectoria de iluminacion 11 para la colocacion del laser. Todavfa mas unico en la tecnica actual es un sistema de iluminacion de lampara de arco 36 que tiene una fuente de luz puntual extremadamente pequena 36 que permite un tamano focal de iluminacion o salida de abertura numerica extremadamente pequena. Tambien unica en la tecnica actual es una montura 38 de la lampara de arco 36 que coloca con precision y de manera intercambiable la bola de plasma de la lampara de arco 36 en el foco o centro optico 35 del sistema optico. Tambien unico en la tecnica actual es un mecanismo de atenuacion unico que mueve el punto focal de una atenuacion de salida o primera lente 42 con el fin de proporcionar la atenuacion sin introducir artefactos, aberraciones cromaticas, o cambiar la temperatura de color. Tambien unica en la tecnica actual es una capacidad de conexion con las fuentes de luz de laser convencionales existentes, con lo cual el tratamiento y la iluminacion con laser son ambos proporcionados en una salida del aparato de la tecnica actual 10. El sistema optico del presente aparato 10 es unicamente capaz de aceptar los angulos de cono de entrada de la luz de iluminacion 33 y de laser 15 colocado en la salida de la fibra optica 60 y reproducir sustancialmente dichos angulos de cono en la salida de la fibra optica, normalmente donde se encuentra la sonda endoscopica, con cualquiera de las aberraciones causadas por la propia fibra optica.

Otras realizaciones alternativas del aparato de la tecnica actual 10 pueden utilizar reflectores parabolicos en lugar de reflectores esfericos con el fin de colimar la fuente de iluminacion 36. Esta tecnica podna eliminar la necesidad de la primera lente de colimacion 42 y permitir la transmision del haz de laser 22 a traves de una abertura en el reflector parabolico o a traves de un espejo de direccion 24 dentro del espacio colimado 61. Todavfa otras realizaciones alternativas pueden utilizar un reflector elfptico que tiene dos puntos focales, por lo que la fuente de iluminacion 36 se coloca en el primer punto focal y la fibra de salida 60 se coloca en el segundo punto focal con el haz de laser 22 introducido a traves de una abertura dentro del reflector elfptico o a traves de un espejo de direccion 24 entre la fuente de iluminacion 36 y la fibra de salida 60. Esta ultima realizacion alternativa requiere enfocar el haz de laser 22 sobre la fibra de salida 60 a traves de una lente colocada dentro de la trayectoria del haz de laser 22 antes de la fibra de salida 60, mientras sigue permitiendo la eliminacion tanto de la primera lente de colimacion 42 como de la segunda lente de enfoque 58.

Algunas de las variables que determinan el nivel de riesgo de fototoxicidad durante la cirugfa vftreorretiniana incluyen las caractensticas espectrales y de potencia de la fuente de luz utilizada, el tipo y el tamano de la sonda de endo-iluminadora, la longitud o duracion de la intervencion quirurgica, y el area (tamano) de los tejidos del sistema de iluminacion. En cada caso, el cirujano debe hacer un juicio de riesgo-beneficio sobre la intensidad de la luz que se utilizara. El uso de suficiente intensidad puede resultar en una visualizacion inadecuada y en efectos adversos mas graves que una lesion retiniana fotica. Actualmente, el calculo del tiempo de exposicion requerido para alcanzar un punto de la lesion es una tarea tediosa que implica la integracion numerica de la funcion de densidad espectral de potencia de la fuente de luz 36 con una funcion de riesgo (vease la norma ISO 15752), y el conocimiento espedfico del area de iluminacion quirurgica y de las caractensticas endo-iluminadoras.

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La invencion de la tecnica actual representa ademas un aparato y metodo novedosos para proporcionar al cirujano oftalmologo la informacion grafica sobre los riesgos fototoxicidad de una manera clara y facil de entender. En una realizacion preferida, una tarjeta de riesgo fototoxicidad barata 76 se fija de forma desmontable al panel de control de fuente de iluminacion y de luz de laser quirurgica 10. Preferentemente, la tarjeta 76 de la tecnica actual se fija en estrecha proximidad a la perilla de control de la intensidad de luz 56 con el fin de mostrar la relacion entre la intensidad de salida de la fuente de luz y la probabilidad de lesion fotica. La tarjeta 76 se incluye preferentemente con cada instrumento endo-iluminador, es decir, de fibra optica, que esta calibrado para representar el rendimiento fototoxico de ese tipo de instrumento cuando se utiliza con un tipo particular de fuente de luz. La representacion grafica 78 en la tarjeta 76 actua como una grna para el ajuste de la intensidad de salida de la fuente 10, en relacion con una norma aceptada, que es como el "Millennium" de Bausch and Lomb®. De esta manera, las caractensticas espectrales y de potencia de los distintos elementos que intervienen en el suministro de luz al ojo se integran en una sola variable y de facil manejo. Esto reduce en gran medida la complejidad de juzgar la mejor intensidad a utilizar en una situacion dada. Las representaciones graficas de la realizacion alternativa 78 podnan presentar otra informacion con respecto a la salida de luz como salida del lumen (una unidad que esta ponderada por la respuesta fotopica del ojo). Otras representaciones podnan presentar informacion de umbral cuando se utilizan con colorantes especiales o filtros de color claro.

Una realizacion preferida de la invencion comprende una tarjeta 76 que se corta con troquel desde la preforma de madera aglomerada blanca que tiene aproximadamente el peso de una tarjeta de presentacion. La forma de la tarjeta 76 es generalmente cuadrada con una ranura 90 retirado de un lado para permitir que la tarjeta 76 se coloque detras de la perilla de control de intensidad 56 de la fuente de iluminacion y de laser 10 mientras que proporciona espacio para que el eje de control 53 que se hace girar por dicha perilla 56. En una realizacion preferida, cuatro pasadores de ubicacion 92 se fijan al panel frontal del recinto de la fuente de iluminacion y de laser 10. Los pasadores 92 proporcionan lfmites para la ubicacion de la tarjeta 76 y tienden a inhibir el giro de la tarjeta 76, con la perilla de control.

En una realizacion preferida, en el anverso de la tarjeta se imprime una escala en forma circular 84 que tiene diferentes bandas de color 86 que representan el riesgo de fototoxicidad a un nivel de intensidad dado, por ejemplo, verde, amarillo y rojo. La perilla de control 56 tiene una lmea de indica ion que senala a la intensidad de salida actual y el riesgo de fototoxicidad concurrente asociado con la sonda que esta siendo utilizada. Unico en la tecnica actual es la capacidad de la tarjeta 76 para indicar la intensidad de salida a la salida de la fibra optica. La tarjeta 76 tiene por objeto desecharse despues de un solo uso y se reemplaza con una nueva proporcionada con cada instrumento de fibra optica. De esta manera la salida de la fuente de luz 10 se vuelve a calibrar cada vez que se utiliza. El tipo de unidad de calibracion puede variar con diferentes estilos de instrumentos para proporcionar al cirujano con la informacion mas pertinente posible.

Como se ha descrito anteriormente la tarjeta 76 proporciona un punto conocido de referencia en relacion con los dispositivos de iluminacion de la tecnica anterior. Por ejemplo, si el cirujano mantiene la lmea de indicacion de la perilla 56 dentro de la banda de color verde, el o ella entendera que la salida de intensidad de la luz esta dentro de la intensidad segura de los iluminadores de la tecnica anterior, tales como el "Millennium" de Bausch and Lomb®. Este fenomeno de control es especialmente util cuando se utilizan fuentes de iluminacion 10 mas potentes tal como se describe en la presente memoria. Es decir, el cirujano debe tener un punto de referencia de la tecnica anterior cuando se utilizan sistemas de iluminacion mas potentes y modernos como los de la tecnica actual. La tecnica de la presente invencion puede proporcionar ademas varias bandas que no proporcionan una referencia a la tecnica anterior, sino que indican en cambio los niveles de fototoxicidad o niveles de intensidad de luz directamente al cirujano.

Unico en la tecnica actual es la capacidad del fabricante de la fibra optica para proporcionar una tarjeta 76 de riesgo fototoxicidad que represente la atenuacion y la absorcion espectral dentro de la fibra optica proporcionada con dicha tarjeta 76. Por lo tanto, por ejemplo, si una fibra optica es altamente atenuante, la tarjeta puede indicar que el cirujano debe girar la perilla de control de intensidad 56 a un nivel superior con el fin de obtener una equivalencia de uno o mas de los iluminadores de la tecnica anterior antes mencionados o para conseguir un salida de foto- iluminacion deseada.

Un maguito o conector 98 tiene una perforacion interna 102, preferentemente escalonada 104, que es sustancialmente paralela con el eje longitudinal 100 del cuerpo de ferula 98. La perforacion 102 antes mencionada permite la colocacion y la union o encapsulamiento de una fibra optica dentro y a traves de dicho cuerpo de ferula 98. Externamente, dicho cuerpo de ferula 98 es tambien escalonado 112, 148 en una forma unica para poder funcionar de manera optima, como se describe en la presente memoria.

El cuerpo de ferula 98 tiene un extremo exterior 114 y un extremo de acoplamiento 116 y comprende un cabezal exterior sustancialmente cilmdrica 118 de un primer diametro 120 que tiene un primer extremo 122 y un segundo extremo 123, dicho primer extremo 122 co-situado con dicho extremo externo 114. Dicho cuerpo de ferula 98 comprende ademas un reborde exterior 124 de mayor diametro que dicho cabezal 118 y tiene un primer lado 126 y un segundo lado 128, con dicho primer lado 126 montado con dicho segundo extremo 123 de dicho cabezal 118. Una porcion roscada 130 de diametro preferentemente mas pequeno que dicho cabezal 118 se une con y se

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extiende desde dicho segundo lado 128 del reborde 124. En una realizacion preferida, dicha porcion roscada 130 comprende una primera rosca UNC 8-32 con un primer extremo 132 y un segundo extremo 134, dicho primer extremo 132 conectado con dicho segundo lado 128 de dicho reborde 124. Tambien en una realizacion preferida, dicha porcion roscada 130 tiene una ranura 136 de aproximadamente 0,76 mm (0,030 pulgadas) en dicho primer extremo 132 con aproximadamente 2,29 mm (0,090 pulgadas) de dicha rosca 130 siguiendo a la misma y otra ranura 136 de aproximadamente 0,76 mm (. 030 pulgadas) siguiendo dicha rosca 130 en dicho segundo extremo 134. Externamente, el cuerpo de ferula 98 tiene tambien un cilindro de alineacion 138 que tiene un primer 140 y segundo extremo 142 siguiendo dicha porcion roscada 130, dicho primer extremo 140 unido con dicha porcion roscada 130. El segundo extremo 142 de dicho cilindro de alineacion 138 se co-ubica con dicho extremo de acoplamiento 116 de dicho cuerpo de ferula 98. Ademas, dicho segundo extremo 142 de dicho cilindro de alineacion 138 contiene un orificio 144 de diametro sustancialmente equivalente o ligeramente mayor que la fibra optica montada dentro de dicha perforacion escalonada 102. Dicho orificio 144 se interconecta con dicha perforacion interna escalonada 102. En una realizacion de la tecnica actual, dicho orificio tiene un diametro de aproximadamente 0,279 mm (0,011 pulgadas) y una longitud de 0,635 mm (0,025 pulgadas). Tambien en una realizacion preferida, dicho cilindro de alineacion 138 tiene un chaflan 146 en la circunferencia de dicho segundo extremo 142. Preferentemente, dicho chaflan 146 tiene un angulo de aproximadamente 45 grados y una longitud de 0,381 mm (0,015 pulgadas). Las realizaciones alternativas pueden utilizar chaflanes de diferentes angulos o formas o renunciar al uso de un chaflan por completo.

El cilindro de alineacion 138 de la tecnica actual se conforma de forma unica dentro de las realizaciones para indicar si la luz de laser o la luz de iluminacion se deben aplicar a la fibra optica. El cilindro de alineacion tiene preferentemente un diametro uniforme, aproximadamente 3,0 mm (0,118 pulgadas) de diametro, lo que indica a la fuente 36 que se desea luz de laser o energfa. En una primera realizacion alternativa, o ferula de iluminacion, el cilindro de alineacion contiene un rebaje 148 situado aproximadamente a 1,905 mm (0,075 pulgadas) de dicho segundo extremo 142 del cilindro 138 y que se extiende aproximadamente 6,807 mm (0,268 pulgadas) desde dicho segundo extremo 142. Cuando se utiliza, la fuente de iluminacion y de laser 10 detecta este rebaje y determina que se desea la luz de iluminacion y no la luz de laser. Otras realizaciones alternativas pueden utilizar la realizacion del rebaje 148 mencionado para la luz de laser y el diametro del cilindro uniforme para la luz de iluminacion.

Internamente dicha primera perforacion escalonada 102 comprende una primera perforacion mas grande sustancialmente dentro de dicha porcion de cabezal que tiene un diametro de aproximadamente 2,49 mm (0,098 pulgadas) y se extiende sustancialmente la longitud de dicho cabezal. Una segunda perforacion intermedia de aproximadamente 1,60 mm (0,063 pulgadas) de diametro se extiende desde dicha primera perforacion mas grande a dicho orificio 144 dentro de dicha porcion roscada 130 y dicho cilindro de alineacion 138. Tambien en una realizacion preferida, la longitud del orificio 144 es de aproximadamente 0,635 mm (0,025 pulgadas). Las realizaciones alternativas pueden utilizar perforaciones y orificios que tienen una pluralidad de tamanos de diametro y de longitud, siempre que las porciones de diametro sean mas pequenas que las porciones externas de ferula dentro de las que se coloca cada una.

Cuando se ensambla con una fibra optica, la fibra optica se extiende a traves de dicha perforacion 102 y orificio 144 y termina sustancialmente a ras con dicho extremo de acoplamiento 116 del cuerpo de ferula 98 o segundo extremo 142 de dicho cilindro de alineacion 138. Preferentemente, dicha fibra optica se retiene dentro de dicha perforacion 102 a traves de compuestos de encapsulamiento o adhesivos que rodean dicha fibra y que fijan con dicha perforacion 102 de la ferula 98.

En una realizacion preferida, el diametro externo del cabezal 118 es de aproximadamente 5,9 mm (0,234 pulgadas) con una longitud de aproximadamente 9,5 mm (0,375 pulgadas). El diametro exterior del reborde 124 es de aproximadamente 7,92 mm (0,312 pulgadas) con un espesor de aproximadamente 0,635 mm (0,025 pulgadas). Ademas, dicho cilindro de alineacion 138 es de aproximadamente 3,0 mm (0,118 pulgadas) de diametro y 9,65 mm (0,380 pulgadas) de longitud.

Cuando asf lo disponga, las dimensiones, atributos geometricos y tamanos de rosca son para fines informativos y para posibilitar la realizacion preferida. Las realizaciones alternativas pueden utilizar una pluralidad de variaciones de las mencionadas anteriormente sin alejarse del alcance de la presente invencion. Esto es especialmente cierto en relacion con dicho cabezal 118, reborde 124, y con la porcion roscada 130. Dicho reborde 124 se puede integrar como parte del cabeza 118 o eliminarse completamente. Ademas, la posicion, la ubicacion, y el tipo de la porcion roscada 130 puede variar. Dicha porcion roscada 130 no puede utilizar dichas ranuras 136, utilizar ranuras de una longitud mas corta o mas larga, o tener dichos diametros de cabezal 118 y del reborde 124 dimensionados sustancialmente igual que o menor que el diametro exterior de dichas roscas 130. La tecnica de la presente invencion ferula se puede fabricar a partir de una pluralidad de materiales, incluyendo pero sin limitarse a metales, plasticos, productos ceramicos, o materiales compuestos.

Un medidor de potencia de laser 150 tiene un sensor 152, una pantalla de potencia 154, y la circuitena de control asociada 156. El medidor de potencia 150 permite que un cirujano coloque la sonda de fibra optica endoscopica en dicho sensor 152, energice el laser a traves de la fuente de iluminacion y de laser 10 y mida la potencia de salida del laser como se observa en dicha pantalla 154. La inclusion de lo anterior es especialmente util debido a las

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variaciones en las fibras opticas o para tener en cuenta la atenuacion a traves de la fuente de iluminacion y de laser 10. Al utilizar el medidor de potencia 150, el cirujano tiene un conocimiento completo de la potencia del laser transmitida al sitio quirurgico. Las realizaciones alternativas pueden utilizar dicho medidor de potencia 150 para la medicion de la intensidad de iluminacion de salida 37, asf como de la potencia de la luz de laser 14.

Durante la operacion, el cirujano conecta una fuente de luz de laser a traves de fibra optica al conector de laser de entrada 18 en el aparato l0. Despues, el cirujano conecta un conector de ferula 98 con una fibra optica integral conectada con una sonda endoscopica en la primera salida 39 o para la iluminacion solo en dicha segunda salida 64. Si dicho conector de ferula 98 en dicha primera salida 39 no tiene el rebaje 148 antes descrito, el aparato 10 permitira que el espejo de direccion 24 se posicione dentro de la trayectoria de luz de iluminacion 11 y permitira aun mas la transmision de la luz de laser. Si el cirujano desea medir la salida de potencia del laser, el o ella coloca el extremo de salida de la sonda endoscopica en dicho sensor 152 y tras la activacion del laser completo, lee la salida de potencia del laser en la pantalla 154. Si el aparato 10 es accionado, el cirujano procede a iluminar los tejidos de interes con un cono de luz de iluminacion blanco con una sombra donde se coloca el haz de laser y un haz de laser que apunta normalmente en color rojo dentro de dicha sombra. Despues de la activacion completa de la potencia del laser, un haz de laser de tratamiento normalmente verde reemplaza dicho haz de enfoque normalmente rojo para el tratamiento de los tejidos de interes. Todos los de la iluminacion y tratamiento antes mencionados se puede lograr con una sola incision y a traves de una sola fibra optica de menor diametro que las fuentes de la tecnica anterior.

Los expertos en la materia apreciaran se han descrito y mostrado una sonda endoscopica de laser de iluminacion coaxial y un aparato de control de abertura numerica activo 10 (fuente de iluminacion y de laser) y su metodo de uso. El aparato y metodo de uso permite la transmision simultanea de la luz de iluminacion y de tratamiento con laser a traves de una sola fibra optica de un tamano que se utiliza normalmente solo para la luz de tratamiento con laser. El aparato y metodo proporcionan un mayor control de la salida de luz angular de la sonda endoscopica fijada con dicha fibra optica. El aparato proporciona tambien la iluminacion distinta y separada sin la utilizacion del tratamiento con laser mientras que proporciona un total control de la intensidad de dicha. Los expertos en la materia apreciaran que una tarjeta de control o de riesgo de fototoxicidad 76 de la intensidad de luz medica se ha mostrado y descrito tambien para su uso con la tecnica actual. Dicha tarjeta de riesgo fototoxicidad 76 es especialmente util para la determinacion rapida y facil de la produccion de la intensidad de iluminacion de un tipo espedfico de fibra optica o fuente de potencia mas elevada tal como la tecnica actual. Los expertos en la materia apreciaran que tambien se ha mostrado y descrito una iluminacion foton y el conector de ferula de laser 98. Dicha ferula 98 es especialmente util para la conexion rapida y positiva de una fibra optica a una fuente de laser o de iluminacion 10 como se describe en la presente memoria y permite ademas que dicha fuente 10 distinga el tipo de fibra optica o el uso, que es para la aplicacion de iluminacion o laser medico. La fuente de iluminacion de la presente invencion es util durante la cirugfa y, especialmente, para la cirugfa oftalmica. Ademas, los expertos en la materia apreciaran la inclusion integral de un medidor de potencia de salida de la fibra optica del laser.

Habiendo descrito la invencion en detalle, los expertos en la materia apreciaran que se pueden hacer modificaciones de la invencion. Por lo tanto, no se pretende que el alcance de la invencion se limite a las realizaciones espedficas ilustradas y descritas. Mas bien, se pretende que el alcance de esta invencion se determine por las reivindicaciones adjuntas y sus equivalentes.

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REIVINDICACIONES

1. Una fuente de iluminacion que comprende:

una unica fuente de iluminacion (36) que tiene una salida de luz de iluminacion quirurgicamente util;

dos o mas reflectores (40) adaptados para reflejar la luz de iluminacion incidente de nuevo sobre la fuente de

iluminacion (36) como una imagen invertida de la fuente de iluminacion (34), donde los dos o mas reflectores (40)

comprenden dos o mas reflectores esfericos (40), cada uno teniendo un centro geometrico (35); y

dos o mas sistemas de recogida independientes (42, 58) para la luz de iluminacion, donde los dos o mas

sistemas de recogida independientes (42, 58) comprenden dos o mas primeras lentes (42) que tienen un punto

focal y que son capaces de colimar una porcion de dicha luz de iluminacion en una trayectoria de luz de

iluminacion colimada (11, 62), y dos o mas segundas lentes (58) capaces de enfocar dicha luz de iluminacion

colimada (11) sobre dos o mas fibras opticas (60, 64) que tienen, cada una, un diametro de 500 micrometros o

menos;

donde la fuente de iluminacion (36) se situa en los centros geometricos (35) de los reflectores esfericos (40) y en los puntos focales de las primeras lentes (42).
2. La fuente de iluminacion de acuerdo con la reivindicacion 1, donde:

la primera y segunda lentes (42, 58) son lentes corregidas de aberracion sustancialmente esferica.
3. La fuente de iluminacion de acuerdo con la reivindicacion 1, donde:

la primera y segunda lentes (42, 58) son lentes sustancialmente acromaticas.
4. La fuente de iluminacion de acuerdo con la reivindicacion 1, donde:

La fuente de iluminacion (36) comprende una lampara de arco.
5. La fuente de iluminacion de acuerdo con la reivindicacion 1, que comprende ademas:

un mecanismo de atenuacion para atenuar dicha luz de iluminacion que tiene un control que mueve una o mas de dichas lentes sustancialmente perpendicular a un eje optico, sin afectar sustancialmente las caractensticas espectrales de dicha luz de iluminacion.
6. La fuente de iluminacion de acuerdo con la reivindicacion 5, que comprende ademas:

una tarjeta de riesgo de fotoxicidad (76) que puede colocarse cerca o sobre dicho control y que es capaz de indicar una intensidad de salida segura o conocida de dicha luz de iluminacion (11).
7. La fuente de iluminacion de acuerdo con la reivindicacion 1, donde:

una o mas de dichas fibras opticas (60) tiene una sombra dentro de dicha luz de iluminacion (11) donde se coloca un haz de tratamiento con laser.
8. La fuente de iluminacion de acuerdo con la reivindicacion 1, que comprende ademas un medidor de potencia (150) que tiene un sensor (152) para recibir una potencia luminosa, una pantalla (154) para indicar un valor de dicha potencia luminosa y un circuito de control (156).