ES2875846T3 - Sistema y dispositivos de interfaz para cirugía ocular - Google Patents

Abstract

Un conjunto de dispositivos de interfaz (28e) para su uso en un aparato láser para cirugía ocular (10), incluyendo cada uno de los dispositivos de interfaz un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser (14) del aparato láser, con una cara de tope (32e) configurada para hacer tope con un ojo (19) a tratar, y también una parte de acoplamiento configurada para acoplar de manera separable el dispositivo de interfaz sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser, difiriendo los dispositivos de interfaz en virtud de: una influencia diferente sobre la ubicación de un foco de radiación de la radiación láser con respecto a la cara de tope y/o una forma y/o ubicación diferente de al menos una superficie límite óptica y/o un número diferente de elementos ópticos; en el que, dependiendo del dispositivo de interfaz del conjunto, puede obtenerse un intervalo diferente de la profundidad de foco de la radiación láser en al menos una de la dirección x, la dirección y, y la dirección z sin cambiar un ajuste del sistema óptico de enfoque del aparato láser, en el que al menos uno de los dispositivos de interfaz incluye una lente de contacto plana (30e) con una cara de tope plana (32e) configurada para hacer tope con el ojo y una cara (33e) situada opuesta a la cara de tope está adaptada para ser plano-paralela a la cara de tope, y en el que al menos uno de los dispositivos de interfaz incluye un elemento auxiliar óptico (35) dispuesto en el dispositivo de interfaz de modo que una cara (35b) orientada en sentido opuesto a la lente de contacto esté conformada de manera convexa o plana y una cara (35a) orientada hacia la lente de contacto esté conformada de manera cóncava.

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema y dispositivos de interfaz para cirugía ocular

La invención se refiere en general al tratamiento quirúrgico con láser del ojo humano. En particular, la invención se refiere a la aplicación de varias formas de tratamiento del ojo humano con la ayuda del mismo aparato láser para cirugía ocular.

El uso de radiación láser pulsada enfocada para generar incisiones en el tejido corneal o en otras partes de tejido del ojo humano ha sido objeto de una intensa investigación en oftalmología humana desde hace algún tiempo. También existen ya en el mercado instrumentos que cumplen la función de generar incisiones con radiación láser de este tipo. Por lo general, en este caso se utiliza una radiación láser de pulso ultracorto con duraciones de pulso en el intervalo de los femtosegundos. Sin embargo, la invención no se limita a ello; en la medida en que la generación de una incisión en el tejido ocular corneal es posible también con duraciones de pulso más cortas o más largas, éstas también se incluyen en la invención; por ejemplo, duraciones de pulso dentro del intervalo de los attosegundos o dentro del intervalo de los picosegundos de uno, dos o tres dígitos.

El efecto físico que se utiliza en el curso de la generación de una incisión por medio de radiación láser pulsada es la denominada ruptura óptica inducida por láser, que da lugar a la denominada fotodisrupción, cuya magnitud está limitada aproximadamente a la extensión del foco de radiación en el punto de cintura de la radiación. Como resultado de la yuxtaposición de un gran número de tales fotodisrupciones, pueden generarse diversas figuras de incisión comparativamente complejas en el tejido ocular.

Una aplicación a modo de ejemplo de la generación de una incisión por medio de radiación láser pulsada es la denominada LASIK (queratomileusis in situ asistida por láser). En este procedimiento quirúrgico, que en general se clasificará como cirugía refractiva, es decir, cirugía dirigida a la eliminación o al menos la mejora de propiedades defectuosas de formación de imágenes del ojo, en primer lugar, se abre la córnea humana mediante un corte horizontal (desde el punto de vista del paciente recostado), con lo que se forma una cubierta pequeña (que normalmente se denomina colgajo en el ámbito especializado) que puede doblarse hacia un lado. Después de retirar el colgajo, en el estroma de la córnea expuesto de este modo se realiza una denominada ablación por medio de radiación láser (por ejemplo, radiación con láser excimer con una longitud de onda de 193 nm), es decir, el tejido estromal se respeta según un perfil de ablación adecuado calculado de antemano para el paciente. Después se vuelve a doblar la cubierta pequeña (colgajo), momento en el que el proceso de curación procede de manera comparativamente indolora y rápida. Después de esta intervención la córnea tiene diferentes propiedades de formación de imágenes, en cuya conexión se consigue, en el mejor de los casos, una eliminación casi completa del trastorno visual anterior.

Como alternativa al procedimiento anterior 'clásico’ (microqueratomo mecánico), el corte del colgajo también puede realizarse utilizando tecnología láser. Las concepciones existentes para ello prevén frecuentemente una aplanación (nivelación) de la superficie anterior de la córnea mediante el tope de una cara de tope plana de un elemento de contacto transparente a la radiación láser, generándose entonces el colgajo mediante una incisión en la base situada a una profundidad constante y mediante una incisión lateral que se extiende desde la incisión en la base hasta la superficie de la córnea. La nivelación de la córnea permite que la incisión en la base se ejecute como una incisión bidimensional, para lo cual se requiere únicamente un control de la ubicación del foco de radiación en un plano perpendicular a la dirección de propagación de la radiación (designado en la notación convencional como plano x-y), sin emprender un control de la ubicación del foco de radiación en la dirección de propagación de la radiación láser (esta dirección se designa, según la notación convencional, como dirección z). Si se desea controlar la ubicación del foco de radiación en la dirección z, esto puede hacerse, por ejemplo, con la ayuda de una lente líquida, como se describe, por ejemplo, en el documento EP 1837 696 del presente solicitante. A este respecto, se hace referencia a la solicitud de patente mencionada anteriormente, cuyo contenido se incorpora de este modo a la presente solicitud. En general, el control de la ubicación del foco de radiación se describe en las solicitudes de patente EP 2 111 831 y WO 2010/142311 del presente solicitante, cuyo contenido se incorpora de este modo a la presente solicitud.

Otra forma de operación en la que se generan incisiones en la córnea mediante radiación láser pulsada es la extracción del lentículo corneal asistida por láser. En este caso, en el estroma de la córnea se libera un volumen de tejido que, por ejemplo, tiene la forma de un pequeño disco, que puede extraerse del ojo a través de una incisión auxiliar. Dependiendo de la indicación (por ejemplo, miopía, hipermetropía), el lentículo a extraer puede tener formas diferentes. Para liberar el lentículo, el procedimiento hasta ahora ha sido con frecuencia de tal modo que, en primer lugar, se genera una superficie de incisión inferior que limita la parte inferior del lentículo (lado posterior del lentículo) y posteriormente una superficie de incisión superior que limita la parte superior del lentículo (lado anterior del lentículo) en la córnea, siendo ambas superficies de incisión con frecuencia tridimensionales y requiriendo cada una un control z del foco de radiación.

Para el ajuste x-y del foco de radiación en la córnea se dispone de escáneres suficientemente rápidos que, por ejemplo, funcionan con espejos de escáner controlados de manera galvanométrica. Por otro lado, los escáneres z disponibles, es decir, los escáneres que permiten un desplazamiento del foco en la dirección z, son con frecuencia comparativamente lentos en comparación con los escáneres de espejos galvanométricos. Además, con los escáneres z disponibles sólo puede cubrirse un intervalo z limitado.

A diferencia de la cirugía ocular refractiva descrita anteriormente basada en LASIK y también basada en la extracción del lentículo corneal, en la que se generan incisiones en la córnea, en el caso de la cirugía de cataratas las incisiones se implementan en el cristalino del ojo humano. Sin embargo, sólo en virtud del desplazamiento z del foco del rayo láser de un aparato láser que se utiliza para la cirugía refractiva del ojo con la ayuda del escáner z, el foco no puede llegar tan lejos en el ojo con una calidad suficientemente buena como para que sea posible una incisión en el cristalino (es decir, más profundamente en el ojo) con la misma calidad que en la córnea.

El documento US 2010/324543 A1 da a conocer un procedimiento oftálmico integrado en el que un láser quirúrgico tiene una interfaz de paciente, que incluye una lente de contacto que puede ser una placa de aplanación plana o una lente curva. En los procedimientos integrados, la lente de contacto puede cambiarse de una lente de contacto, optimizada para procedimientos de cataratas a otra lente de contacto, optimizada para procedimientos de glaucoma.

Por consiguiente, un objetivo de la presente invención es proporcionar un sistema láser con un aparato láser para cirugía ocular, el propio aparato láser, y un conjunto de dispositivos de interfaz para su uso en el aparato láser para cirugía ocular, por medio de los cuales pueden llevarse a cabo varios tipos de tratamiento con el mismo aparato láser para cirugía ocular.

Este objetivo se alcanza mediante el contenido de la reivindicación independiente. Por las reivindicaciones dependientes se deducen formas de realización ventajosas.

Los ejemplos, aspectos y formas de realización descritos en la siguiente divulgación, en particular los procedimientos, que no entran dentro del alcance de las reivindicaciones no forman parte de la invención y solo se presentan a modo de ilustración.

A continuación, los términos 'dispositivo de interfaz’, 'unidad de interfaz’, ’interfaz de paciente’, 'adaptador de paciente’ e ’interfaz de ojo’ se utilizarán alternativamente, pero deben entenderse como sinónimos.

Según un primer aspecto de la presente divulgación, el sistema láser según la invención para cirugía ocular comprende un aparato láser para cirugía ocular y un conjunto de dispositivos de interfaz (interfaces paciente/ojo). El aparato láser para cirugía ocular incluye componentes ópticos para proporcionar radiación láser enfocada pulsada con propiedades de radiación adaptadas a la generación de fotodisrupciones en tejido del ojo humano y una unidad de control para el control posicional del foco de radiación de la radiación láser. La unidad de control está diseñada para ejecutar varios programas de control que representan varios tipos de figura de incisión. Cada uno de los dispositivos de interfaz del conjunto incluye un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser, con una cara de tope para hacer tope con un ojo a tratar, y también una parte de acoplamiento para el acoplamiento separable del dispositivo de interfaz (interfaz de paciente) sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser, difiriendo los dispositivos de interfaz del conjunto en virtud de un efecto óptico diferente sobre la radiación láser proporcionada en el aparato láser, por ejemplo sobre la radiación láser procedente del aparato láser.

Es posible que al menos un subconjunto de los dispositivos de interfaz difiera en virtud de una influencia diferente sobre la ubicación del foco de radiación con respecto a la cara de tope.

El efecto óptico diferente puede consistir, por ejemplo, en el hecho de que, dependiendo del acoplamiento de uno de los dispositivos de interfaz sobre la parte de acoplamiento complementario, el punto focal de la radiación láser con respecto a la cara de tope en el caso del mismo aparato láser llega a situarse en una posición diferente en el ojo (es decir, en una ubicación diferente del foco). Por ejemplo, dependiendo del dispositivo de interfaz acoplado la ubicación del foco (la posición del punto focal) puede llegar a situarse en la córnea del ojo, en el cristalino del ojo o en un punto diferente en o dentro del ojo, por ejemplo, en el ángulo iridocorneal del ojo. Por ejemplo, es concebible que la ubicación del foco (es decir, cómo de profundo se sitúa el punto focal en el ojo en la dirección z con respecto a la cara de tope) en caso del acoplamiento de un primer dispositivo de interfaz esté entre 250 |um y 350 |um, en particular entre 280 |um y 320 |um y preferiblemente a 300 |um. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar la córnea con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular. De manera similar, es concebible que la ubicación del foco en caso del acoplamiento de un segundo dispositivo de interfaz se sitúe, por ejemplo, entre 4 mm y 6 mm, en particular entre 4,5 mm y 5,5 mm y preferiblemente 5 mm, por debajo de una lente de contacto del dispositivo de interfaz. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar el cristalino con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular.

El efecto óptico diferente puede consistir además en el hecho de que, dependiendo del dispositivo de interfaz acoplado, es posible un intervalo de ajuste diferente en la dirección z (es decir, un intervalo diferente de la profundidad de foco) o se ajusta con el mismo aparato láser. Por ejemplo, dependiendo del dispositivo de interfaz acoplado el intervalo de la profundidad de foco (es decir, el intervalo de ajuste del punto focal en la dirección z) puede haberse adaptado o puede adaptarse al mecanizado de la córnea del ojo, del cristalino del ojo o de otro punto en o dentro del ojo. Por ejemplo, es concebible que el intervalo de la profundidad de foco (es decir, cómo de lejos puede ajustarse el punto focal con la ayuda de un escáner z en la dirección z del mismo aparato láser) en caso del acoplamiento de un primer dispositivo de interfaz esté entre 1 mm y 1,4 mm, en particular entre 1,1 mm y 1,3 mm y preferiblemente a 1,2 mm. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar la córnea con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular. De manera similar, es concebible que el intervalo de la profundidad de foco en caso del acoplamiento de un segundo dispositivo de interfaz se sitúe entre 8 mm y 16 mm, en particular entre 10 mm y 14 mm y preferiblemente a 12 mm. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar el cristalino con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular. El valor de la profundidad de foco requerido para la aplicación respectiva puede establecerse, por ejemplo, mediante un escáner z y la interfaz de paciente.

El efecto óptico diferente puede consistir además en el hecho de que, dependiendo del dispositivo de interfaz acoplado, se obtiene un diámetro de punto diferente del punto focal con el mismo aparato láser. Por ejemplo, dependiendo del dispositivo de interfaz acoplado, el diámetro de punto del punto focal puede haberse adaptado al mecanizado de la córnea del ojo, del cristalino del ojo o de otro punto en o dentro del ojo. Por ejemplo, es concebible que el diámetro de punto en caso del acoplamiento de un primer dispositivo de interfaz se sitúe entre 1 pm y 6 pm, en particular entre 2 pm y 5 pm y preferiblemente entre 3 pm y 5 pm. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar la córnea con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular. De manera similar, es concebible que el diámetro de punto en caso del acoplamiento de un segundo dispositivo de interfaz se sitúe entre 3 pm y 14 pm, en particular entre 4 pm y 12 pm y preferiblemente entre 5 pm y 10 pm. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar el cristalino con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular.

El efecto óptico diferente puede consistir además en el hecho de que, dependiendo del dispositivo de interfaz acoplado, se obtiene un diámetro de campo de escaneo diferente (es decir, un diámetro diferente de la región que puede irradiarse por el haz láser en la dirección/plano x-y) con el mismo aparato láser. Por ejemplo, dependiendo del dispositivo de interfaz acoplado, el diámetro de campo de escaneo puede haberse adaptado al mecanizado de la córnea del ojo, del cristalino del ojo o de otro punto en o dentro del ojo. Por ejemplo, es concebible que el diámetro de campo de escaneo en caso del acoplamiento de un primer dispositivo de interfaz se sitúe entre 9 mm y 15 mm, en particular entre 11 mm y 13 mm, y preferiblemente asciende a 12 mm. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar la córnea con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular. De manera similar, es concebible que el diámetro de campo de escaneo en caso del acoplamiento de un segundo dispositivo de interfaz se sitúe entre 5 mm y 9 mm, en particular entre 6 mm y 8 mm, y preferiblemente asciende a 7 mm. Tal dispositivo de interfaz sería adecuado para una aplicación operativa con el fin de mecanizar el cristalino con la ayuda del aparato láser para cirugía ocular.

El efecto óptico diferente sobre la radiación láser proporcionada en el aparato láser tiene preferiblemente el resultado de que en todas las regiones de mecanizado dentro del ojo está presente un foco pequeño y al menos casi igual de grande (uniforme). En particular, esto da como resultado un buen enfoque adaptado, una baja energía de pulso de la radiación láser, y/o una ligera carga para el paciente.

Además, al menos un subconjunto de los dispositivos de interfaz puede diferir en virtud de una forma y/o ubicación diferente de al menos una superficie límite óptica. La superficie límite óptica puede ser, por ejemplo, una cara de una lente de contacto presente en el dispositivo de interfaz correspondiente, que habitualmente sirve para hacer tope con el ojo. También es posible que la superficie límite óptica esté constituida por una cara de un elemento auxiliar óptico presente en el dispositivo de interfaz además de la lente de contacto. Por consiguiente, también es concebible que al menos un subconjunto de los dispositivos de interfaz difiera en virtud de un número diferente de elementos ópticos. Estos elementos ópticos pueden incluir, por ejemplo, la lente de contacto para hacer tope con el ojo o el elemento auxiliar óptico, por ejemplo, una lente (elemento óptico refractivo) o un elemento óptico difractivo.

Al menos uno de los dispositivos de interfaz puede incluir un cono de aplanación que está diseñado para acoplarse sobre el ojo y sobre un sistema óptico de enfoque del aparato láser. Sin embargo, varios, un gran número de o todos los dispositivos de interfaz pueden incluir un cono de aplanación de este tipo.

El aparato láser puede incluir además un elemento óptico adaptativo dispuesto aguas arriba del sistema óptico de enfoque del aparato láser en la dirección de propagación de la radiación láser. El elemento óptico adaptativo puede incluir un espejo adaptativo o un sistema adaptativo de transmisión de luz. El elemento óptico adaptativo puede prever, en este caso, la compensación de una aberración de frente de onda posiblemente aumentada. Tal aumento puede ocurrir, por ejemplo, si se utiliza un sistema láser para aplicaciones diferentes. En particular, un intervalo ampliado de la profundidad de foco necesario para ello puede requerir de una corrección al practicar la incisión en el cristalino.

Al menos uno de los dispositivos de interfaz puede incluir una codificación/código que permite que el aparato láser, dependiendo de la codificación/código, ejecute el programa de control en la unidad de control. Por ejemplo, el aparato láser puede reconocer la codificación/código y llamar a un programa de control asociado (asignado a la codificación/código) en la unidad de control, preferiblemente de manera automática.

Según un segundo aspecto de la presente divulgación, se pone a disposición un conjunto de dispositivos de interfaz para su uso en el aparato láser para cirugía ocular, por ejemplo, en cada caso un dispositivo de interfaz (interfaz de paciente) para la aplicación intraocular respectiva. Cada uno de los dispositivos de interfaz incluye un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser del aparato láser, con una cara de tope para hacer tope con un ojo a tratar, y también una parte de acoplamiento para el acoplamiento separable del dispositivo de interfaz sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser. Los dispositivos de interfaz difieren: (i) en virtud de una influencia diferente sobre la ubicación de un foco de radiación de la radiación láser con respecto a la cara de tope y/o (ii) en virtud de una forma y/o ubicación diferente de al menos una superficie límite óptica y/o (iii) en virtud de un número diferente de elementos ópticos, dando como resultado un efecto óptico diferente sobre la radiación láser disponible en el aparato láser (por ejemplo dando como resultado un enfoque diferente del haz, desviación del haz y/o división del haz). En particular, en virtud de los dispositivos de interfaz puede cubrirse una región de tratamiento diferente (por ejemplo, intervalo de la profundidad de foco) en la dirección x-y y/o en la dirección z, dependiendo de qué dispositivo de interfaz está conectado al aparato láser.

Al menos uno o un subconjunto de los dispositivos de interfaz pueden incluir una lente de contacto plana. En el caso de una lente de contacto plana de este tipo una cara adecuada para hacer tope con el ojo adopta la forma de una cara de tope plana y la cara situada de manera opuesta a la cara de tope (la cara orientada en sentido opuesto al ojo) está diseñada para ser plano-paralela a la cara de tope. Al menos uno de los dispositivos de interfaz puede incluir un elemento auxiliar óptico. Por ejemplo, el elemento auxiliar óptico puede estar presente en el dispositivo de interfaz o en uno de los dispositivos de interfaz con una lente de contacto plana. El elemento auxiliar óptico puede haberse dispuesto, por ejemplo, en el dispositivo de interfaz de modo que una cara orientada en sentido opuesto a la lente de contacto esté conformada de manera convexa o plana y una cara orientada hacia la lente de contacto esté conformada de manera cóncava. Sin embargo, también son concebibles otros diseños del elemento auxiliar óptico. Independientemente de la forma precisa del elemento auxiliar óptico, la cara orientada hacia la lente de contacto y/o la cara del elemento auxiliar óptico orientada en sentido opuesto a la lente de contacto pueden haberse formado como una superficie óptica de forma libre.

Al menos uno de los dispositivos de interfaz también puede incluir una lente de contacto cóncavo-cóncava. En el caso de una lente de contacto cóncavo-cóncava de este tipo se proporciona una cara de tope cóncava para hacer tope con el ojo, estando conformada la cara situada de manera opuesta a la cara de tope de manera cóncava. Adicional o alternativamente, al menos uno de los dispositivos de interfaz puede incluir una lente de contacto cóncavo-convexa o cóncavo-plana. En el caso de una lente de contacto cóncavo-convexa, se proporciona una cara de tope cóncava para hacer tope con el ojo y la cara situada de manera opuesta a la cara de tope está conformada de manera convexa. En el caso de una lente de contacto cóncavo-plana, se proporciona una cara de tope cóncava para hacer tope con el ojo y la cara situada de manera opuesta a la cara de tope está conformada de manera plana. Independientemente de la configuración precisa de la lente de contacto, la cara de tope y/o la cara situada de manera opuesta a la cara de tope pueden adoptar la forma de una superficie óptica de forma libre con un efecto refractivo o difractivo.

Según un tercer aspecto de la presente divulgación, se hace uso de un conjunto de dispositivos de interfaz, incluyendo el uso la aplicación operativa variable de, en cada caso, uno de los dispositivos de interfaz en un aparato láser para cirugía ocular. El aparato láser incluye componentes ópticos para poner a disposición radiación láser enfocada pulsada con propiedades de radiación adaptadas a la generación de fotodisrupciones en tejido del ojo humano y una unidad de control para el control posicional del foco de radiación de la radiación láser. La unidad de control está diseñada además para ejecutar varios programas de control que representan varios tipos de figura de incisión, incluyendo cada uno de los dispositivos de interfaz un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser, con una cara de tope para hacer tope con un ojo a tratar, y también una parte de acoplamiento para el acoplamiento separable del dispositivo de interfaz sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser. Los dispositivos de interfaz del conjunto difieren en virtud de un efecto óptico diferente sobre la radiación láser proporcionada en el aparato láser, y el uso incluye la aplicación operativa de varios dispositivos de interfaz del conjunto, dependiendo del programa de control a ejecutar en el caso dado.

Al menos un subconjunto de los dispositivos de interfaz puede diferir en virtud de una influencia diferente sobre la ubicación del foco de radiación con respecto a la cara de tope. Además, al menos un subconjunto de los dispositivos de interfaz puede diferir en virtud de un forma diferente y/o una ubicación diferente de al menos una superficie límite óptica. También es concebible que al menos un subconjunto de los dispositivos de interfaz difiera en virtud de un número diferente de elementos ópticos.

En el caso de un intercambio del dispositivo de interfaz el ajuste de enfoque del sistema óptico de enfoque del aparato láser puede permanecer invariable. Por consiguiente, puede alcanzarse un efecto óptico diferente en el aparato láser con el mismo aparato láser en virtud del hecho de que se intercambian los dispositivos de interfaz para la aplicación respectiva y los ajustes de enfoque permanecen invariables.

En el caso de un intercambio del dispositivo de interfaz la unidad de control puede controlar el aparato láser de modo que un elemento óptico adaptativo o un sistema adaptativo de transmisión de luz se introduzca en la trayectoria de haz de la radiación láser. Para este fin puede estar presente una codificación/código correspondiente en los dispositivos de interfaz, basándose en lo cual tiene lugar una identificación del dispositivo de interfaz. Entonces puede introducirse el sistema o elemento adaptativo asociado (asignado a la codificación/código), por ejemplo, automáticamente, en la trayectoria de haz según la identificación. El elemento óptico adaptativo o el sistema adaptativo de transmisión de luz también puede introducirse aguas arriba del sistema óptico de enfoque de la radiación láser en la dirección de propagación de la radiación láser.

Según un cuarto aspecto de la presente divulgación, se pone a disposición un procedimiento para un tratamiento del ojo con cirugía láser, en el que por medio de un aparato láser se proporciona radiación láser enfocada pulsada con propiedades de radiación adaptadas a la generación de fotodisrupciones en tejido del ojo humano y se controla la posición del foco de radiación de la radiación láser por medio de una unidad de control, en el que en el caso de un primer tipo de tratamiento se ejecuta una secuencia de al menos un programa de control que representa un primer tipo de figura de incisión por medio de la unidad de control, con lo que un primer dispositivo de interfaz adaptado al primer tipo de tratamiento se coloca sobre un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser con una cara de tope contra un ojo a tratar, y a través de una parte de acoplamiento se acopla de manera separable sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser, en el que en el caso de un segundo tipo de tratamiento se ejecuta una secuencia del al menos un programa de control que representa un segundo tipo de figura de incisión, diferente del primer tipo de figura de incisión, por medio de la unidad de control, con lo que un segundo dispositivo de interfaz adaptado al segundo tipo de tratamiento se coloca sobre un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser, con una cara de tope contra un ojo a tratar, y a través de una parte de acoplamiento se acopla de manera separable sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser.

La codificación/código mencionados anteriormente de los dispositivos de interfaz pueden servir para garantizar que el programa de control asociado se reconoce, ajusta y ejecuta, por ejemplo, automáticamente.

El primer tipo de tratamiento puede incluir un tratamiento de la córnea del ojo por medio de la radiación láser. El segundo tipo de tratamiento puede incluir un tratamiento del cristalino del ojo por medio de la radiación láser.

En una forma de realización alternativa es concebible que el segundo tipo de tratamiento incluya un tratamiento del iris, de la retina, del cuerpo vítreo o de regiones del ángulo iridocorneal (por ejemplo, para tratar el glaucoma) del ojo por medio de la radiación láser.

En el caso de un tercer tipo de tratamiento, puede ejecutarse una secuencia del al menos un programa de control que representa un tercer tipo de figura de incisión, diferente del primer y/o segundo tipo de figura de incisión, por medio de la unidad de control, con lo que un tercer dispositivo de interfaz adaptado al tercer tipo de tratamiento puede colocarse sobre un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser, con una cara de tope contra un ojo a tratar, y a través de una parte de acoplamiento puede acoplarse de manera separable sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser y el tercer tipo de tratamiento puede incluir un tratamiento del iris del ojo por medio de la radiación láser.

En el caso de un cuarto tipo de tratamiento, puede ejecutarse una secuencia del al menos un programa de control que representa un cuarto tipo de figura de incisión, diferente del primer, segundo y/o tercer tipo de figura de incisión, por medio de la unidad de control, con lo que un cuarto dispositivo de interfaz adaptado al cuarto tipo de tratamiento puede colocarse sobre un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser, con una cara de tope contra un ojo a tratar, y a través de una parte de acoplamiento puede acoplarse de manera separable sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser y el cuarto tipo de tratamiento puede incluir un tratamiento del glaucoma en el ángulo iridocorneal del ojo por medio de la radiación láser.

En el caso de un quinto tipo de tratamiento, puede ejecutarse una secuencia del al menos un programa de control que representa un quinto tipo de figura de incisión, diferente del primer, segundo, tercer y/o cuarto tipo de figura de incisión, por medio de la unidad de control, con lo que un quinto dispositivo de interfaz adaptado al quinto tipo de tratamiento puede colocarse sobre un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser, con una cara de tope contra un ojo a tratar, y a través de una parte de acoplamiento puede acoplarse de manera separable sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser y el quinto tipo de tratamiento puede incluir un tratamiento del cuerpo vítreo del ojo por medio de la radiación láser.

En el caso de un sexto tipo de tratamiento, puede ejecutarse una secuencia del al menos un programa de control que representa un sexto tipo de figura de incisión, diferente del primer, segundo, tercer, cuarto y/o quinto tipo de figura de incisión, por medio de la unidad de control, con lo que un sexto dispositivo de interfaz adaptado al sexto tipo de tratamiento puede colocarse sobre un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser, con una cara de tope contra un ojo a tratar, y a través de una parte de acoplamiento puede acoplarse de manera separable sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser y el sexto tipo de tratamiento puede incluir un tratamiento de la retina del ojo por medio de la radiación láser.

La divulgación se dilucidará a continuación basándose en los dibujos adjuntos, que son esquemáticos. Muestran:

la figura 1, una representación de bloques esquemática de elementos de un dispositivo láser para tratamientos de cirugía ocular según una forma de realización;

la figura 2a, una representación esquemática de una trayectoria de haz de un haz láser para mecanizar la córnea de un ojo humano;

la figura 2b, una representación esquemática de una trayectoria de haz de un haz láser para mecanizar el cristalino de un ojo humano;

la figura 2c, una representación esquemática de una trayectoria de haz de un haz láser para mecanizar el iris de un ojo humano;

la figura 2d, una representación esquemática de una trayectoria de haz de un haz láser para mecanizar el ángulo iridocorneal de un ojo humano;

la figura 2e, una representación esquemática de una trayectoria de haz de un haz láser para mecanizar el cuerpo vitreo de un ojo humano;

la figura 2f, una representación esquemática de una trayectoria de haz de un haz láser para mecanizar la retina de un ojo humano;

la figura 3, una representación esquemática adicional de la trayectoria de haz del haz láser para mecanizar el cristalino de la figura 2b;

la figura 4a, una representación esquemática de un primer dispositivo de interfaz para su uso en el dispositivo láser según la figura 1;

la figura 4b, una representación esquemática de un segundo dispositivo de interfaz para su uso en el dispositivo láser según la figura 1;

la figura 4c, una representación esquemática de un tercer dispositivo de interfaz para su uso en el dispositivo láser según la figura 1;

la figura 4d, una representación esquemática de un cuarto dispositivo de interfaz para su uso en el dispositivo láser según la figura 1;

la figura 4e, una representación esquemática de un quinto dispositivo de interfaz para su uso en el dispositivo láser según la figura 1; y

la figura 4f, una representación esquemática de un sexto dispositivo de interfaz para su uso en el dispositivo láser según la figura 1.

El dispositivo láser mostrado en la figura 1, indicado en la misma en general con 10, comprende una fuente de láser 12 que pone a disposición un haz láser pulsado 14, en cuyo caso la duración de pulso de los pulsos de radiación es adecuada para el uso del haz láser 14 para generar incisiones en el tejido corneal de un ojo 16 de un paciente a tratar. Por ejemplo, la duración de pulso de los pulsos de radiación del haz láser 14 se sitúa dentro del intervalo de los nanosegundos, picosegundos, femtosegundos o attosegundos. El haz láser 14 puesto a disposición por la fuente de láser 12 tiene una tasa de repetición de pulsos según se desee para la aplicación en cuestión, es decir, la tasa de repetición de los pulsos de radiación emitidos por el dispositivo láser 10 y dirigidos hacia el ojo 16 corresponde a la tasa de repetición de los pulsos de radiación disponibles en la salida de la fuente de láser 12, a menos que, de una manera que depende del perfil de mecanizado predeterminado para el ojo 16, un número parcial de los pulsos de radiación emitidos por la fuente láser 12 se supriman por medio de un interruptor óptico 18 dispuesto en la trayectoria de radiación del haz láser 14. Por consiguiente, estos pulsos de radiación suprimidos no alcanzan el ojo 16.

De una manera no mostrada en detalle pero que se conoce como tal, la fuente de láser 12 puede incluir, por ejemplo, un oscilador láser (por ejemplo un oscilador láser de estado sólido), un preamplificador, que aumenta la potencia de pulso de los pulsos láser emitidos por el oscilador y simultáneamente los estira temporalmente, un selector de pulsos posterior, que selecciona pulsos láser individuales de los pulsos láser preamplificados del oscilador para, de este modo, reducir la tasa de repetición a un grado deseado, un amplificador de potencia, que amplifica los pulsos seleccionados, todavía estirados temporalmente, hasta la energía de pulso necesaria para la aplicación, y un compresor de pulsos, que comprime temporalmente los pulsos procedentes del amplificador de potencia hasta la duración de pulso deseada para la aplicación.

El interruptor óptico 18, que también puede denominarse modulador de pulsos, puede, por ejemplo, adoptar la forma de un modulador acústico-óptico o un modulador electro-óptico. En general, el interruptor óptico 18 puede contener elementos ópticamente activos de manera arbitraria que permitan una supresión rápida de pulsos láser individuales. El interruptor óptico 18 puede contener, por ejemplo, una trampa de haces, indicada esquemáticamente en 20, que sirve para absorber los pulsos de radiación a suprimir, que no alcanzarán el ojo 16. El interruptor óptico 18 puede desviar estos pulsos de radiación a suprimir con respecto a la trayectoria de haz normal de los pulsos de radiación del haz láser 14 y dirigirlos hacia la trampa de haces 20.

En la trayectoria de haz del haz láser 14 están dispuestos componentes ópticos adicionales que, en el caso mostrado a modo de ejemplo, incluyen un escáner z 22, un escáner x-y 24 y también un objetivo de enfoque 26. El objetivo de enfoque 26 sirve para enfocar el haz láser 14 sobre una ubicación de mecanizado deseada en o dentro del ojo 16, en particular en la córnea del mismo. El escáner z 22 sirve para el control longitudinal de la ubicación del punto focal del haz láser 14; el escáner x-y 24 sirve, por otro lado, para el control transversal de la ubicación del punto focal. 'Longitudinal' se refiere en este sentido a la dirección de propagación del haz; ésta se denomina en la notación convencional dirección z. 'Transversal', por otro lado, indica una dirección transversal a la dirección de propagación del haz láser 14; según la notación convencional el plano transversal se denomina plano x-y. En la figura 1, a modo de ilustración se ha dibujado un sistema de coordenadas que representa las direcciones x-y-z en la región del ojo 16.

Para la desviación transversal del haz láser 14, el escáner x-y 24 puede incluir, por ejemplo, un par de espejos de escáner accionados de manera galvanométrica que pueden inclinarse sobre ejes perpendiculares entre sí. Por otro lado, el escáner z 22 puede contener, por ejemplo, una lente longitudinalmente ajustable o una lente con una potencia de refracción variable 0 un espejo deformable, con el que puede influirse en la divergencia del haz láser 14 y por consiguiente en la posición z del foco de haz. Por ejemplo, un espejo o una lente ajustable de este tipo pueden estar contenidos en un expansor de haces no representado en detalle y que expande el haz láser 14 emitido por la fuente de láser 12. El expansor de haces puede estar configurado, por ejemplo, como un telescopio galileano.

El objetivo de enfoque 26 es preferiblemente un objetivo F-theta y preferiblemente está acoplado de manera separable a su lado de salida de haz con un adaptador de paciente 28a que constituye una interfaz de tope para la córnea del ojo 16. Para este fin el adaptador de paciente 28a incluye un elemento de contacto 30a que es transparente a la radiación láser y que en su lado inferior orientado hacia el ojo incluye una cara de tope 32a para la córnea del ojo 16. En el caso mostrado a modo de ejemplo, la cara de tope 32a está implementada como una superficie plana y sirve para nivelar la córnea, al presionarse el elemento de contacto 30a contra el ojo 16 con una presión apropiada o al aspirarse la córnea sobre la cara de tope 32a por subpresión. El elemento de contacto 30a, que en el caso de un diseño plano-paralelo está diseñado normalmente como placa de aplanación, se ajusta al extremo más estrecho de un manguito portador 34a de ensanchamiento cónico. La conexión entre el elemento de contacto 30a y el manguito portador 34a puede ser permanente, por ejemplo, en virtud de unión por adhesión, o puede ser separable, por ejemplo, en virtud de un acoplamiento de rosca. Es concebible, además, utilizar una pieza óptica moldeada por inyección con las funciones del manguito portador 34a y del elemento de contacto 30a. De una manera no representada en detalle, el manguito portador 34a tiene en su extremo de manguito más ancho, que en el dibujo es el extremo superior, estructuras de acoplamiento adecuadas para acoplarse sobre el objetivo de enfoque 26.

Se entenderá que el orden del interruptor óptico 18, el escáner z 22, el escáner x-y 24 y el objetivo de enfoque 26 no tiene que ser como se representa en la figura 1. Por ejemplo, el interruptor óptico 18 puede haberse dispuesto fácilmente en la trayectoria de haz aguas abajo del escáner z 22. En este sentido, el orden de estos componentes mostrados en la figura 1 no debe entenderse como restrictivo.

La fuente de láser 12, el interruptor óptico 18 y también los dos escáneres 22, 24 (que, en caso deseado, también pueden haberse combinado dentro de una sola unidad estructural) se controlan mediante un ordenador de control 36 que funciona según un programa de control 40 almacenado en una memoria 38. El programa de control 40 contiene instrucciones (código de programa) que hacen que, al ser ejecutado por el ordenador de control 36, se controle la ubicación del foco de haz del haz láser 14 de tal manera que en la córnea, en el cristalino o en otra ubicación del ojo 16 que se apoya en el elemento de contacto 30a surja una figura de incisión que, por ejemplo, en el curso de un mecanizado de la córnea, separe completamente del tejido corneal circundante un volumen de tejido corneal a eliminar dentro del alcance de una extracción lenticular corneal o de una queratoplastia corneal. Si se desea, esta incisión puede producir adicionalmente una segmentación de este volumen de tejido en una pluralidad de segmentos de volumen separados individualmente entre sí.

Además, un elemento óptico adaptativo o sistema óptico adaptativo, que adopte la forma, a modo de ejemplo, de un espejo 42, puede introducirse en la trayectoria de radiación del haz láser 14 aguas arriba del objetivo de enfoque 26. Este espejo 42 puede haberse diseñado como espejo deformable. Además, en lugar del espejo 42 puede haberse proporcionado otro elemento óptico adaptativo o un sistema adaptativo de transmisión de luz. El espejo 42 se introduce preferiblemente en la trayectoria de radiación de haz láser 14 si debe realizarse un mecanizado del cristalino del ojo 16 con el fin de reducir (compensar) aberraciones de frente de onda. En el curso de un mecanizado de la córnea del ojo 16 el espejo 42 puede ubicarse en una posición cero (posición inactiva) en la que se utiliza la trayectoria de radiación en líneas discontinuas en la figura 1, sin que el haz láser 14 pase a través del espejo 42 (sin que el espejo 42 influya en el haz láser 14). El control de la trayectoria de radiación (por ejemplo, si el espejo 42 se introduce o no en la trayectoria de radiación) puede implementarse por el ordenador de control 36. En una forma de realización alternativa el espejo permanece en la trayectoria de haz, de modo que se produce un accionamiento, dependiendo de la aplicación, a través de una activación de la aplicación.

En el caso del dispositivo láser 10 mostrado en la figura 1 el adaptador de paciente (unidad de interfaz) 28a está acoplado a modo de ejemplo con el objetivo de enfoque 26. Por consiguiente, el ojo 16 en la figura 1 se apoya en la cara de tope plana 32a del elemento de contacto 30a correspondiente al adaptador de paciente 28a. Este adaptador de paciente 28a se muestra en más detalle en la figura 4a. Los adaptadores de paciente 28b a 28e representados en las figuras 4b a 4e forman, junto con el adaptador de paciente 28a de la figura 4a, un conjunto de adaptadores de paciente, pudiendo acoplarse todos preferiblemente con el mismo objetivo de enfoque 26. Los adaptadores de paciente 28b a 28e adicionales se describirán con mayor precisión con referencia a las figuras 4b a 4e. En primer lugar, sin embargo, se demostrará en general la influencia que tienen adaptadores de paciente diferentes sobre el efecto óptico del dispositivo láser 10.

En las figuras 2a a 2f se muestran seis tipos diferentes de adaptador de paciente 28u, 28v, 28w, 28x, 28y, 28z. El adaptador de paciente 28u incluye una lente de contacto 30u con una cara de tope 32u para hacer tope con el ojo 16 y permite un mecanizado de la córnea 16a del ojo 16 con la ayuda del haz láser 14. Por otro lado, el adaptador de paciente 28v incluye una lente de contacto 30v con una cara de tope 32v para hacer tope con el ojo 16 y permite un mecanizado del cristalino 16b del ojo 16 con un ajuste invariable del dispositivo láser 10. Por consiguiente, con el mismo dispositivo láser 10 (y, por ejemplo, con un ajuste idéntico del mismo) puede obtenerse un cambio del efecto óptico del dispositivo láser 10. Además, el adaptador de paciente 28w permite un mecanizado del iris 16c del ojo 16 con la ayuda del haz láser 14; el adaptador de paciente 28x permite un mecanizado del ángulo iridocorneal 16d del ojo 16 con la ayuda del haz láser 14; el adaptador de paciente 28y permite un mecanizado del cuerpo vítreo 16e del ojo 16 con la ayuda del haz láser 14; y el adaptador de paciente 28z permite un mecanizado de la retina 16f del ojo 16 con la ayuda del haz láser 14. El adaptador de paciente 28w incluye una lente de contacto 30w con una cara de tope 32w para hacer tope con el ojo 16; el adaptador de paciente 28x incluye una lente de contacto 30x con una cara de tope 32x para hacer tope con el ojo 16; el adaptador de paciente 28y incluye una lente de contacto 30y con una cara de tope 32y para hacer tope con el ojo 16; y el adaptador de paciente 28z incluye una lente de contacto 30z con una cara de tope 32z para hacer tope con el ojo 16.

El efecto óptico del dispositivo láser 10 en el caso en el que se utiliza el adaptador de paciente 28u se distingue por el hecho de que el haz láser 14 se enfoca en la córnea 16a. Esto significa, entre otras cosas, que el punto focal del haz láser 14 se sitúa en la córnea. Para el mecanizado de la córnea 16a, para un ojo típico es ventajoso que la ubicación z⁰ del foco (es decir, la separación del punto focal con respecto a la cara de tope 32u del adaptador de paciente 28u para hacer tope con el ojo 16 para un estado definido del escáner z 22) pueda alcanzar un valor de aproximadamente 110 pm. Además, para el mecanizado de la córnea habitualmente es necesario un ajuste variable de la profundidad de foco de Dz = 0... 1200 pm, es decir, un intervalo de ajuste del punto focal de aproximadamente 1,2 mm. Además, normalmente son necesarios un diámetro de punto del punto focal de aproximadamente 3-5 pm y un diámetro de campo de escaneo O^f de aproximadamente 12 mm. Estas propiedades se cumplen, por ejemplo, con el adaptador de paciente 28u.

Si se mantienen los ajustes del dispositivo láser 10 y solo se sustituye el adaptador de paciente 28u por el adaptador de paciente 28v, el punto focal del haz láser 14 no se sitúa en la córnea 16a, sino en el cristalino 16b del ojo 16 (la ubicación z⁰ de foco media asume, por ejemplo, un valor de 5 mm). Esto se obtiene en virtud de una longitud L² más corta del adaptador de paciente 28v en comparación con la longitud L¹ del adaptador de paciente 28u. Además, en virtud del adaptador de paciente 28v se garantiza que, por ejemplo, sea posible un ajuste de la profundidad de foco de Dz = 3 ... 12 mm, el diámetro de punto del punto focal asciende a de 5 pm a 10 pm, y el diámetro de campo de escaneo asciende a aproximadamente 7 mm. Como resultado, es posible un mecanizado del cristalino 16b del ojo a pesar del uso del mismo dispositivo láser 10.

Las observaciones anteriores son aplicables al uso de los adaptadores de paciente 28w, 28x, 28y, 28z adicionales. Además, cuando uno de estos adaptadores de paciente 28w, 28x, 28y, 28z está conectado al mismo dispositivo láser 10, se obtiene una región de tratamiento diferente, por ejemplo, a través de la posibilidad de un ajuste diferente de la profundidad de foco y la existencia de un diámetro de punto diferente, así como un diámetro de campo de escaneo diferente. Al final de esta descripción se encontrará un resumen de los valores típicos de éstos.

Basándose en la figura 3 se describirá adicionalmente el significado de los parámetros mencionados anteriormente.

En la figura 3 la ubicación z⁰ del foco del haz láser 14 puede ascender a modo de ejemplo a aproximadamente 0,8 mm. La ubicación z⁰ del foco especifica cómo de profundo se sitúa el punto focal en la dirección z para un estado definido del escaneo z en el ojo (en este caso, con respecto a la superficie anterior de la lente cristalina 16b; con respecto a la cara de tope 32y la ubicación z⁰ del foco asciende a modo de ejemplo a aproximadamente 4 mm). El intervalo de la profundidad de foco Dz del haz láser según la figura 3 asciende a modo de ejemplo a aproximadamente 4 mm y especifica el intervalo de ajuste del punto focal en la dirección z con el mismo dispositivo láser 10. El diámetro de campo de escaneo O^f, a modo de ejemplo, de aproximadamente 8 mm especifica el diámetro de la región que puede irradiarse en la dirección x-y por el haz láser 14 (con el mismo dispositivo láser 10). Como puede apreciarse en la figura 3, para el mecanizado de la córnea 16a es necesario un diámetro de campo de escaneo O^f mayor que para el mecanizado del cristalino 16b. Por otro lado, para el mecanizado del cristalino 16b son necesarios valores superiores para la ubicación z⁰ de foco media con respecto a la cara de tope 32y y también un intervalo superior de ajuste Dz que para el mecanizado de la córnea. Sin embargo, los valores indicados para éstos a modo de ejemplo no deben entenderse como restrictivos, sino que solo sirven a modo de ilustración.

Las figuras 4a, 4b, 4c, 4d y 4e muestran varios adaptadores de paciente 28a, 28b, 28c, 28d y 28e para su uso con el dispositivo láser 10. Dependiendo del adaptador de paciente 28a, 28b, 28c, 28d y 28e utilizado, puede producirse un efecto óptico diferente en el dispositivo láser 10. El adaptador de paciente 28a mostrado en la figura 4a es adecuado para implementar tratamientos de la córnea 16a del ojo 16, como la implementación de incisiones en la córnea 16a, por medio del dispositivo láser 10.

Como se muestra en la figura 1, el adaptador de paciente 28a está acoplado de manera separable al objetivo de enfoque 26 y constituye una interfaz de tope para la córnea 16a del ojo 16. Para este fin, el adaptador de paciente 28a incluye un elemento de contacto 30a que es transparente a la radiación láser y que en su lado inferior orientado hacia el ojo incluye una cara de tope 32a para la córnea 16a. La cara de tope 32a se realiza en el caso del adaptador de paciente 28a como una superficie plana y sirve para nivelar la córnea 16a, al presionarse el elemento de contacto 30a contra el ojo 16 con una presión apropiada o al aspirarse la córnea 16a sobre la cara de tope 32a por subpresión. En el caso del diseño planoparalelo mostrado en la figura 4a, el elemento de contacto 30a está diseñado normalmente como una placa de aplanación y se ajusta al extremo más estrecho de un manguito portador 34a de ensanchamiento cónico. La conexión entre el elemento de contacto 30a y el manguito portador 34a puede ser permanente, por ejemplo, en virtud de unión por adhesión, o puede ser separable, por ejemplo, en virtud de un acoplamiento de rosca. Alternativamente puede encontrar aplicación una pieza de moldeo por inyección producida de manera integral. De una manera no representada en detalle, el manguito portador 34a tiene en su extremo de manguito más ancho, en el dibujo el extremo superior, estructuras de acoplamiento adecuadas para acoplarse sobre el objetivo de enfoque 26.

El haz láser 14, que se indica esquemáticamente en la figura 4a, penetra en el cuerpo del adaptador de paciente 28a, que es transmisor con respecto a la radiación láser, e incide sobre la lente de contacto plana 30a. Ambas caras (la cara de tope 32a orientada hacia el ojo 16 y la cara 33a orientada en sentido opuesto al ojo) de la lente de contacto plana 30a tienen forma plana. El ojo 16 a tratar se apoya en la cara de tope 32a de la lente de contacto 30a. Después de penetrar en la lente de contacto 30a el haz láser 14 incide sobre la córnea 16a en un foco indicado esquemáticamente. Mediante un desplazamiento x-y y un desplazamiento z del punto focal, ahora pueden implementarse incisiones en la córnea 16a según el tipo de figura de incisión predeterminado por el programa de control.

Los símbolos de referencia en las figuras 4b a 4e correspondientes a los símbolos de referencia de la figura 4a indican los elementos correspondientes.

La figura 4b muestra un adaptador de paciente 28b que es adecuado para llevar a cabo tratamientos en el cristalino 16b del ojo 16 y que puede acoplarse al objetivo de enfoque 26. Como el adaptador de paciente 28a de la figura 4a, el adaptador de paciente 28b según la figura 4b incluye una lente de contacto 30b plana. El adaptador de paciente 28b incluye una longitud L² más corta que el adaptador de paciente 28a (con una longitud L¹). Es decir, en comparación con el adaptador de paciente 28a según la figura 4a, que es adecuado para el tratamiento de la córnea 16a, el adaptador de paciente 28b según la figura 4b, que es adecuado para el tratamiento del cristalino 16b, está acortado en la dirección z. Como puede apreciarse en la figura 4b, este acortamiento hace que el punto focal del haz láser 14 no llegue a situarse en la córnea 16a sino en el cristalino 16b. Con la ayuda del desplazamiento x-y y también del desplazamiento z del punto focal, ahora pueden generarse incisiones en el cristalino 16b. Si el haz láser 14 se desvía lateralmente, lo que se indica basándose en el haz láser 14b adicional en la figura 4b, se obtiene un punto focal desplazado lateralmente en el cristalino 16b. Como se indica esquemáticamente en la figura 4b, los puntos focales tienen un diámetro de foco diferente, dependiendo de su ubicación del foco en la dirección x-y y en la dirección z. Como puede apreciarse en la figura 4b, los diámetros de foco aumentan en la dirección lateral y en la dirección axial, partiendo del punto focal del haz láser central 14. Este enfoque no uniforme en las diversas regiones de profundidad y con una desviación lateral del haz puede compensarse mediante un aumento de la energía del pulso láser, para obtener el umbral de fotodisrupción deseado también en las regiones marginales del cristalino 16b. Alternativamente, sin embargo, el enfoque no uniforme también puede compensarse mediante un elemento óptico adaptativo, un elemento óptico difractivo o un elemento con una superficie de forma libre.

La figura 4c muestra un adaptador de paciente 28c que es adecuado para el tratamiento del cristalino 16b y que puede acoplarse al objetivo de enfoque 26. En lugar de la lente de contacto 30b plana utilizada en el adaptador de paciente 28b según la figura 4b, en el adaptador de paciente 28c según la figura 4c se hace uso de una lente de contacto cóncavo­ convexa 30c. En el caso de esta lente de contacto cóncavo-convexa 30c la cara 33c orientada en sentido opuesto al ojo 16 está conformada de manera convexa, mientras que la cara de tope 32c orientada hacia el ojo 16 (la cara que se apoya en el ojo) está conformada de manera cóncava. En virtud de la forma cóncava de la cara de tope 32c orientada hacia el ojo, se reduce el aumento de la presión intraocular. La lente de contacto 30c está conformada de modo que se compensan los cambios en el diámetro de foco que se producen en el caso del adaptador de paciente 28b de la figura 4b en los puntos focales. Como puede apreciarse en la figura 4c, los puntos focales centrales (en comparación con la figura 4b) se mantienen (permanecen invariables) o se aumentan ligeramente (empeoran), mientras que los diámetros de foco de los puntos focales en las regiones marginales (en comparación con la figura 4b) tanto en la dirección lateral como en la dirección axial se reducen (mejoran). Por tanto, los diámetros de foco del punto focal incluyen un diámetro de foco al menos casi constante, independientemente de la ubicación del punto focal en las direcciones lateral y axial. El diámetro de foco al menos casi constante puede obtenerse, por ejemplo, en virtud de superficies de forma libre formadas en la lente de contacto 30c. Por ejemplo, la cara de tope 32c orientada hacia el ojo y/o la cara 33c de la lente de contacto 30c orientada en sentido opuesto al ojo pueden haberse conformado como una superficie de forma libre. Como resultado, la energía de la radiación láser 14 necesaria para una fotodisrupción en las regiones marginales no tiene que aumentarse o aumentarse tanto como en el caso en el que se hace uso del adaptador de paciente 28b según la figura 4b, sino que puede mantenerse al menos casi constante.

El adaptador de paciente 28d en la figura 4d difiere del adaptador de paciente 28c de la figura 4c solo en virtud del hecho de que en lugar de la lente de contacto cóncavo-convexa 30c se hace uso de una lente de contacto cóncavo-plana 30d. En el caso de esta lente de contacto cóncavo-plana 30d la cara de tope 32d orientada hacia el ojo 16 está conformada de manera cóncava y la cara 33d orientada en sentido opuesto al ojo es plana. En lugar de la lente de contacto cóncavo-plana 30d, también puede hacerse uso de una lente de contacto cóncavo-cóncava, en la que tanto la cara de tope orientada hacia el ojo 16 como la cara orientada en sentido opuesto al ojo 16 tienen una forma cóncava. La lente de contacto 32d también puede incluir superficies de forma libre en una o ambas caras 32d, 33d. Como puede apreciarse en la figura 4d, el adaptador de paciente 28d también hace que los diámetros de foco sean al menos casi constantes tanto en la dirección lateral como en la dirección axial.

El adaptador de paciente 28e mostrado en la figura 4e incluye una lente de contacto plana 30e, en la que tanto la cara de tope 32e (cara 32e orientada hacia el ojo) como la cara 33e situada opuesta a la cara de tope (cara 33e orientada en sentido opuesto al ojo) tienen una forma plana. Además, en el adaptador de paciente 28e está formado un elemento auxiliar óptico 35. El elemento auxiliar óptico incluye una cara cóncava 35a orientada hacia el ojo y una cara plana 35b orientada en sentido opuesto al ojo. Una o ambas caras 35a, 35b pueden haberse conformado como superficies de forma libre. Como puede apreciarse en la figura 4e, el elemento auxiliar óptico produce una disminución de los diámetros de foco en las regiones marginales. En las regiones centrales puede produjese un aumento de los diámetros de foco y por tanto una adaptación de los diámetros de foco en todas las posiciones en el cristalino 16b. En las regiones centrales el diámetro de foco también puede permanecer invariable.

El adaptador de paciente 28f mostrado en la figura 4f incluye una lente de contacto cóncavo-convexa 30f, en la que la cara de tope 32f (cara 32f orientada hacia el ojo) está conformada de manera cóncava y la cara 33f situada opuesta a la cara de tope (cara 33f orientada en sentido opuesto al ojo) está conformada de manera convexa. La lente de contacto 30f también puede incluir superficies ópticas de forma libre en una o ambas caras 32f, 33f. Como puede apreciarse en la figura 4f, el adaptador de paciente 28f también hace que los diámetros de foco sean al menos casi constantes tanto en la dirección lateral como en la dirección axial. El adaptador de paciente 28f de la figura 4f corresponde al adaptador de paciente 28x de la figura 2d.

Independientemente del elemento (elemento auxiliar óptico 35, lente de contacto 30c, lente de contacto 30d) en el que se han formado una o varias superficies de forma libre, la al menos una superficie de forma libre puede haberse adaptado a un ojo humano promedio o puede haberse formado de manera individual para el paciente. Así, un adaptador de paciente puede incluir una o varias superficies de forma libre que en un ojo humano promedio produce(n) la adaptación deseada del diámetro de foco. Sin embargo, también es concebible inspeccionar el ojo antes del mecanizado del ojo humano y a partir de aquí, deducir datos individuales del paciente. A partir de los datos individuales del paciente (específicos del ojo), pueden calcularse superficies de forma libre que se forman a continuación en los adaptadores de paciente asociados individuales para el paciente. Como resultado, puede aumentarse la precisión del mecanizado. De manera similar es concebible añadir correcciones del frente de onda en virtud de que el sistema adaptativo adopte la forma, a modo de ejemplo, de un espejo 42, con el fin de aumentar la precisión del mecanizado.

Además, cada una de las superficies de forma libre puede haberse dotado de un recubrimiento óptico, para reducir las pérdidas por reflexión de la radiación láser 14.

Como se ha descrito con respecto a las figuras, con la ayuda de los adaptadores de paciente 28a a 28e diferentes pueden llevarse a cabo tratamientos diferentes con el mismo dispositivo láser 10 aunque los ajustes del dispositivo láser permanezcan invariables. Por consiguiente, se pone a disposición un sistema con el que pueden implementarse diferentes tipos de tratamiento con el mismo dispositivo láser. A modo de conclusión se proporcionará una tabla, que deberá considerarse como ejemplo, que especifica valores que son típicos (pero que no deben entenderse como restrictivos) para tratar una determinada región del ojo.

Claims (7)

REIVINDICACIONES

1. Un conjunto de dispositivos de interfaz (28e) para su uso en un aparato láser para cirugía ocular (10), incluyendo cada uno de los dispositivos de interfaz un cuerpo de contacto que es transparente a la radiación láser (14) del aparato láser, con una cara de tope (32e) configurada para hacer tope con un ojo (19) a tratar, y también una parte de acoplamiento configurada para acoplar de manera separable el dispositivo de interfaz sobre una parte de acoplamiento complementario del aparato láser,

difiriendo los dispositivos de interfaz en virtud de:

una influencia diferente sobre la ubicación de un foco de radiación de la radiación láser con respecto a la cara de tope y/o una forma y/o ubicación diferente de al menos una superficie límite óptica y/o

un número diferente de elementos ópticos;

en el que, dependiendo del dispositivo de interfaz del conjunto, puede obtenerse un intervalo diferente de la profundidad de foco de la radiación láser en al menos una de la dirección x, la dirección y, y la dirección z sin cambiar un ajuste del sistema óptico de enfoque del aparato láser,

en el que al menos uno de los dispositivos de interfaz incluye una lente de contacto plana (30e) con una cara de tope plana (32e) configurada para hacer tope con el ojo y una cara (33e) situada opuesta a la cara de tope está adaptada para ser plano-paralela a la cara de tope, y

en el que al menos uno de los dispositivos de interfaz incluye un elemento auxiliar óptico (35) dispuesto en el dispositivo de interfaz de modo que una cara (35b) orientada en sentido opuesto a la lente de contacto esté conformada de manera convexa o plana y una cara (35a) orientada hacia la lente de contacto esté conformada de manera cóncava.

2. Conjunto de dispositivos de interfaz según la reivindicación 1, en el que la cara orientada hacia la lente de contacto y/o la cara orientada en sentido opuesto a la lente de contacto está(n) formada(s) como una superficie de forma libre.

3. Sistema láser para cirugía ocular, que comprende:

un aparato láser para cirugía ocular (10) que comprende:

componentes ópticos (22, 24, 26) configurados para proporcionar radiación láser enfocada pulsada con propiedades de radiación adaptadas a la generación de fotodisrupciones en tejido del ojo humano, incluyendo los componentes ópticos un sistema óptico de enfoque (26), en el que un ajuste del sistema óptico de enfoque define un intervalo de la profundidad de foco de la radiación láser en al menos una de la dirección x, la dirección y, y la dirección z; y

una unidad de control (36) configurada para el control de la posición del foco de radiación de la radiación láser, estando configurada la unidad de control para ejecutar varios programas de control (40) que representan varios tipos de figuras de incisión; y

un conjunto de dispositivos de interfaz (28e) según la reivindicación 1.

4. Sistema según la reivindicación 3, en el que:

al menos uno de los dispositivos de interfaz incluye un cono de aplanación que está diseñado para acoplarse sobre el ojo y sobre el sistema óptico de enfoque del aparato láser.

5. Sistema según la reivindicación 3 o 4, en el que el aparato láser incluye además un elemento óptico adaptativo (42) que está dispuesto aguas arriba del sistema óptico de enfoque del aparato láser en la dirección de propagación de la radiación láser.

6. Sistema según la reivindicación 5, en el que el elemento óptico adaptativo comprende un espejo adaptativo (42) o un sistema adaptativo de transmisión de luz.

7. Sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 3 a 6, en el que al menos uno de los dispositivos de interfaz incluye una codificación/código y el aparato láser está configurado para reconocer la codificación/código y para llamar a un programa de control asociado en la unidad de control.