MX2012001321A - Sistema optico para laser quirurgico oftalmico. - Google Patents

Abstract

Un sistema de láser para cirugía oftálmica incluye una fuente de láser para generar un haz láser de impulsos, un escáner XY para recibir el haz láser de impulsos y para emitir un haz de escaneo XY, escaneado en dos direcciones transversales a una dirección z, un escáner Z en un alojamiento de escáner para recibir el haz de escaneo XY y para emitir un haz de escaneo XYZ escaneado adicionalmente en la dirección Z, un espejo para desviar el haz de escaneo XYZ recibido desde el escáner Z, y un objetivo, en un alojamiento de objetivo, para recibir el haz de escaneo XYZ desviado y para enfocar el haz de escaneo XYZ recibido sobre una región objetivo, en donde el alojamiento del escáner está separado del alojamiento del objetivo.

Description

SISTEMA OPTICO PARA LASER QUIRURGICO OFTALMICO CAMPO DE LA INVENCION Esta invención se refiere a un sistema para la cirugía del segmento anterior del ojo con un láser de femtosegundo, de manera más particular a modalidades que reducen al mínimo las distorsiones ópticas del haz láser mientras se escanea y enfoca el haz láser en el ojo.

ANTECEDENTES DE LA INVENCION Esta solicitud describe ejemplos y modalidades de técnicas y sistemas para cirugía láser dentro del segmento anterior del ojo, la lente cristalina a través de fotodisrupción causada por impulsos de láser. Diversos procedimientos quirúrgicos de lente para la remoción de la lente cristalina utilizan varias técnicas para romper la lente en pequeños fragmentos que pueden ser retirados del ojo a través de pequeñas incisiones. Estos procedimientos utilizan instrumentos manuales, ultrasonido, fluidos calentados o láseres y tienden a tener inconvenientes significativos, incluyendo la necesidad de entrar al ojo con sondas para lograr la fragmentación, y la precisión limitada asociada con dichas técnicas de fragmentación de lente.

La tecnología láser fotodisruptiva puede suministrar impulsos de láser en la lente para fragmentar ópticamente la lente sin la inserción de una sonda y, por lo tanto, puede ofrecer el potencial para la remoción mejorada de la lente. La fotodisrupción inducida por láser ha sido ampliamente utilizada en cirugía oftálmica láser y láseres Nd:YAG han sido frecuentemente utilizados como las fuentes de láser, incluyendo fragmentación de la lente a través de fotodisrupción inducida por láser. Algunos sistemas existentes utilizan láseres de nanosegundo con energías de impulso de varios mJ (E. H. Ryan et al. Americal Journal of Ophthalmology 104: 382-386, Octubre 1987; R. R. Kruger et al. Ophthalmology 108: 2122-2129, 2001), y láseres de picosegundo con varias décimas de µJ (A. Gwon et al. J. Cataract Refract Surg. 21, 282-286, 1995) . Estos impulsos relativamente largos depositan cantidades de energía relativamente grandes en los puntos quirúrgicos, teniendo como resultado limitaciones considerables en la precisión y control del procedimiento, al mismo tiempo que se crea un nivel de riesgo relativamente alto de resultados no deseados.

En paralelo, en el campo relacionado de la cirugía de córnea se reconoció que duraciones de impulso más cortas y mejor enfoque se pueden lograr utilizando impulsos de duración de cientos de femtosegundos en lugar de los impulsos de nanosegundo y picosegundo. Los impulsos de femtosegundo depositan mucha menos energía por impulso, incrementando significativamente la precisión y la seguridad del procedimiento .

En el presente, varias compañías comercializan tecnología láser de femtosegundo para procedimientos oftálmicos en la córnea, tal como solapas LASIK y transplantes de córnea. Estas compañías incluyen Intralase Corp./ Advanced Medical Optics, USA, 20/10 Perfect Vision Optische Ger te GmbH, Alemania, Cari Zeiss Meditec, Inc. Alemania, y Ziemer Ophthalmic Systems AG, Suiza.

Sin embargo, estos sistemas están diseñados de acuerdo con los requerimientos de la cirugía de córnea. Crucialmente , el rango de profundidad del foco láser típicamente es menor que aproximadamente 1 mm, el grosor de la córnea. Debido a esto, estos diseños no ofrecen soluciones para los considerables retos de realizar una cirugía en la lente del ojo.

SUMARIO DE LA INVENCION De manera breve y general, un sistema de láser para cirugía oftálmica incluye una fuente de láser para generar un haz láser de impulsos, un escáner XY para recibir el haz láser de impulsos, y para emitir un haz de escaneo XY, escaneado en dos direcciones transversales a una dirección Z, un escáner Z en un alojamiento de escáner para recibir el haz de escaneo XY, y para emitir un haz de escaneo XYZ, escaneado adicionalmente en la dirección Z, un espejo para desviar el haz de escaneo XYZ recibido desde el escáner Z, y un objetivo en un alojamiento de objetivo para recibir el haz de escaneo XYZ desviado y para enfocar el haz de escaneo XYZ recibido sobre una región objetivo, en donde el alojamiento de escáner está separado del alojamiento de objetivo.

En implementaciones , el alojamiento de escáner está separado del alojamiento del objetivo al menos en uno de forma mecánica y de forma funcional .

En implementaciones, el escáner Z incluye un bloque de primer expansor de haz, y un escáner de haz móvil, en donde el bloque de primer expansor de haz puede ser uno de un bloque fijo y un bloque móvil.

En implementaciones, el escáner Z está configurado para escanear una profundidad focal Z del haz de escaneo XYZ emitido en la región objetivo dentro de un rango de escaneo Z de 5 mm a 10 mm. En implementaciones, el escáner Z está configurado para escanear una profundidad focal Z del haz de escaneo XYZ emitido en la región objetivo dentro de un rango de escaneó Z de 0 mm a 15 mm.

En implementaciones, el escáner Z opera para modificar esencialmente de forma independiente una abertura numérica NA del haz de escaneo XYZ emitido, y una profundidad focal Z del haz de escaneo XYZ emitido.

En implementaciones , el haz de escaneo XYZ emitido tiene una aberración geométrica y una aberración de difracción, y una aberración total igualando una suma de la aberración geométrica y la aberración de difracción, la aberración total tiene un valor óptimo en una abertura numérica óptima NAopt(z) para una profundidad focal Z, en donde la abertura numérica NA del escáner Z se puede ajustar a la abertura numérica óptima NAopt(z) para la profundidad focal Z correspondiente.

En implementaciones, la aberración total óptima se caracteriza por una medición de aberración óptima, la medición de aberración óptima es una de un máximo de una relación Strehl S, o un mínimo de uno de un radio de mancha focal f, un error de frente de onda RMS ú), y un coeficiente de aberración esférica a40- En implementaciones, la medición de aberración óptima corresponde a uno de cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), en las ubicaciones (z, r) , todo en milímetros, a cualquier ángulo azimutal, en donde z denota una distancia a lo largo del eje óptico y r denota la coordenada cilindrica correspondiente, y el (0, 0) del sistema de coordenadas cilindricas denota un punto frontal y central de la región objetivo.

En implementaciones , el haz de escaneo YXZ emitido tiene una aberración geométrica, una aberración de difracción y una aberración total, igualando una suma de la aberración geométrica y la aberración de difracción, y una abertura numérica NA del escáner Z es ajustable para reducir, a una profundidad focal Z, la aberración total del sistema de láser por al menos un porcentaje P (EscánerAntesObjetivo) con relación a una aberración total de un sistema de láser análogo que tiene un escáner Z no en un alojamiento separado del alojamiento del objetivo; en donde el porcentaje P (EscánerAntesObjetivo) es uno de 20%, 30%, 40% y 50%.

En implementaciones , la aberración total se caracteriza por una medición de aberración, la medición de aberración es uno de un radio de mancha focal rf, un error de frente de onda RMS CO, y un coeficiente de aberración esférica OÍ40- En implementac ones , la medición de aberración total corresponde a uno de cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6) , P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3) , en las ubicaciones (z, r) , todo en milímetros, a cualquier ángulo azimutal, en donde z denota una distancia a lo largo del eje óptico y r denota la coordenada cilindrica correspondiente; y el (0, 0) del sistema de coordenadas cilindricas denota un punto frontal y central de la región obj etivo .

En implementaciones , una masa del objetivo es más pequeña por un porcentaje P (masa) que la masa de un sistema de láser oftálmico análogo que escanea el haz en la dirección Z ajustando una característica óptica del objetivo, en donde P(masa) es uno de 10%, 50% y 100%.

En implementaciones, la característica óptica es ajustada por al menos uno del escáner Z, integrado en el objetivo, un expansor de haz móvil que está integrado en el objetivo, y una o más lentes de escaneo móviles que están integradas en el objetivo.

En implementaciones, el escáner Z está configurado para reducir la abertura numérica a medida que aumenta la profundidad focal .

BREVE DESCRIPCION DE LAS FIGURAS La figura 1 ilustra un sistema de entrega de láser quirúrgico 1.

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

Las figuras 3A-B ilustran rayos en un plano focal óptimo y escaneado.

La figura 3 ilustra una definición del radio de mancha focal .

La figura 4 ilustra una relación entre la relación Strehl S y un error de frente de onda RMS a>.

La figura 5 ilustra puntos de referencia para cirugía oftálmica.

Las figuras 6A-B ilustran conceptualmente la operación del Precompensador 200.

Las figuras 7A-B ilustran varios usos de una funcionalidad de escaneo Z eficiente.

Las figuras 8A-D ilustran im lementaciones del Precompensador 200.

La figura 9 ilustra una implementación del sistema de entrega de láser 1 con dos escáneres Z.

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

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

Las figuras 12A-D ilustran una aberración como una función de una abertura numérica y la abertura numérica óptica correspondiente NAopt(z) como una función de la profundidad focal Z.

Las figuras 13A-B ilustran dos escenarios del bloque de Primer Expansor de Haz 400 y el bloque de Expansor de Haz Móvil 500.

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

La figura 15 ilustra una implementación del objetivo 700.

La figura 16 ilustra un plano focal curvo en la región objetivo.

La figura 17 ilustra un nomograma del ángulo de inclinación del escáner XY.

La figura 18 ilustra un nomograma de la posición del Expansor de Haz Móvil.

La figura 19 ilustra pasos de un método de control computacional .

DESCRIPCION DETALLADA DE LA INVENCION Algunas modalidades de la presente invención incluyen sistemas para cirugía en la lente del ojo utilizando impulsos de láser de femtosegundo . Algunas modalidades integradas también tienen la capacidad para ejecutar procedimientos quirúrgicos tanto de córnea como de la lente. La ejecución de la cirugía oftálmica en la lente del ojo está asociada con requerimientos cualitativamente diferentes a los procedimientos de córnea.

Las diferencias clave entre el sistema de láser quirúrgico de lente aquí descrito y los sistemas de córnea incluyen : 1.- Los impulsos de láser de femtosegundo van a ser generados de manera confiable. Los impulsos de femtosegundo de alta tasa de repetición permiten el uso de una energía por impulso mucho más pequeña, proporcionando un control y precisión mucho más elevados para el operador del sistema. Sin embargo, la generación de impulsos de femtosegundo de manera confiable es un reto considerablemente mayor que los impulsos de nanosegundo o picosegundo utilizados por algunos sistemas existentes. 2. - El haz láser quirúrgico es refractado considerablemente cuando se propaga a través de hasta 5 milímetros de medio refractivo, incluyendo la córnea y la cámara acuosa anterior solo para alcanzar el objetivo quirúrgico, la lente. En contraste, el haz láser utilizado para la cirugía de córnea está enfocado a una profundidad de una fracción de un milímetro, y por lo tanto es esencialmente no refractado a medida que entra a la córnea desde el sistema quirúrgico. 3.- El sistema de entrega de láser quirúrgico está configurado para escanear toda la región quirúrgica, por ejemplo, desde la parte frontal/anterior de la lente a una profundidad típica de 5 mm a la parte posterior/de atrás de la lente a una profundidad típica de 10 mm. Este rango de escaneo de 5 mm o más profundidad, o "rango de escaneo Z" , es considerablemente más extensivo que el rango de escaneo de 1 mm de profundidad utilizado para la cirugía en la córnea. Típicamente, la óptica quirúrgica, especialmente la óptica de abertura, numérica alta aquí utilizada, se optimiza para enfocar un haz láser a una profundidad operativa específica. Durante procedimientos de córnea, el escaneo de 1 mm de profundidad ocasiona solamente la separación moderada de la profundidad operativa optimizada. En contraste, durante el escaneo de 5 a 10 mm durante la cirugía de lente, el sistema es impulsado lejos de una profundidad operativa optimizada fija. Por lo tanto, el sistema de entrega de láser quirúrgico de lente emplea una óptica adaptable muy refinada para poder escanear el rango de escaneo de profundidad extensivo requerido por la cirugía de lente. 4. - Algunas modalidades están integradas en el sentido en que están configuradas para ejecutar la cirugía tanto en la córnea como en la lente. En estas modalidades integradas, el rango de escaneo de profundidad puede ser hasta 10 mm en lugar de 5 mm, representando retos aun más difíciles . 5. - Durante procedimientos quirúrgicos de córnea, tal como las muchas variaciones de LASIK, el haz láser es escaneado perpendicular al eje óptico ("en el plano XY" ) . En procedimientos típicos, el rango de escaneo XY cubre solamente la porción central de la córnea con un diámetro de 10 mm. Sin embargo, en sistemas quirúrgicos integrados se pueden realizar cortes adicionales también. Un tipo de cortes es los cortes de entrada, proporcionando acceso al interior del ojo para agujas de aspiración y herramientas quirúrgicas convencionales. Otro tipo de cortes es las incisiones limbales relajantes (LRIs) , las cuales involucran realizar un par de incisiones en el limbo de la córnea justo anterior a la arcada vascular. Al ajustar la longitud, profundidad y ubicación de estas incisiones curvas, se pueden inducir cambios en el astigmatismo de córnea. Los cortes de entrada y LRIs pueden ser colocados en la periferia de la córnea, típicamente con un diámetro de 12 mm. Aunque se incrementa el diámetro de escaneo XY de 10 mm a 12 mm de diámetro es únicamente un incremento del 20% en comparación con el diámetro regular de las solapas LASIK, este es un reto significativo para mantener las aberraciones fuera-de-eje del sistema de entrega de láser bajo control en dichos diámetros, debido a que las aberraciones fuera-de-eje crecen proporcionarles a potencias más elevadas del diámetro de campo en el plano focal . 6. - Los procedimientos quirúrgicos de láser de lente pueden requerir guía de sistemas de generación de imagen sofisticados. En algunos sistemas de generación de imagen los vasos sanguíneos limbales son identificados para servir como marcas de referencia en el ojo, para calibrar la alineación ciclo-rotacional del ojo durante el tiempo de la cirugía, en algunos casos con relación a las coordenadas de referencia identificadas durante el diagnóstico preoperativo del ojo. Los vasos sanguíneos elegidos en la periferia del área quirúrgica pueden ser los menos perturbados por la cirugía y, por lo tanto, los más confiables. Los sistemas de generación de imagen dirigidos a dichos vasos sanguíneos periféricos, no obstante, requieren la óptica de generación de imagen para generar la imagen de un área con un radio más grande que 10 mm, tal como 12 mm. 7. - El haz láser desarrolla diversas aberraciones mientras se propaga a lo largo de la trayectoria óptica dentro del ojo. Los sistemas de entrega de láser pueden mejorar la precisión compensando estas aberraciones. Un aspecto adicional de estas aberraciones es que dependen de la frecuencia de la luz, un hecho referenciado como "aberración cromática" . La compensación de estas aberraciones que dependen de la frecuencia aumenta el reto en el sistema. La dificultad de compensar estas aberraciones cromáticas aumenta con el ancho de banda del haz láser, un sistema láser. Se debe recordar que el ancho de banda espectral de un haz es inversamente proporcional a la longitud del impulso. Por consiguiente, el ancho de banda para los impulsos de femtosegundo con frecuencia es mayor que aquél de los impulsos de picosegundo por un orden de magnitud o más, necesitando una compensación cromática mucho mejor en sistemas de láser de femtosegundo. 8. - Los procedimientos quirúrgicos que utilizan sistemas quirúrgicos de láser de femtosegundo con alta tasa de repetición requieren alta precisión en el posicionamiento de cada impulso tanto en un sentido absoluto con respecto a ubicaciones objetivo en el tejido objetivo como en un sentido relativo con respecto a impulsos precedentes. Por ejemplo, se puede requerir que el sistema de láser redirija el haz únicamente por unas pocas mieras dentro del tiempo entre impulsos, lo cual puede ser del orden de microsegundos . Debido a que el tiempo entre dos impulsos subsecuentes es corto y el requerimiento de precisión para la colocación del impulso es alto, el direccionamiento manual tal como se utiliza en sistemas quirúrgicos de lente de baja tasa de repetición ya no es adecuado o factible. 9. - El sistema de entrega de láser está configurado para suministrar los impulsos de láser de femtosegundo en todo el volumen quirúrgico de la lente del ojo, a través de un medio refractivo, con su integridad temporal, espectral y espacial preservada. 10.- Para asegurar que solamente el tejido en la región quirúrgica reciba un haz láser con densidades de energía lo suficientemente altas para ocasionar los efectos quirúrgicos, tal como ablación de tejido, el sistema de entrega de láser tiene una abertura numérica inusualmente alta (NA) . Esta alta NA tiene como resultado tamaños pequeños de mancha y proporciona el control y precisión necesarios para el procedimiento quirúrgico. Rangos típicos para la abertura numérica pueden incluir valores NA mayores que 0.3, teniendo como resultado tamaños de mancha de 3 mieras o menos . 11.- Dada la complejidad de la trayectoria óptica del láser para la cirugía de lente, el sistema de entrega de láser logra una alta precisión y control incluyendo un sistema de generación de imagen manejado por computadora de alto rendimiento, mientras que los sistemas de cirugía de córnea pueden lograr el control satisfactorio sin dichos sistemas de generación de imagen, o con un bajo nivel de generación de imagen. Notablemente, las funciones de generación de imagen y quirúrgicas del sistema, así como los haces de observación habituales, generalmente operan en diferentes bandas espectrales. Como un ejemplo, los láseres quirúrgicos pueden operar a longitudes de onda en la banda de 1.0-1.1 mieras, haces de observación en la banda visible de 0.4-0.7 mieras, y haces de generación de imagen en la banda de 0.8-0.9 mieras. La combinación de trayectorias de haz en componentes ópticos comunes, o compartidos, coloca requerimientos cromáticos demandantes en la óptica del sistema de cirugía láser.

Las diferencias 1-11 ilustran, a través de diversos ejemplos, que la cirugía láser oftálmica (i) en los lentes (ii) con impulsos de femtosegundo, introduce requerimientos que son cualitativamente diferentes de aquellos de la cirugía de córnea e incluso de la cirugía de lente, utilizando solamente impulsos de láser de nanosegundo o picosegundo.

La figura 1 ilustra un sistema de entrega de láser 1. Antes de describir esto a detalle, se menciona que algunas modalidades combinan el sistema de entrega de láser de la figura 1 con un sistema de generación de imagen o un sistema de observación. En algunos procedimientos de córnea, tal como en tratamientos LASIK, rastreadores de ojo establecen referencias de posición del ojo mediante claves visuales tales como la identificación del centro del iris mediante la generación de imágenes y algoritmos de procesamiento de imagen, típicamente en la superficie del ojo. Sin embargo, rastreadores de ojo existentes reconocen y analizan características en un espacio de dos dimensiones, careciendo de información de profundidad, debido a que los procedimientos quirúrgicos son ejecutados en la córnea, la capa más exterior del ojo. Con frecuencia, la córnea incluso es aplanada para hacer que la superficie verdaderamente esté en dos dimensiones.

La situación es bastante diferente cuando se enfoca un haz láser en la lente, la profundidad dentro del ojo. La lente cristalina puede cambiar su posición, forma, grosor y diámetro durante la acomodación, no solamente entre la medición previa y la cirugía sino también durante la cirugía. La unión del ojo al instrumento quirúrgico a través de medios mecánicos también puede cambiar la forma del ojo en una manera mal definida. Dichos dispositivos de unión pueden incluir fijar el ojo con un anillo de succión, o aplanar el ojo con un lente plano o curvo. Además, el movimiento del paciente durante la cirugía puede introducir cambios adicionales. Estos cambios pueden agregar tantos como unos pocos milímetros de desplazamiento de las claves visuales dentro del ojo. Por lo tanto, la referencia y fijación mecánicas de la superficie del ojo tal como la superficie anterior de la córnea o limbo no son satisfactorias cuando se realiza una cirugía láser de precisión en la lente u otras porciones internas del ojo.

Para corregir este problema, el sistema de entrega de láser 1 se puede combinar con un sistema de generación de imagen, tal como se describe en la solicitud copendiente con número de serie: Solicitud de patente EUA 12/205,844 a R.M. Kurts, F. Raksi y M. Karavitis, la cual se incorpora aquí por referencia en su totalidad. El sistema de generación de imagen está configurado para generar la imagen de porciones de una región quirúrgica a fin de establecer referencias de posición tridimensionales basadas en las características internas del ojo. Estas imágenes pueden ser creadas antes de la cirugía y actualizadas en paralelo con el procedimiento quirúrgico para considerar variaciones y cambios individuales. Las imágenes pueden ser utilizadas para dirigir el haz láser de manera segura a la ubicación deseada con una alta precisión y control .

En algunas implementaciones , el sistema de generación de imagen puede ser un sistema de Tomografía de Coherencia Óptica (OCT) . El haz de imagen del sistema de generación de imagen puede tener una trayectoria óptica de imagen separada, o una trayectoria óptica parcial o completamente compartida con el haz quirúrgico. Los sistemas de generación de imagen con una trayectoria óptica parcial o completamente compartida reducen del costo y simplifican la calibración de los sistemas quirúrgicos y de generación de imagen. El sistema de generación de imagen también puede utilizar la misma fuente de luz o una fuente de luz diferente que el láser del sistema de entrega de láser 1. El sistema de generación de imagen también puede tener sus propios subsistemas de escaneo de haz, o puede hacer uso de los subsistemas de escaneo del sistema de entrega de láser 1. Varias arquitecturas diferentes de dichos sistemas OCT se describen en la solicitud copendiente a la que se hizo referencia.

El sistema de entrega de láser 1 también se puede implementar en combinación con una óptica de observación visual. La óptica de observación puede ayudar al operador del láser quirúrgico a observar los efectos del haz láser quirúrgico y controlar el haz en respuesta a las observaciones .

Finalmente, en algunas implementaciones , las cuales utilizan un infrarrojo y, por lo tanto, haz láser quirúrgico invisible, se puede emplear un láser de rastreo adicional que opere a frecuencias visibles. El haz de rastreo visible puede ser implementado para rastrear la trayectoria del láser quirúrgico infrarrojo. El láser de rastreo puede ser operado a una energía lo suficientemente baja para no ocasionar alguna perturbación del tejido objetivo. La óptica de observación se puede configurar para dirigir el láser de rastreo, reflejado desde el tejido objetivo, al operador del sistema de entrega de láser 1.

En la figura 1, los haces asociados con el sistema de generación de imagen y la óptica de observación visual se pueden acoplar en el sistema de entrega de láser 1, por ejemplo, a través de un divisor de haz/espejo dicroico 600. La presente solicitud no analizará de forma extensa las diversas combinaciones del sistema de entrega de láser 1 con los sistemas de generación de imagen, observación y rastreo. El gran número de dichas combinaciones, que se analizan de manera extensa en la solicitud de patente EUA incorporada 12/205,844, todas están dentro del alcance general de la presente solicitud.

La figura 1 ilustra un sistema de entrega de láser 1 el cual incluye un motor de láser 100, un Precompensador 200, un Escáner XY 300, un bloque de Primer Expansor de Haz 400, un bloque de Expansor de Haz Móvil 500, un Divisor de Haz/Espejo Dicroico 600, un Objetivo 700 y una Interfaz de Paciente 800, en donde el bloque del Primer Expansor de Haz 400 y el bloque del Expansor de Haz Móvil 500 se referirán conjuntamente como el Escáner Z 450.

En muchas implementaciones a continuación, se utiliza la convención de que la dirección Z es la dirección esencialmente a lo largo de la trayectoria óptica del haz láser, o a lo largo del eje óptico del elemento óptico. Las direcciones transversales a la dirección Z se refieren como direcciones XY. El término transversal se utiliza en un sentido más amplio para incluir que, en algunas implementaciones , las direcciones transversales y Z pueden no ser estrictamente perpendiculares entre sí. En algunas implementaciones, las direcciones transversales se pueden describir mejor en términos de coordenadas radiales. Por lo tanto, los términos direcciones transversal, XY o radial denotan direcciones análogas en las implementaciones descritas, todas aproximadamente (pero necesariamente de manera precisa) perpendiculares a la dirección Z. 1.- Motor de láser 100 El motor de láser 100 puede incluir un láser para emitir impulsos láser con parámetros de láser predeterminados. Estos parámetros de láser pueden incluir la duración del impulso en el rango de 1 femtosegundo a 100 picosegundos , o dentro del rango de 10 femtosegundos a 10 picosegundos , o en algunas modalidades el rango de 100 femtosegundos a 1 picosegundo. Los impulsos de láser pueden tener una energía por impulso en el rango de 0.1 microJoule a 1000 microJoules, en otras modalidades en el rango de 1 microJoule a 100 microJoules . Los impulsos pueden tener una frecuencia de repetición en el rango de 10 kHz a 100 MHz, en otras modalidades en el rango de 100 kHz a 1 MHz. Otras modalidades pueden tener parámetros de láser que caen dentro de una combinación de estos límites de rango, tal como un rango de duración de impulso de 1-1000 femtosegundos . Los parámetros de láser para un procedimiento particular pueden ser seleccionados dentro de estos amplios rangos, por ejemplo, durante un procedimiento preoperativo, o con base en un cálculo que esté basado en ciertos datos del paciente, tal como su edad.

Ejemplos del motor de láser 100 pueden incluir láseres Nd:vidrio y Nd:Yag, y otros láseres de una amplia variedad. La longitud de onda operativa del motor de láser puede ser en el rango infrarrojo o en el rango visible. En algunas modalidades, la longitud de onda operativa puede ser en el rango de 700 nm - 2 mieras. En algunos casos, la longitud de onda operativa puede ser en el rango de 1.0 -1.1. mieras, por ejemplo, en láseres infrarrojos basados en Yb o Nd.

En algunas implementaciones , los parámetros de láser de los impulsos de láser pueden ser ajustables y variables. Los parámetros de láser pueden ser ajustables con un tiempo de conmutación corto, permitiendo así al operador del sistema de entrega de láser quirúrgico 1 cambiar los parámetros de láser durante una cirugía compleja. Dicho cambio de parámetros puede ser iniciado en respuesta a una lectura por parte de un subsistema de detección o generación de imagen del sistema de entrega de láser 1.

Otros cambios de parámetro pueden ser ejecutados como parte de un procedimiento de múltiples pasos durante el cual el sistema de entrega de láser primero puede ser utilizado para un primer procedimiento quirúrgico, seguido por un segundo procedimiento quirúrgico diferente. Ejemplos incluyen ejecutar primero uno o más pasos quirúrgicos en una región de una lente de un ojo, tal como un paso de capsulotomía, seguido por un segundo procedimiento quirúrgico en una región de córnea del ojo. Estos procedimientos pueden ser realizados en diversas secuencias.

Los láseres de impulso de alta tasa de repetición que operan a una tasa de repetición de impulso de décimas a centésimas de milésimas de disparos por segundo o más con una energía por impulso relativamente baja pueden ser utilizados para aplicaciones quirúrgicas a fin de lograr ciertas ventajas. Dichos láseres utilizan energía por impulso relativamente baja para localizar el efecto de tejido causado por la fotodisrupción inducida por láser. En algunas implementaciones , por ejemplo, la extensión del tejido perturbado puede ser limitada a unas cuantas mieras o unas cuantas décimas de miera. Este efecto de tejido localizado puede mejorar la precisión de la cirugía láser y puede ser deseable en algunos procedimientos quirúrgicos . En diversas implementaciones de dichas cirugías, muchos cientos, miles o millones de impulsos pueden ser suministrados a una secuencia de manchas que son contiguas, casi contiguas o están separadas por distancias controladas. Estas implementaciones pueden lograr ciertos efectos quirúrgicos deseados, tales como incisiones, separaciones o fragmentación de tejido.

Los parámetros de los impulsos y el patrón de escaneo pueden ser seleccionados a través de diversos métodos. Por ejemplo, estos se pueden basar en una medición preoperativa de las propiedades ópticas o estructurales de la lente. La energía láser y la separación de mancha también se pueden seleccionar con base en una medición preoperativa de propiedades ópticas o estructurales de la lente o sobre un algoritmo que dependa de la edad. 2.- Precompensador 200 La figura 2 ilustra que el frente de onda del haz láser se puede desviar de un comportamiento ideal en varias formas diferentes y por varios motivos diferentes. Un grupo grande de estas desviaciones se denominan aberraciones. Las aberraciones (y las otras distorsiones de frente de onda) desplazan los puntos de la imagen real de los puntos de imagen Gaussiana paraxial ideal. La figura 2 ilustra frentes de onda de luz que salen a través de una pupila de salida ExP. El frente de onda esférico no distorsionado G emana desde la pupila y converge en un punto Pl en el centro de curvatura del frente de onda G. G también se denomina la esfera de referencia Gaussiana. Un frente de onda aberrado se desvía de G y converge en un punto diferente P2. La aberración AVI del frente de onda aberrado W en el punto Ql se puede caracterizar por la longitud óptica de la trayectoria con relación a la esfera de referencia no distorsionada G: AW=rii QlQ2 , donde n es el índice refractivo del medio en el espacio de la imagen y Q1Q2 es la distancia de los puntos Ql y Q2.

En general, la aberración AN depende de las coordenadas tanto en la pupila de salida como en el plano focal. Por lo tanto, esta aberración AW también se puede pensar como una función de correlación: ésta representa que el conjunto de puntos cuya imagen converge en P2 , removido de Pl en el eje óptico por r' , están localizados sobre una superficie W, la cual se desvía de la esfera de referencia G por una cantidad de ??? en la distancia radial r en la pupila de salida ExP. Para un sistema rotacionalmente simétrico, ??? se puede escribir en términos de una expansión en serie de doble potencia en r y r' como: Aquí r' es la coordenada radial del punto de imagen P2 en el plano focal y r es la coordenada radial del punto Ql en la pupila. La dependencia angular es representada por T, el ángulo esférico, n = 2p + m es un entero positivo y 2i + m&nm son los coeficientes de expansión del frente de onda aberrado IV. Por referencia, ver por ejemplo: Optical Imaging and Aberrations, Part I. Ray Geometrical Optics by Virendra N. Mahajan, SPIE Optical Engineering Press. El orden i de un término de aberración es proporcionado por i = 21 + m +n.

Los términos hasta i = 4 están relacionados con las aberraciones primarias: esférica, coma, astigmatismo, curvatura de campo y distorsión. Las relaciones reales entre estas aberraciones primarias y los coeficientes de aberración 2i + mCtnm están documentados en la literatura. Para un sistema que genera la imagen de un objeto de punto, la dependencia explícita de los términos de aberración en el radio de la imagen r' se puede suprimir introduciendo la variable sin dimensión p=r/a, donde a es una extensión lineal transversal de la pupila de salida, tal como su radio: donde a Unm =aUnY¿_¿ 2¡+maUnmr''2l+m (3) 1=0 Un beneficio de esta anotación es que los coeficientes de aberración anm tienen la dimensión de longitud y representan el valor máximo de la aberración correspondiente en la pupila de salida. En esta anotación, por ejemplo, la aberración esférica se caracteriza por el coeficiente de aberración a40 - Aunque la descripción de aberración en términos de los coeficientes de aberración anm está matemáticamente bien definida, éste no siempre es el enfoque experimentalmente más accesible. Por lo tanto, a continuación se describen tres mediciones de aberración alternativas.

En la misma vena de capacidad de acceso y prueba experimentales, se observa que el comportamiento de un haz en un tejido biológico, tal como el ojo, puede no ser lo más fácil de medir. Afortunadamente, estudios indican que los rayos en el ojo se pueden comportar de manera muy análoga a los rayos en agua salada con una concentración de sal fisiológicamente apropiada, donde pueden ser medidos y descritos de forma cuantitativa. Por lo tanto, a través de la solicitud, cuando se describe el comportamiento del sistema de entrega de láser en el ojo, se entiende que esta descripción se refiere al comportamiento ya sea en el tejido del ojo descrito, o en agua salada correspondiente.

Las figuras 3A-C ilustran una segunda medición de aberraciones. El sistema de entrega de láser 1, el cual fue configurado para enfocar un haz en un plano focal 210 a una profundidad A, puede ocasionar una aberración esférica si éste es operado para enfocar el haz en un plano focal operativo 211 a una profundidad B en su lugar. Dicha situación puede ocurrir, por ejemplo, durante un procedimiento de escaneo tridimensional, cuando el punto focal del haz láser es movido del plano focal 210 al plano focal 211.

La figura 3A ilustra el caso donde el sistema de entrega de láser 1 enfoca los rayos a su plano focal óptimo 210. Los rayos pasan a través de una mancha en el plano focal óptimo 210 (una "mancha focal") de extensión radial muy angosta, o radio, rf (A) . Esta extensión radial rf (A) puede ser mayor que cero por una variedad de motivos, tal como la difracción del haz de luz. El radio de la mancha focal se puede definir en más de una forma. Una definición común de rf(A) es el radio mínimo de la mancha de luz sobre una pantalla a medida que la posición de la pantalla es modificada a lo largo de la dirección axial o Z. Esta profundidad Z con frecuencia se denomina el "punto de menor confusión" . Esta definición es refinada adicionalmente en relación a la figura 3C.

La figura 3B ilustra el caso donde el sistema de entrega de láser 1 escanea el foco por cierta distancia, tal como unos cuantos milímetros, fuera del plano focal óptimo 210, a un plano focal operativo 211. Visiblemente, los rayos pasan a través de una mancha focal de un radio rf(B) mayor que rf(A), ocasionando una aberración esférica. Se han desarrollado fórmulas matemáticas de diversa precisión que conectan los coeficientes de aberración anm Y el radio de mancha focal rf. En algunos casos, el radio de mancha focal r¡ es una medición experimentalmente más accesible para cuantificar las aberraciones que los coeficientes de aberración a^.

La figura 3C ilustra una definición más cuantitativa del radio de mancha focal r . La figura 3C ilustra la energía contenida en una mancha de radio r, medida desde un centro del haz. Una definición ampliamente aceptada del radio de mancha focal rf es el radio, dentro del cual está contenida 50% de la energía del haz. La curva etiquetada "A" muestra que en un haz de difracción limitada, cuando el haz es enfocado a un plano focal óptimo 210, tal como en la figura 3A, 50% de la energía del haz puede estar contenida, o encerrada, en una mancha de radio r=0.8 mieras, proporcionando una definición útil de r¡ (A) .

Procedimientos quirúrgicos basados en descomposición óptica inducida por láser (LIOB) pueden tener una precisión y eficiencia más elevadas y efectos indeseables más pequeños si la energía del haz láser es depositada en una mancha focal bien definida o agudamente definida. LIOB es una proceso altamente no lineal con un umbral de intensidad (plasma) : típicamente, el tejido expuesto a un haz con una intensidad mayor que el umbral de plasma se convierte en plasma, mientras que el tejido expuesto a un haz con una intensidad por debajo del umbral de plasma no experimenta la transición de plasma. Por lo tanto, una ampliación de la mancha focal por aberración reduce la fracción del haz que logra la intensidad en el plano focal mayor que el umbral de plasma e incrementa la fracción del haz cuya intensidad permanece por debajo del umbral. Esta última fracción del haz no es absorbida de forma efectiva por el tejido objetivo y continúa propagándose a través del te ido del ojo, en la mayoría de los casos a la retina, potencialmente causando exposición retinal indeseable.

Para procedimientos quirúrgicos enfocados en la corrección de la córnea, el plano focal típicamente es escaneado, o desplazado, en la dirección Z (a lo largo del eje óptico) solo por aproximadamente 0.6 mm desde su profundidad óptima o nominal, debido a que el grosor de la córnea es esencialmente 0.6 mm, en caso raro más gruesa pero sigue sin exceder 1 mm. La curva etiquetada "B" ilustra que cuando el plano focal de un haz es desplazado de su plano focal óptimo 210 por 1 mm (un estimado superior para procedimientos de córnea) al plano focal operativo 211, 50% de la energía del haz queda contenida dentro del radio de mancha focal de Xf(B) =1.8 mieras. Aunque este desplazamiento introduce una aberración, su medición es limitada. De manera correspondiente, algunos de los sistemas de láser de córnea existentes no compensan esta aberración en lo absoluto, mientras que otros introducen solamente cierto nivel de compensación limitado.

Además de los coeficientes de aberración <_½, y el radio de mancha focal Xf, una tercera medición de aberraciones es la denominada relación Strehl S. La relación Strehl S de un sistema puede ser definida refiriéndose a un haz que emana desde una fuente de punto, tal como una intensidad pico del haz en el plano focal del sistema dividida por la intensidad pico máxima teórica de un sistema de generación de imagen perfecto equivalente, el cual funciona en el límite de difracción. Definiciones equivalentes también se conocen en la literatura y están dentro del alcance de la definición de la relación Strehl S.

De manera correspondiente a esta definición, mientras más pequeño es el valor de S, más grande es la aberración. Un haz no aberrado tiene S = 1 y convencionalmente , cuando S > 0.8, el sistema de generación de imagen se dice que está con difracción limitada.

Una cuarta definición de las aberraciones es ú), una raíz cuadrada media, o RMS, error de frente de onda que expresa la desviación AW del frente de onda aberrado W del frente de onda no distorsionado G de la figura 2, promediado sobre todo el frente de onda en la pupila de salida ExP. ? es expresado en unidades de la longitud de onda del haz, haciéndolo una cantidad sin dimensión.

La figura 4 ilustra que para aberraciones relativamente pequeñas ? y S están relacionados por la siguiente fórmula empírica: S =<r( (4) sin considerar el tipo de aberración, donde e es la base del logaritmo natural .

Todas las cuatro mediciones anteriores de aberración son útiles para diagnosticar problemas y optimizar el diseño del sistema de entrega de láser 1. Por consiguiente, bajo la terminología general "medición de aberración" se puede hacer referencia a cualquiera de estas mediciones, o sus equivalentes. Notablemente, el incremento de aberración es capturado por un incremento de los coeficientes de aberración el radio de mancha focal rf y el error de frente de onda RMS ? pero por una disminución de la relación Strehl S.

La relación entre estas mediciones de aberración queda demostrada al mostrar el coeficiente de aberración esférica a40 y la relación Strehl S correspondiente en un ejemplo específico. En el ejemplo, el sistema de láser quirúrgico enfoca el haz láser en un tejido ocular a diferentes profundidades por debajo de su superficie. El haz láser es de difracción limitada, con una longitud de onda de 1 micrómetro y una abertura numérica NA = 0.3, y está enfocado en la superficie del tejido a un ángulo de incidencia normal. Los números de este ejemplo pueden ser análogos a los efectos de agregar una placa paralela plana de grosor igual a la profundidad escaneada cerca del plano focal del sistema, y llevando a cabo el cálculo para agua salada.

La superficie del tejido introduce aberraciones en el haz, caracterizado por las ecuaciones (2) y (3) . La aberración esférica, caracterizada por el coeficiente de aberración a40, es cero en la superficie, la relación Strehl, por su construcción, es S = 1.

Las cirugías LASIK típicamente forman solapas en una profundidad de 0.1 mm. En estas profundidades, la relación Strehl S es reducida a aproximadamente 0.996, solamente un pequeño decremento. Incluso a una profundidad de 0.6 mm, aproximadamente en la superficie posterior de la córnea, S es aproximadamente 0.85. Aunque esto es un decremento no despreciable de intensidad pico, puede seguir siendo compensado ajustando la intensidad del haz láser.

Por otra parte, a una profundidad de 5 mm, que caracteriza la superficie anterior de la lente cristalina en el ojo, la relación Strehl puede disminuir a S = 0.054. A esta profundidad y relación Strehl, la intensidad del haz se reduce considerablemente por debajo del umbral de plasma, y por lo tanto el haz no puede generar LIOB. Esta pérdida drástica de intensidad pico no puede ser compensada incrementando la potencia láser sin efectos indeseables tales como una seria sobre-exposición de la retina o tamaño de burbuja excesivamente incrementado.

La tabla 1 ilustra la aberración esférica 4o, correspondiente a las relaciones Strehl recién descritas. Visiblemente, la aberración esférica aumenta aproximadamente forma lineal con la profundidad del tejido, mientras que relación Strehl S se comporta en una manera no lineal: Profundidad en tejido Aberración esférica Relación [mm] a40 [mieras] Strehl S 0 0.00 1.000 0.1 -0.04 0.996 0.6 -0.24 0.856 5 -2.00 0.054 10 -3.99 0.041 En procedimientos quirúrgicos enfocados en realizar lisis de lente, capsulotomía u otros procedimientos quirúrgicos en la lente cristalina, el plano focal con frecuencia es escaneado a través de toda la profundidad de la lente, lo cual puede ser tanto como 5 mm. Además, en sistemas de lente de córnea integrados, la profundidad de escaneo total se puede extender desde la córnea a la superficie posterior de la lente, aproximadamente 10 mm. La curva etiquetada "C" en la figura 3C indica en dichos casos el crecimiento del radio de mancha focal hasta rf(C)=l& mieras, dichos valor es demasiado grande para incluso aparecer en el mismo gráfico que rf (A) y rf(B). En algunas modalidades, el plano focal óptimo puede ser elegido para ubicarse a la mitad del rango de escaneo de profundidad y el haz láser puede ser escaneado en un rango de profundidad de más/menos 5 mm. En este caso, rf(C) se puede reducir a 10 mieras.

Estos valores grandes rf(C) se traducen en una gran cantidad de aberración en las otras tres mediciones de aberración a40l S y (ú. Claramente, en contraste a los procedimientos de córnea que escanean solamente unas cuantas décimas de un milímetro, estas aberraciones grandes de la cirugía de lente representan numerosos retos para el diseño del sistema de entrega de láser 1 para compensar o administrar sus consecuencias indeseables.

Para corregir el problema de mediciones de aberración grandes, asociadas con la cirugía del lente, algunas modalidades incluyen el Precompensador 200 para precompensar la aberración esférica y mejorar las mediciones de aberración. Estas aberraciones pueden ser desarrolladas en el tejido objetivo, o a lo largo de una porción de la trayectoria óptica dentro del sistema de entrega de láser 1, o a lo largo de toda la trayectoria óptica.

La figura 5 ilustra (no a escala) que, debido a que las mediciones de aberración rf(C), ot40l S y ? dependen de la profundidad z de la mancha focal y su distancia radial r desde el eje óptico, a continuación cuando se describe que una medición de aberración asume un valor, éste se referirá a la medición de aberración asumiendo el valor descrito en algunos puntos de referencia seleccionados. Un conjunto de puntos de referencia relevantes puede ser descrito por sus coordenadas cilindricas (z, r) : P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todo en milímetros. Debido a que las estructuras principales del ojo muestran una simetría cilindrica aproximada, estos puntos de referencia P pueden estar localizados en cualquier ángulo azimutal f. Por lo tanto, estos puntos P serán referidos únicamente por dos de sus tres coordenadas cilindricas, el ángulo azimutal f se suprime. Pl es un punto típico para un procedimiento de córnea centralmente localizado, P2 es típico para procedimientos de córnea periféricos, P3 está relacionado con la región anterior de la lente, P4 está relacionado con la región posterior de la lente, y P5 es un punto de referencia de lente periférico. También se pueden adoptar otros puntos de referencia para caracterizar las aberraciones de un sistema de entrega de láser. En algunos casos, una medición de aberración se puede referir a la medición de aberración promediada sobre el frente de onda operativo, o área iluminada .

Las mediciones de aberración pueden ser determinadas en varias formas diferentes. Un frente de onda del haz láser puede ser rastreado en un proceso de diseño auxiliado por computadora (CAD) a través de una sección seleccionada de la trayectoria óptica, tal como un modelo del tejido objetivo, o una sección del sistema de entrega de láser 1. Ahora bien, la aberración del haz láser se puede medir en un sistema de entrega de láser real, o una combinación de estos dos procedimientos.

Por consiguiente, en algunas implementaciones , la precompensación introducida por el Precompensador 200 puede ser seleccionada determinando, calculando o midiendo una medición de aberración a lo largo de una porción seleccionada de la trayectoria óptica, lo cual puede incluir el tejido objetivo en sí mismo y después determinando una cantidad de precompensación que es necesaria para compensar una porción preseleccionada de la aberración déterminada/calculada/ medida .

El Precompensador 200 puede corregir, o precompensar, la aberración esférica de forma eficiente, debido a que las aberraciones esféricas dominantemente afectan los rayos axiales. Otros tipos de aberraciones, tales como aberraciones transversales, astigmatismo y coma, afectan rayos de ángulo no cero así como rayos de campo, incluyendo rayos que están siendo desviados del eje óptico. Aunque el haz láser generado por el motor de láser 100 es un haz esencialmente axial, los diversos bloques en la trayectoria óptica, más notablemente el escáner XY 300, transforman este haz axial en un haz de ángulo no cero, teniendo rayos de campo .

Por lo tanto, en diseños donde un precompensador es colocado después que el escáner XY 300, los rayos de campo del haz pueden desarrollar varias aberraciones diferentes. Esta emergencia de diferentes aberraciones posee grandes retos de diseño debido a (i) la optimización del haz puede requerir compensar varias de las aberraciones, y (ii) los diferentes tipos de aberraciones no son independientes unos de otros. Por lo tanto, la compensación de un tipo de aberración típicamente induce a otros tipos no deseados de aberración.

Por lo tanto, en arquitecturas donde un compensador es colocado después que el escáner XY, las aberraciones esféricas típicamente son compensadas solo a un grado limitado y a expensas de introducir otros tipos de aberraciones no deseadas.

En contraste, modalidades del presente sistema de entrega de láser 1 pueden tener el Precompensador 200 antes que el escáner XY 300. Este diseño permite que el Precompensador 200 precompense una aberración esférica sin introducir otros tipos de aberraciones no deseadas.

Algunas implementaciones incluso pueden explotar la interdependencia antes mencionada de las aberraciones en-eje y fuera-de-eje introduciendo una precompensación en-eje por el Precompensador 200 para precompensar una aberración fuera-de-eje, causada por un segmento posterior del sistema de entrega de láser o el tejido objetivo.

Las figuras 6A-B ilustran de forma esquemática una operación idealizada del Precompensador 200.

La figura 6A ilustra un sistema de entrega de láser 1 sin un precompensador. En general, un segmento de trayectoria óptica 301 puede introducir cierto nivel de aberración esférica. Esto se muestra mediante un frente de onda no distorsionado que entra al segmento de trayectoria óptica 301 y un frente de onda con aberración que sale del segmento de trayectoria óptica 301. Este segmento puede ser cualquier segmento de la trayectoria óptica, tal como una porción del tejido objetivo, o todo el tejido objetivo, o una porción de la trayectoria dentro del sistema de entrega de láser 1.

La figura 6B ilustra que el Precompensador 200 puede introducir una distorsión de compensación (o complementaria) del frente de onda. Este frente de onda precompensado entonces entra al segmento de trayectoria óptica 301 ocasionando que éste emita un frente de onda con distorsión reducida o incluso sin distorsión.

Algunos sistemas existentes no tienen un compensador dedicado en lo absoluto. Otros sistemas pueden compensar la aberración esférica solamente en una forma distribuida por las lentes de los grupos de lentes que tienen otras funciones también y son colocadas después del escáner XY. En estos sistemas existentes, los parámetros de las lentes son elegidos como un resultado de elaborar compromisos entre diferentes funcionalidades, conduciendo a limitaciones en su rendimiento.

En contraste, modalidades del sistema de entrega de láser 1 pueden tener el Precompensador dedicado 200 colocado antes que el escáner XY 300. En algunas modalidades, el Precompensador 200 es la primera unidad óptica, o grupo de lentes, que recibe el haz láser desde el motor de láser 100. Debido a su ubicación, el haz láser llega al Precompensador 200 sin desarrollar rayos de ángulo no cero o rayos de campo (los cuales podrían ser causados por el escáner XY 300) , estas modalidades pueden lograr un alto nivel de precompensación. La precompensación también es eficiente debido a que es una función primaria del Precompensador 200 y, por lo tanto, se pueden mantener muy limitados los compromisos de diseño, en oposición a sistemas existentes, los cuales compensan con lentes que sirven para funciones adicionales .

Por estos motivos, en dichas implementaciones es posible corregir la aberración esférica a un alto grado sin afectar o introducir otros tipos de aberraciones.

Se sabe en la teoría de las aberraciones que la aberración esférica de un sistema de lente compuesto es aproximadamente la suma de aberraciones esféricas de componentes individuales. Por lo tanto, en algunas implementaciones del sistema de entrega de láser 1, una cantidad no deseada de aberración esférica puede ser precompensada diseñando el Precompensador 200 para que introduzca una cantidad de aberración igual, pero con el signo opuesto.

Como un ejemplo, cuando la profundidad de la mancha focal dentro del tejido del ojo es movida por 5 mm fuera de su plano focal óptimo, la aberración esférica a40 (de acuerdo con la tabla 1) es -2.0 micrómetros. Por consiguiente, en algunas implementaciones, el Precompensador 200 puede introducir una medición de aberración de a40 = +2.0 micrómetros. En una primera aproximación, esta precompensación esencialmente puede eliminar la aberración esférica causada por el desplazamiento de 5 mm de la mancha focal y, de forma correspondiente, puede incrementar la relación Strehl de S = 0.054 de regreso a S=l . (Este ejemplo simple sin considerar otras fuentes de aberraciones) .

Algunas implementaciones a continuación se caracterizarán comparando las mediciones de aberración de sistemas de entrega de láser "no precompensados" 1, es decir, sistemas de entrega de láser donde el Precompensador 200 ha sido retirado, a sistemas de entrega de láser "precompensados", es decir, sistemas donde el Precompensador 200 no ha sido retirado.

En algunas implementaciones, la instalación del Precompensador 200 puede incrementar la relación de Strehl de un valor S<S (precomp) del sistema de entrega de láser no precompensado 1 a un valor S>S (precomp) para el sistema de entrega de láser precompensado 1. En algunas implementaciones S (precomp) puede ser 0.6, 0.7, 0.8 o 0.9, por ejemplo.

Tal como se mencionó anteriormente, esta relación Strehl S aquí y a continuación se puede referir a cualquiera de las relaciones Strehl S(P1) , ... S(P5) en los cinco puntos de referencia P1-P5 anteriores, o a la relación Strehl en algunos otros puntos de referencia predeterminados, o a un promedio de las relaciones Strehl sobre los cinco puntos de referencia, o a. un promedio sobre el frente de onda operativo .

También la relación Strehl se puede referir a todo el sistema de entrega de láser 1, recibiendo el haz láser desde el motor de láser 100, finalizando con el objetivo 700 y formando la mancha focal en el tejido objetivo oftálmico. En algunos otros casos, el término se puede referir a otros objetivos, incluyendo aire. En algunas implementaciones , el término se puede referir a un subsistema del sistema de entrega de láser 1.

En algunas implementaciones, la adición del Precompensador 200 al sistema de entrega de láser no precompensado 1 puede incrementar una relación Strehl de un valor no precompensado por debajo de S=S (precomp) a un valor precompensado por arriba de S=S (precomp) para impulsos que tienen un ancho de banda asociado al menos en un orden de magnitud mayor que el ancho de banda de transformada limitada de impulsos de láser con una duración de un picosegundo o mayor. Tal como se mencionó anteriormente, S (precomp) puede ser 0.6, 0.7, 0.8 o 0.9, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la adición del Precompensador 200 al sistema de entrega de láser 1 puede incrementar una relación Strehl de un valor no precompensado por debajo de S=S (precomp) a un valor precompensado por arriba de S=S (precomp) sobre un rango de longitudes de onda de 0.4 mieras a 1.1 mieras. Tal como se mencionó anteriormente, S (precomp) puede ser 0.6, 0.7, 0.8 o 0.9, por ej emplo .

En algunas implementaciones , la adición del Precompensador 200 puede incrementar una abertura numérica del sistema de un valor no precompensado por debajo de NA=NA (precomp) , correspondiente al sistema de entrega de láser 1 sin el Precompensador 200, a un valor precompensado por arriba de NA-NA (precomp) con el Precompensador 200. En algunas implementaciones, el valor de NA (precomp) puede ser 0.2, 0.25, 0.3 o 0.35, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la adición del Precompensador 200 a un sistema de entrega de láser 1 sin uno puede disminuir el radio de mancha focal rf en un tejido objetivo de un valor no precompensado por arriba de rf (precomp) a un valor precompensado por debajo de rf (precomp) , correspondiente al sistema de entrega de láser 1 con el Precompensador 200. En algunas implementaciones rf (precomp) puede ser 2, 3 o 4 mieras.

En algunas implementaciones, la instalación del Precompensador 200 puede incrementar el error de frente de onda RMS de un valor (üxo(precomp) del sistema de entrega de láser no precompensado 1 a un valor ox (precomp) para el sistema de entrega de láser precompensado 1. En algunas implementaciones CO(precomp) puede ser 0.06, 0.07, 0.08 o 0.09, todo en unidades de la longitud de onda del haz láser, por ejemplo.

En algunas implementaciones , la instalación del Precompensador 200 puede incrementar el coeficiente de aberración esférica de un valor a 0>ot40 (precomp) del sistemas de entrega de láser no precompensado 1 a un valor a40<oí40 (precomp) para el sistema de entrega de láser precompensado 1. En algunas implementaciones, a40 (precomp) puede ser 2, 3 o 4 micrómetros, por ejemplo.

En algunas implementaciones, la instalación del Precompensador 200 en un sistema de entrega de láser no precompensado 1 puede reducir al menos una de las siguientes mediciones de aberración: el error de frente de onda RMS Q), la medición de aberración esférica a40 y el radio de mancha focal rf de un valor no precompensado por al menos un porcentaje de precompensación P (precomp), o puede incrementar una relación Strehl S por al menos el porcentaje de precompensación P (precomp). En algunas implementaciones PfprecompJ puede ser 10%, o 20%, o 30%, o 40%, por ejemplo.

Tal como se describió anteriormente, cualquiera de estas mediciones de aberración puede pertenecer a cualquiera de los puntos de referencia Pl, ...P5, o a algunos otros puntos de referencia predeterminados, o a un promedio de valores en puntos de referencia, o puede ser un promedio sobre el frente de onda .

En algunas modalidades, el Precompensador 200 puede compensar aberraciones no esféricas, tal como primera aberración o aberraciones de orden superior también. En algunos casos, éste puede ejecutar precompensación de rayos fuera-de-eje también.

En algunas implementaciones , el Precompensador 200 precompensa otros tipos de aberraciones, aunque no incrementa el error de frente de onda RMS por más de 0.075, o manteniendo la relación Strehl por arriba de S (precomp) , teniendo un valor de por ejemplo 0.8.

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

Algunas de estas funcionalidades se pueden lograr incluyendo una o más lentes móviles en el Precompensador 200. Accionadores de posición pueden mover la lente o lentes móviles, cambiando la distancia entre algunas de las lentes del Precompensador 200.

En implementaciones con una lente móvil, la lente móvil del Precompensador 200 puede mover el plano focal o mancha del sistema de entrega de láser 1 a lo largo del eje óptico por 0.3-4.0 mm. En algunas otras implementaciones, por 0.5-2.0 mm .

En algunas implementaciones , cuando al menos una de las relaciones Strehl S(baja) en los cinco puntos de referencia antes descritos Pl, ...P5 está por debajo de S=S (móvil) cuando la lente móvil está en una porción media, la lente móvil se puede mover para incrementar la relación Strehl S(baja) a un valor por arriba de S=S (móvil). S (móvil) puede ser 0.6, 0.7, 0.8 o 0.9.

En algunas implementaciones, la lente móvil se puede mover para variar la relación Strehl S en el rango de 0.6-0.9. En otras implementaciones en el rango de 0.70-0.85.

Debido a que el Precompensador 200 es colocado antes que el escáner XY 300 u otros expansores de haz, el radio del haz sigue siendo pequeño. Por lo tanto, la lente móvil puede ser pequeña. Y debido a que la lente móvil es pequeña, los accionadores de posición la pueden mover muy rápido, permitiendo un cambio muy rápido de la profundidad focal. Esta característica acelera el escaneo de profundidad, o escaneo Z en estas modalidades y puede hacer que la velocidad de escaneo Z sea comparable con la velocidad de escaneo XY típicamente más rápida.

En algunos sistemas existentes típicos, las aberraciones son compensadas dominantemente por medios ópticos, tales como lentes. El Precompensador 200 de lente móvil aquí descrito puede utilizar la lente o lentes móviles rápidas para llevar a cabo esta función también. En particular, cuando el haz láser es escaneado con el escáner XY 300, la lente o lentes móviles pueden ser movidas con una velocidad lo suficientemente alta de manera que las aberraciones asociadas con el escaneo XY se compensan a un nivel deseado.

La figura 7A ilustra que este aspecto puede ser útil cuando se realiza un corte quirúrgico transversal 206 esencialmente rastreando la superficie de contacto de una interfaz de paciente plana o curva 208. La velocidad de la lente móvil pequeña hace posible que el escaneo Z sea ejecutado a la velocidad requerida por el escaneo XY formando el corte curvo deseado.

En algunas implementaciones una curvatura o radio del corte curvo o línea objetivo curva puede ser más pequeño que 1 mm, 10 mm y 100 mm.

La figura 7B ilustra otro aspecto útil de una alta velocidad de escaneo Z. El plano focal de la mayoría de los sistemas ópticos es de cierta forma curvo. Si se desea crear un corte transversal esencialmente recto, el cual entonces no rastree la curvatura del plano focal, la profundidad focal necesita ser continuamente reajustada, de manera sincrónica con el rápido escaneo XY transversal para compensar la curvatura del plano focal. Por ejemplo, para cortes radiales o cortes planos con un patrón de escaneo de rastrillo, el cambio de la coordenada radial o XY puede ser muy rápido. En estos procedimientos, una velocidad de escaneo Z rápida puede ayudar a formar el corte recto deseado.

Finalmente, la alta velocidad de escaneo Z también puede ser útil para ejecutar algunos procedimientos quirúrgicos rápidos, tales como procedimientos de córnea.

En algunas implementaciones , el Precompensador 200 de lente móvil puede cambiar la profundidad de la mancha focal del sistema de entrega de láser con una velocidad axial al menos 5% de la velocidad de escaneo transversal mínima de la mancha focal . En algunas implementaciones con una velocidad axial al menos 10% de la velocidad de escaneo transversal máxima de la mancha focal. En otras modalidades con una velocidad axial al menos 20% de la velocidad de escaneo transversal máxima de la mancha focal.

En algunas implementaciones, el Precompensador 200 de lente móvil puede cambiar la coordenada Z de la mancha focal por 0.5-1 milímetro en un tiempo de escaneo Z.

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

En algunas implementaciones, la lente móvil del grupo de lentes es móvil en un rango de movimiento Z para reducir una primera medición de aberración por al menos un porcentaje móvil P(móvil). Aquí, la primera medición de aberración puede ser un coeficiente de aberración esférica a40l un error de frente de onda RMS ?, y un radio de mancha focal rf, y el porcentaje móvil P(móvil) puede ser 10%, 20%, 30% y 40%.

En algunas implementaciones , la lente móvil del grupo de lentes es móvil en un rango de movimiento Z para incrementar una relación Strehl ? por al menos un porcentaje móvil P (móvil) , el cual puede ser 10%, 20%, 30% y 40%.

En algunas implementaciones, el Precompensador 200 de lente móvil tiene la capacidad para cambiar una abertura numérica NA del sistema de entrega de láser 1, una profundidad Z de la mancha focal, cualquiera de las mediciones de aberración y un diámetro de haz de manera esencial independientemente moviendo la lente móvil. En otras palabras, el movimiento de la lente móvil tiene la capacidad para modificar cualquiera de estas cuatro características del sistema de entrega de láser 1 sin cambiar las otras dos características. Estas modalidades ofrecen un control considerable para el operador de la modalidad.

Algunas de las funciones del Precompensador 200 en ocasiones se refieren como acondicionamiento de haz o expansión de haz. De manera correspondiente, en algunos sistemas existentes, los bloques con funciones análogas se refieren como acondicionadores de haz o expansores de haz.

En algunas modalidades, el Precompensador 200 incluye solo una lente para lograr las funcionalidades anteriores .

En algunas modalidades, el Precompensador 200 incluye dos a cinco lentes para lograr las funcionalidades anteriores .

La figura 8A ilustra una modalidad de tres lentes de Precompensador 200, incluyendo la lente 221, lente 222 y lente 223.

La figura 8B ilustra una modalidad de tres lentes del Precompensador 200' de lente móvil, incluyendo la lente 221', lente móvil 222' y lente 223'.

La figura 8C ilustra una modalidad de cuatro lentes del Precompensador 200'', incluyendo las lentes 231-234.

La figura 8D ilustra una modalidad de cuatro lentes del Precompensador 200''' de lente móvil, incluyendo la lente 231', lente móvil 232', lente 233' y lente 234'.

Las tablas 2-4 ilustran varias implementaciones de tres lentes de los Precompensadores 200 y 200' de las figuras 8A-B. Modalidades del Precompensador 200 pueden ser implementadas utilizando lentes delgadas. Por lo tanto, éstas se pueden describir en términos de potencias refractivas de las lentes individuales y sus distancias desde la siguiente lente .

La tabla 2 ilustra una modalidad de tres lentes fijas del Precompensador 200, también mostrado en la figura 8A. En la tabla 2, la columna 1 muestra el número de lente, la columna 2 la potencia refractiva medida en dioptrías Di(i=l, 2, 3), y la columna 3 la distancia di(i=l, 2) entre las lentes i e i+1.

TABLA 2 Para la figura 8A Número Potencia Distancia a de refractiva siguiente lente lentes [1/m] [mm] 221 Dl=(-3, -5) dl=(60, 100) 222 D2=(3, 5) d2=(3, 9) 223 D3=(-3.5, -6) La tabla 3 ilustra una posible implementación del Precompensador 200' con dos lentes móviles 222' y 223', como en la figura 8B, mostrando las separaciones de lente diA y diB en dos configuraciones A y B en las columnas 3 y . Las separaciones de lente di pueden variar continuamente entre iA y diB.

TABLA 3 Para figura 8B Distancia a Distancia a Potencia siguiente lente siguiente lente Número refractiva [mm] , [mm] , de lente [l/m] Configuración A Configuración B 221' Dl=(-3, -5) dl=(60, 100) dlB=(1.0, 9.0) 222' D2=(3, 5) d2=(3, 9) d2B=(20, 40) 223' D3=(-3.5, -6) La tabla 4 ilustra que en diversas implementaciones , los parámetros anteriores Di y di pueden asumir valores en intervalos amplios, dependiendo de un gran número de consideraciones de diseño, tal como diferentes tamaños de haz y espacio disponible. Algunos de los parámetros de estas implementaciones se pueden conectar a las modalidades de las tablas 2-3 mediante escalación: las potencias refractivas con un factor de escalación a, y las distancias con un factor de escalación correspondiente l/a. Además, las potencias refractivas adicionalmente pueden ser modificadas por factores de tolerancia ti a t3 para permitir diferencias en tolerancias e implementaciones de diseño. Estas relaciones se resumen en la tabla 4: TABLA 4 Para las figuras 8A-B Potencia Distancia a Número refractiva siguiente lente de lente [l/m] [mra] 221 Dl*a*tl dl/cr 222 O2*ot*t2 d2/a 223 D3*a*t3 En algunas implementaciones , el factor de escalación a puede ubicarse en un rango de 0.3 a 3, y los factores de tolerancia ti, t2 y t3 se pueden ubicar en un rango de 0.8 a 1.2.

De manera análoga, la tabla 5 ilustra varias implementaciones de cuatro lentes del Precompensador 200'', en donde las lentes 231, 232, 233 y 234 están fijas, tal como se muestra en la figura 8C.

TABLA 5 Para la figura 8C Potencia Distancia a Número refractiva siguiente lente de lente [l/m] [mm] 231 Dl=(-15, -20) dl=(100, 130) 232 D2=(-5, -8) d2=(32, 41) 233 D3=(-25, -35) d3=(33, 45) 234 D4=(7, 10) La tabla 6 ilustra una implementación de cuatro lentes del Precompensador 200' ' ' de la figura 8D, con una lente móvil 232' .

TABLA 6 Para la figura 8D Distancia a Distancia a Potencia siguiente lente siguiente lente Número refractiva [mm] , [mm] , de lente [1/m] Configuración A Configuración B 231 Dl=(-15, -20) D1A=(100, 130) dlB=(120, 140) 232 D2=(-5, -8) d2A=(32, 41) d2B=(20, 30) 233 D3=(-25, -35) d3A=(33, 45) d3B=(31, 42) 234 D4=(7, 10) Tal como en la implementación de tres lentes, los parámetros de los Precompensadores de cuatro lentes 200'' y 200''' pueden asumir valores en rangos amplios. Parámetros de algunas de estas implementaciones una vez más pueden estar relacionados entre sí por factores de escalación a, 1/ , ti, t2, t3 y t4, respectivamente, en analogía a la tabla 4. El factor de escalación a puede estar en el rango de 0.2 a 5 y los factores de tolerancia ti, ... t4 pueden estar en un rango de 0.7 a 1.3.

En otras modalidades, se emplean otras combinaciones y rangos. Dentro de estos rangos, muchas modalidades del sistema de entrega de láser 1 son posibles ya que el sistema se puede optimizar para muchas funcionalidades diferentes teniendo como resultado diferentes elecciones. Los compromisos de diseño y restricciones de optimización pueden conducir a un gran número de implementaciones , cada una con sus propias ventajas. El gran número de posibilidades es ilustrado por los rangos de parámetros en las tablas 2-6 anteriores .

En una implementación de lente móvil del Precompensador 200', la lente móvil puede cambiar una de las características del sistema láser de manera esencial independientemente. Estos parámetros incluyen la profundidad focal Z, la abertura numérica NA, cualquiera de las mediciones de aberración y un diámetro del haz de salida. Por ejemplo, estas implementaciones permiten al operador cambiar, por ejemplo, la abertura numérica del sistema de entrega de láser 1, sin cambiar por ejemplo, la profundidad focal Z.

En algunas implementaciones , el Precompensador 200 tiene dos elementos independientemente móviles. Dichas implementaciones permiten al operador controlar de forma independiente dos características del haz láser, tal como por ejemplo el diámetro del haz y la abertura numérica NA, mientras se mantienen fijas las aberraciones.

La figura 9 ilustra una modalidad del sistema de entrega de láser 1', donde se resalta una funcionalidad de escaneo Z de diversos bloques ópticos. En particular, el motor de láser 100 genera un haz láser, el cual es recibido por un primer escáner Z 250. El primer escáner Z 250 recibe el haz láser desde el motor de láser 100 y escanea un punto focal del sistema de entrega de láser 1' sobre un primer intervalo Z a lo largo de un eje óptico del sistema de entrega de láser 1' . El haz, emitido por el primer escáner Z 250, es recibido por el escáner XY 300, el cual escanea el haz láser en una dirección esencialmente transversal al eje óptico del sistema de láser. El haz láser escaneado XY emitido entonces es recibido por un segundo escáner Z 450, el cual escanea el punto focal del sistema láser sobre un segundo intervalo Z a lo largo del eje óptico del sistema de láser.

En algunas modalidades, el primer escáner Z 250 está configurado de manera que el primer intervalo Z es conveniente para un procedimiento quirúrgico de córnea, y el segundo escáner Z 450 está configurado de manera que el segundo intervalo Z es conveniente para un procedimiento quirúrgico de segmento anterior.

En algunas modalidades, el primer intervalo Z está dentro del rango de 0.05-1 mm y el segundo intervalo Z está dentro del rango de 1-5 mm.

En algunas modalidades, el primer intervalo Z está dentro del rango de 1-5 mm y el segundo intervalo Z está dentro del rango de 5-10 mm.

En algunas modalidades, el primer escáner Z 250 está configurado para escanear el punto focal sobre el primer intervalo Z de 0.05 mm - 1 mm en un primer tiempo de escaneo Z. El primer tiempo de escaneo Z puede estar en uno de los rangos de 10 - 100 nanosegundos , 100 nanosegundos - 1 milisegundo, 1 milisegundo - 10 milisegundos y 10 milisegundos - 100 milisegundos.

En algunas modalidades, el segundo escáner Z 450 está configurado para escanear el punto focal sobre el segundo intervalo Z de 1 mm - 5 mm en un segundo tiempo de escaneo Z. El segundo tiempo de escaneo Z se puede ubicar en uno de los rangos de 10 - 100 milisegundos y 100 milisegundos 1 segundo .

En algunas modalidades, el primer escáner Z 250 está configurado para cambiar la abertura numérica del haz láser por más del 10%.

En algunas modalidades, el segundo escáner Z 450 está configurado para cambiar la abertura numérica del haz láser por más del 10%.

En algunas modalidades, el primer escáner Z 250 está configurado para cambiar la abertura numérica del haz láser por más del 25%.

En algunas modalidades, el segundo escáner Z 450 está configurado para cambiar la abertura numérica del haz láser por más del 25%.

La figura 10 muestra una tabla de resumen de las muchas variaciones de los elementos antes descritos. Tal como se muestran, algunas implementaciones pueden tener 0 escáneres de profundidad Z, 1 escáner de profundidad Z antes del escáner XY 300, un escáner de profundidad Z después del escáner XY 300 y dos escáneres de profundidad Z, uno antes y uno después del escáner XY 300.

Además, algunas implementaciones pueden tener 0 controlador NA, 1 controlador NA antes del escáner XY 300, 1 controlador N después del escáner XY 300 y 2 controladores NA, uno antes y uno después del escáner XY 300.

Aquí, los escáneres Z y los controladores NA generalmente se refieren a una sola lente o un grupo de lentes, el cual puede modificar la profundidad Z y la abertura numérica NA, respectivamente. En algunos casos, estos modificadores pueden ser activados o controlados por un solo accionador eléctrico, el cual hace que las lentes del modificador se muevan de forma sincrónica para modificar la NA o la profundidad Z del haz.

Tantos los escáneres Z como los controladores NA pueden estar alojados en el primer escáner Z 250 y el segundo escáner Z 450 de la figura 9. En algunos casos, los elementos ópticos correspondientes son distintos, en otras implementaciones el escáner Z y el controlador NA, los cuales están alojados en el mismo bloque de escáner Z 250 o 450, pueden compartir una o más lentes, lentes móviles o accionadores eléctricos.

Tal como se muestra en la figura 10, 0 escáneres Z y uno o dos controladores NA operan a la profundidad fija Z, pero pueden controlar NA durante el escaneo XY. 1 escáner Z y 0 controladores NA pueden ejecutar el escaneo Z. 1 escáner Z y 1 o 2 controladores NA pueden ejecutar, además del escaneo Z, un control de la NA. 2 escáneres Z pueden ejecutar el escaneo Z a dos velocidades y también pueden controlar la NA, cuando se combinan con 1 o 2 controladores NA.

Elementos ópticos sin lente también son utilizados en algunas implementaciones, tal como aberturas y pupilas variables .

Además, la mayoría de las 16 combinaciones ilustradas se pueden configurar para precompensar una aberración seleccionada, tal como la aberración esférica.

La figura 10 ilustra que las diversas características del sistema, tal como la profundidad Z del haz, su abertura numérica NA y su aberración, representadas por su medición de aberración tal como la relación Strehl S, se pueden controlar o ajustar independientemente una de otra. Dichas modalidades ofrecen un gran control y precisión al operador del sistema de entrega de láser 1.

En modalidades análogas, dicho doble acondicionamiento de haz puede ser ejecutado para otros pares de características de haz. Por ejemplo, se pueden crear tablas similares con pares 4x4=16 con relación a un controlador de aberración y un controlador de diámetro de haz. Aquí 0, 1 o 2 controladores de aberración pueden ser puestos en par en todas las posibles combinaciones con 0, l o 2 controladores de diámetro de haz.

La lista de características de haz incluye: profundidad Z de la mancha focal, la abertura numérica NA, el radio de haz y cualquier medición de aberración, tal como la relación Strehl S, el radio de mancha focal f, el error de frente de onda RMS (O y la medición de aberración esférica 0Í40- 3. - Escáner XY 300 El escáner XY 300 puede recibir el haz precompensado del Precompensador 200, ya sea directa o indirectamente, habiendo pasado a través de ciertos elementos ópticos intermedios. Una función del escáner XY 300 puede ser escanear el haz recibido desde el Precompensador 200 en una dirección esencialmente transversal a un eje óptico del sistema de entrega de láser 1. En diversas modalidades, la dirección "transversal" no necesariamente es perpendicular al eje óptico, y puede incluir cualquier dirección que forme un ángulo sustancial con el eje óptico.

En algunas modalidades, el escáner XY 300 emite un haz láser de escaneo, el cual, habiéndose propagado a través del sistema de entrega de láser 1 y habiendo alcanzado la región quirúrgica, escanea en una dirección transversal desde cero a un máximo de un rango de escaneo XY de 5-14 mm. En algunas implementaciones el máximo del rango de escaneo XY se ubica entre 8 y 12 mm.

La figura 11A ilustra que el escáner XY 300 puede incluir un escáner X y un escáner Y. En algunos diseños existentes el escáner X y el escáner Y incluyen, cada uno, un espejo: un solo espejo de escaneo X 310 y un solo espejo de escaneo Y 320. En dichos diseños, el haz desviado por el espejo de escaneo X 310 golpea el espejo de escaneo Y 320 en diferentes puntos dependiendo de la orientación del espejo de escaneo X 310. En particular, cuando el espejo de escaneo X 310 está en la posición 310a, el haz incidente 331 es reflejado como el haz 332a, mientras que, cuando el espejo de escaneo X es rotado a la posición 310b, el haz incidente es reflejado como el haz 332b.

Estos dos haces 332a y 332b golpean el espejo de escaneo Y 320 en diferentes posiciones y, por lo tanto, incluso para un espejo de escaneo Y fijo 320 en la posición 320a éstos darán origen a dos haces reflejados diferentes 333aa y 333ba, respectivamente. Peor aún, cuando el espejo de escaneo Y 320 por sí mismo es rotado de la posición 320a a la posición 320b, los dos haces incidentes 332a y 332b dan origen a dos haces reflejados adicionales 333ab y 333bb, los cuatros haces 333aa, 333ab, 333ba y 333bb se propagan en diferentes direcciones.

El problema se puede caracterizar en términos de la noción de un punto de pivote. Una definición de un punto de pivote de un elemento óptico de escaneo puede ser como el punto a través del cual pasan esencialmente todos los rayos, habiendo salido del elemento de escaneo óptico. Esta noción es lo análogo del punto focal de elementos refractivos no móviles, tal como aplica para elementos ópticos móviles, como en el caso de los escáneres.

Utilizando esta terminología, el problema anterior puede ser rastreado nuevamente en la figura 11A al punto de pivote de escáner X 315X que se está fijando en el espejo de escaneo X 310 por sí mismo. El haz escaneado emitido aparecerá para los elementos ópticos posteriores como habiendo emanado de un solo punto de pivote 315X en el espejo de escaneo X 310, y por lo tanto propagándose a un amplio rango de ángulos. Esta divergencia de los dos diseños de espejo puede conducir a varios tipos diferentes de aberraciones indeseables.

La figura 11B ilustra un escáner XY de tres espejos 300' existente, donde el escáner X 310 incluye dos espejos 311 y 312 para corregir este problema. Por claridad, los espejos se muestran desde un lado. En este diseño, los espejos de escaneo X 311 y 312 ejecutan la función de escaneo X en una manera coordinada. Tal como se muestra en la figura 11B, a medida que el primer espejo de escaneo X 311 cambia su orientación de 311a a 311b, el segundo espejo de escaneo X 312 puede ser rotado en una manera coordinada de 312a a 312b. Estas rotaciones de escaneo coordinadas hacen posible que los haces desviados 332a y 332b en los dos estados de rotación atraviesen un punto de pivote 315X, el cual está levantado de los espejos de escaneo X.

Debido a que el punto de pivote de escáner X 315X ha sido levantado del espejo de escaneo X por sí mismo, su ubicación se puede ajustar. En el diseño de la figura 11B, los espejos de escaneo X están diseñados para colocar el punto de pivote 315X esencialmente sobre el espejo de escaneo Y 320. En dichos diseños, esencialmente se resuelve el problema del escáner X 310 en la figura 11A y las aberraciones correspondientes se ven muy reducidas.

Sin embargo, incluso este diseño tiene un problema análogo a aquél de la figura 11A, solamente en el contexto del espejo de escaneo Y 320. En el diseño de la figura 11B, el punto de pivote de escáner Y 315Y sigue estando fijo al espejo de escaneo Y.

La pupila de entrada de un sistema óptico es la imagen de la detención de abertura cuando es vista desde la parte frontal del sistema. La pupila de salida es la imagen de detención de abertura en el espacio de imagen. En un sistema óptico con múltiples grupos de lentes, las ubicaciones de las pupilas de entrada y salida con frecuencia se ajustan cuidadosamente. En muchos diseños, la pupila de salida de un grupo de lentes coincide con la pupila de entrada del siguiente grupo de lentes.

Para el escáner XY 310, el punto de pivote puede ser visto como la pupila de salida. En algunas modalidades, esta pupila de salida coincide con la pupila de entrada del siguiente grupo de lentes, tal como el escáner Z 450. Sin embargo, la pupila de entrada de ese grupo de lentes puede estar dentro de los límites físicos del grupo de lentes, donde no se puede colocar un bloque de escáner. En ese caso, es deseable un bloque de escáner para el cual el punto de pivote esté fuera de los límites físicos del bloque de escáner, en una ubicación que puede ser elegida de forma arbitraria .

La figura 11C ilustra un diseño de cuatro espejos para corregir este problema. En el escáner XY 300'', el escáner X 310 una vez más incluye dos espejos de escaneo X 311 y 312. Si embargo, el escáner Y también incluye dos espejos de escaneo Y, 321 y 322.

El escáner XY 300'' remueve el punto de pivote de escáner Y 315Y del espejo de escaneo Y. Por consiguiente, el escáner XY 300'' puede controlar el escáner Y, o emitir el punto de pivote 315Y a una ubicación predeterminada. Un ejemplo es mover el punto de pivote de salida de escaneo Y 315Y sobre la pupila de entrada 340 de un grupo de lentes posterior. En algunas implementaciones , el punto de pivote X 315X también se puede mover a la misma ubicación.

Otros aspectos de este diseño incluyen que el escáner XY 300'' pueda controlar de manera esencial independientemente (i) un ángulo a entre el haz escaneado emitido y un eje óptico del sistema de entrega de láser 1, y (ii) una ubicación donde el haz de escaneo impacta la pupila de entrada del elemento óptico posterior, caracterizado por una distancia d desde el eje óptico. Debido a la independencia aproximada de estos controles, el escáner XY 300' ' puede proporcionar un haz de escaneo con aberraciones minimizadas, así como también puede controlar el astigmatismo y coma en las regiones periféricas, incluyendo las regiones periféricas de la región quirúrgica.

Algunas implementaciones el escáner XY 300''' incluyen solamente un espejo de escaneo X 310 y un espejo de escaneo Y 320, cada uno de éstos del tipo de "direccionamiento rápido" . Un espejo de direccionamiento rápido individual tiene la capacidad para un movimiento angular alrededor de dos ejes de rotación. Un par de estos espejos de direccionamiento rápido también puede controlar el ángulo del haz y la posición del haz en el plano transversal al eje óptico.

En algunas implementaciones , el escáner XY 300''' está configurado para escanear el haz láser sobre un rango de escaneo XY cuyo máximo es más largo que 5 mm y más corto que 15 mm en el plano focal del sistema de láser.

En algunas implementaciones, el punto de pivote X generado por el primer y segundo espejos de direccionamiento rápido XY y el punto de pivote Y generado por el primer y segundo espejos de direccionamiento rápido XY coinciden. 4. - Escáner Z 450 Tal como se describió anteriormente, los sistemas quirúrgicos oftálmicos están configurados para ejecutar cirugía de segmento anterior, o cirugía de lente al tener un diseño que permite escanear un punto focal sobre un intervalo mucho más largo que el intervalo escaneado en procedimientos de córnea. En algunas implementaciones , el escaneo Z es ejecutado sobre una trayectoria de escaneo Z dentro del rango de escaneo Z de 5 mm a 10 mm, o 0 mm a 15 mm. (En esta solicitud, el término "escaneo dentro de un rango de x mm a y mm" se refiere a una trayectoria de escaneo cuyo valor inicial es x mm o más y el valor final es y mm o menos, abarcando todas las trayectorias de escaneo que no se extiendan a través del rango de escaneo completo) .

Aquí, se recuerda que las asignaciones "X, Y, Z" son para las implementaciones en un sentido amplio. Z típicamente denota un eje óptico, el cual puede ser cercano a un eje geométrico. Pero la dirección Z dentro de un tejido objetivo, tal como el ojo, puede no ser completamente paralela al eje óptico del sistema de entrega de láser 1. Cualquier eje de compromiso entre estos dos también se puede referir como la dirección Z. También, las direcciones X, Y no son necesariamente perpendiculares al eje Z. Estas se pueden referir a cualquier dirección que forme un ángulo sustancial con la dirección Z. También, en algunas implementaciones , un sistema de coordenadas radiales puede ser más conveniente para describir el escaneo del sistema de entrega de láser 1. En esas implementaciones , el escaneo XY se refiere a cualquier escaneo no paralelo al eje Z, parametrizado por coordenadas radiales convenientes.

La figura 1 ilustra que algunas implementaciones del sistema de entrega de láser 1 logran estos rangos de escaneo Z grandes retadores incluyendo el bloque del Primer Expansor de Haz 400 y el bloque del Expansor de Haz Móvil 500 en el escáner Z 450. En diversas implementaciones, el bloque del Primer Expansor de Haz 400 puede ser un bloque móvil o un bloque fijo. La distancia entre el bloque del Primer Expansor de Haz 400 y el bloque del Expansor de Haz Móvil 500 se puede ajustar, por ejemplo, mediante un accionador de posición.

Tal como ya se ilustró en las figuras 2A-B, conforme el punto focal es movido lejos de su posición óptima en el tejido objetivo, las aberraciones aumentan. Estas aberraciones típicamente son denominadas "aberraciones geométricas", ya que pueden ser entendidas desde los rayos geométricos de trazo, y se originan desde la extensión finita de las lentes. Estas aberraciones geométricas pueden ser limitadas haciendo más pequeña una abertura numérica del escáner Z 450. Debido a esto, las aberraciones geométricas dependen tanto de la profundidad focal Z como de la abertura numérica NA.

Además, con el decremento de la abertura numérica NA, surge una segunda fuente de aberraciones a partir de la naturaleza de la onda de luz. Estas aberraciones dan origen a la denominada "aberración de difracción" . Este segundo tipo de aberración aumenta el radio de mancha focal con la abertura numérica en decremento.

Las figuras 12A-B ilustran las aberraciones geométricas y de difracción en un segmento anterior de un ojo como una función del tamaño de abertura del escáner Z 450, caracterizado por una de las mediciones de aberración anteriores: el radio de mancha focal rf. Debido a que la aberración geométrica aumenta con el tamaño de abertura mientras que la aberración de difracción disminuye, una aberración total, definida como una suma de estas dos aberraciones, muestra un valor mínimo óptimo en una aberración óptima y aberración numérica óptima correspondiente NAopt.

Aquí, la definición usual conecta la abertura numérica NA y el tamaño de abertura: NA = n*Sin ArTan (tamaño de abertura/ (2*longitud focal)), donde n es el índice refractivo del material en el cual se forma la imagen.

Estas curvas son para profundidades focales Z específicas, la profundidad focal Z de 1 mm en la figura 12A y la profundidad focal Z de 8 mm en la figura 12B. Debido a que la aberración geométrica es diferente a diferentes profundidades focales Z, el mínimo de la curva de aberración total y, por lo tanto, el tamaño de abertura óptima y la abertura numérica óptima -VAopt de todo el sistema dependen de la profundidad focal Z: ?????=????? (z) . En particular, el tamaño de abertura óptima y NAopt disminuyen para aumentar la profundidad focal Z, de 32 mm a 25 mm en este caso específico ya que la profundidad focal Z aumenta de 1 mm a 8 mm. Por lo tanto, los sistemas de entrega de láser que están destinados a ser utilizados tanto para cirugías de córnea como de lente, necesitan cubrir un rango más amplio de aberturas y rangos NA correspondientes. Este requerimiento posee retos de diseño considerables.

Tal como se analiza adicionalmente a continuación, las figuras 12A-B también ilustran que la aberración muestra un óptimo plano amplio para las profundidades focales Z de córnea típicas de 1 mm, mientras que muestra un mínimo más afilado, más angosto para profundidades focales Z típicas para cirugía de lente.

La aberración también se puede caracterizar por las otras tres mediciones de aberración S, ú), o a40 también, todas produciendo curvas que muestran un óptimo. Cualquiera de las cuatro mediciones de aberración anteriores pueden corresponder a cualquiera de los cinco puntos de referencia P(l), ... P(5) antes descritos, o puede ser un promedio tomado sobre algunos o todos estos puntos de referencia, o pueden corresponder a otros puntos de referencia.

En algunas implementaciones , en un amplio rango de profundidades focales Z, el tamaño de abertura y la NA correspondiente se pueden ajustar para esencialmente la abertura numérica óptima NAopt(z), reduciendo al mínimo la aberración total medida por una medición de aberración. Esta funcionalidad permite una fuerte reducción de la aberración total. Aquí, tal como antes, las aberraciones pueden ser medidas por una de las cuatro mediciones de aberración rf, S, ?, o a40l en cualquiera de los 5 puntos de referencia anteriores Pl,... P5. La aberración óptima corresponde a un mínimo de las mediciones de aberración rf, w, o ai0l o un máximo de la relación Strehl S.

En algunas implementaciones , donde puede no alcanzarse la aberración óptima, o donde las consideraciones de diseño dictan que debiera utilizarse una aberración alejada del valor óptimo, el bloque de Expansor de Haz Móvil 500 puede todavía disminuir los valores de las mediciones de aberración rf, ?, o a40 por al menos un porcentaje P (ExpansorMóvil) , o de manera correspondiente incrementar el valor de la relación Strehl S por al menos un porcentaje P (ExpansorMóvil) , en comparación con las mediciones de aberración de un sistema de láser esencialmente idéntico donde el segundo bloque del escáner Z 450 no es móvil y, por lo tanto, la abertura numérica no es ajustable. En algunas implementaciones P (ExpansorMóvil) puede ser 20%, 30%, 40%, o 50%. Aquí, tal como antes, las mediciones de aberración r, S, co, o s40, pueden ser medidas en cualquiera de los cinco puntos de referencia Pl,... P5.

En algunas implementaciones , los sistemas de láser que tienen el escáner Z 450 con la abertura numérica ajustable NA pueden incrementar la relación Strehl S por arriba de 0.8, con relación a los sistemas de láser esencialmente idénticos donde el escáner Z no tiene una abertura numérica ajustable, teniendo una relación Strehl S por debajo de 0.8.

Un reto de diseño adicional no solamente es reducir al mínimo la aberración total a una profundidad focal Z fija ajustando el sistema de entrega de láser a su tamaño de abertura óptimo y abertura numérica correspondiente NAopt(z) , sino también mantener el sistema al menos cerca de la abertura numérica óptima que depende de Z NAopt(z) conforme la profundidad focal Z es escaneada. En una implementación típica, la abertura numérica óptima disminuye a medida que aumenta la profundidad focal .

Para corregir esta variación de la abertura óptima conforme la profundidad focal Z es escaneada dentro del rango de escaneo Z, implementaciones del sistema de entrega de láser 1 tienen la capacidad para cambiar la abertura numérica NA(z) como un parámetro separado del escáner Z 450, de manera esencial independientemente de la variación de la profundidad focal Z por sí misma.

Implementaciones donde dos cantidades son controladas de manera esencial independientemente, tal como en el presente, la profundidad focal Z y la abertura numérica NA, típicamente tienen un par de parámetros de control para lograr esta modalidad. Ejemplos incluyen la colocación en par de una distancia controlable entre el bloque del Primer Expansor de Haz 400 y el bloque del Expansor de Haz Móvil 500 y una posición de una lente móvil en cualquiera de estos bloques, los cuales pueden ser ajustados por un controlador óptico secundario. Otro ejemplo incluye dos lentes móviles en cualquier combinación en los dos bloques del escáner Z 450. Se recuerda que el bloque del Primer Expansor de Haz 400 puede ser implementado como un bloque fijo o un bloque móvil.

En algunas implementaciones, la abertura numérica NA puede ser ajustada a una secuencia de valores óptimos de abertura numérica NAopt(z), produciendo una secuencia de valores óptimos de aberración total en una secuencia de profundidad focal Z a medida que se escanea la profundidad focal Z.

Tal como antes, la aberración total óptima puede ser capturada por el mínimo de cualquiera de las mediciones de aberración anteriores rf, ? o a40, o el máximo de la relación Strehl S. Los rangos de escaneo Z pueden ser, por ejemplo, 5-10 mm o 0-15 mm. La profundidad focal Z puede ser escaneada a un radio rl=0 mm, o r2=3 mm, o algún otro radio r, o a un radio variable r(z), delimitado por ejemplo por r<3 mm .

La tabla 7 ilustra un ejemplo, donde la segunda columna describe el escaneo de la profundidad focal Z dentro de un rango de escaneo Z de (-0.14 mm, 11.65 mm) en un tejido objetivo ocular y la tercera columna muestra los valores correspondientes de NAopt(z) . Las implementaciones del escáner Z 450 tienen la capacidad para ajustar la profundidad focal Z en este rango y ajustar la abertura numérica NA a este valor óptimo NAopt(z) a estas profundidades focales.

TABLA 7 En algunas otras modalidades, la profundidad focal Z puede ser escaneada con un rango de escaneo Z de 0 mm a 10 mm. En el curso de escaneo, la abertura numérica puede variar dentro de un rango de 0.4 a 0.1, en algunas otras modalidades de 0.35 a 0.15.

La figura 12C ilustra una secuencia análoga de curvas de aberración, correspondientes a una secuencia de profundidades focales Z de 8 mm, 4 mm, 2 mm y 0 mm, exhibiendo una secuencia de aberturas numéricas óptimas correspondientes Nopt(z).

La figura 12D ilustra de manera explícita las aberturas numéricas óptimas Nopt(z) como una función de las profundidades focales Z correspondientes.

Tal como se describió anteriormente, la capacidad de ajuste separada de la profundidad focal Z y la abertura numérica NA típicamente requiere dos parámetros de control independientemente ajustables. Sin embargo, algunas implementaciones pueden no ofrecer la capacidad de ajuste separada e independiente de Z y NA. Por el contrario, para cada profundidad focal Z, estas implementaciones ajustan automáticamente la abertura numérica a cualquiera de su valor óptimo NA0pt(z), o al menos a un aproximado de NAopt(z), sin un paso de ajuste separado de NA por parte de un operador. Por ejemplo, NA puede rastrear NAopt(z) dentro de un porcentaje P (rastreo), donde P (rastreo) puede ser 10%, 20% o 30%.

Estas implementaciones solamente pueden tener un solo controlador ajustable integrado. En el ejemplo recién descrito, este controlador integrado solamente puede desplegar a un usuario del sistema que éste controla la profundidad focal Z en la región objetivo. Sin embargo, el controlador puede contener un ajustador de abertura acoplado, el cual simultáneamente ajusta la abertura numérica NA para rastrear NAopt(z) sin un paso de sintonización separado ejecutado por el usuario del sistema de entrega de láser 1.

En algunas implementaciones , el ajuste de la distancia entre el Primer Expansor de Haz 400 y el Expansor de Haz Móvil 500 puede ejecutar esta f ncionalidad de forma adecuada. En otras implementaciones, una sola lente móvil puede ofrecer esta modalidad. En otras implementaciones todavía, se puede emplear una combinación de dos ajustadores.

Estas implementaciones ofrecen una función de control simplificada para el operador del sistema de entrega de láser 1. Debido a que lograr dicha función de control integrado sencillo es un reto de diseño, algunas implementaciones ejecutan estas funciones de control integrado en combinación con los otros bloques, tal como el Precompensador 200, el Escáner XY 300 y el Objetivo 700.

En algunas implementaciones, donde los valores de aberración total óptimos no se pueden, o no se logran por diversas consideraciones de diseño, la abertura numérica NA puede ser ajustada a una secuencia de valores de abertura numérica en una secuencia de profundidades focales Z a lo largo de la trayectoria de escaneo Z dentro del rango de escaneo Z para reducir la aberración total por al menos un porcentaje P (escaneo) con relación a sistemas de láser cuyo escáner Z 450 no tiene una abertura numérica ajustable NA. En algunas implementaciones P (escaneo) puede ser 20, 30, 40 0 50 por ciento.

Tal como antes, la aberración total se puede caracterizar por cualquiera de las mediciones de aberración previamente introducidas rf, ? o a40. De manera equivalente, la reducción de la aberración se puede caracterizar por un incremento correspondiente de la relación Strehl S. La trayectoria de escaneo Z puede ser una trayectoria paralela al eje Z en un radio r desde la óptica, o eje Z desde el sistema de láser. En algunas implementaciones, la trayectoria de escaneo Z puede estar ubicada entre los radios rl=0 mm y r2=3 mm del eje Z óptico.

La aberración total se puede medir en varias formas diferentes. La aberración total se puede referir a una aberración total promediada sobre la trayectoria de escaneo Z, o al valor máximo o mínimo de la aberración total a lo largo de la trayectoria de escaneo. La reducción de la aberración total se puede referir a cualquiera de estas posibilidades .

En algunas implementaciones, la abertura numérica NA se puede ajustar de un primer valor cuando se ejecuta un procedimiento de córnea a un segundo valor cuando se ejecuta un procedimiento del segmento anterior. En algunas implementaciones , el primer valor se ubica en el rango de 0.2-0.5 y el segundo valor se ubica en el rango de 0.1-0.3. En algunas otras implementaciones , el primer valor puede ubicarse en el rango de 0.25-0.35 y el segundo valor se puede ubicar en el rango de 0.15-0.25.

La presente implementación del escáner Z 450 es diferente de los sistemas de entrega de láser de córnea existentes en varias otras formas, incluyendo lo siguiente. 1. - En sistemas de entrega de láser de córnea típicamente se requiere que la abertura numérica no cambie durante el escaneo Z de la profundidad focal para asegurar la simplicidad del diseño. Este diseño es satisfactorio para cirugía de córnea ya que la aberración inducida por el escaneo Z típico de 1 mm no es un factor de limitación serio de la precisión de los sistemas de entrega de láser de córnea. En contraste, las implementaciones del sistema de entrega de láser 1 tienen una abertura numérica variable NA para seguir ajustando la abertura a su abertura óptima sobre el intervalo Z quirúrgico extensivo de, por ejemplo, 5-10 mm. Por supuesto, esto se logra mediante la modalidad de la abertura numérica NA que es ajustable de manera esencial independientemente de la profundidad Z. 2.- También, los sistemas de córnea típicos existentes tienen su escáner Z en el objetivo 700, o como una parte de una implementación compleja del objetivo 700, mientras que el escáner Z 450 presente es colocado antes que el objetivo 700. Aquí, el objetivo 700 denota el grupo de lentes final del sistema de entrega de láser 1 que está colocado en un alojamiento mecánico funcional separado del alojamiento mecánico funcional del escáner XY y el escáner Z. El término alojamiento mecánico funcional se refiere no al alojamiento general del sistema de entrega cuyo diseño puede ser dictado por consideraciones ergonómicas o de apariencia, sino al alojamiento que está sosteniendo juntas las lentes para ejecutar su función óptica real. El objetivo 700 de las presentes implementaciones típicamente es colocado en la trayectoria óptica después que el haz de escaneo XYZ, emitido por el escáner Z 450, es desviado por el espejo 600. 3.- Las figuras 12A-B ilustran un reto adicional en el diseño de sistemas ópticos quirúrgicos de lente. Visiblemente, la aberración total exhibe una región óptima plana, ancha para profundidades focales Z de córnea típicas de 1 mm, por lo tanto (i) los parámetros del sistema pueden ser optimizados para otras consideraciones, (ii) se puede utilizar un rango de escaneo Z amplio, y (iii) se necesita una sintonización menos precisa de los parámetros del sistema, todo esto sin mucho deterioro del tamaño de mancha focal. En contraste, para sistemas quirúrgicos de lente, el tamaño de mancha focal se deteriora rápidamente cuando (i) los parámetros del sistema son optimizados para otras consideraciones, (ii) se implementa un rango de escaneo Z más amplio, y (iii) los parámetros del sistema son sintonizados de forma menos precisa.

En un aspecto adicional de las modalidades del escáner Z 450, se recuerda que los sistemas de entrega de láser que incluyen un subsistema de generación de imagen o un subsistema óptico de observación visual, tienen los haces asociados con cualquiera de estos subsistemas acoplados en el sistema de entrega de láser 1 a través del espejo 600. El espejo 600 puede ser un espejo dicroico, por ejemplo. En sistemas quirúrgicos típicos, el objetivo 700 se refiere al grupo de lentes que es colocado después del espejo 600 en la trayectoria óptica.

La implementación del escáner Z 450 antes que el espejo 600 y separado del objetivo 700 es una consideración de diseño importante también debido a que el peso del objetivo 700 es un factor crítico, debido a que el objetivo 700 esencialmente hace contacto directo con el tejido objetivo, tal como el ojo del paciente. Por lo tanto, la reducción al mínimo del peso o masa del objetivo 700 hace que las implementaciones del sistema de entrega de láser 1 impongan una presión reducida sobre el ojo. Y debido a que esta presión deforma el ojo en sí mismo y, por lo tanto, disminuye la precisión del procedimiento quirúrgico, los diseños que reducen la presión en el ojo aumentan la precisión de la cirugía oftálmica de manera considerable.

Las tablas 8-9 ilustran rangos de algunos parámetros relevantes para diversas modalidades del bloque del Primer Expansor de Haz 400 y el bloque del Expansor de Haz Móvil 500. Los bloques de expansor de haz pueden tener, cada uno, 2-10 lentes, en algunas modalidades 3-5 lentes, las cuales están configuradas para llevar a cabo las funcionalidades anteriores.

La tabla 8 ilustra una modalidad de cinco lentes del bloque de Primer Expansor de Haz 400 utilizando una convención estándar industrial, describiendo grupos de lentes gruesas en términos de las superficies individuales. El bloque del Primer Expansor de Haz 400 puede incluir las lentes 411, 412, 413, 414 y 415 con parámetros en los siguientes rangos (indicados por corchetes): TABLA 8 Curvatura Distancia Indice refractivo Superficie [1/tn] [mm] n 1 (0, 1.5) (5, 25) (1.6, 1.93) 2 (22, 28) (12, 22) (1.6, 1.7) 3 (-17, -14) (0.5, 12) 1 4 (7.0, 8.5) (15, 29) (1.65, 1.8) 5 (-19, -13) (3, 14) 1 6 (14, 18) (8, 12) (1.6, 1.7) 7 (0, 9.3) (6, 12) 1 8 (-28, -21) (1, 5) (1.65, 1.75) 9 (-15, -6) En algunas modalidades, el bloque del Primer Expansor de Haz 400 incluye, en secuencia desde un lado de entrada que mira al escáner XY 300: un primer grupo de lentes con una potencia refractiva positiva, una lente menisco, que tiene una superficie convexa que mira al lado de entrada, y una segunda lente que tiene una superficie cóncava que mira al lado de entrada.

Otras implementaciones están relacionadas con las implementaciones de la tabla 8 por un factor de escala a que tiene cinco lentes escaladas, las curvaturas de la segunda columna son multiplicadas por , las distancias de la tercera columna son multiplicadas por 1/a, y teniendo índices no modificados de refracción n. El factor de escala a puede asumir valores entre 0.3 y 3.

La tabla 9 ilustra una modalidad de cuatro lentes del bloque de Expansor de Haz Móvil 500, incluyendo las lentes 511, 512, 513 y 514, con parámetros en los siguientes rangos : TABLA 9 Curvatura Distancia Indice Superficie [1/m] [mm] refractivo n 1 (-25, -10) (3, 7) (1.7, 1.8) 2 (-25, -28) (0, 2) 1 3 (-43, -24) (1.5, 5) (1.5, 1.62) 4 (8.5, 19.4) (26, 31) 1 5 (-6.2, -4.6) (10, 16) (1.53, 1.6) 6 (-18.4,-14.7) (34, 49) 1 7 (1.9, 4.2) (8, 14) (1.58, 1.61) 8 (-11, -9.0) Algunas implementaciones del bloque de Expansor de Haz Móvil 500 incluyen, en secuencia desde un lado de entrada que mira al bloque del Primer Expansor de Haz 400: una lente menisco que tiene una superficie cóncava que mira al lado de entrada, una lente negativa con una potencia refractiva negativa y un grupo de lentes positivas con una potencia refractiva positiva.

Otras implementaciones están relacionadas con las implementaciones de la tabla 9 por un factor de escala que tiene cuatro lentes escaladas, teniendo las curvaturas de la segunda columna multiplicadas por a, las distancias de la tercera columna multiplicadas por 1/a, y teniendo índices no modificados de refracción n. El factor de escala a puede asumir valores entre 0.3 y 3.

Las figuras 13A-B ilustran modalidades de las tablas 8-9 en dos configuraciones con diferentes distancias entre el bloque del Primer Expansor de Haz 400 y el bloque del Expansor de Haz Móvil 500. En algunas implementaciones, el bloque de Expansor de Haz Móvil 500 se puede mover con relación al bloque del Primer Expansor de Haz 400 por una distancia en el rango de d=5-50 mm.

Estas figuras ilustran las consideraciones de diseño del escáner Z 450 trabajando.

La figura 13A ilustra el caso donde el bloque de Expansor de Haz Móvil 500 está en una posición relativamente alejada del bloque del Primer Expansor de Haz 400. En esta caso, el haz que sale del ensamble combinado tiene (i) rayos convergentes, (ii) un diámetro relativamente grande en una pupila de salida ExP, (iii) una profundidad Z más superficial de la mancha focal cuando un objetivo de la longitud focal fija es colocado cerca de la pupila de salida del escáner Z 450, y por lo tanto (iv) la mancha focal es formada por un haz con una abertura numérica más elevada NA.

La figura 13B ilustra el caso donde el bloque de Expansor de Haz Móvil 500 está más cerca del Primer Expansor de Haz 400 que en el caso de la figura 13A. Aquí, el haz tiene (i) rayos divergentes, (ii) un diámetro más pequeño en la pupila de salida ExP, (iii) una profundidad Z más profunda de la mancha focal cuando un objetivo de longitud focal fija es colocado en la pupila de salida del escáner Z 450, y por lo tanto (iv) la mancha focal es formada por un haz con una abertura numérica más pequeña NA.

En resumen, en profundidades focales Z más superficiales la mancha focal es creada por un haz NA grande, mientras que para incrementar las profundidades focales Z la abertura numérica NA disminuye. El cambio relativo en la abertura numérica NA se puede optimizar optimizando la ubicación de la pupila de salida ExP de los bloques de Expansor de Haz 400 y 500 y la ubicación de la pupila de entrada del objetivo 700 de enfoque. Estas implementaciones son formas alternativas para optimizar la abertura numérica a diferentes profundidades focales incluso sin el uso de las f ncionalidades del Precompensador 200.

Tal como se analizó anteriormente, la abertura numérica NA puede ser ajustada de forma extensa con o sin el Precompensador 200. En el sistema de entrega de láser general 1, la abertura numérica NA se puede ajustar controlando el Precompensador 200, el bloque del Primer Expansor de Haz 400 o el bloque del Expansor de Haz Móvil 500, o controlando estos bloques en combinación. La elección real de la implementación en la práctica depende de otros requerimientos del nivel de sistema de nivel superior, tal como en rango de escaneo, velocidad de escaneo y complejidad. Las implementaciones con otros rangos numéricos también se pueden configurar para ejecutar algunas o todas las funcionalidades antes descritas.

La figura 14 ilustra un aspecto adicional del escáner Z 450. Se muestran tres haces característicos diferentes que emanan desde un punto de pivote de salida PP(XY) del escáner XY 300. De manera remarcable, los tres haces característicos son enfocados a un punto de pivote de entrada PP(0) del objetivo 700 por el escáner Z 450. La posición de PP(O) puede ser ajustada, por ejemplo, moviendo el Expansor de Haz Móvil 500.

Tal como se analiza a continuación, los sistemas de entrega de láser que generan un punto de pivote PP(O) ubicado fuera de los espejos del escáner XY 300 tienen características útiles, por ejemplo, en modalidades donde el punto de pivote PP(O) cae dentro del objetivo 700.

En otras modalidades, el escáner XY 300 tiene un punto de pivote de salida PP (XY) más alejado que la distancia al escáner Z 450. En estas modalidades, el escáner Z 450 solamente modifica el punto de pivote de salida PP(XY) del escáner XY 300 en el punto de pivote de entrada PP(0) del objetivo 700.

En cualquier caso, estas implementaciones hacen uso de la existencia de un plano focal intermedio 451 ubicado entre el bloque del Primer Expansor de Haz 400 y el bloque del Expansor de Haz Móvil 500. La existencia de este plano focal intermedio 451 está indicado por los puntos focales de los tres haces característicos que yacen de forma lateral con esencialmente la misma coordenada Z. Por el contrario, implementaciones que no poseen dicho plano focal intermedio no son muy convenientes para tener un punto de pivote ajustable PP (0) .

Objetivo 700 En algunas implementaciones, el haz láser emi por el escáner Z 450 es desviado por el divisor de haz/espejo dicroico 600 sobre el objetivo 700. A través de este espejo 600, diversas luces auxiliares también pueden ser acopladas en el sistema de entrega de láser 1. Las fuentes de luz auxiliares pueden incluir luz asociada con un sistema de generación de imagen de tomografía de coherencia óptica (OCT) , un sistema de iluminación y un bloque de observación visual .

El objetivo 700 puede proporcionar una trayectoria óptica compartida para un haz láser escaneado XYZ, propagándose desde el motor de láser 100 a través del escáner XY 300 y el escáner Z 450, y la luz auxiliar hacia la región objetivo quirúrgica. En diversas implementaciones , el objetivo 700 puede incluir grupos de lentes objetivos. En varias implementaciones, las lentes de los grupos de lentes objetivos no se mueven con relación entre sí. Debido a esto, aunque el objetivo 700 es una parte integral de la funcionalidad de escaneo Z, este no contribuye al escaneo Z en una manera variable o dinámica. En estas implementaciones, ninguna posición de la lente es ajustada en el objetivo 700 para mover la profundidad focal Z de la mancha focal.

Implementaciones del objetivo 700 pueden controlar al menos uno de una aberración esférica, coma, y aberraciones de orden superior del haz láser quirúrgico de impulsos.

Debido a que el objetivo 700 está guiando luces de diferente longitud de onda, las implementaciones del objetivo 700 utilizan grupos de lentes acromatizadas . La longitud de onda de la luz auxiliar puede ser, por ejemplo, en el rango de 0.4 mieras a 0.9 mieras, y la longitud de onda de la luz quirúrgica puede ser en el rango de 1.0-1.1 mieras. Las implementaciones del objetivo 700 mantienen las aberraciones cromáticas por debajo de un valor predeterminado a través del rango de longitudes de onda de las luces utilizadas, tal como 0.4 mieras a 1.1 mieras en el ejemplo anterior.

El peso o masa del objetivo 700 es una consideración importante. En algunas implementaciones, el objetivo está en contacto mecánico con el ojo del paciente. Debido a esto, éste ejerce presión sobre el ojo. Esta presión puede distorsionar el ojo de su configuración relajada, haciendo más difícil seleccionar objetivos y dirigir el haz láser quirúrgico con precisión.

Además, si el paciente se mueve durante el procedimiento quirúrgico, puede ser preferible que el objetivo se pueda mover con la resistencia más pequeña en respuesta al movimiento del paciente. Aunque el peso del objetivo puede ser estáticamente equilibrado con un sistema de resorte o contrapeso, estas medidas pueden no reducir las fuerzas dinámicas o de inercia. De hecho, estas fuerzas pueden ser incrementadas por dichas medidas. Todas estas consideraciones apuntan hacia la falta de utilidad de reducir el peso o masa del objetivo 700.

Existen numerosas formas para identificar fuerzas críticas y masas objetivo correspondientes en relación a procedimientos quirúrgicos del ojo. Una revisión de diversos impactos en el ojo fue publicada, por ejemplo, en Determination of Significant Parameters for Eye Injury Risk from Proyectiles; Duma SM, Ng TP, Kennedy EA, Stitzel JD, Herring IP, Kuhn F. J Trauma. 2005 Oct ; 59 (4) : 960-4. Este documento revisó objetos que impactan un ojo y proporcionó valores críticos de energía del impacto de los objetos, correspondientes a (i) diferentes tipos de daño al ojo, incluyendo lesiones menores tales como abrasiones de córnea, algunas moderadas tales como dislocaciones de lente, y lesiones graves tal como daño de retina. El documento también asignó una probabilidad de lesión, de (ii) bajo, representando un bajo porcentaje de oportunidad a medio, representando una probabilidad de aproximadamente 50%, a alto, refiriéndose a una lesión casi certera. El documento además clasificó (iii) los escenarios de impacto de acuerdo con la forma del objeto de impacto, clasificándolos de acuerdo con la energía de impacto total y energía de impacto normalizada por el área de impacto.

Estos resultados pueden ser aplicados al caso específico de la cirugía de ojo investigando la lesión de impacto posiblemente más elevada, causada por una descomposición total del sistema de soporte mecánico del objetivo 700. Dicha descomposición puede tener como resultado una caída libre de todo el objeto 700 sobre una trayectoria vertical típica de 20-25 mm, transfiriendo toda la energía del objetivo al ojo en sí mismo. Se pueden calcular masas críticas a partir de los valores de energía crítica publicados modelando la caída libre del objetivo de acuerdo con principios físicos conocidos.

Una trayectoria vertical de esta longitud puede emerger de los siguientes principios de diseño. El objetivo 700 puede ser montado sobre una plataforma deslizante vertical para proporcionar un ensamblaje seguro y confiable del sistema de entrega de láser 1 mediante una pasarela al ojo. Dichos diseños facilitan los requerimientos de precisión y fuerza en la pasarela debido a que la pasarela vertical acomoda el objetivo 700 para que sea colocado dentro del rango de desplazamiento vertical. Además, una vez que el ojo es ensamblado, estos diseños permiten que el ojo se mueva verticalmente con relación a la fuente de láser 100 sin romper la unión del ojo con el sistema de entrega de láser 1. Estos movimientos pueden ocurrir debido al movimiento del paciente o movimiento de la cama quirúrgica. Un rango de desplazamiento vertical de 20 a 25 mm del objetivo 700 mitiga de manera efectiva y segura contra las fuerzas de la pasarela y el movimiento del paciente dentro de este rango.

Finalmente, (iv) una consideración de diseño también tiene influencia sobre las masas críticas del sentido de que la masa ("óptica") de los elementos ópticos del objetivo 700, tal como las lentes de vidrio solas en los grupos de lentes del objetivo definen un límite inferior sobre la masa de todo el objetivo, ya que existen numerosas formas de reducir la masa del alojamiento y los sistemas de control del objetivo, aunque es mucho más difícil reducir la masa de las lentes. En sistemas presentes, la masa total del objetivo puede ser 2-3 veces la masa "óptica" de las lentes solas.

Algunos de estos criterios producen definiciones más claras de masas críticas, otros solamente una dependencia cruzada suave, que no los conduce a una definición clara.

A partir de todas las combinaciones posibles de las clasificaciones (i)-(iv) anteriores, cuatro definiciones significativas y relativamente claras de las masas críticas MC pueden ser identificadas de la siguiente forma: (1) MCI ~ 400 gramos: objetivos con masas M < MCI poseen esencialmente ningún riesgo de lesión para un paciente incluso en un escenario de descomposición del peor caso; (2) MC2 ~ 750 gramos: masas en el régimen MCI < M < MC2 pueden tener una oportunidad mayor que el 10% de ocasionar ciertas abrasiones de córnea a través de la energía de impacto total; (3) MC3 ~ 1,300-1,400 gramos: masas en el régimen MC2 < M < MC3 pueden tener una oportunidad del 50% de causar abrasiones de córnea en cualquier escenario de impacto; y finalmente (4) MC4 ~ 3,300 gramos: masas en el rango de MC3 < M < MC4 en algunos escenarios de impacto pueden ocasionar una abrasión de córnea casi certera, y pueden desarrollar una oportunidad no cero de lesiones de severidad media o peor.

Todas estas probabilidades, por supuesto, se van a multiplicar con la pequeña probabilidad de la descomposición total del sistema de soporte mecánico del objetivo que en realidad está ocurriendo. Sin embargo, en aplicaciones oftálmicas se necesitan tomar medidas extremas para protección contra todos los escenarios de lesión concebibles, sin embargo de manera diferente, haciendo relevantes las masas críticas anteriores.

Por lo tanto, las consideraciones anteriores identifican cuatro masas críticas de acuerdo con criterios claros, con respecto a las masas total y óptica del objetivo 700. Por consiguiente, las modalidades del objetivo 700 donde el proceso del diseño se maneja para reducir la masa del objetivo por debajo de cualquiera de las masas críticas anteriores MC4,..., MCI, ofrecen oportunidades cualitativamente mejores para procedimientos quirúrgicos seguros.

Objetivos existentes para láseres oftálmicos de femtosegundo tienen una masa por arriba de los 5000 gramos, considerablemente por arriba incluso de la más grande de estas cuatro masas críticas. Una excepción es la solicitud de patente EUA 20030053219 por Manzi, la cual describe un sistema de lente donde la masa óptica de las lentes solas es aproximadamente 1000 gramos, posiblemente conduciendo a una masa total de 2,000-3,000 gramos. Aunque el diseño de Manzi es más ligero que otros objetivos existentes, este sigue siendo bastante masivo. Esto se debe principalmente a que un escáner Z es una parte integral del objetivo debido a que los elementos de la lente dentro del objetivo se utilizan para control de foco Z. Una masa adicional es requerida por Manzi para la precisión del alojamiento maquinado, para la precisión de la guía lineal para las lentes, y para un servomotor, todo esto incrementando la masa total a valores nuevamente por arriba de los 5000 gramos.

En contraste, una masa de varias modalidades del objetivo 700 puede caer en cualquiera de los cuatro rangos de masa anteriores: 0-400 gramos, 400-750 gramos, 750-1,350 gramos y 1,350-3,300 gramos. La masa puede ser la masa óptica o la masa total. Por ejemplo, las lentes en una implementac ión del objetivo 700 pueden tener una masa de lente de 130 gramos . Es factible montar estas lentes en un alojamiento de metal de precisión para una masa de ensamble total de 400 gramos.

Modalidades del objetivo 700 logran dicha reducción de masa remarcable por debajo de los 400 gramos, 750 gramos, 1,350 gramos y 3,300 gramos retirando la funcionalidad de escaneo Z al escáner Z 450 separado, alojándolo en un alojamiento funcional o mecánico separado. Aquí, el término "alojamiento funcional o mecánico" se refiere al hecho de que consideraciones de diseño generales, no funcionales pueden tener como resultado colocar el escáner Z 450 separado en el mismo contenedor general que el objetivo 700, pero dicho contenedor general no tiene una función óptica o un propósito mecánico.

En algunas modalidades, una masa del objetivo 700 puede ser reducida por un porcentaje P (masa) en comparación con objetivos análogos, los cuales ejecutan al menos parte de la funcionalidad de escaneo Z dinámico ajustando una característica óptica del objetivo 700. Dicha característica puede ser que el escáner Z 450 completo sea integrado en el objetivo 700, o que el bloque de Expansor de Haz Móvil 500 sea integrado en el objetivo 700, o que una o más lentes de escaneo móviles sean integradas en el objetivo 700. P (masa) puede ser 10%, 50% o 100%.

Otro aspecto relacionado del objetivo 700 y el diseño correspondiente del sistema de láser quirúrgico 1 se describió en relación con la figura 14, en donde se muestra que modalidades del escáner Z 450 pueden enfocar el haz láser escaneado XYZ sobre el punto de pivote de entrada del objetivo PP(0) . Modalidades, las cuales tienen el punto de pivote de entrada PP(O) dentro del objetivo 700, tienen un radio de haz muy reducido rb sobre una fracción grande de la trayectoria óptica, a medida que el haz converge hacia este punto de pivote interno PP(0) . A su vez, un haz con un radio de haz reducido rb puede ser controlado por lentes más pequeños, teniendo como resultado una reducción significativa de la masa general del objetivo 700.

Una implementación del objetivo 700, de acuerdo con el diseño anterior, se resume en la tabla 10 y se ilustra en la figura 15. Implementaciones del objetivo 700 incluyen un primer grupo de lentes para recibir el haz láser quirúrgico de impulsos desde el escáner Z 450, y un segundo grupo de lentes para recibir el haz láser quirúrgico de impulsos desde el primer grupo de lentes y para enfocar el haz láser quirúrgico sobre una región objetivo.

La tabla 10 ilustra el objetivo 700 de la figura 15 con mayor detalle a través de las superficies 1 a 16. El objetivo 700 tiene nueve lentes L1-L9 e interfaces con la interfaz de paciente 800 a través de la superficie 17. Tal como se mencionó anteriormente, los corchetes indican los rangos que pueden asumir los parámetros correspondientes. (Las superficies 1 y 2 definen un doblete de lentes L1/L2 y las superficies 8 y 9 definen un doblete de lentes L5/L6, por lo tanto las 16 superficies en lugar de 18) .

TABLA 10 Curvatura Distancia Indice de Superficie [1/m] [mm] refracción n 1 (-1.5, 4.5) (1, 6) (1.7, 1.9) 2 (7.8, 45) (6.4, 13) 1.56, 1.8) 3 (-4.2, 3.2) (0, 3.2) (22, 36) (10.5, 14) (1.47, 1.62) 5 (-10, 5) (0, 6.8) 6 (-27.2, -12.6) (8.0, 11.6) (1.58, 1.63) (-30.3, 2.5) (0, 6.7) 8 (-3.1, 18.9) (4.0, 8.3) (1.65, 1.76) 9 (40.7, 72) 17.9) (1.57, 1.69) 10 (-28.3, -22.1) (0, 3) 11 ¦37.8, -17.6) (3.0, 26) (1.70, 1.86) 12 (-6.3 14.0) (0, 3.0) 13 (37.9, 65) (12.0, 22.3) (1-54, 1.72¡ 14 (-15.4, 5.2) (0, 6.5) 15 ¦55.1, -21.6) (2.0, 4.7) (1.56, 1.85) 16 (11.4, 26.8) (0, 2.0) 17 (-60.0, 0) (1.0, 1.5) (1.47, 1.54) En otras implementaciones , se puede utilizar un número diferente de lentes con diferentes rangos de parámetros, lo cual satisface las consideraciones de diseño anteriores comparablemente bien.

En algunas implementaciones , el objetivo 700 se puede describir en términos de grupos de lentes. Por ejemplo, el objetivo 700 puede incluir un primer grupo de lentes para recibir el haz láser escaneado XYZ desde el escáner Z 450, y un segundo grupo de lentes para recibir un haz láser desde el primer grupo de lentes. El segundo grupo de lentes puede incluir una primera lente con un índice de refracción en el rango de 1.54 a 1.72, una superficie de entrada con una curvatura en el rango de 37.9 a 65 l/m y una superficie de salida con una curvatura en el rango de -15.4 a 5.2 l/m. Además, el segundo grupo de lentes también puede incluir una segunda lente, separada de la primera lente por una distancia en el rango de 0 a 6.5 mm, con un índice de refracción en el rango de 1.56 a 1.85, una superficie de entrada con una curvatura en el rango de -55.1 a -21.8 l/m y una superficie de salida con una curvatura en el rango de 11.4 a 26.8 l/m. El objetivo 700 puede emitir el haz láser sobre la interfaz de paciente 800 a través de la segunda lente.

En algunas implementaciones , una longitud focal efectiva del objetivo 700 es menor que 70 mm.

En algunas modalidades, una distancia desde el objetivo 700 a la interfaz de paciente 800 es menor que 20 mm .

En algunos diseños, una curvatura de un plano focal del sistema de entrega de láser 1 es mayor que 20 1/m.

Otras implementaciones numerosas del objetivo 700 y todo el sistema de láser quirúrgico 1 también se pueden crear para adherirse a lo principios de diseño expresados en esta solicitud de registro utilizando paquetes de software de diseño óptico comercialmente disponibles tales como Zemax de Zemax Development Corporation o Code V de Optical Research Associates . 6. - Rendimiento óptico del sistema general En las diversas implementaciones, los parámetros de los subsistemas: Precompensador 200, Escáner XY 300, Escáner Z 450 y Objetivo 700 se pueden optimizar en una manera interdependiente de forma que el rendimiento óptico del sistema de entrega de láser 1 general puede mostrar propiedades que son útiles de manera única para, por ejemplo, aplicaciones quirúrgicas oftálmicas.

Las tablas 11A-B resumen el rendimiento óptico del sistema de entrega de láser 1 general en una primera y una segunda implementación en términos de la abertura numérica NA y la relación Strehl S. El rendimiento óptico una vez más se caracteriza en los puntos de referencia, en analogía a los puntos de referencia anteriores Pl,... P5. Las tablas 11A-B muestran el rendimiento óptico del sistema de entrega de láser 1 con sus componentes en las configuraciones A, B, C y D, suministrando el haz láser a un centro de la córnea (A) , una periferia de la córnea (B) , un centro de la lente (C) y una periferia de la lente (D) , respectivamente. Estos puntos de referencia representan un volumen quirúrgico grande, asociado con el reto de ejecutar la cirugía oftálmica en la lente cristalina.

Las tablas 11A-B muestran las coordenadas radiales de los puntos de referencia que tienen valores específicos. Sin embargo, en otras modalidades NA y S asumen valores en los mismos rangos respectivos "alrededor de" estas coordenadas radiales específicas. En algunos casos, el término "alrededor de" se refiere a un rango de coordenadas radiales dentro del porcentaje P (radial) de los valores de coordenadas radiales mostrados, donde P (radial) puede ser uno de 10%, 20% y 30%. Por ejemplo, los puntos que tienen una coordenada radial Z en el rango de 7.2 mm y 8.8 mm están dentro del P (radial) =10% cercano a la coordenada radial z=8.0 mm del punto de referencia "central, lente".

Además, en algunas modalidades, NA y S caen únicamente en uno de los tres rangos respectivos enlistados para las configuraciones B, C y D. En algunas otras modalidades, NA y S caen en dos de sus tres rangos respectivos, enlistados para las configuraciones B, C y D en las tablas 11A-B.

Visiblemente, el sistema de entrega de láser descrito está bien corregido para esencialmente un rendimiento óptico de difracción limitada a través de todo el volumen quirúrgico de la lente.

TABLA HA Abertura Tej ido. Profundidad Radio r numérica Relación Configuración ubicación z [mm] [ppp] NA Strehl S Córnea, (0.25, (0.90, A centro 0.3 0.40) 1.0) Córnea, (0.25, (0.90, B periferia 0.3 6.2 0.40) 1.0) Lente , (0.15, (0.90, centro 0.35) 1.0) Lente , (0.15, (0.80, periferia 7.3 0.35) 1.0) TABLA 11B Abertura Relación Tej ido, Profundidad Radio r numérica Configuración ubicación z [mm] [mm] NA Strehl S Córnea, (0.30, (0.95, A centro 0.3 0.35) 1.0) Córnea, (0.30, (0.90, B periferi 0.3 6.2 0.35) 0.95) Lente , (0.20, (0.95, centro 0.25) 1.0) Lente , (0.20, (0.85, periferi 7.3 0.25) 0.90) Diseños análogos que tienen una relación Strehl S mayor que 0.8 se pueden considerar equivalentes a los diseños antes enlistados, ya que todos estos diseños son considerados sistemas de difracción limitada.

También se pueden utilizar otras mediciones de aberración tales como el radio de mancha focal rf además de la relación Strehl S para caracterizar el rendimiento óptico general del sistema de entrega de láser 1. Debido a que relaciones Strehl grandes combinadas con aberturas numéricas grandes NAs se traducen en radios de mancha focal pequeños rf, a través de las configuraciones A-D, el radio de mancha focal rf puede permanecer por debajo de 2 mieras en algunas implementaciones , en otras por debajo de 4 mieras, en otras incluso por debajo de 10 mieras en la región objetivo ocular.

Para caracterizar con mayor precisión el rendimiento del sistema de entrega de láser, y para representar el impacto sustancial de la córnea y lente sobre la propagación del haz, los valores NA y S de las tablas 11A-B han sido derivados mediante el diseño del sistema incluyendo al ojo como una parte integral del diseño óptico. En algunos diseños, el ojo es modelado en su forma natural. En otros, se incluye un grado de aplanamiento del ojo para representar la condición quirúrgica auténtica.

La tabla 12 resume un modelo simple de los tejidos oculares relevantes, tal como lo muestra el ojo humano modelo 850 en la figura 15. (La numeración de las superficies se eligió para continuar con la numeración de la tabla 10, comenzando con la superficie 18, la superficie que conecta la interfaz de paciente 800 con el tejido de córnea) . El tejido ocular puede ser modelado por una córnea gruesa de 0.6 mm (ingresada de la interfaz de paciente a través de la superficie compartida 18) , humor acuoso (ingresado desde la córnea a través de la superficie 19) y la lente cristalina (ingresada desde el humor acuoso a través de la superficie 20) . Las separaciones de las superficies oculares son tratadas de manera similar a las separaciones de las superficies de la lente TABLA 12 Curvatura Distancia Indice de Superficie [1/tn] [mm] refracción n 18 (-100, -80) 0.6 1.38 19 (-100, -80) (2.0, 4.0) 1.34 20 (-100, -80) (3.0, 5.0) 1.42 Los valores NA y S de las tablas 11A-B se calcularon utilizando este modelo del tejido ocular. Modelos relacionados del ojo tienen como resultado mediciones de aberración comparables.

En un aspecto adicional separado, algunas implementaciones del diseño óptico de todo el sistema de entrega de láser 1 se pueden simplificar dejando algunas de las distorsiones y curvaturas de campo sin corregir a través de medios ópticos.

La figura 16 ilustra que, en algunos sistemas, este principio de diseño haría que la precisión de la posición del sistema quirúrgico sea menos conveniente. Los puntos cuadrados indican la posición de la mancha focal a medida que un espejo del escáner XY 300 escanea en graduaciones de 1 grado y el escáner Z 450 escanea la profundidad focal Z moviendo el Expansor de Haz Móvil 500 en graduaciones de 5 mm. Visiblemente, el "plano focal" definido como las ubicaciones escaneadas XY de la mancha focal mientras se mantiene constante la profundidad focal Z, es curvo. En la periferia lateral, la profundidad de corte es más superficial, consistente con el comportamiento conocido de las lentes con curvatura de campo no corregida.

De igual forma, si los espejos del escáner XY 300 se mantienen fijos y el escáner Z 450 escanea la profundidad focal Z, la posición lateral de la mancha focal cambia. Complicando aún más el diseño, ni la posición XY lateral radial ni la profundidad focal Z muestra una dependencia lineal sobre las posiciones respectivas del escáner. En el plano XY, estas distorsiones se denominan distorsiones de barril o cojín. (En muchas implementaciones , la tercera coordenada, el ángulo azimutal del escáner XY 300, se transfiere sin cambios al ángulo azimutal de las posiciones focales, y por lo tanto se suprimirá) .

La figura 17 ilustra la manera en que algunas implementaciones del sistema de entrega de láser 1 ofrecen nuevas soluciones computacionales a los retos descritos. Las coordenadas del escáner son proporcionadas en coordenadas esféricas {?,?,f), donde ? es la posición del escáner Z 450, ? es un ángulo de inclinación del escáner XY 300 desde el eje óptico, y f es el ángulo azimutal. Las posiciones de la mancha focal son proporcionadas por las coordenadas focales cilindricas (z, r, <j>) , z es la profundidad focal Z, r es la distancia radial desde el eje óptico y f es el ángulo azimutal.

El ángulo azimutal de la posición focal esencialmente puede ser el mismo que el ángulo azimutal de los escáneres y, por lo tanto, no se muestra. Las coordenadas restantes del escáner XY y Z {?,?) se pueden discret izar dentro de sus intervalos de escaneo respectivos, definiendo una rejilla de escaneo y una matriz de escáner correspondiente C±j, definido como Cj = (?±, Xj) ¦ Si las coordenadas de escáner reales asumen un valor (???, Xjo) , entonces la matriz de escaneo C±j es 1 en este par particular (iO, jo) y cero para todos los otros pares (i, j) .

De manera similar, las posiciones de la mancha focal se pueden caracterizar por una matriz focal bidimensional Skl, donde Skl está relacionado con las coordenadas focales de profundidad Z y radiales discret izadas (zkl r ) . En términos de la matriz de escáner C±j y matriz focal Ski, el rendimiento óptico del sistema de entrega de láser 1 se puede caracterizar con una matriz de transferencia de cuatro dimensiones Tijki, la cual expresa la manera en que las coordenadas de escáner (d,Xj) se transforman en las coordenadas focales (zk, r;J en general: S=TC, o a detalle: S =YT C (5) ij Aunque la matriz de transferencia Tijkl representa una conexión lineal entre la matriz de escáner C±j y la matriz focal Ski, en algunas otras implementaciones puede existir una relación no lineal entre la matriz de escáner Cij y la matriz focal Ski¦ En esas implementaciones la ecuación (5) es reemplazada por una conexión no lineal.

El sistema de entrega de láser 1 se puede diseñar para optimizar los elementos de la matriz de transferencia G mediante el trazo computacional de rayos, calibración física o una combinación de ambos. Una implementación de un método de calibración física se describe en la solicitud de patente EUA US20090131921, la cual se podría utilizar para dicho propósito .

Típicamente, la matriz de transferencia T se puede invertir y también se puede utilizar para crear la matriz de transferencia inversa, T'1 , la cual conecta elementos de la matriz focal Ski con la matriz de escáner (¾ .

De manera alternativa, en algunas modalidades, la matriz de transferencia inversa T'1 se puede determinar directamente comenzando un proceso de diseño computacional con la matriz focal deseada Skl en la región objetivo y utiliza, por ejemplo, el trazo de rayos para reconstruir la matriz de escáner correspondiente Cij.

Las figuras 17-18 ilustran dichas relaciones. Estas figuras son nomogramas que ilustran cuáles coordenadas de escáner (??,??) pueden sintonizar el escáner XY 300 o el escáner Z 450 para enfocar el haz a las coordenadas focales (zk, ri) , mostradas en los ejes z y r.

La figura 17 muestra el ángulo de inclinación ? del escáner XY 300, correspondiente a las coordenadas focales (z,r) . Como un ejemplo, para lograr una profundidad Z de z=6 mm y una posición radial de r=4 mm, las líneas con guiones indican que se puede utilizar un ángulo de inclinación del escáner XY del ?=6.4.

La figura 18 muestra que, para lograr las mismas coordenadas focales (z,r)=(4, 6) , se puede utilizar una posición de escáner Z =15.5 mm. Computacionalmente , los nomogramas se pueden almacenar en una memoria de computadora como tablas de búsqueda. Valores entre las coordenadas de búsqueda almacenadas pueden ser determinados rápidamente por interpolación lineal o cuadrática bidimensional .

El conocimiento de la matriz de transferencia T y su inversa T'1 permite que modalidades del sistema de entrega de láser 1 corrijan las aberraciones de la figura 16 a través de métodos computacionales en lugar de métodos ópticos. Estas modalidades pueden incluir un controlador computacional, el cual puede controlar al menos uno del escáner XY 300 y el escáner Z 450 para controlar una distorsión óptica del sistema de entrega de láser 1.

La figura 19 ilustra que, por ejemplo, si se desea escanear a lo largo de un patrón de escaneo con distorsión óptica reducida en una región objetivo, por ejemplo, a lo largo de un plano focal plano a una profundidad focal Z predeterminada z, el controlador computacional puede ejecutar los pasos del siguiente método de control computacional 900: (910) : recibir al menos uno de coordenadas focales de entrada (zk, ri) y elementos de una matriz focal Ski correspondientes a un patrón de escaneo con distorsión óptica reducida en la región objetivo; (920) : calcular, o recordar a partir de una memoria almacenada, al menos una de las coordenadas de escáner (d,Zj) y los elementos de la matriz de escáner (¾, correspondientes a las coordenadas focales de entrada (zk, ri) o elementos de la matriz focal Ski, utilizando una matriz de transferencia inversa predeterminada ( '1)^^; y (930) : controlar al menos uno del escáner Z 450 y el escáner XY 300 de acuerdo con las coordenadas de escáner calculadas [?,?-j) para escanear la mancha focal de acuerdo con las coordenadas focales de entrada (?k, ri) o elementos de la matriz focal Ski · Los sistemas de entrega de láser que tienen dicho controlador computacional pueden reducir una distorsión óptica con relación a los mismos sistemas de láser o similares sin dichos controladores . El grado de reducción puede ser tanto como el 10% en algunas modalidades, y tanto como el 30% en otras modalidades. La distorsión óptica reducida puede ser cualquiera de una aberración, una curvatura de campo, una distorsión de barril, una distorsión de cojín, un plano focal curvo, y una línea de escaneo doblada, destinados a ser paralelos al eje Z.

En algunas implementaciones , el controlador computacional ejecuta estas funciones en cooperación con los otros bloques del sistema de entrega de láser, incluyendo el Precompensador 200, el Escáner XY 300, el Escáner Z 450 y el Objetivo 700, posiblemente utilizando cualquiera de sus características antes descritas.

El número de posibles implementaciones análogas es muy grande, basándose en el principio del control computacional para reducir las aberraciones ópticas. Por ejemplo, el controlador computacional, en algunas modalidades, puede tener la capacidad para escanear la mancha focal sobre un plano focal con una curvatura por debajo de un valor de curvatura crítico. En algunas otras implementaciones , superficies con formas predeterminadas pueden ser escaneadas con una operación apropiada del controlador computacional .

Aunque este documento contiene muchos puntos específicos, estos no debieran ser interpretados como limitaciones en el alcance de una invención o de lo que se puede reclamar, sino más bien descripciones de características específicas de modalidades particulares de la invención. Algunas características que se describen en este documento en el contexto de modalidades separadas también se pueden implementar en combinación en una sola modalidad. Por el contrario, diversas características que se describen en el contexto de una sola modalidad también se pueden implementar en múltiples modalidades de manera separada o en cualquier sub-combinación conveniente. Además, aunque las características pudieron ser descritas anteriormente como actuando en ciertas combinaciones e incluso inicialmente reclamadas como tales, una o más características de una combinación reclamada pueden, en algunos casos, ser extraídas de la combinación, y la combinación reclamada puede ser dirigida a una sub-combinación o una variación de una sub-combinación.

Se describe un número de implementaciones de técnicas, aparatos y sistemas quirúrgicos de láser guiados por generación de imagen. Sin embargo, variaciones y mejoras de las implementaciones descritas, así como otras implementaciones se pueden realizar con base en lo que se ha descrito.

Claims (15)

NOVEDAD DE LA INVENCION Habiendo descrito el presente invento, se considera como una novedad y, por lo tanto, se reclama como prioridad lo contenido en las siguientes: REIVINDICACIONES

1.- Un sistema de láser para cirugía oftálmica, que comprende : una fuente de láser para generar un haz láser de impulsos; un escáner XY, para recibir el haz láser de impulsos, y para emitir un haz de escaneo XY, escaneado en dos direcciones transversales a una dirección Z; un escáner Z en un alojamiento de escáner, para recibir el haz de escaneo XY, y para emitir un haz de escaneo XYZ, escaneado adicionalmente en la dirección Z; un espejo para desviar el haz de escaneo XYZ recibido desde el escáner Z; y un objetivo en un alojamiento de objetivo, para recibir el haz de escaneo XYZ desviado; y para enfocar el haz de escaneo XYZ recibido sobre una región objetivo, en donde el alojamiento de escáner está separado del alojamiento de objetivo.

2. - El sistema de láser de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque: el alojamiento del escáner está separado del alojamiento del objetivo en al menos uno de forma mecánica y forma funcional.

3. - El sistema de láser de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el escáner Z comprende : un bloque de primer expansor de haz ; y un escáner de haz móvil, en donde el bloque de primer expansor de haz puede ser uno de un bloque fijo y un bloque móvil.

4. - El sistema de láser de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque: el escáner Z está configurado para escanear una profundidad focal Z del haz de escaneo XYZ emitido en la región objetivo dentro de un rango de escaneo Z de 5 mm a 10 mm.

5. - El sistema de láser de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque: el escáner Z está configurado para escanear una profundidad focal Z del haz de escaneo XYZ emitido en la región objetivo dentro de un rango de escaneo Z de 0 mm a 15 mtn .

6. - El sistema de láser de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque: el escáner Z opera para modificar esencialmente de forma independiente una abertura numérica NA del haz de escaneo XYZ emitido; y una profundidad focal Z del haz de escaneo XYZ emitido .

7. - El sistema de láser de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque: el haz de escaneo XYZ emitido tiene una aberración geométrica y una aberración de difracción, y una aberración total igualando una suma de la aberración geométrica y la aberración de difracción; la aberración total tiene un valor óptimo en una abertura numérica óptima NAopt(z) para una profundidad focal Z ; en donde la abertura numérica NA del escáner Z se puede ajustar a la abertura numérica óptima NAopt(z) para la profundidad focal Z correspondiente.

8. - El sistema de láser de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque: la aberración total óptima se caracteriza por una medición de aberración óptima, la medición de aberración óptima es una de un máximo de una relación Strehl S, o un mínimo de uno de un radio de mancha focal f, un error de frente de onda RMS ?, y un coeficiente de aberración esférica a40.

9. - El sistema de láser oftálmico de conformidad con la reivindicación 8, caracterizado porque: la medición de aberración óptima corresponde a uno de cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), en las ubicaciones (z, r) , todo en milímetros, a cualquier ángulo azimutal , en donde z denota una distancia a lo largo del eje óptico y r denota la coordenada cilindrica correspondiente; y el (0, 0) del sistema de coordenadas cilindricas denota un punto frontal y central de la región objetivo.

10. - El sistema de láser oftálmico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque: el haz de escaneo XYZ emitido tiene una aberración geométrica, una aberración de difracción, y una aberración total igualando una suma de la aberración geométrica y la aberración de difracción; y una abertura numérica NA del escáner Z es ajustable para reducir, a una profundidad focal Z, la aberración total del sistema de láser por al menos un porcentaje P (EscánerAntesObjetivo) con relación a una aberración total de un sistema de láser análogo que tiene un escáner Z no en un alojamiento separado del alojamiento de objetivo; en donde el porcentaje P (EscánerAntesObjetivo) es uno de 20%, 30%, 40% y 50%.

11. - El sistema de láser oftálmico de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque: la aberración total se caracteriza por una medición de aberración, la medición de aberración es una de un radio de mancha focal rf, un error de frente de onda RMS (O, y un coeficiente de aberración esférica a40.

12. - El sistema de láser oftálmico de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque: la medición de aberración total corresponde a uno de cinco puntos de referencia P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), en las ubicaciones (z, r) , todo en milímetros, a cualquier ángulo azimutal f, en donde z denota una distancia a lo largo del eje óptico y r denota la coordenada cilindrica correspondiente; y el (0,0) del sistema de coordenadas cilindricas denota un punto frontal y central de la región objetivo.

13. - El sistema de láser oftálmico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque: una masa del objetivo es más pequeña por un porcentaje P (masa) que la masa de un sistema de láser oftálmico análogo que escanea el haz en la dirección Z ajustando una característica óptica del objetivo, en donde P (masa) es uno de 10%, 50% y 100%.

14. - El sistema de láser oftálmico de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque el sistema de láser oftálmico análogo ajusta la característica óptica por al menos uno de : el escáner Z integrado en el objetivo; un expansor de haz móvil que está integrado en el objetivo; y una o más lentes de escaneo móviles que están integradas en el objetivo.

15. - El sistema de láser oftálmico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque: el escáner Z está configurado para reducir la abertura numérica a medida que aumenta la profundidad focal .