MX2012015259A

MX2012015259A - Metodo y aparato para integracion de la cirugia de catarata con cirugia de glaucoma o astigmatismo.

Info

Publication number: MX2012015259A
Application number: MX2012015259A
Authority: MX
Inventors: Tibor Juhasz; Ronald M Kurtz
Original assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2010-06-24
Filing date: 2011-06-23
Publication date: 2013-02-12
Also published as: WO2011163508A2; JP5878527B2; WO2011163508A3; TW201206406A; KR20130119417A; JP2013529977A; US20100324543A1; RU2013103098A; RU2580749C2; AU2011270788B2; BR112012033111A2; TWI572347B; CA2801929A1; EP2585013A4; CN103037821A; EP2585013A2; CN103037821B

Abstract

Un método para cirugía ocular integrada puede incluir determinar una región objetivo de catarata en un cristalino del ojo; aplicar pulsos de láser para cataratas para fotodisrupción de una porción de la región objetivo de catarata determinada; determinar una región objetivo de glaucoma o una región de objetivo de astigmatismo en una región periférica del ojo; y aplicar los pulsos de láser quirúrgico para crear una o más incisiones en la región objetivo para glaucoma o astigmatismo mediante fotodisrupción; en donde las etapas del método se realizan dentro de un procedimiento quirúrgico integrado. Los pulsos de láser pueden aplicarse antes de una incisión sobre una córnea del ojo. El procedimiento quirúrgico integrado puede implicar utilizar la misma fuente de láser pulsada para tres funciones: para la fotodisrupción de la región objetivo, para hacer una incisión sobre la cápsula del cristalino y para hacer una incisión sobre la córnea del ojo.

Description

MÉTODO Y APARATO PARA INTEGRACIÓN DE LA CIRUGÍA DE CATARATA CON CIRUGÍA DE GLAUCOMA O ASTIGMATISMO ANTECEDENTES Este documento de patente se refiere a técnicas, aparatos y sistemas para la integración de la cirugía de cataratas con cirugía de glaucoma o astigmatismo.

La cirugía de cataratas es uno de los procedimientos oftálmicos realizados más comunes. El objetivo principal de la cirugía de cataratas es la remoción del cristalino defectuoso y reemplazo con una lente artificial o lente infraocular (IOL) que restaura parte de las propiedades ópticas del cristalino defectuoso. Generalmente, la IOL es capaz de mejorar la transmisión de luz, y reduce la dispersión, la absorción o ambos.

Una forma ampliamente practicada de cirugía de cataratas implica la facoemulsificación por ultrasonido. Durante este tipo de cirugía se entra al cristalino del ojo a través de una incisión con una faco sonda. La sonda genera ultrasonido que fragmenta el cristalino en pequeñas fracciones, llevando a su emulsificación . Notablemente, este procedimiento por mucho tiempo no ha tenido cambios ante los últimos veinte años. En el curso de la cirugía de cataratas por facoemulsificación, una serie de maniobras quirúrgicas individuales se llevan a cabo, incluyendo (1) Incisión corneal y paracentesis; (2) Inyección de un viscoelástico para mantener la cámara de estructura global y para evitar su colapso; (3) Incisión de cápsula anterior; (4) Creación de capsulorrexis anterior; (5) Hidrodisección del núcleo del cristalino; (6) Fragmentación del núcleo del cristalino por métodos mecánicos y por ultrasonido (7) Aspiración del núcleo del cristalino; (8) Inyección del viscoelástico en la bolsa capsular; (9) Aspiración del material cortical del cristalino; (10) Inserción y co-ubicación de la lente intraocular; (11) Remoción del viscoelástico; y (12) Examinación de la integridad de la herida corneal, posible co-ubicación de sutura. Algunas de estas etapas son necesarias por el hecho de que el ojo se abre durante la cirugía del ojo y se entra físicamente con instrumentos para fragmentar y remover el cristalino.

La cirugía de cataratas realizada de esta manera implica un alto nivel de destreza por parte del cirujano y el equipo especializado y los suministros, muchos de los cuales requieren la asistencia de una enfermera instrumentista. Debido a que cada etapa se separa de la otra, puede ser difícil coordinar óptimamente las etapas éntre sí durante el procedimiento .

COMPENDIO DE LA INVENCIÓN Brevemente y en general, la implementación de la presente invención incluye un método para cirugía ocular integrada, que incluye las etapas de: determinar la región de cataratas objetivo en un cristalino del ojo; aplicar pulsos de láser para cataratas para realizar una fotodisrupción de una porción de la región de catarata objetivo determinada; determinar una región de glaucoma objetivo en una región periférica del ojo; y aplicar pulsos de láser para glaucoma para crear una o más incisiones en la región de glaucoma objetivo por fotodisrupción; en donde las etapas del método se realizan dentro de un procedimiento quirúrgico integrado.

En algunas implementaciones, la aplicación de la etapa de pulsos de láser para cataratas se realiza antes de aplicar la etapa de pulsos de láser para glaucoma.

En algunas implementaciones, la aplicación de la etapa de pulsos de láser para cataratas se realiza después de aplicar la etapa de pulsos de láser para glaucoma.

En algunas implementaciones, la aplicación de la etapa de pulsos de láser para cataratas se realiza al menos parcialmente de manera concurrente con la aplicación de la etapa de pulsos de láser para glaucoma.

En algunas implementaciones, la aplicación de la etapa de pulsos de láser para glaucoma puede incluir aplicar pulsos de láser en al menos uno de esclera, una región limbar, una porción de ángulo ocular, o una raíz del iris.

En algunas implementaciones, la aplicación de la etapa de pulsos de láser para glaucoma puede incluir aplicar pulsos de láser de acuerdo con un patrón en relación con al menos una de trabeculoplastía, iridotomia o iridectomia.

En algunas implementaciones , la aplicación de la etapa de pulsos de láser para glaucoma puede incluir aplicar pulsos de láser para formar por lo menos uno de un canal de drenaje y una abertura para el flujo de salida de humor.

En algunas implementaciones, el método incluye insertar un dispositivo implantable en uno de los canales de drenaje o la abertura para el flujo de salida de humor.

En algunas implementaciones, el canal de drenaje y una abertura para el flujo de salida de humor se configura para conectar una cámara anterior de un ojo quirúrgico a una superficie del ojo quirúrgico, permitiendo así una reducción de una presión infraocular del humor acuoso en el ojo quirúrgico .

Algunas implementaciones pueden incluir utilizar un láser para la aplicación tanto de los pulsos de láser para cataratas como los pulsos de láser para glaucoma.

En algunas implementaciones, la aplicación de la etapa de pulsos de láser para glaucoma comprende: aplicar los pulsos de láser para glaucoma en una región de glaucoma objetivo optimizada, en donde una ubicación de la región de glaucoma objetivo optimizada se selecciona para dispersar los pulsos de láser para glaucoma menores que una esclera del ° 3 ° r Y para interrumpir una trayectoria óptica del ojo por el canal de drenaje formado a una menor distancia que un canal de drenaje centralmente formado.

En algunas implementaciones la región de glaucoma objetivo es una de una región limite de limbo de la esclera o una región intersección del limbo de la córnea.

En algunas implementaciones, la aplicación de la etapa de pulsos de láser para glaucoma comprende: aplicar los pulsos de láser para glaucoma para formar un canal de drenaje en una dirección seleccionada para optimizar los requisitos en conflicto de la dispersión de los pulsos de láser para glaucoma a una menor cantidad que una esclera del ojo, y la perturbación del ojo de la trayectoria óptica a una menor distancia que un canal de drenaje centralmente formado.

En algunas implementaciones, determinar una colocación de los pulsos de láser para cataratas y una colocación de los pulsos de láser para glaucoma pueden realizarse en una manera coordinada.

En algunas implementaciones, el método puede incluir formación de imágenes de una fotodi,srupción lograda por los pulsos de láser para cataratas; y determinar al menos las porciones de la región de glaucoma objetivo en respuesta a la fotodisrupción formada por imágenes.

En algunas implementaciones, el método puede incluir la formación de imágenes de una fotodisrupción mediante los pulsos de láser para glaucoma; y determinar al menos porciones de la región de catarata objetivo en respuesta a la fotodisrupción formada por imágenes.

En algunas implementaciones, los pulsos de láser para cataratas se aplican con una longitud de onda de láser para catarata de ?-c; y los pulsos de láser para glaucoma se aplican con una longitud de onda de láser para glaucoma de ?-g .

En algunas implementaciones, los pulsos de láser para cataratas se aplican a través de una superficie de contacto de paciente con cataratas; y los pulsos de láser para glaucoma se aplican a través una superficie de contacto de paciente con glaucoma.

En algunas implementaciones, un sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples puede incluir un láser de propósitos múltiples, configurado para colocar pulsos de láser para cataratas en una región de catarata objetivo, y para colocar pulsos de láser para glaucoma en una región de glaucoma objetivo; y un sistema de formación de imágenes, configurado para formar imágenes de una fotodisrupción provocada por al menos uno de los pulsos de láser para cataratas y los pulsos de láser para glaucoma.

En algunas implementaciones, el sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples puede configurarse para aplicar los pulsos de láser para cataratas en una longitud de onda de láser para catarata ?-c, y para aplicar los pulsos de láser para glaucoma en una longitud de onda de láser para glaucoma de ?-g.

En algunas implementaciones , el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para cataratas a través una superficie de contacto de paciente con cataratas, y para aplicar los pulsos de láser para glaucoma a través una superficie de contacto de paciente con glaucoma.

En algunas implementaciones, el sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para cataratas y los pulsos de láser para glaucoma por el mismo láser.

En algunas implementaciones, un método para cirugía ocular integrada puede incluir las etapas de: determinar la región de cataratas objetivo en un cristalino del ojo; aplicar los pulsos de láser para cataratas para realizar la fotodisrupción de una porción de la región de catarata objetivo determinada; determinar una región de astigmatismo objetivo en una región central, media o periférica del ojo; y aplicar pulsos de láser para corregir astigmatismo para crear una o más incisiones en la región de astigmatismo objetivo mediante fotodisrupción; en donde las etapas del método se realizan dentro de un procedimiento quirúrgico integrado.

En algunas implementaciones, el método puede incluir formación de imágenes de una fotodisrupción lograda por los pulsos de láser para cataratas; y determinar al menos una porción de una región de astigmatismo objetivo en respuesta a la fotodisrupción formada por imágenes.

En algunas implementaciones , un sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples puede incluir un láser de propósitos múltiples, configurado para colocar los pulsos de láser para cataratas en una región de catarata objetivo, y colocar los pulsos de láser para astigmatismo en una región de astigmatismo objetivo; y un sistema de formación de imágenes, configurado para formar imágenes de una fotodisrupción provocada por al menos uno de los pulsos de láser para cataratas y los pulsos de láser para astigmatismo.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS La FIGURA 1 ilustra un ojo.

La FIGURA 2 ilustra un núcleo de un ojo.

La FIGURA 3 ilustra las etapas de un método fotodisruptivo .

Las FIGURAS 4A-C ilustran la aplicación del láser quirúrgico en la etapa 320a-b.

Las FIGURAS 5A-G ilustran la creación de las incisiones corneales y capsulares y la inserción de la IOL.

Las FIGURAS 6A-G ilustran diversas implementaciones de la cirugía de cataratas integrada con una cirugía de glaucoma o astigmatismo.

La FIGURA 7 muestra un ejemplo sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes en la cual un módulo de formación de imágenes se proporciona para proporcionar la formación de imágenes de un objetivo en el control del láser.

Las FIGURAS 8-16 muestran ejemplos de los sistemas quirúrgicos de láser guiados por formación de imágenes con diversos grados de integración del sistema quirúrgico por láser y un sistema de formación de imágenes.

La FIGURA 17 muestra un ejemplo de un método para realizar cirugía por láser al demandar un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes.

La FIGURA 18 muestra un ejemplo de una imagen de un ojo desde un módulo de formación de imágenes de tomografia de coherencia óptica (OCT) .

Las FIGURAS 19A-D muestran dos ejemplos de muestras de calibración para calibrar un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes.

La FIGURA 20 muestra un ejemplo para conectar un material de muestra de calibración a una superficie de contacto de paciente en un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes para calibrar el sistema.

La FIGURA 21 muestra un ejemplo de marcas de referencia creadas por un haz de láser quirúrgico sobre una superficie de vidrio.

La FIGURA 22 muestra un ejemplo del proceso de calibración y la operación quirúrgica posterior a la calibración para un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes .

Las FIGURAS 23A-B muestran dos modos de operación de un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes ejemplar que captura imágenes del sub-producto de fotodisrupcion inducido por láser y el tejido objetivo para guiar la alineación por láser.

Las FIGURAS 24-25 muestran ejemplos de operaciones de alineamiento por láser en sistemas quirúrgicos por láser guiados por imágenes.

La FIGURA 26 muestra un sistema quirúrgico por láser ejemplar basado en la alineación por láser utilizando la imagen del sub-producto de fotodisrupcion .

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La FIGURA 1 ilustra la estructura general del ojo 1. La luz incidente se propaga a través de la trayectoria óptica que incluye la córnea 140, la pupila 160, definida por el iris 165, el cristalino 100 y el humor vitreo. Estos elementos ópticos guian la luz en la retina 170.

La FIGURA 2 ilustra un cristalino 200 en más detalle. El cristalino 200 algunas veces se refiere como lente cristalino debido a las proteínas cristalinas a, ß, y ? que constituyen aproximadamente 90% del cristalino. La lente cristalina tiene funciones ópticas múltiples en el ojor incluyendo su capacidad de enfoque dinámico. El cristalino es un tejido único del cuerpo humano que continúa creciendo en tamaño durante la gestación, después del nacimiento y durante toda la vida. El cristalino crece mediante el desarrollo de nuevas células de fibra de cristalino a partir del centro germinal localizado en la periferia ecuatorial del cristalino. Las fibras del cristalino son células grandes, delgadas, transparentes, con diámetros típicamente entre 4-7 mieras y longitudes de hasta 12 mm. Las fibras de cristalino más antiguas se localizan en la parte central dentro del cristalino, formando el núcleo. El núcleo 201 puede además subdividirse en zonas nucleares embriónicas, fetales y adultas. El nuevo crecimiento alrededor del núcleo 201, referido como corteza 203, se desarrolla en capas, regiones o zonas elipsoides concéntricas. Debido a que el núcleo 201 y la corteza 203 se forman en fases diferentes del desarrollo humano, sus propiedades ópticas son distintas. Aunque la lente incrementa en diámetro con el tiempo, puede también experimentar compactación de modo que las propiedades del núcleo 201 y la corteza 203 circundante pueden volverse aún más diferentes (Freel et al BMC Ophthalmology 2003, vol. 3, p. 1)¦ Como resultado de este procedimiento de crecimiento complejo, un cristalino 200 típico incluye un núcleo 201 más duro con un grado axial de aproximadamente 2mm, rodeado por una corteza 203 más suave de ancho axial de l-2mm, contenido por una membrana 205 de cápsula mucho más delgada, de un ancho típico de aproximadamente 20 mieras. Estos valores pueden cambiar de persona a persona en un grado considerable.

Las células de fibra de cristalino experimentan pérdida progresiva de elementos citoplásmicos con el paso del tiempo. Puesto que ninguna vena sanguínea o linfática alcanza el cristalino para suministrar su zona interior, con el avance de la edad la claridad óptica, flexibilidad y otras propiedades funcionales del cristalino algunas veces se deterioran .

La FIGURA 2 ilustra, que en algunas circunstancias, incluyendo exposición ultravioleta a largo plazo, la exposición a radiación en general, la desnaturalización de proteínas del cristalino, efectos secundarios de enfermedades tales como diabetes, hipertensión y edad avanzada, una región del núcleo 201 puede volverse una región 207 de transparencia reducida. La región 207 de transparencia reducida usualmente es una región centralmente localizada del cristalino (Sweeney et al Exp Eye res, 1998, vol. 67, p. 587-95). Esta pérdida progresiva de transparencia a menudo se correlaciona con el desarrollo del tipo de cataratas más común en la misma región, así como también con un incremento de rigidez en el cristalino. Este proceso puede ocurrir con la edad avanzada en una forma gradual desde la porción periférica hasta la porción central del cristalino (Heys et al Molecular Vision 2004, vol. 10, p. 956-63). Un resultado de tales cambios es el desarrollo de presbicia y cataratas que incrementa en gravedad e incidencia con la edad.

La remoción de esta región opaca con transparencia reducida, la región de cataratas, es el objetivo de la cirugía de cataratas. En muchos casos esto hace necesaria la remoción de todo el interior del cristalino, dejando sólo la cápsula del cristalino.

Como referencia en las secciones antecedentes, una cirugía de cataratas a base de facoemulsificación puede sufrir diversas limitaciones. Por ejemplo, una cirugía por ultrasonido puede producir incisiones de la córnea que no se controlan bien en tamaño, forma y ubicación y esto resulta en falta de autosellado de la herida. Tratar con incisiones no controladas puede requerir suturas. La técnica de facoemulsificación también requiere hacer una gran incisión sobre la cápsula, algunas veces hasta de 7mm. El procedimiento especialmente puede dejar extensas modificaciones no pretendidas a su paso: el ojo tratado puede presentar astigmatismo extenso y un error residual o refractivo secundario u otro. Este último a menudo necesita un seguimiento refractivo u otra cirugía o dispositivo. También, el tejido del iris puede desgarrarse por la sonda, o el procedimiento puede causar un prolapso del tejido del iris en la herida. El material de cristalino fragmentado puede ser de difícil acceso, y la implantación de la exposición de IOL. La cirugía por ultrasonido puede también provocar presión en el ojo elevada indeseable debido a los agentes viscoelásticos residuales que bloquean los canales de drenaje del ojo. Además, estos procedimientos pueden conducir a aberturas de cápsula no óptimamente centradas, configuradas o dimensionadas que pueden provocar complicaciones para la remoción del material del cristalino y/o limita la precisión en posicionamiento y colocación de la IOL en el ojo.

Las dos causas de las dificultades y exposiciones anteriores son que la fragmentación del cristalino se lleva a cabo (i) al abrir el ojo mismo, y (ii) en un gran número de etapas separadas, cada una requiriendo la inserción o remoción de herramientas, dejando el ojo abierto entre estas etapas .

Estas y otras limitaciones y riesgos asociados en cirugía de cataratas que utilizan facoemulsíficación han conducido al desarrollo de procedimientos para tratar cataratas sin hacer una incisión en el ojo. Por ejemplo, en la Patente Estadounidense 6,726,679 describe un método para remover la opacidad del cristalino al dirigir los pulsos de láser ultracortos a ubicaciones de las opacidades en el ojo. Este método anterior, sin embargo, no apreció las diversas dificultades con el control del proceso quirúrgico. Además, su utilidad se limitó para casos cuando la condición del ojo fue provocada por problemas distintos de la opacidad del cristalino. Por ejemplo, en el caso del error refractivo concomitante, se requirieron procedimientos separados.

Las implementaciones de la presente solicitud describen métodos y un aparato para realizar cirugía de cataratas que supera los dos problemas descritos en lo anterior. Las implementaciones llevan a cabo la disrupción del cristalino (i) sin abrir el ojo, y (ii) en un procedimiento integrado simple. Además, las implementaciones proporcionan buen control del procedimiento quirúrgico, reduce el potencial de error, disminuye la necesidad para asistencia técnica adicional, y mejora la efectividad de la cirugía. Los métodos y aparato para la cirugía de cataratas descrita en la presente solicitud pueden implementarse para remover el cristalino de un ojo e integrar la remoción del cristalino con otra etapa quirúrgica, llevando a cabo todo el procedimiento en una manera coordinada y eficiente.

La entrada física en el ojo puede evitarse al aplicar fotodisrupción, utilizando por ejemplo, láseres pulsados cortos. Los operadores de láseres para cirugía ocular son capaces de suministrar el haz de láser en la región del cristalino objetivo para fragmentación con alta precisión. La fragmentación del cristalino a base de fotodisrupción puede implementarse en diversas configuraciones, tales como aquellas descritas en las Patentes Estadounidenses Nos: 4,538,608, 5,246,435, y 5,439,462. Los métodos y aparato descritos actualmente pueden utilizarse para permitir estos y otros métodos de fragmentación de cristalino a base de fotodisrupción para realizarse junto con, e integrarse con otras etapas quirúrgicas requeridas en cirugía de cataratas que incluye la etapa de abrir el ojo y/o cápsula, la etapa de remover el material cristalino fragmentado y la etapa de insertar un lente artificial en el espacio dejado por el cristalino fragmentado removido.

Las FIGURAS 3-4C ilustran que en una implementación 300 de los métodos presentes, las etapas quirúrgicas para remover una catarata pueden implicar lo siguiente.

La etapa 310 puede implicar determinar una región quirúrgica objetivo en un ojo. En varias de las modalidades descritas, la región objetivo puede ser el núcleo, o una región relacionada con el núcleo que desarrolló una catarata. Otras modalidades pueden dirigirse a otras regiones.

La FIGURA 4A ilustra que en algunos aspectos de la etapa 310 la determinación de la región quirúrgica objetivo implica determinar los límites de la región objetivo, tal como el límite 402 del núcleo. Esta determinación puede implicar crear un conjunto de burbujas en la sonda 404 dentro del cristalino con pulsos de láser, y observar su crecimiento o dinámica. Las burbujas en la sonda crecen más rápido en la región de la corteza gue es suave, mientras gue las burbujas en la sonda crecen más lento en el núcleo, cuando el núcleo es más duro. Otros métodos pueden también practicarse para inferir en el limite de núcleo 402 a partir de observar las burbujas en la sonda 404, tal como una agitación por ultrasonido y medición de una respuesta a ésta. A partir del crecimiento dinámico observado de las burbujas en la sonda 404 la dureza del material circundante puede inferirse: esto es un método muy adecuado para separar el núcleo más duro de la corteza más suave, identificando así los límites del núcleo .

La etapa 320a puede implicar alterar la región objetivo sin tener que hacer una incisión en el ojo. Esto se logra al aplicar pulsos de láser en un procedimiento integrado a la región objetivo.

Uno de los aspectos en el cual la etapa 320a se refiere como un procedimiento integrado es que la etapa 320a logra el efecto equivalente de cinco de las etapas de la cirugía por ultrasonido descrita en lo anterior: (1) Incisión de córnea y la paracentesis; (3) Incisión de la cápsula anterior; (4) Creación de la capsulorrexis anterior; (5) Hidrodisección del núcleo de cristalino; (6) Fragmentación del núcleo del cristalino por métodos mecánicos y por ultrasonido.

Los aspectos de la etapa 320a incluyen lo siguiente, (i) puesto que la lente no está abierta para la disrupción del cristalino, la trayectoria óptica no se perturba y el haz de láser puede controlarse con alta precisión para golpear la región objetivo pretendida con alta precisión, (ii) Además, puesto que no se insertan objetos físicos en las incisiones del ojo, las incisiones no se rompen adicionalmente por la inserción y extracción del objeto físico, en una manera difícil de controlar. (iii) Puesto que el ojo no se abre durante el proceso de disrupción, el cirujano no tiene que manejar los fluidos en el ojo abierto, que de otro modo podrían filtrarse y podrían requerir reemplazo por ejemplo, con la inyección de fluidos viscosos, como en la etapa (2) de la cirugía por ultrasonido.

En un proceso de fragmentación de cristalino inducido por láser, los pulsos de láser ionizan una porción de las moléculas en la región objetivo. Esto puede conducir a una avalancha de procesos de ionización secundarios por encima de un "umbral de plasma". En muchos procedimientos quirúrgicos una gran cantidad de energía se transfiere a la región objetivo en ráfagas cortas. Estos pulsos de energía concentrados pueden gasificar la región ionizada, conducción de la formación de burbujas de cavitación. Estas burbujas pueden formarse con un diámetro de unas cuantas mieras y expandirse con velocidad supersónica a 50-100 mieras. A medida que la expansión de las burbujas desacelera a velocidades supersónicas, puede inducir ondas de choque en el tejido circundante, provocando una disrupcion secundaria.

Tanto las burbujas mismas como las ondas de choque inducidas llevan a cabo uno de los objetivos de la etapa 320a: la disrupcion, fragmentación o emulsificación del núcleo 201 sin tener que hacer una incisión sobre la cápsula 205.

Se ha observado que la fotodisrupción disminuye la transparencia de la región afectada. Si la aplicación de los pulsos de láser comienza con enfocar los pulsos en la región frontal o anterior del cristalino y después el foco se mueve más profundo hacia la región posterior, las burbujas de cavitación y el tejido de transparencia reducida acompañante pueden estar en la trayectoria óptica de los pulsos de láser subsecuentes, bloqueando, atenuando o dispersándolos. Esto puede disminuir la precisión y control de la aplicación de los pulsos de láser subsecuentes, asi como también reducir el pulso de energía actualmente suministrado a las regiones posteriores más profundas del cristalino. Por lo tanto, la eficiencia de un procedimiento quirúrgico ocular por láser puede mejorarse por métodos en los cuales las burbujas generadas por pulsos de láser anteriores no bloqueen la trayectoria óptica de los pulsos de láser subsecuentes.

Una manera posible para anticiparse a las burbujas generadas previamente al oscurecimiento de la trayectoria óptica de los pulsos de láser aplicados subsecuentemente es primero aplicar los pulsos en una región más posterior del cristalino, y después mover el punto focal hacia las regiones anteriores del cristalino.

La técnica de la Patente Estadounidense No. 5,246,435 no apreció diversas dificultades asociadas con los procesos relacionados. Estos problemas incluyen que las burbujas generadas en la corteza a menudo se propagan sin control debido a la baja dureza y la naturaleza más viscosa de la corteza. De este modo, si un láser se aplica a la parte posterior del cristalino, en donde se encuentra la porción posterior de la corteza, el cirujano creará burbujas que se extenderán rápidamente y sin control sobre grandes áreas, oscureciendo muy posiblemente la trayectoria óptica.

La etapa 320b es una ilustración de una manera mejorada de llevar a cabo la etapa 320a: al enfocar los pulsos de láser quirúrgico a una región más posterior del núcleo 401 y mover el punto focal en una dirección anterior dentro del núcleo 401.

La FIGURA 4B ilustra que las modalidades del presente método utiliza el conocimiento aproximado de los límites 402 del núcleo 401, que se determinaron en la etapa 310. La etapa 320b evita que las burbujas previamente generadas oscurezcan la trayectoria óptica de los pulsos de láser subsecuentemente aplicados (por ejemplo, por expansión sin control en la corteza 403) al aplicar primero los pulsos 412-1 en una región más posterior 420-1 del núcleo 401. Esto es seguido por la aplicación de los pulsos 412-2 de láser subsecuentes a una región 420-2 en el núcleo 401, el cual es anterior a la región 420-1, en donde los pulsos 412-1 de láser se aplicaron previamente.

Puesto de otra manera: el punto focal de los pulsos 412 de láser se mueven de una región posterior a una región anterior del núcleo 401.

Un aspecto de las etapas 320a y 320b es que los pulsos de láser se aplican con una potencia que es suficientemente fuerte para lograr la foto-disrupción deseada del cristalino, pero no lo suficientemente fuerte para provocar la disrupción o de otra forma dañar en otras regiones, tal como en la retina. Además, las burbujas se colocan lo suficientemente cerca para provocar la foto-disrupción deseada, pero no demasiado cerca para que se combinen las burbujas creadas, y formar una burbuja mayor la cual puede crecer y prepararse sin control. El umbral de potencia para lograr la disrupción puede referirse a un "umbral de disrupción", y el umbral de potencia para provocar la propagación indeseada de las burbujas de gas puede referirse como un "umbral de dispersión".

Los umbrales superior e inferior anteriores poseen limitaciones sobre los parámetros de los pulsos de láser tal como su potencia y separación. La duración de los pulsos de láser puede también tener umbrales de disrupción y de dispersión análogos. En algunas implementaciones la duración puede variar en el margen de 0.01 picosegundos a 50 picosegundos . En algunos pacientes se lograron resultados particulares en el margen de duración de pulso de 100 femtosegundos a 2 picosegundos. En algunas implementaciones, la energía de láser por pulso puede variar entre los umbrales de 1 J y 25 iJ . El índice de repetición de pulso de láser puede variar entre los umbrales de 10 kHz y 100 MHz.

La energía, separación objetivo, duración y frecuencia de repetición de los pulsos de láser también puede seleccionarse de acuerdo con una medición preoperatoria de las propiedades ópticas o estructurales del cristalino. Alternativamente, la selección de la energía láser y la s'eparación objetivo pueden basarse en una medición preoperatoria de las dimensiones generales del cristalino y el uso de un algoritmo dependiente de la edad, cálculos, mediciones de la parte muerta o base de datos.

Cabe señalar que las técnicas de disrupción por láser desarrolladas para otras áreas del ojo, tal como la córnea, no pueden practicarse sobre el cristalino sin modificación sustancial. Una razón de esto es que la córnea es una estructura altamente estatificada, que inhibe la propagación y movimiento de burbujas de manera muy eficiente. De este modo, la propagación de burbujas plantea desafios cualitativamente inferiores en la córnea que en las capas suaves del cristalino incluyendo el núcleo mismo.

La FIGURA 5A también ilustra las etapas 320a-b. En una numeración análoga, el haz 512 de láser puede provocar la disrupción del núcleo 501 dentro del cristalino 500 al formar burbujas 520, en donde el haz 512 de láser se aplica con parámetros de láser entre los umbrales de disrupción y dispersión, moviendo su punto focal en una dirección posterior a anterior.

La etapa 330 puede implicar hacer incisiones sobre la córnea y sobre la cápsula. Estas incisiones sirve al menos para dos propósitos: abrir una trayectoria para la remoción de núcleos con disrupción y el otro material del cristalino, y para inserción subsecuente de la IOL.

Las FIGURAS 5B-C ilustran crear una incisión sobre la cápsula 505 del cristalino 500, algunas veces referida como una capsulotomia . En la etapa 330 el haz 512 de láser puede enfocarse sobre la superficie de la cápsula, de tal manera que las "burbujas en la capsulotomia" 550 creadas son suficientes para la disrupción de la cápsula 505, en efecto perforándola. La FIGURA 5B muestra una vista lateral del ojo y la FIGURA 5C una vista frontal del cristalino 500 después de que un anillo de las "burbujas en la capsulotomia" 550 se han creado, definiendo una incisión 555 capsular. En algunas implementaciones un circulo completo de estas burbujas 550 se forma, y la tapa en forma de disco de la cápsula, es decir, la incisión 555 capsular, simplemente se remueve. En otras implementaciones, un circulo incompleto se forma sobre la cápsula 505, la tapa permanece conectada a la cápsula, y al final del procedimiento la tapa puede restaurarse a su ubicación original.

La incisión 555 capsular similar a un disco, definida por la perforación mediante las burbujas en la capsulotomia 550, puede entonces levantarse y removerse por un instrumento quirúrgico en una etapa posterior que supera la resistencia mínima del tejido 505 de cápsula perforada.

Las FIGURAS 5D-E ilustran la creación de una incisión sobre la córnea 540. El haz 512 de láser puede aplicarse para crear una cadena de burbujas, que crea una incisión a través de la córnea 540. Esta incisión puede no ser un círculo completo sino una tapa, o aleta solamente, que puede volver a cerrarse al final del procedimiento.

Nuevamente, la aplicación del haz de láser quirúrgico en efecto perfora la córnea para definir la tapa de la córnea, de modo que en una etapa subsecuente la tapa de la córnea puede separarse fácilmente del resto de la córnea y levantarse para permitir la entrada física en el ojo.

En algunas implementaciones , la incisión de la córnea puede ser una incisión de plano múltiple, o "de válvula" como se muestra en la vista lateral de la FIGURA 5E (no se encuentra escala) . Tal incisión puede auto-sellarse y contiene el fluido dentro del ojo mucho mejor después de que se termine el procedimiento quirúrgico. Además, tales incisiones se curan mejor y son más fuertes, dado el solapamiento más extenso de los tejidos de la córnea, en donde la curación no se ve obstaculizada al enfrentarse con un desgarre.

Estas FIGURAS 5A-E ilustran bien las diferencias entre las incisiones en las cirugías por ultrasonido y las cirugías fotodisruptivas actualmente descritas.

Las incisiones en las cirugías por ultrasonido se hacen al desgarrar mecánicamente el tejido objetivo con un fórceps, tal como la córnea y la cápsula: la así llamada técnica de capsulorrexis curvilínea. Además, el lado de las incisiones en las cirugías por ultrasonido se impacta de manera repetida por el movimiento de entrada y salida de diversos dispositivos mecánicos. Por estas razones, los contornos de las incisiones no pueden controlarse muy bien, y las incisiones no pueden hacerse en la manera de auto-sellado antes descrita. De este modo, el método por ultrasonido tiene un control de tamaño muy deficiente y carece del aspecto de auto-sellado de las incisiones de plano múltiple, las cuales son posibles con los tratamientos fotodisruptivos .

Esto se ha demostrado en procedimientos de prueba cuando la creación de una abertura de 5 mm nominalmente se intentó por ambos procedimientos. La incisión creada mediante el desgarre mecánico tuvo un diámetro de 5.88 mm, con una varianza de 0.73 mm. En contraste, con el método fotodisruptivo descrito aquí una abertura con el diámetro de 5.02 mm se logró con una varianza de 0.04 mm.

Estos resultados de prueba demuestran la precisión cualitativamente superior del método fotodisruptivo . La importancia de esta diferencia puede apreciarse por ejemplo, del hecho de que si una incisión de corrección astigmática de una córnea se encuentra fuera solamente por 10-20%, esto negará o incluso contrarrestará mucho de su efecto pretendido, posiblemente requiriendo una cirugía de seguimiento .

Además, el momento en que la córnea se abre por una incisión en el método por ultrasonido, el "humor acuoso de la cámara anterior", es decir, el contenido de fluido del ojo, comienza a escapar, en efecto, el fluido comienza a gotear fuera del ojo.

Esta pérdida de fluido tiene consecuencias negativas, puesto que el humor acuoso juega un papel esencial en sostener la integridad estructural del ojo, levantándolo hacia arriba, algo similar al agua en un balón lleno de agua.

Por lo tanto, se tiene que realizar un esfuerzo considerable para reponer continuamente el escape de fluido del ojo. En cirugías por ultrasonido un sistema controlado por computadora, complejo monitorea y supervisa este manejo de fluido. Sin embargo, esta tarea requiere una habilidad considerable por parte del cirujano mismo.

En contraste, las implementaciones del método actual no abren el ojo para lograr la fotodisrupción . Por esta razón, el manejo de fluido no es una tarea durante la fotodisrupción del cristalino, requiriendo así de este modo menos habilidad por parte del cirujano y menos equipo complej o .

Haciendo referencia nuevamente a la FIGURA 3, la etapa 330 también incluye la remoción del núcleo fragmentado, con disrupción, emulsificado o de otra forma modificado y otro material del cristalino, tal como la corteza más fluida. Esta remoción se lleva a cabo típicamente al insertar una sonda de aspiración a través de las incisiones de la córnea y capsulares, y aspirar el material.

La FIGURA 5F ilustra que la etapa 340 puede incluir insertar un lente intra ocular (IOL) 530 en la cápsula 505 del cristalino, para reemplazar el cristalino original con disrupción. Las incisiones de la córnea y capsulares previamente creadas pueden servir como lumbreras de entrada para la inserción de la IOL. En el método 300 actual las incisiones no se hicieron para acomodar la faco-sonda. Por lo tanto, el posicionamiento de las incisiones, su centralidad y ángulo pueden optimizarse para la inserción de la IOL 530. Las burbujas en la capsulotomia 550 y la incisión de la córnea 555 pueden ser todas desplegadas para optimizar la inserción de la IOL 530. Entonces, la IOL 530 puede insertarse y la abertura en la córnea volver a cerrarse o se deja auto-sellar. La cápsula 505 del cristalino típicamente se envuelve alrededor y acomoda la IOL 530 sin mucha intervención. En los casos cuando la incisión capsular es grande, a menudo se elige una ubicación centrada para la incisión. En los casos cuando la incisión capsular es pequeña, como en el caso de la FIGURA 6 siguiente, puede utilizarse una incisión descentrada.

La FIGURA 5G ilustra que la lente 530 intra ocular puede contener una porción 530-1 "óptica", que puede ser esencialmente una lente y una porción 530-2 "háptica", que puede tener una amplia variedad de dispositivos o mecanismos, cuya función incluye mantener la porción 530-1 óptica en una posición deseada dentro de la cápsula 505. En algunas implementaciones, la porción 530-1 óptica puede ser considerablemente más pequeña que un diámetro de la cápsula 505, que requiere de tales porciones "hápticas" de sujeción. La FIGURA 5G muestra una modalidad en donde la porción 530-2 háptica incluye dos brazos en espiral.

En algunas modalidades, el sistema actual en la unión óptica-háptica se acopla al hacer una o más incisiones en una cápsula anterior.

En algunas implementaciones , la cápsula 505 del cristalino se infla durante la inserción de la IOL de modo que la porción 530-2 háptica pueda colocarse óptimamente. Por ejemplo, la porción 530-2 háptica puede colocarse en los rebajos más periféricos de la cápsula 505, para optimizar la ubicación de centrado y anterior-posterior de la porción 530-1 óptica.

En algunas implementaciones, la cápsula 505 del cristalino se desinfla después de la inserción de la IOL para o llevar la porción anterior y posterior de la cápsula 505 juntos en una forma controlada para optimizar la ubicación de centrado y anterior-posterior de la porción 530-1 óptica.

En algunas implementaciones de las áreas periféricas de cirugía ocular del cristalino descritas en lo anterior se accesan ópticamente mediante un espejo en ángulo.

En algunos casos, puede ocurrir que las regiones periféricas del cristalino 600 puedan no ser ópticamente accesibles. En algunas implementaciones de los métodos actuales estas áreas pueden fragmentarse o disolverse por medios distintos a la fotodisrupción, que incluyen ultrasonido, agua calentada o aspiración.

La FIGURA 6A ilustra una implementación que comparte muchos elementos con las FIGURAS 3-5F, numeradas en forma análoga, la cual no se repetirá aquí. Además, la implementación de la FIGURA 6A contiene un trocar 680. El trocar 680, que esencialmente tiene una forma de cilindro adecuada, puede insertarse a través de la incisión 665 de la córnea, completamente en la cápsula 605 del cristalino a través de la incisión 655 capsular. En algunos casos, el diámetro del trocar puede ser aproximadamente Imm, en otras en el margen de 0.1-2mm.

Este trocar 680 puede ofrecer control mejorado en diversas etapas del · proceso fotodisruptivo anterior. El trocar 680 puede utilizarse para el manejo de fluido, a medida que éste crea un canal controlado para mover fluidos dentro y fuera. En algunas modalidades es posible desplegar el trocar 680 en una manera esencialmente hermética al agua en la incisión 665 de la córnea y la incisión 655 capsular. En estas modalidades, existe una infiltración fuera del trocar 680 y de este modo la necesidad de manera los fluidos fuera del trocar 680 es mínimo también.

Además, los instrumentos pueden moverse dentro y fuera en una manera más segura, más controlada a través del trocar 680. También, el núcleo con foto-disrupción y otros materiales del cristalino pueden removerse de manera más segura, en una forma bien controlada. Finalmente, la IOL puede insertarse a través del trocar 680, conforme algunas IOLs pueden doblarse para tener un tamaño máximo de 2 mm o menos. Estas IOLs pueden moverse a través del trocar 680 que tiene un diámetro ligeramente más grande que aquel de la IOL doblada. Una vez en su lugar, las IOLs pueden doblarse o desempacarse dentro de la cápsula 605 del cristalino 600. Las IOLs también pueden alinearse apropiadamente de modo que se localizarán centralmente y sin una inclinación indeseada dentro de la cápsula 605 del cristalino 600. Además, los procedimientos quirúrgicos por trocar requieren la creación de incisiones muy pequeñas, del orden de 2 mm, en lugar de incisiones del tipo de 7mm utilizadas en la facoemulsificación .

En general, el trocar 680 mantiene un espacio de operaciones parcial o completamente aislado y controlado. Una vez que las operaciones se concluyen, el trocar 680 puede removerse y la incisión 665 de auto-sellado corneal puede curarse en forma efectiva y segura. Al utilizar este método el proceso fotodisruptivo puede restaurar la visión del paciente a un grado máximo posible.

En suma, las modalidades del método fotodisruptivo descrito son capaces y configuradas para llevar a cabo las etapas de fotodisrupcion del núcleo del cristalino de un ojo, o de otra área objetivo (i) sin crear una abertura en el ojo; y (ii) con un proceso integrado simple, en lugar de requerir numerosas etapas llevadas a cabo por dispositivos diferentes y con alta habilidad por parte del cirujano.

Una implementación del aparato actual para cirugía de cataratas puede mantener el volumen ocular al eliminar o disminuir la necesidad de viscoelásticos y puede proporcionar colocación más fácil de una IOL en una bolsa capsular mínimamente alterada, inflada para optimizar la colocación y mantenimiento de la IOL en posición óptimamente centrada y no inclinada. Este proceso puede incrementar la previsibilidad y el funcionamiento óptico y/o refractivo del ojo después de la intervención. Este proceso también reduce la necesidad de asistencia quirúrgica y proporciona una posibilidad para eficiencias operativas, tales como dividir el procedimiento en dos partes que pueden realizarse bajo diferentes niveles de esterilidad, en diferentes salas o incluso en diferentes momentos .

Por ejemplo, el procedimiento con láser puede realizarse en un ambiente no estéril de menos sobrecarga en el primer momento, con la remoción del cristalino y la colocación de la IOL realizada en un ambiente estéril tradicional, tal como una sala de operaciones en un último momento. Alternativamente, puesto que el nivel de experiencia y soporte requerido para la remoción del cristalino y la colocación de la IOL se reduce debido al uso de fotodisrupción, el nivel de requerimientos para el lugar también puede reducirse, con el ahorro en costos, tiempo o conveniencia incrementada resultante (tal como la capacidad para realizar el procedimiento en un entorno de sala de procedimiento similar a una cirugía de LASIK) .

La enfermedad ocular de cataratas discutida en lo anterior coexiste con otro padecimiento del ojo, glaucoma. El glaucoma se asocia con enfermedades del nervio óptico, que resultan de una presión intraocular (IOP) en exceso del humor acuoso. La imagen de cantidad adecuada del humor acuoso puede resultar en una reducción de la IOP en exceso y una inversión de las enfermedades del nervio óptico. La creación de incisiones en una región oftálmica periférica por la aplicación de láser quirúrgico puede liberar la IOP en una base de una sola vez o puede crear un canal de drenaje permanente para estabilizar la IOP a un nivel inferior. De este modo, la cirugía por láser oftálmica ' constituye un procedimiento prometedor para tratar el glaucoma.

En pacientes que tienen cataratas y glaucoma, puede ser benéfico tratar ambas condiciones al mismo tiempo. E incluso en casos cuando los procedimientos no se realizan concurrentemente, puede existir un beneficio en coordinar las incisiones para cada procedimiento para minimizar el potencial de complicaciones y maximiza los resultados exitosos de cada procedimiento.

Las FIGURAS 6B-D ilustran, implementaciones de procedimientos quirúrgicos oftálmicos integrados que realizan procedimientos de catarata y glaucoma ya sea concurrentemente o en una manera integrada o coordinada.

La FIGURA 6B ilustra que en un procedimiento oftálmico integrado un láser 610 quirúrgico pueda utilizarse para aplicar un conjunto de pulsos 612-c de láser para procedimientos de cataratas en el núcleo 601 del cristalino 600 para formar un conjunto de burbujas 620-c de láser para procedimientos de cataratas. Antes, después o concurrentemente con el procedimiento de cataratas, el láser 610 quirúrgico puede aplicar un conjunto de pulsos 612-g de láser para procedimiento de glaucoma a una región periférica del ojo, tal como la esclera, la región limbar, una porción de ángulo ocular, o la raiz del iris. Los pulsos 612-g de láser para procedimiento de glaucoma puede ser parte de cualquier procedimiento para glaucoma conocido, incluyendo trabeculoplastía, iridotomia o iridectomia, entre otros. En cualquiera de estos procedimientos un conjunto de burbujas 620-g de láser para procedimiento de glaucoma se generan en una región oftálmica periférica para crear una o más incisiones o aberturas de acuerdo con diversos patrones.

La FIGURA 6C ilustra que en algunas implementaciones estas incisiones o aberturas pueden formar eventualmente un canal de drenaje o abertura 693 de flujo de salida de humor. En algunas modalidades, un dispositivo 694 implantable puede insertarse en el canal de drenaje para regular el flujo de salida. El dispositivo 694 implantable puede ser un tubo de drenaje simple, o puede contener un controlador o válvula de presión. Su forma puede ser recta o puede tener vueltas, esquinas o codos.

En cualquiera de estas implementaciones , el canal 693 de drenaje o el dispositivo 694 implantable puede conectar una cámara anterior del ojo a una superficie del ojo, facilitando asi la reducción de la presión intra-ocular .

La FIGURA 6B ilustra una implementación del procedimiento oftálmico integrado en donde el láser 610 quirúrgico tiene una superficie de contacto 690 del paciente, que incluye una lente 691 de contacto que puede ser una placa de aplanación plana o una lente curva, asi como también un faldón 692 de sello al vacio que aplica un vacio parcial o al menos inmoviliza parcialmente el ojo para el procedimiento. Si la superficie de contacto 690 del paciente se dimensiona adecuadamente entonces el láser quirúrgico no necesita volver a colocarse o ajustarse. En estas modalidades, un sistema de escaneo x-y o x-y-z puede ser capaz de desviar o dirigir el láser quirúrgico lo suficiente para alcanzar las regiones oftálmicas periféricas del procedimiento del glaucoma.

En procedimientos integrados, la lente 691 de contacto puede cambiarse de una lente 691-c de contacto, optimizada para procedimientos de cataratas a otra lente 691-g de contacto, optimizada para procedimientos de glaucoma.

La esclera dispersa la luz láser incidente fuertemente, evidenciada, por ejemplo, por su color blanco brillante. Por lo tanto, los láseres en la mayoría de las longitudes de onda no son particularmente eficientes para cortar a través de la esclera y formar el canal 393 de drenaje. Replanteado de manera diferente, para crear una incisión trans-escleral, los haces de láser deben tener tales altas energías que puedan provocar disrupción excesiva en el tejido oftálmico.

Para hacer frente a este desafío, en algunos sistemas integrados las longitudes de onda ?-g específicas se identifican en las cuales la absorción y dispersión por la esclera tienen una depresión, punto bajo, o hueco. Los láseres con tales longitudes de onda pueden ser útiles para formar el canal 693 de drenaje en la esclera. Sin embargo, estas longitudes de onda ?-g específicas para glaucoma pueden no ser particularmente adecuadas para los procedimientos de cataratas, los cuales pueden trabajar mejor en longitudes de onda ?-c diferentes.

Por lo tanto, en algunas implementaciones una longitud de onda de operación del láser 610 quirúrgico puede ser capaz de cambiarse de un valor ?-c optimizado por las cataratas a valor ?-g optimizado para glaucoma. En otras implementaciones, los láseres separados pueden utilizarse: uno para el procedimiento de cataratas que opera en la longitud de onda de ?-c, y uno para el procedimiento de glaucoma que opera en la longitud de onda ?-g.

Sin embargo, cambiar la longitud de onda de operación del láser quirúrgico puede ser desafiante, y tener un sistema con dos láseres diferentes puede poseer dificultades para optimizar el rendimiento óptico y mantener los costos del sistema competitivos.

La FIGURA 6D ilustra algunas implementaciones que hacen frente a estas cuestiones al incluir un láser de longitud de onda simple y dirigirlo a regiones que se optimizan para los requerimientos de competencia y parcialmente contradictorios de mantener la dispersión por la región objetivo baja mientras que disminuye la perturbación de la trayectoria óptica.

Una de tales regiones optimizadas puede ser, por ejemplo, una región limite entre la esclera 695 y el limbo 696. La región limite de limbo/esclera puede difundir el haz de láser a una menor cantidad que la esclera misma, esto permite el uso de un láser simple para ambos de los procedimientos de glaucoma y de cataratas con una longitud de onda seleccionada para realizar procedimiento de cataratas lo suficientemente bien pero no necesariamente para disminuir dispersión y absorción por la esclera. Al mismo tiempo, el canal 393 de drenaje en esta región limite del limbo/esclera puede estar en una región suficientemente periférica de modo que perturba la trayectoria óptica y de este modo la visión del paciente solamente a un grado mínimo. Típicamente, la selección objetivo más alejada del eje óptico del ojo puede ser útil en este aspecto. Otras regiones objetivo pueden también representar buenos compromisos entre los requerimientos del glaucoma y la cirugía de cataratas, tal como la intersección de la córnea y el limbo.

Además de su ubicación, la dirección del canal 693 de drenaje puede también impactar la eficacia de la formación del canal 693 de drenaje. Por ejemplo, el canal 693 de drenaje puede dirigirse en una forma que no sea necesariamente perpendicular a la superficie del ojo, sino más bien, se elige para ir a través de aquellas regiones de la esclera que dispersan menos y de este modo requiere solamente pulsos de láser de energía limitada.

La FIGURA 6E ilustra las implementaciones del procedimiento oftálmico integrado en donde el láser 610 quirúrgico es ya sea ajustado entre el procedimiento de cataratas y el procedimiento de glaucoma, o en donde de hecho los láseres separados se utilizan para los dos procedimientos .

La precisión de estos procedimientos puede mejorarse mediante formación de imágenes de las regiones quirúrgicas. Para un procedimiento de cataratas-glaucoma integrado un sistema de formación de imágenes puede integrarse con el sistema quirúrgico por láser como se describe en lo siguiente. El sistema de formación de imágenes puede configurarse para formar imágenes del cristalino 600, la córnea 140, las porciones de ángulo limbar, escleral u ocular del ojo. Las imágenes pueden analizarse para coordinar la formación por incisión para el procedimiento de cataratas y el procedimiento de glaucoma de modo que el rendimiento del procedimiento integrado se optimiza.

Una implementación en donde los dos procedimientos se realizan secuencialmente, una etapa de formación de imágenes puede realizarse después del primer procedimiento para formación de imágenes de las burbujas formadas y la fotodisrupcion lograda en el curso del primer procedimiento. Esta imagen puede ayudar y guiar la colocación de los pulsos de láser del segundo procedimiento.

En particular, si el procedimiento de cataratas se realiza primero, una etapa de formación de imágenes subsecuente puede realizarse para formar las imágenes de la fotodisrupcion causada por los pulsos 612-c de láser para procedimiento de cataratas. Esta imagen puede utilizarse para seleccionar las regiones objetivo en donde los pulsos 612-g de láser para procedimientos de glaucoma se dirigirán. Y por el contrario, si el procedimiento de glaucoma se realiza primero, una etapa de formación de imágenes subsecuente puede realizarse para la formación de imágenes de la fotodisrupcion provocada por los pulsos 612-g de láser para procedimiento de glaucoma. Esta imagen puede utilizarse para seleccionar las regiones objetivo en donde los pulsos 612-c de láser para procedimientos de cataratas se dirigirán.

En una modalidad análoga, en pacientes que tienen cataratas y astigmatismo, puede también ser benéfico tratar ambas condiciones al mismo tiempo. E incluso en casos en donde los procedimientos no se realicen concurrentemente, puede existir un beneficio en coordinar las incisiones para cada procedimiento para minimizar el potencial para complicaciones y maximizar los resultados exitosos de cada procedimiento .

Las FIGURAS 6F-G ilustran implementaciones de procedimientos quirúrgicos oftálmicos integrados que realizan procedimientos de cataratas y astigmatismo ya sea concurrentemente o en una manera integrada o coordinada.

La FIGURA 6F ilustra que en un procedimiento oftálmico integrado un láser 610 quirúrgico puede utilizarse para aplicar un conjunto de pulsos 612-c de láser para procedimientos de cataratas en el núcleo 601 del cristalino 600 para formar un conjunto de burbujas 620-c de láser para procedimientos de cataratas. Antes, después o concurrentemente con el procedimiento de cataratas, el láser 610 quirúrgico puede aplicar un conjunto de pulsos 612-a de láser para procedimiento de astigmatismo a una córnea central, media o periférica, o la región limbar. Este pulso 612-a de láser para procedimiento de astigmatismo puede ser parte de cualquier procedimiento de astigmatismo conocido, incluyendo queratotomia astigmática, incisión limbar relajante o resección corneal en cuña, entre otros. En cualquiera de estos procedimientos un conjunto de burbujas 620-a de láser para procedimiento de astigmatismo puede generarse para crear una o más incisiones o aberturas de acuerdo con diversos patrones para reducir un tipo de astigmatismo corneal.

La FIGURA 6G ilustra una implementación del procedimiento oftálmico integrado con una vista frontal del ojo. Como parte del procedimiento de astigmatismo, una incisión 699-1 y 699-2 limbar relajante puede crearse en una región limbar periférica. Cuando se diseña con el uso de mediciones ópticas de diagnóstico, tales zonas limbares relajantes pueden ser útiles para relajar un astigmatismo del ojo.

En otros aspectos, el procedimiento de astigmatismo-cataratas integrado recién descrito puede tener diversas características análogas al procedimiento de glaucoma-cataratas integrado anterior.

Estas características incluyen (a) utilizar una superficie de contacto de paciente con una lente de contacto o al menos inmovilizar parcialmente el ojo para el procedimiento; (b) utilizar un sistema de escaneo x-y o x-y-z para dirigir el haz de láser de acuerdo con un patrón astigmático; (c) cambiar la lente de contacto entre los procedimientos; (d) cambiar la longitud de onda del láser entre los procedimientos, o utilizar láseres diferentes para los procedimientos; (e) seleccionar la ubicación del procedimiento de astigmatismo para optimizar los requerimientos de la dispersión mínima por la esclera mientras se colocan las incisiones relacionadas con astigmatismo para perturbar la trayectoria óptica al grado más pequeño; y (f) ajustar una posición o una dirección del láser entre los procedimientos.

Además, la precisión del procedimiento de cataratas-astigmatismo integrado puede también mejorarse mediante formación de imágenes en las regiones quirúrgicas al integrar un sistema de formación de imágenes con el sistema quirúrgico por láser. El sistema de formación de imágenes puede configurarse para formar imágenes del cristalino 600, la córnea 140, el limbar, la esclera o la porción de ángulo ocular del ojo. Las imágenes pueden analizarse para coordinar la formación de incisiones para el procedimiento de cataratas y el procedimiento de astigmatismo de modo que la realización de los procedimientos integrados se optimiza.

En implementaciones cuando los dos procedimientos se realizan secuencialmente, una etapa de formación de imágenes puede realizarse después del primer procedimiento para formar imágenes de las burbujas formadas y la fotodisrupción lograda en el curso del primer procedimiento. Esta imagen puede ayudar y guiar la colocación de los pulsos de láser del segundo procedimiento.

En particular, si el procedimiento de cataratas se realiza primero, una etapa de formación de imágenes subsecuente puede realizarse para formar imágenes de la fotodisrupción provocada por los pulsos 612-c de láser para procedimiento de cataratas. Esta imagen puede utilizarse para seleccionar las regiones objetivo en donde los pulsos 612-a de láser para procedimiento de astigmatismo se dirigirán. Y por el contrario, · si el procedimiento de astigmatismo se realiza primero, una etapa de formación de imágenes subsecuente puede realizarse para la formación de imágenes de la fotodisrupción causada por los pulsos 612-a de láser para procedimiento de astigmatismo. Esta imagen puede utilizarse para seleccionar las regiones objetivo en donde los pulsos 612-c de láser para procedimiento de cataratas se dirigirá.

Las FIGURAS 7-26 ilustran modalidades de un sistema de cirugía por láser en relación con el tratamiento por láser fotodisruptivo anterior.

Un aspecto importante del procedimiento quirúrgico por láser es el control preciso y objetivo del haz de láser, por ejemplo, la posición del haz y el enfoque del haz. El sistema de cirugía por láser puede diseñarse para incluir herramientas de control de láser y para objetivo para dirigir precisamente los pulsos de láser a un objetivo particular dentro del tejido. En diversos nanosegundos el sistema quirúrgico por láser fotodisruptivo, tal como el sistema por láser Nd:YAG, el nivel requerido de precisión objetivo es relativamente bajo. Esto es en parte debido a que la energía por láser utilizada es relativamente alta y de este modo el área de tejido afectado es también relativamente grande, a menudo cubriendo un área impactada por una dimensión en los cientos de mieras. El tiempo entre los pulsos de láser en tal sistema tiende a ser prolongado y la selección manual controlada es factible y se utiliza comúnmente. Un ejemplo de tal mecanismo de selección manual es un biomicroscopio para visualizar el tejido objetivo en combinación con la fuente láser secundaria utilizada como una guía de haz. El cirujano manualmente mueve el foco de una lente de enfoque por láser, usualmente con un control de palanca de mando, que es parfocal (con o sin un desplazamiento) con su imagen a través de un microscopio, de modo que el haz quirúrgico o guía de haz se encuentra en el mejor foco sobre el objetivo pretendido .

Tales técnicas diseñadas para su uso con sistemas quirúrgicos por láser con bajo índice de repetición pueden ser difíciles de utilizar con láseres de alto índice de repetición que operan en miles de disparos por segundo y relativamente baja energía por pulso. En operaciones quirúrgicas con láseres de alto índice de repetición, mucha de la precisión superior puede requerirse debido pequeños efectos de cada pulso de láser simple y muchas de las velocidades de posicionamiento pueden requerirse debido a la necesidad para suministrar miles de pulsos a nuevas áreas de tratamiento muy rápidamente.

Los ejemplos de láseres pulsados con alto índice de repetición para sistemas quirúrgicos por láser incluyen láseres pulsados en un índice de repetición de pulso de miles de disparos por segundo o superior con energía por pulso relativamente baja. Tales láseres utilizan energía por pulso relativamente baja para localizar el efecto de tejido causado por la fotodisrupción inducida por láser, por ejemplo, el área de tejido impactada por la fotodisrupción sobre el orden de mieras o décimas de mieras. Este efecto de tejido localizado puede mejorar la precisión de la cirugía por láser y puede ser deseable en ciertos procedimientos quirúrgicos tales como cirugía ocular por láser. En un ejemplo de tal cirugía, la colocación de muchos cientos, miles o millones de pulsos contiguos o casi contiguos o separados por distancias conocidas, pueden utilizarse para lograr ciertos efectos quirúrgicos deseados, tales como incisiones de tejido, separaciones o fragmentación.

Diversos procedimientos quirúrgicos que utilizan altos índices de repetición sistemas quirúrgicos por láser fotodisruptivos con duraciones de pulso de láser más corto pueden requerir alta precisión en el posicionamiento de cada pulso en el tejido objetivo bajo cirugía tanto en una posición absoluta con respecto a la ubicación objetivo sobre el tejido objetivo y una posición relativa con respecto a los pulsos de procedimiento. Por ejemplo, en algunos casos, los pulsos de láser pueden requerirse para suministrarse cerca entre sí con una exactitud de unas cuantas mieras dentro del tiempo entre pulsos, que puede estar en el orden de microsegundos . Debido a que el tiempo entre los dos pulsos de secuencia es corto y los requerimientos de precisión para la alineación de pulsos es alta, la selección manual como se utiliza en los sistemas por láser pulsados de bajo índice de repetición pueden ya no ser adecuados o viables.

Una técnica para facilitar y controlar el requisito de posicionamiento de alta velocidad, preciso para suministro de pulsos de láser en el tejido se conecta a una placa de aplanación elaborada de un material transparente tal como un vidrio con una superficie de contacto' predefinido en el tejido de modo que la superficie de contacto de la placa de aplanación forma una superficie de contacto óptica bien definida con el tejido. Esta superficie de contacto bien definida puede facilitar la transmisión y enfoque de luz láser en el tejido para controlar o reducir las aberraciones o variaciones ópticas (tal como debido a propiedades ópticas o cambios oculares específicos que ocurren con el secado de la superficie) , que son más críticos en la superficie de contacto de aire-tejido, en la cual en el ojo se encuentra en la superficie anterior de la córnea. La lente de contacto puede diseñarse para diversas aplicaciones y objetivo dentro del ojo y otros tejidos, incluyendo ser desechables o reutilizables . El vidrio de contacto o placa de aplanación sobre la superficie de tejido objetivo pueden utilizarse como una placa de referencia en relación con la cual los pulsos de láser se enfocan a través del ajuste de elementos de enfoque dentro del sistema de suministro de láser. Este uso de un vidrio de contacto o placa de aplanación proporciona mejor control de las cualidades ópticas de la superficie de tejido y de este modo permite los pulsos de láser a ser colocados exactamente a una alta velocidad en una ubicación deseada (punto de interacción) en el tejido objetivo en relación con la placa de referencia de aplanación con poca distorsión óptica de los pulsos de láser.

Una forma para implementar una placa de aplanación en un ojo es utilizar la placa de aplanación para proporcionar una referencia de posición para suministrar los pulsos de láser en un tejido objetivo en el ojo. Este uso de la placa de aplanación es como una referencia de posición puede basarse en la ubicación deseada conocida del enfoque de pulso de láser en el objetivo con suficiente exactitud antes de encender los pulsos de láser y que las posiciones relativas de la placa de referencia y el objetivo de tejido interno individual debe permanecer constante durante el encendido del láser. Además, este método puede requerir el enfoque de un pulso de láser a la ubicación deseada para ser predecible y repetible entre los ojos o en diferentes regiones dentro del mismo ojo. En sistemas prácticos, puede ser difícil utilizar la placa de aplanación como una referencia de posición para localizar precisamente pulsos de láser intraocularmente debido a que las condiciones anteriores pueden no cumplirse en sistemas prácticos.

Por ejemplo, si la lente de cristalino es el objetivo quirúrgico, la distancia precisa de la placa de referencia sobre la superficie del ojo al objetivo tiende a variar debido a la presencia de las estructuras colapsables, tal como la córnea misma, la cámara anterior, y el iris. No solamente tiene su variabilidad considerable en la distancia entre la córnea aplanada y el cristalino entre los ojos individuales, sino que también pueden existir variaciones dentro del mismo ojo dependiendo de la técnica quirúrgica y de aplanación específica utilizada por el cirujano. Además, puede existir movimiento del tejido del cristalino seleccionado en relación con la superficie aplanada durante el encendido de miles de pulsos de láser requeridos para lograr el efecto quirúrgico, complicando adicionalmente la exactitud de suministro de pulso. Además, la estructura dentro del ojo puede moverse debido a la acumulación de sub-productos fotodisruptivos, tal como burbujas de cavitación. Por ejemplo, los pulsos de láser suministrados a la lente cristalina pueden provocar que la cápsula del cristalino sobresalga hacia adelante, requiriendo el ajuste para dirigir este tejido para colocación subsecuente de los pulsos de láser. Además, puede ser difícil utilizar modelos de computadora y simulaciones para predecir, con suficiente exactitud, la ubicación actual de tejidos objetivo después de que la placa de aplanación se remueve y para ajusfar la colocación de pulsos de láser para lograr la ubicación deseada sin la aplanación en parte debido a la naturaleza altamente variable de los efectos de aplanación, que pueden depender de factores particulares para la córnea u ojo individual y la técnica quirúrgica y aplanación específica utilizada por un cirujano.

Además de los efectos físicos de la aplanación que afectan desproporcionadamente la ubicación de las estructuras de tejido interno, en algunos procesos quirúrgicos, puede ser deseable para un sistema de selección para anticipar o dar cuenta de características no lineales de fotodisrupción que pueden ocurrir cuando se utilizan láseres de duración de pulso corto. La fotodisrupcion es un proceso óptico no lineal en el material de tejido y puede provocar complicaciones en la alineación del haz y el haz objetivo. Por ejemplo, uno de los efectos ópticos no lineales en el material de tejido cuando interactúa con pulsos de láser durante la fotodisrupcion es que el índice refractivo del material de tejido experimentado por los pulsos de láser ya no es una constante sino que varía con la intensidad de la luz. Debido a que la intensidad de la luz en los pulsos de láser varía espacialmente dentro del haz de láser pulsado, a lo largo y a través de la dirección de propagación del haz de láser pulsado, el índice refractivo del material de tejido también varía espacialmente. Una consecuencia de que este índice refractivo no lineal sea auto-enfocado o auto-desenfocado en el material de tejido que cambia el foco actual de y cambia la posición del foco del haz de láser pulsado dentro del tejido. Por lo tanto, una alineación precisa del haz de láser pulsado a cada posición de tejido objetivo en el tejido objetivo puede necesitarse para tener en cuenta los efectos ópticos no lineales del material de tejido sobre el haz de láser. Además, puede ser necesario ajusfar la energía en cada pulso para suministrar el mismo efecto físico en diferentes regiones del objetivo debido a diferentes características físicas, tales como dureza, o debido a consideraciones ópticas tales como absorción o dispersión de la luz de pulso de láser que viaja a una región particular. En tales casos, las diferencias en efectos de enfoque no lineal entre los pulsos de diferentes valores de energía también pueden afectar la alineación por láser y la selección por láser de los pulsos quirúrgicos.

Así, un procedimiento quirúrgico en el cual ninguna de las estructuras superficiales se selecciona, el uso de una placa de aplanación superficial basado en una referencia de posición proporcionada por la placa de aplanación puede ser insuficiente para lograr ubicación de pulso láser precisa en tejidos internos objetivo. El uso de la placa de aplanación como la referencia para guiar el suministro de láser puede requerir mediciones del espesor y posición de placa de la placa de aplanación con elevada exactitud debido a que la desviación del nominal se traduce directamente en un error de precisión de profundidad. Las lentes de aplanación de alta precisión pueden ser costosas, especialmente para placas de aplanación desechables de un sólo uso.

Las técnicas, aparatos y sistemas descritos en este documento pueden implementarse de manera que proporcionan un mecanismo de selección para suministrar pulsos de láser cortos a través de una placa de aplanación a una ubicación deseada dentro del ojo con precisión y a una alta velocidad sin requerir el conocimiento de ubicación deseada del foco de pulso de láser en el objetivo con suficiente exactitud antes de encender los pulsos de láser y sin requerir que las posiciones relativas de la placa de referencia y el tejido interno individual objetivo permanezca constante durante el encendido del láser. Como tales, las presentes técnicas, aparatos y sistemas pueden implicarse para diversos procedimiento quirúrgicos en donde las condiciones físicas del tejido objetivo bajo cirugía tienden a variar y son difíciles de controlar y la dimensión de la lente de aplanación tiende a variar desde una lente a otra. Las técnicas actuales, aparato y sistemas pueden utilizarse para otros objetivos quirúrgicos en donde la distorsión' o movimiento del objetivo quirúrgico en relación con la superficie de la estructura se encuentra presente o los efectos ópticos no lineales hacen precisa la problemática de selección. Los ejemplos de tales objetivos quirúrgicos diferentes del ojo incluyen el corazón, tejido más profundo en la piel y otros.

Las técnicas actuales, aparato y sistemas pueden implementarse en formas que mantienen el beneficio proporcionado por una placa de aplanación, que incluye, por ejemplo, el control de la forma e hidratación superficiales, así como también las reducciones en la distorsión óptica, mientras que proporcionan las ubicaciones precisas de fotodisrupción a las estructuras internas de la superficie de aplanado. Esto puede lograrse a través del uso de un dispositivo de formación de imágenes integrado para localizar el tejido objetivo en relación con la óptica de enfoque del sistema de suministro. El tipo exacto del dispositivo de formación de imágenes y el método puede variar y puede depender de la naturaleza especifica del objetivo y el nivel requerido de precisión.

Una lente de aplanación puede implementarse con otro mecanismo para fijar el ojo, para evitar el movimiento traslacional y rotacional del ojo. Ejemplos de tales dispositivos de fijación incluyen el uso de un anillo de succión. Tal mecanismo de fijación también puede conducir a distorsión o movimiento no deseado del objetivo quirúrgico. Las técnicas actuales, aparato y sistemas pueden implementarse para proporcionar, para sistemas quirúrgicos por láser de alto índice de repetición que utiliza una placa de aplanación y/o medios de fijación para objetivos quirúrgicos no superficiales, un mecanismo de selección para proporcionar una proporción de imágenes intraoperativas para monitorear tal distorsión y movimiento del objetivo quirúrgico.

Ejemplos específicos de la técnica quirúrgica por láser, aparato y sistemas se describen en lo siguiente para usar un módulo de formación de imágenes ópticas para capturar imágenes de un tejido objetivo para obtener información de posicionamiento del tejido objetivo, por ejemplo, antes y durante un procedimiento quirúrgico. Tal información de posicionamiento obtenida puede utilizarse para controlar el posicionamiento y enfoque del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo para proporcionar control exacto de la colocación de los pulsos de láser quirúrgico en sistemas de láser de alto índice de repetición. En una implementación, durante un procedimiento quirúrgico, las imágenes obtenidas por el módulo de formación de imágenes óptico pueden utilizarse para controlar dinámicamente la posición y foco del haz de láser quirúrgico. Además, la energía inferior y los pulsos de láser cortos tienden a ser sensibles a la distorsión ópticas, tal como un sistema quirúrgico por láser puede implementar una placa de aplanacion con una superficie de contacto plana o curvada conectada al tejido objetivo para proporcionar una superficie de contacto óptica controlada y estable entre el tejido objetivo y el sistema por láser quirúrgico y para mitigar y controlar las aberraciones ópticas en la superficie de tejido.

Como un ejemplo, la FIGURA 7 muestra un sistema quirúrgico por láser con relación a una formación de imagen óptica y aplanacion. Este sistema incluye láser 1010 pulsado para producir un haz 1012 de láser quirúrgico de pulsos de láser, y un módulo 1020 óptico para recibir el haz 1012 de láser quirúrgico y para enfocar y dirigir el haz 1022 de láser quirúrgico enfocado hacia un tejido 1001 objetivo, tal como un ojo, para provocar fotodisrupción en el tejido 1001 objetivo. Una placa de aplanación puede proporcionarse para estar en contacto con el tejido 1001 objetivo para producir una superficie de contacto para transmitir pulsos de láser en el tejido 1001 objetivo y la luz entra desde el tejido 1001 objetivo a través de la superficie de contacto. Notablemente, un dispositivo 1030 de formación de imágenes óptico se proporciona para capturar luz 1050 que lleva las imágenes 1050 de tejido objetivo o la información de formación de imágenes del tejido 1001 objetivo para crear una imagen del tejido 1001 objetivo. La señal 1032 de formación de imágenes del dispositivo 1030 de formación de imágenes se envía a un módulo 1040 de control de sistema. El módulo 1040 de control de sistema opera para procesar la imagen capturada desde el dispositivo 1030 de imagen y para controlar el módulo 1020 óptico para ajustar la posición y foco del haz 1022 de láser quirúrgico en el tejido 1001 objetivo basado en la información de las imágenes capturadas. El módulo 1020 óptico puede incluir uno o más lentes y puede además incluir uno o más reflectores. Un accionador de control puede incluirse en el módulo 1020 óptico para ajustar el enfoque y la dirección de haz en respuesta a una señal 1044 de control de haz desde el módulo 1040 de control de sistema. El módulo 1040 de control también puede controlar el láser 1010 pulsado mediante una señal 1042 de control por láser.

El dispositivo 1030 de formación de imágenes óptico puede implementarse para producir una haz de formación de imágenes ópticas que se separa del haz 1022 de láser quirúrgico para sondear el tejido 1001 objetivo y el regreso de la luz del haz de formación de imágenes ópticas se captura por el dispositivo 1030 de formación de imágenes óptica para obtener la las imágenes del tejido 1001 objetivo. Un ejemplo de tal dispositivo 1030 de formación de imágenes ópticas es un módulo de formación de imágenes de tomografia de coherencia óptica (OCT) que utiliza dos haces de formación de imágenes, un haz de sonda dirigido al tejido 1001 objetivo a través de la placa de aplanación y el otro haz de referencia en una trayectoria óptica de referencia, para interferir ópticamente entre si para obtener imágenes del tejido 1001 objetivo. En otras implementaciones , el dispositivo 1030 de formación de imágenes ópticas puede utilizar luz dispersada o reflejada desde el tejido 1001 objetivo hasta las imágenes de captura sin enviar un haz de formación de imágenes ópticas diseñado para el tejido 1001 objetivo. Por ejemplo, el dispositivo 1030 de formación de imágenes puede ser una disposición de detección de elementos de detección tal como sensores CCD o CMS. Por ejemplo, las imágenes de los subproductos de fotodisrupción producidos por el haz 1022 de láser quirúrgico pueden capturarse por el dispositivo 1030 de formación de imágenes ópticas para controlar el enfoque y posicionamiento del haz 1022 de láser quirúrgico. Cuando el dispositivo 1030 de formación de imágenes ópticas se diseña para guiar el haz de láser quirúrgico de alineación utilizandb la imagen del sub-producto de fotodisrupcion, el dispositivo 1030 de formación de imágenes ópticas captura las imágenes de los sub-productos de fotodisrupcion tal como las burbujas o cavidades inducidas por láser. El dispositivo 1030 de formación de imágenes también puede ser un dispositivo de formación de imágenes de ultrasonido para capturar imágenes de acuerdo con las imágenes acústicas.

El módulo 1040 de control de sistema procesa los datos de imagen del dispositivo 1030 de formación de imágenes, que incluye la información desplazamiento de posición para el sub-producto de fotodisrupcion desde la posición de tejido objetivo en el tejido 1001 objetivo. De acuerdo con la información obtenida a partir de la imagen, la señal 1044 de control de haz se genera para controlar el módulo 1020 óptico que ajusta el haz 1022 de láser. Una unidad de procesamiento digital puede incluirse en el módulo 1040 de control de sistema para realizar diversos procesamientos de datos para la alineación del láser.

Las técnicas y sistemas anteriores pueden utilizarse para suministrar pulsos de láser de alto índice de repetición para sub-superficies objetivo con una precisión requerida para colocación de pulso contiguo, cuando se necesita para cortar o la aplicación de disrupción de volumen. Esto puede lograrse con o sin el uso de una fuente de referencia sobre la superficie del objetivo y puede tomar en cuenta el movimiento del objetivo después de la aplanacion o durante la colocación de los pulsos de láser.

La placa de aplanacion en el sistema actual se proporciona para facilitar y controlar el requerimiento de posicionamiento de alta velocidad preciso, para el suministro de pulsos de láser en el tejido. Tal placa de aplanacion puede hacerse de un material transparente tal como un vidrio con una superficie de contacto predefinida en el tejido de modo que la superficie de contacto de la placa de aplanacion forma una superficie de contacto óptica bien definida con el tejido. La superficie de contacto bien definida puede facilitar la transmisión y enfoque de la luz láser en el tejido para controlar o reducir las aberraciones o variaciones ópticas {tales como debido a propiedades ópticas oculares especificas o cambios que ocurren con el secado de la superficie) que son más criticas en la superficie de contacto de aire-tejido, la cual en el ojo se encuentra en la superficie anterior de la córnea. Varias lentes de contacto se han diseñado para diversas aplicaciones y objetivos dentro del ojo y otros tejidos, incluyendo unos que son desechables o reutilizables . El vidrio de contacto o placa de aplanacion sobre la superficie del tejido objetivo se utiliza como una placa de referencia en relación con la cual los pulsos de láser se enfocan a través del ajuste del elemento de enfoque dentro del sistema de suministro por láser relativo. Inherente en tal procedimiento se encuentran los beneficios adicionales que ofrecen el cristal de contacto o la placa de aplanacion descrita previamente, incluyendo el control de las calidades ópticas de la superficie de tejido. Por consiguiente, los pulsos de láser pueden colocarse exactamente en una alta velocidad en una ubicación deseada (punto de interacción) en el tejido objetivo en relación con la placa de referencia de aplanacion con poca distorsión óptica de los pulsos de láser.

El dispositivo 1030 de formación de imágenes ópticas en la FIGURA 7 captura imágenes del tejido 1001 objetivo mediante la placa de aplanacion. El módulo 1040 de control procesa las imágenes capturadas para extraer la información de posición de las imágenes capturadas y utiliza la información de posición extraída como una referencia o guia de posición para controlar la posición y el foco del haz 1022 de láser quirúrgico. Esta cirugía por láser guiada por imágenes puede implementarse sin depender de la placa de aplanacion como una referencia de posición debido a que la posición de la placa de aplanacion tiende a cambiar debido a diversos factores como se discute en lo anterior. Por lo tanto, aunque la placa de aplanacion proporciona una superficie de contacto óptica deseada para el haz de láser quirúrgico para ingresar el tejido objetivo y para capturar imágenes del tejido objetivo, puede ser difícil utilizar la placa de aplanación como una referencia de posición para alinear y controlar la posición y enfoque del haz de láser quirúrgico para el suministro exacto de los pulsos de láser. El control guiado por imágenes de la posición y foco del haz de láser quirúrgico basado en el dispositivo 1030 de formación de imágenes y el módulo 1040 de control permite que las imágenes del tejido 1001 objetivo, por ejemplo, imágenes de estructuras interiores de un ojo, pueden utilizarse como referencias de posición, sin utilizar la placa de aplanación para proporcionar una referencia de posición.

Además de los efectos físicos de la aplanación que afectan desproporcionadamente la ubicación de las estructuras de tejido, en algunos procesos quirúrgicos, puede ser deseable para un sistema de selección anticipar o dar cuenta de las características no lineales de la fotodisrupcion que puede ocurrir cuando se utilizan láseres de duración de pulso corto. La fotodisrupcion puede provocar complicaciones en la alineación de haz y la selección de haz. Por ejemplo, uno de los efectos ópticos no lineales en el material de tejido cuando interactúa con los pulsos de láser durante la fotodisrupcion es que el índice refractivo del material de tejido experimentado por los pulsos de láser ya no es una constante aunque varia con la intensidad de la luz. Debido a que la intensidad de la luz en los pulsos de láser varia espacialmente dentro del haz de láser pulsado, a lo largo y a través de la dirección de propagación del haz de láser pulsado, el índice refractivo del material de tejido también varía espacialmente. Una consecuencia de este índice refractivo no lineal es el auto-enfoque o auto-desenfoque en el material de tejido que cambia el foco actual de y cambia la posición del foco del haz de láser pulsado dentro del tejido. Por lo tanto, una alineación precisa del haz de láser pulsado a cada posición de tejido objetivo en el tejido objetivo puede también necesitar tomar en cuenta los efectos ópticos no lineales del material de tejido sobre el haz de láser. La energía de los pulsos de láser puede ajustarse para suministrar el mismo efecto físico en diferentes regiones del objetivo debido a las características físicas diferentes, tales como dureza, o debido a consideraciones ópticas tales como absorción o dispersión de la luz de pulso de láser que viaja a una región particular. En tales casos, las diferencias en efectos del enfoque no lineal entre los pulsos de los valores de energía también pueden afectar la alineación del láser y la selección del láser de los pulsos quirúrgicos. A este respecto, la imagen directa obtenida a partir del tejido objetivo por el dispositivo 1030 de formación de imágenes puede utilizarse para monitorear la posición actual del haz 1022 de láser quirúrgico que refleja los efectos combinados de los efectos ópticos no lineales en el tejido objetivo y proporciona referencias de posición para el control de la posición de haz y foco de haz.

Las técnicas, aparato y sistemas descritos aquí pueden utilizarse en combinación con una placa de aplanación para proporcionar el control de la forma de superficie e hidratación, para reducir la distorsión óptica, y se proporciona para la ubicación precisa de fotodisrupción para estructuras internas a través de la superficie aplanada. El control de guia por imágenes de la posición de haz y foco descrito aquí puede aplicarse a sistemas quirúrgicos y procedimientos que utilizan medios distintos de las placas de aplanación para fijar el ojo, incluyendo el uso de anillo de succión que puede conducir a la distorsión o movimiento del objetivo quirúrgico.

Las siguientes secciones primero describen ejemplos de técnicas, aparato y sistemas para cirugía por láser guiada por imágenes automatizada basada en diversos grados de integración de funciones de formación de imágenes en la parte de control de láser de los sistemas. Una óptica u otra modalidad del módulo de formación de imágenes, tal como un módulo de formación de imágenes de OCT, puede utilizarse para dirigir una luz de sonda u otro tipo de haz para capturar imágenes de un tejido objetivo, por ejemplo, estructuras dentro de un ojo. Un haz de láser quirúrgico de pulsos de láser tal como un pulso de láser de femtosegundo o picosegundo puede guiarse por la información de posición en las imágenes capturadas para controlar el enfoque y posicionamiento del haz de láser quirúrgico durante la cirugía. Tanto el haz de láser quirúrgico y el haz de luz de sonda pueden dirigirse secuencial o simultáneamente al tejido objetivo durante la cirugía de modo que el haz de láser quirúrgico puede controlarse basado en las imágenes capturadas para asegurar la precisión y exactitud de la cirugía .

Tal cirugía por láser guiada por imágenes puede utilizarse para proporcionar el enfoque y posicionamiento exacto y preciso del haz de láser quirúrgico durante la cirugía debido a que el control de haz se basa en imágenes del tejido objetivo seguido por la aplanación o fijación del tejido objetivo, ya sea justo antes o casi simultáneamente con el suministro de los pulsos quirúrgicos. En particular, ciertos parámetros del tejido objetivo tal como el ojo medido antes de la cirugía puede cambiar durante la cirugía debido a diversos factores tales como preparación del tejido objetivo (por ejemplo, fijar el ojo a una lente de aplanación) y la alternación del tejido objetivo por las operaciones quirúrgicas. Por lo tanto, los parámetros medidos del tejido objetivo antes de tales factores y/o la cirugía ya no pueden reflejar las condiciones físicas del tejido objetivo durante la cirugía. La cirugía por láser guiada por imágenes actual puede mitigar los problemas técnicos junto con tales cambios para enfoque y posicionamiento del haz de láser quirúrgico antes y durante la cirugía.

La cirugía por láser guiada por imágenes actual puede ser utilizada efectivamente para operaciones quirúrgicas precisas dentro del tejido objetivo. Por ejemplo, cuando se realiza cirugía por láser dentro del ojo, la luz láser se enfoca dentro del ojo para lograr la ruptura óptica del tejido objetivo y tales interacciones ópticas pueden cambiar la estructura interna del ojo. Por ejemplo, la lente cristalina puede cambiar su posición, forma, espesor y diámetro durante el acomodo, no solo entre las mediciones anteriores y la cirugía sino también durante la cirugía. La colocación del ojo en el instrumento quirúrgico por medios mecánicos puede cambiar la forma del ojo en una forma no muy definida y además, el cambio puede variar durante la cirugía debido a diversos factores, por ejemplo, el movimiento del paciente. Los medios de conexión incluyen fijar el ojo con un anillo de succión y el aplanamiento del ojo con una lente plana o curva. Esto cambia la cantidad a tanto como unos cuantos milímetros. Haciendo referencia y fijando mecánicamente la superficie del ojo tal como la superficie anterior de la córnea o limbo no funciona bien cuando la microcirugía por láser de precisión se realiza dentro del ojo .

La preparación posterior o casi simultánea de formación de imágenes en la cirugía por láser guiada por imágenes actual puede utilizarse para establecer referencias de posición en tres dimensiones entre las características dentro del ojo y el instrumento quirúrgico en un entorno en donde el cambio ocurre antes de y durante la cirugía. La información de referencia de posición proporcionada por la formación de imágenes antes de la aplanación y/o fijación del ojo, o durante la cirugía actual refleja los efectos de cambios en el ojo y de este modo proporciona una guía exacta para enfoque y posicionamiento del haz de láser quirúrgico. Un sistema de acuerdo con la cirugía por láser guiada por imágenes actual puede configurarse para ser simple en estructura y de costo eficiente. Por ejemplo, una porción de los componentes ópticos asociados con guiar el haz de láser quirúrgico pueden compartirse con componentes ópticos para guiar el haz de luz de la sonda para formación de imágenes del tejido objetivo para simplificar la estructura de dispositivo y el alineamiento y calibración óptica de la formación de imágenes y los haces de luz quirúrgicos.

Los sistemas quirúrgicos por láser guiados por imágenes descritos en lo siguiente utilizan la formación de imágenes de OCT como un ejemplo de un instrumento de formación de imágenes y otro dispositivo sin formación de imágenes de OCT que puede también utilizarse para capturar imágenes para controlar los láseres quirúrgicos durante la cirugía. Como se ilustra en los ejemplos siguientes, la integración de los subsistemas de formación de imágenes y cirugía pueden implementarse a varios grados. La forma más simple sin la integración de hardware, los subsistemas de formación de imágenes y de cirugía por láser se separan y pueden comunicarse entre sí a través de superficies de contacto. Tales diseños pueden proporcionar flexibilidad en los diseños de los dos subsistemas. La integración entre los dos subsistemas, por algunos componentes de hardware tales como una superficie de contacto de paciente, además expande la funcionalidad al ofrecer un mejor registro del área de cirugía a los componentes de hardware, una calibración más exacta y puede mejorar el flujo de operación. ? medida que el grado de integración entre los dos subsistemas se incrementa, tal sistema puede hacerse cada vez más rentable y compacto y la calibración de sistema será más simplificada y más estable con el tiempo. Ejemplos de sistemas por láser guiados por imágenes en las FIGURAS 8-16 se integran en diversos grados de integración.

Una implementacíón de un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes actual, por ejemplo, incluye un láser quirúrgico que produce un haz de láser quirúrgico de los pulsos de láser quirúrgico que provoca cambios quirúrgicos en un te ido objetivo bajo cirugía; un montaje de superficie de contacto de paciente que acopla una superficie de contacto de paciente en contacto con el tejido objetivo para mantener el tejido objetivo en posición; y un módulo de suministro de haz de láser localizado entre el láser quirúrgico y la superficie de contacto de paciente y configurado para dirigir el haz de láser quirúrgico al tejido objetivo a través de la superficie de contacto de paciente. Este módulo de suministro de haz de láser es operable para explorar el haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo a lo largo de un patrón quirúrgico predeterminado. Este sistema también incluye un módulo de control láser que controla la operación del láser quirúrgico y controla el módulo de suministro de haz de láser para producir el patrón quirúrgico predeterminado y un módulo de OCT colocado en relación con la superficie de contacto de paciente para tener una relación espacial conocida con respecto a la superficie de contacto de paciente y el tejido objetivo fijado a la superficie de contacto de paciente. El módulo de OCT se configura para dirigir un haz de sonda óptico al tejido objetivo y recibir luz de retorno de la sonda del haz de sonda óptico del tejido objetivo para capturar imágenes de OCT del tejido objetivo mientras que el haz de láser quirúrgico está siendo dirigido al tejido objetivo para formar una operación quirúrgica de modo que el haz de sonda óptico y el haz de láser quirúrgico se presenten simultáneamente en el tejido objetivo. El módulo de OCT se encuentra en comunicación con el módulo de control de láser para enviar información de las imágenes de OCT capturadas al módulo de control de láser.

Además, el módulo de control láser en este sistema particular responde a la información de las imágenes de OCT capturadas para operar el módulo de suministro de haz de láser en el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico y ajustar el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo de acuerdo con la información de posicionamiento en las imágenes de OCT capturadas .

En algunas implementaciones , adquirir una imagen completa de un tejido objetivo puede no ser necesario para registrar el objetivo al instrumento quirúrgico y puede ser suficiente para adquirir una porción del tejido objetivo, por ejemplo, unos cuantos puntos desde la región quirúrgica tales como puntos de referencia naturales o artificiales. Por ejemplo, un cuerpo rígido tiene seis grados de libertad en el espacio en 3D y seis puntos independientes pueden ser suficientes para definir el cuerpo rígido. Cuando el tamaño exacto de la región quirúrgica no se conoce, se necesitan puntos adicionales para proporcionar la referencia de posición. A este respecto, varios puntos pueden utilizarse para determinar la posición y la curvatura de la superficie anterior y posterior, las cuales son normalmente diferentes, y el espesor y diámetro de la lente del cristalino del ojo humano. De acuerdo con estos datos un cuerpo hecho a partir de dos mitades de cuerpos elipsoidales con los parámetros dados puede aproximar y visualizar una lente de cristalino para propósitos prácticos. En otra implementación, la información de la imagen capturada puede combinarse con información de otras fuentes, tales como mediciones pre-operatorias de espesor de cristalino que se utiliza como una entrada para el controlador.

La FIGURA 8 muestra un ejemplo de un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes con el sistema 2100 quirúrgico por láser y el sistema 2200 de formación de imágenes separados. El sistema 2100 quirúrgico por láser incluye un motor 2130 de láser con un láser quirúrgico que produce un haz 2160 de láser quirúrgico de los pulsos de láser quirúrgico. Un módulo 2140 de suministro de haz de láser se proporciona para dirigir el haz 2160 de láser quirúrgico del motor 2130 de láser al tejido 1001 objetivo a través de una superficie 2150 de contacto de paciente y es operable para explorar el haz 2160 de láser quirúrgico en el tejido 1001 objetivo a lo largo de un patrón quirúrgico predeterminado. Un módulo 2120 de control láser se proporciona para controlar la operación del láser quirúrgico en el motor 2130 de láser mediante un canal 2121 de comunicación y controla el módulo 2140 de suministro de haz de láser mediante un canal 2122 de comunicación para producir el patrón quirúrgico predeterminado. Un montaje de superficie de contacto de paciente se proporciona para acoplar la superficie 2150 de contacto de paciente en contacto con el tejido 1001 objetivo para mantener el tejido 1001 objetivo en posición. La superficie 2150 de contacto de paciente puede implementarse para incluir una lente de contacto o lente de aplanación con una superficie plana o curva para acoplar aj ustablemente a la superficie anterior del ojo y para mantener el ojo en posición.

El sistema 2200 de formación de imágenes en la FIGURA 8 puede ser un módulo de OCT colocado en relación con la superficie 2150 de contacto de paciente del sistema 2100 quirúrgico para tener una relación espacial conocida con respecto a la superficie 2150 de contacto de paciente y el tejido 1001 objetivo fijado a la superficie 2150 de contacto de paciente. Este módulo 2200 de OCT puede configurarse para tener su propia superficie 2240 de contacto de paciente para interactuar con el tejido 1001 objetivo. El sistema 2200 de formación de imágenes incluye un módulo 2220 de control de formación de imágenes y un sub-sistema 2230 de formación de imágenes. El sub-sistema 2230 incluye una fuente de luz para generar un haz 2250 de formación de imágenes para formar imágenes del objetivo 1001 y un módulo de suministro de haz de formación de imágenes para dirigir el haz de sonda óptico o haz 2250 de formación de imágenes al tejido 1001 objetivo y recibir luz 2260 de retorno de la sonda del haz 2250 de formación de imágenes ópticas del tejido 1001 objetivo para capturar imágenes de OCT del tejido 1001 objetivo. Ambos del haz 2250 de formación de imágenes ópticas y el haz 2160 quirúrgico pueden dirigirse simultáneamente al tejido 1001 objetivo para permitir la formación de imágenes secuenciales o simultáneas y la operación quirúrgica.

Como se ilustra en la FIGURA 8, las superficies de contacto 2110 y 2210 de comunicación se proporcionan en ambos del sistema 2100 quirúrgico por láser y el sistema 2200 de formación de imágenes para facilitar la comunicación entre el control de láser por el módulo 2120 de control láser y la formación de imágenes por el sistema 2200 de formación de imágenes de modo que el módulo 2200 de OCT puede enviar información de las imágenes de OCT capturadas al módulo 2120 de control láser. El módulo 2120 de control láser en este sistema responde a la información de las imágenes de OCT capturadas para operar el módulo 2140 de suministro de haz de láser en el enfoque y exploración del haz 2160 de láser quirúrgico y ajusfar dinámicamente el enfoque y exploración del haz 2160 de láser quirúrgico en el tejido 1001 objetivo de acuerdo con la información de posicionamiento en las imágenes de OCT capturadas. La integración entre el sistema 2100 quirúrgico por láser y el sistema 2200 de formación de imágenes es principalmente a través de la comunicación entre las superficies de contacto 2110 y 2210 de comunicación en el nivel de software.

En estos y otros ejemplos, también pueden integrarse diversos subsistemas o dispositivos. Por ejemplo, ciertos instrumentos de diagnóstico tales como aberrómetros con frente de onda, dispositivos de medición de topografía corneal pueden proporcionarse en el sistema, o la información pre-operatoria de estos dispositivos puede utilizarse para aumentar la formación de imágenes intra-operatorias .

La FIGURA 9 muestra un ejemplo de un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes con características de integración adicionales. Los sistemas de formación de imágenes y quirúrgicos comparten una superficie de contacto 3300 de paciente común que inmoviliza el tejido 1001 objetivo (por ejemplo, el ojo) sin tener dos superficies de contacto de paciente separados con en la FIGURA 8. El haz 3210 quirúrgico y el haz 3220 de formación de imágenes se combinan en la superficie de contacto 3330 de paciente y se dirigen al objetivo 1001 mediante la superficie de contacto 3300 de paciente común. Además, un módulo 3100 de control común se proporciona para controlar tanto el sub-sistema 2230 de formación de imágenes y la parte quirúrgica (el motor 2130 de láser y el sistema 2140 de suministro de haz) . Esta integración incrementada entre las partes de formación de imágenes y quirúrgicas permite la calibración exacta de los dos subsistemas y la estabilidad de la posición del paciente y el volumen quirúrgico. Un alojamiento 3400 común se proporciona para encerrar tanto los subsistemas quirúrgicos y de formación de imágenes. Cuando los dos sistemas no se integran en un alojamiento común, la superficie de contacto 3300 de paciente común puede ser parte de ya sea el subsistema de formación de imágenes o quirúrgico.

La FIGURA 10 muestra un ejemplo de un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes en donde el sistema quirúrgico por láser y el sistema de formación de imágenes comparten tanto un módulo 4100 de suministro de haz común y una superficie de contacto 4200 de paciente. Esta integración adicional simplifica la estructura del sistema y la operación de control del sistema.

En una implementación, el sistema de formación de imágenes en lo anterior y otros ejemplos puede ser un sistema de tomografia óptica asistida por computadora (OCT) y el sistema quirúrgico por láser es un sistema quirúrgico oftálmico por láser de femtosegundo o picosegundo. En el OCT, la luz de una fuente de luz de banda ancha, de baja coherencia tal como un diodo superluminiscente se divide en referencia separada y haces de señal. El haz de señal es el haz de formación de imágenes enviado al objetivo quirúrgico y la luz de vuelta del haz de formación de imágenes se recolecta y se vuelve a combinar coherentemente con el haz de referencia para formar un interferómetro . La exploración del haz de señal perpendicularmente con el eje óptico del tren óptico o la dirección de propagación de la luz proporciona resolución espacial en la dirección x-y mientras que la resolución de profundidad viene de extraer diferencias entre la longitud de trayectoria del brazo de referencia y el haz de señal de retorno en el brazo de señal del interferómetro . Aunque el explorador de x-y de implementaciones de OCT diferentes es esencialmente la misma, comparando la longitud de trayectoria y la obtención de información de explorar z puede ocurrir de diferentes maneras. En una implementación conocida como el OCT de dominio de tiempo, por ejemplo, el brazo de referencia continuamente se varia para cambiar su longitud de trayectoria mientras que el fotodetector detecta la modulación de interferencia en la intensidad del haz recombinado. En una implementación diferente, el brazo de referencia es esencialmente estático y el espectro de la luz combinada se analiza para interferencia. La transformada de Fourier del espectro del haz combinado proporciona información espacial sobre la dispersión del interior de la muestra. Este método se conoce como el dominio espectral o el método de OCT de Fourier. En una implementación diferente conocida como una OCT de barrido de frecuencia (S. R. Chinn, et. al, Opt . Lett. 22, 1997), una fuente de luz de banda estrecha se utiliza con el barrido de frecuencia rápidamente a través de un margen espectral. La interferencia entre el brazo de referencia y de señal se detecta por un detector rápido y analizador de señal dinámico. Una cavidad externa de láser de diodo sintonizado o frecuencia sintonizada de dominio de frecuencia del láser de modo bloqueado de dominio de frecuencia (FD L) desarrollado para este propósito (R. Huber et. Al. Opt. Express, 13, 2005) (S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) p. 1087-1096, 1997) pueden utilizarse en estos ejemplos como una fuente de luz. Un láser de femtosegundo utilizado como una fuente de luz en un sistema de OCT puede tener suficiente ancho de banda y puede proporcionar beneficios adicionales de proporciones de señal a ruido incrementadas.

El dispositivo de formación de imágenes de OCT en los sistemas en este documento puede utilizarse para realizar diversas funciones de formación de imágenes. Por ejemplo, el OCT puede utilizarse para suprimir conjugados completos que resultan de la configuración óptica del sistema o la presencia de la placa de aplanación, la captura de imágenes de OCT de ubicaciones seleccionadas dentro del tejido Objetivo para proporcionar información de posicionamiento tridimensional para controlar el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico dentro del tejido objetivo, o la captura de imágenes de OCT de ubicaciones seleccionadas en la superficie del tejido objetivo o sobre la placa de aplanacion para proporcionar registro de posicionamiento para controlar cambios en la orientación que ocurre con los cambios posicionales del objetivo, tal como desde una posición vertical hasta supina. La OCT puede calibrarse mediante un proceso de registro de posicionamiento de acuerdo con la colocación de marcas o marcadores en una orientación posicional del objetivo que puede detectarse entonces por el módulo de OCT cuando el objetivo se encuentra en otra orientación posicional. En otras implementaciones , el sistema de formación de imágenes de OCT puede utilizarse para producir un haz de luz de sonda que se encuentra polarizado para reunir ópticamente la información en la estructura interna del ojo. El haz de láser y el haz de luz de la sonda pueden polarizarse en diferentes polarizaciones. El OCT puede incluir un mecanismo de control de polarización que controla la luz de sonda utilizada para tal tomografia óptica para polarizar en una polarización cuando viaja hacia el ojo y en una polarización diferente cuando viaja lejos del ojo. El mecanismo de control de polarización puede incluir, por ejemplo, una placa de onda o un rotor Faraday.

El sistema en la FIGURA 10 se muestra como una configuración de OCT espectral y puede configurarse para compartir la parte óptica del enfoque del módulo de suministro de haz entre los sistemas quirúrgico y de formación de imágenes. Los requerimientos principales para la óptica se relacionan con la longitud de onda de funcionamiento, la calidad de imagen, la resolución, la distorsión etc. El sistema quirúrgico por láser puede ser un sistema por láser de femtosegundo con un sistema de alta abertura numérica diseñada para lograr difracción limitada de los tamaños de puntos focales, por ejemplo, de 2 a 3 micrómetros. Diversos láseres quirúrgicos oftálmicos de femtosegundo pueden operarse en diversas longitudes de onda tales como longitudes de onda de alrededor de 1.05 micrómetros. La longitud de onda de funcionamiento del dispositivo de formación de imágenes puede seleccionarse para estar cerca de la longitud de onda por láser de modo que la óptica se encuentra cromáticamente compensada para ambas longitudes de onda. Tal sistema puede incluir un tercer canal óptico, un canal de observación visual tal como un microscopio quirúrgico, para proporcionar un dispositivo de formación de imágenes adicional para capturar imágenes del tejido objetivo. Si la trayectoria óptica para este tercer canal óptico comparte la óptica con el haz de láser quirúrgico y la luz del dispositivo de formación de imágenes de OCT, la óptica compartida puede configurarse con compensaciones cromáticas en la banda espectral visible para el tercer canal óptico y las bandas espectrales para el haz de láser quirúrgico y el haz de formación de imágenes de OCT.

La FIGURA 11 muestra un ejemplo particular del diseño en la FIGURA 9 en donde el explorador 5100 para explorar el haz de láser quirúrgico y el acondicionador 5200 de haz para condicionar (colimación y enfoque) el haz de láser quirúrgico se separa de la óptica y el módulo 5300 de formación de imágenes de OCT para controlar el haz de formación de imágenes para el OCT. Los sistemas quirúrgicos y de formación de imágenes comparten un módulo de la lente 5600 objetivo y la superficie de contacto 3300 de paciente. La lente 5600 objetivo dirige y enfoca tanto el haz de láser quirúrgico y el haz de formación de imágenes hacia la superficie de contacto 3300 de paciente y su enfoque se controla por el módulo 3100 de control. Dos divisores 5410 y 5420 de haz se proporcionan para dirigir los haces quirúrgicos y de formación de imágenes. El divisor 5420 de haz también se utiliza para dirigir el haz de formación de imagen de vuelta de regreso hacia el módulo 5300 de formación de imágenes de OCT. Dos divisores 5410 y 5420 de haz también dirigen la luz del objetivo 1001 hacia una unidad 5500 óptica de observación visual para proporcionar una vista o imagen directa del objetivo 1001. La unidad 5500 puede ser un sistema de formación de imágenes del cristalino para el cirujano par.a visualizar el objetivo 1001 o una cámara para capturar la imagen o video del objetivo 1001. Pueden utilizarse diversos separadores de haz, tales como separadores de haz dicroicos y de polarización, retículo óptico, divisor de haz holográfico o una combinación de estos.

En algunas implementaciones, los componentes ópticos pueden recubrirse apropiadamente con recubrimiento antireflectante tanto como para la cirugía y la longitud de onda de OCT para reducir el brillo de las superficies múltiples de la trayectoria de haz óptico. Las reflexiones podrían de otra forma reducir el rendimiento del sistema y reducirían la proporción de señal a ruido al incrementar la luz de fondo en la unidad de formación de imágenes de OCT. Una manera para reducir el brillo en la OCT es girar la polarización de la luz de vuelta de la muestra o placas de onda del aislador Faraday colocado cerca del tejido objetivo y orientada a un polarizador de frente del detector de OCT para detectar de preferencia la luz de vuelta desde la muestra y suprimir la luz dispersada de los componentes ópticos.

En un sistema quirúrgico por láser, cada uno del láser quirúrgico y el sistema de OCT pueden tener un explorador de haz para cubrir la misma región quirúrgica en el tejido objetivo. Por lo tanto, la exploración de haz para el haz de láser quirúrgico y la exploración de haz para el haz de formación de imágenes pueden integrarse para compartir los dispositivos de integración comunes.

La FIGURA 12 muestra un ejemplo de un sistema en detalle. En esta implementación el explorador 6410 de x-y y el explorador 6420 de z se comparten por ambos subsistemas. Un control 6100 común se proporciona para controlar las operaciones de sistema ambas operaciones quirúrgica y de formación de imágenes. El subsistema de OCT incluye una fuente 6200 de luz de OCT que produce la luz de formación de imágenes que se divide en un haz de formación de imágenes y un haz de referencia mediante un separador 6210 de haz. El haz de formación de imágenes se combina con el haz quirúrgico en el divisor 6310 de haz para propagarse a lo largo de una trayectoria óptica común que conduce al objetivo 1001. Los exploradores 6410 y 6420 y las unidades 6430 de acondicionadores de haz se localizan corriente abajo del divisor 6310 de haz. Un divisor 6440 de haz se utiliza para dirigir los haces de formación de imágenes y quirúrgicos a la lente 5600 del objetivo y la superficie de contacto 3300 del paciente.

En el subsistema de OCT, el haz de referencia se transmite a través del separador 6210 de haz a un dispositivo 6220 de retardo óptico y se refleja por un espejo 6230 de vuelta. El haz de formación de imágenes devuelto desde el objetivo 1001 se dirige de regreso al divisor 6310 de haz que refleja al menos una porción del haz de formación de imágenes de regreso al separador 6210 de haz en donde el haz de referencia reflejado y el haz de formación de imágenes devuelto se traslapan e interfieren entre si. Un detector 6240 de espectrómetro se utiliza para detectar la interferencia y para producir las imágenes de OCT del objetivo 1001. La información de imagen de OCT se envía al sistema 6100 de control para controlar el motor 2130 de láser quirúrgico, los exploradores 6410 y 6420 y la lente 5600 del objetivo para controlar el haz de láser quirúrgico. En una implementación, el dispositivo 6220 de retardo óptico puede variarse para cambiar el retardo óptico para detectar diversas profundidades en el tejido 1001 objetivo.

Si el sistema de OCT es un sistema de dominio de tiempo, los dos subsistemas utilizan dos diferentes exploradores de z debido a que los dos exploradores operan en diferente forma. En este ejemplo, el explorador de z del sistema quirúrgico opera para cambiar la divergencia del haz quirúrgico en la unidad de acondicionador de haz sin cambiar la trayectoria de longitud del haz en la trayectoria del haz quirúrgico. Por otro lado, la OCT de dominio de tiempo explora la dirección de z al cambiar físicamente la trayectoria de haz por un retardo variable o al mover la posición del espejo de vuelta del haz de referencia. Después de la calibración, los dos exploradores de z pueden sincronizarse por el módulo de control láser. La relación entre los dos movimientos puede simplificarse en una dependencia lineal o polinomial, que el módulo de control puede manejar o alternativamente los puntos de calibración pueden definir una tabla de consulta para proporcionar la escala apropiada. El dominio espectral/de Fourier y los dispositivos de OCT de fuente de barrido de frecuencia no tienen explorador de z, la longitud del brazo de referencia es estática. Además de reducir los costos, la calibración cruzada de los dos sistemas será relativamente sencilla. No existe la necesidad de compensar las diferencias debido a distorsiones de imagen en la óptica de enfoque o de la diferencia de los exploradores de los dos sistemas ya que se encuentran compartidos.

En implementaciones prácticas de los sistemas quirúrgicos, la lente 5600 del objetivo de enfoque se encuentra montada deslizable o movible sobre una base y el peso del cristalino objetivo se equilibra para limitar la fuerza sobre el ojo del paciente. La superficie de contacto 3300 del paciente puede incluir una lente de aplanación unida a un montaje de superficie de contacto de paciente. El montaje de superficie de contacto de paciente se conecta a una unidad de montaje, que mantiene el enfoque del cristalino objetivo. La unidad de montaje se diseña para asegurar una conexión estable entre la superficie de contacto de paciente y el sistema en el caso de un movimiento inevitable del paciente y permite un acoplamiento más suave de la superficie de contacto de paciente sobre el ojo. Diversas implementaciones para el cristalino objetivo de enfoque pueden utilizarse y se describe un ejemplo en la Patente Estadounidense 5,336,215 para Hsueh. Esta presencia de un cristalino objetivo de enfoque ajustable puede cambiar la longitud de trayectoria óptica de la luz de sonda óptica como parte del interferómetro óptico para el subsistema de OCT. El movimiento de la lente 5600 objetivo y la superficie de contacto 3300 del paciente pueden cambiar las diferencias de longitud de trayectoria entre el haz de referencia y el haz de señal de formación de imágenes de la OCT en una manera sin control y esto puede degradar la información de profundidad de OCT detectada por la OCT. Esto podría pasar no solamente en el dominio de tiempo sino también en ' el dominio espectral/de Fourier y los sistemas de OCT de barrido de frecuencia .

Las FIGURAS 13-14 muestran sistemas quirúrgicos por láser ejemplares guiados por imágenes que enfrentan el problema técnico asociado con el cristalino objetivo de enfoque ajustable.

El . sistema en la FIGURA 13 proporciona un dispositivo 7110 de detección de posición acoplado a la lente 7100 objetivo de enfoque movible para medir la posición de la lente 7100 objetivo sobre un montaje deslizable y comunica la posición medida a un módulo 7200 de control en el sistema de OCT. El sistema 6100 de control puede controlar y mover la posición de la lente 7100 objetivo para ajustar la longitud de trayectoria óptica recorrida por el haz de señal de formación de imágenes para la operación de OCT y la posición de la lente 7100 se mide y se monitorea por el codificador 7110 de posición y se alimenta directamente al control 7200 de OCT. El módulo 7200 de control en el sistema de OCT aplica un algoritmo, cuando se ensambla una imagen tridimensional en el procesamiento de los datos de OCT, para compensar las diferencias entre el brazo de referencia y el brazo de señal del interferómetro dentro de la OCT provocada por el movimiento de la lente 7100 objetivo de enfoque en relación con la superficie de contacto 3300 del paciente. La cantidad apropiada del cambio en la posición de la lente 7100 calculada por el módulo 7200 de control de OCT se envía al control 6100 que controla la lente 7100 para cambiar su posición .

La FIGURA 14 muestra otro sistema ejemplar en donde el espejo 6230 de vuelta en el brazo de referencia del interferómetro del sistema de OCT o al menos una parte en un ensamble de retardo de longitud de trayectoria óptica del sistema de OCT se conecta rígidamente a la lente 7100 objetivo de enfoque movible de modo que el brazo de señal y el brazo de referencia experimentan la misma cantidad de cambio en la longitud de trayectoria óptica cuando la lente 7100 objetivo se mueve. Como tal, el movimiento de la lente 7100 objetivo del objetivo sobre el portaobjetos se compensa automáticamente para las diferencias de longitud de trayectoria en el sistema de OCT sin la necesidad adicional de una compensación por computadora.

Los ejemplos anteriores para sistemas quirúrgicos por láser guiados por imágenes, el sistema quirúrgico por láser y el sistema de OCT utilizan diferentes fuentes de luz. En una integración incluso más completa entre el sistema quirúrgico por láser y el sistema de OCT, un láser quirúrgico de femtosegundo como una fuente de luz para el haz de láser quirúrgico también puede utilizarse como la fuente de luz para el sistema de OCT.

La FIGURA 15 muestra un ejemplo en donde láser de pulso de femtosegundo en un módulo 9100 de luz se utiliza para generar tanto el haz de láser quirúrgico para operaciones quirúrgicas y el haz de luz de la sonda para la Formación de imágenes de OCT. Un separador 9300 de haz se proporciona para dividir el haz de láser en un primer haz cuando ambos del haz de láser quirúrgico y el haz de señal para la OCT y un segundo haz como el haz de referencia para la OCT. El primer haz se dirige a través de un explorador 6410 de x-y que explora el haz en las direcciones x e y perpendicular a la dirección de propagación del primer haz y un segundo explorador 6420 (explorador z) que cambia la divergencia del haz para ajustar el enfoque del primer haz en el tejido 1001 objetivo. Este primer haz realiza las operaciones quirúrgicas en el tejido 1001 objetivo y una porción de este primer haz se difunde de nuevo a la superficie de contacto de paciente y se recolecta por el cristalino objetivo como el haz de señal para el brazo de señal del interferómetro óptico del sistema de OCT . Esta luz de vuelta se combina con el segundo haz que se refleja por un espejo 6230 de vuelta en el brazo de referencia y se retarda por un elemento 6220 de retardo óptico ajustable para un OCT de dominio de tiempo para controlar la diferencia de trayectoria entre los haces de señal y de referencias en diferentes profundidades de formación de imágenes del tejido 1001 objetivo. El sistema 9200 de control controla las operaciones de sistema.

La práctica quirúrgica sobre la córnea ha mostrado que la duración de pulso de varios cientos de femtosegundos puede ser suficiente para lograr un buen rendimiento quirúrgico, mientras que para OCT de una resolución de profundidad suficiente del ancho de banda espectral más amplio generado por los pulsos más cortos, por ejemplo, por debajo de varias decenas de femtosegundos , se necesitan. En este contexto, el diseño del dispositivo de OCT dicta la duración de los pulsos del láser quirúrgico de femtosegundos .

La FIGURA 16 muestra otra sistema de guia por imágenes que utiliza un láser 9100 de pulsado simple para producir la luz quirúrgica y la luz de formación de imágenes. Un medio 9400 de ampliación espectral no lineal se coloca en la trayectoria óptica de salida del láser de pulsado de femtosegundo para utilizar un proceso no lineal óptico tal como una generación de luz blanca o ampliación espectral para ampliar el ancho de banda espectral del pulso de una fuente de láser de pulsos relativamente prolongados, varios cientos de femtosegundos normalmente utilizados en la cirugía. El medio 9400 puede ser una material de fibra óptica, por ejemplo. Los requerimientos de intensidad de luz de los dos sistemas son diferentes y un mecanismo para ajustar las intensidades de haz puede implementarse para cumplir tales requerimientos en los dos sistemas. Por ejemplo, los espejos de dirección de haz, obturadores o atenuadores de haz pueden proporcionarse en la trayectoria ópticas de los dos sistemas para controlar apropiadamente la presencia e intensidad de haz cuando se toma una imagen de OCT o se realiza cirugía para proteger de la intensidad de luz excesiva al paciente y los instrumentos sensibles.

En operación, los ejemplos anteriores en las FIGURAS 8-16 pueden utilizarse para realizar cirugía por láser guiada por imágenes. La FIGURA 17 muestra un ejemplo de un método para realizar cirugía por láser al utilizar un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes. Este método utiliza una superficie de contacto de paciente en el sistema para acoplar a y para mantener un tejido objetivo bajo cirugía en posición y simultáneamente dirige un haz de láser quirúrgico de pulsos de láser a partir de un láser en el sistema y un haz de sonda óptico desde el módulo de OCT en el sistema hasta la superficie de contacto de paciente en el tejido objetivo. El haz de láser quirúrgico se controla para realizar cirugía por láser en el tejido objetivo y el módulo de OCT se opera para obtener imágenes de OCT dentro del tejido objetivo a partir de luz del haz de sonda óptico que vuelve desde tejido objetivo. La información de posición en las imágenes de OCT obtenidas se aplica en el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico para ajustar el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo antes o durante la cirugía.

La FIGURA 18 muestra un ejemplo de una imagen de OCT de un ojo. La superficie de contacto del lente de aplanación en la superficie de contacto del paciente puede configurarse para tener una curvatura que minimiza la distorsión o doblez en la córnea debido a la presión ejercida sobre el ojo durante la aplanación. Después que el ojo se aplanó exitosamente en la superficie de contacto de paciente, puede obtenerse una imagen de OCT. Como se ilustra en la FIGURA 18, la curvatura del cristalino y de la córnea asi como también la distancia entre el cristalino y la córnea son identificables en la imagen de OCT. Características sutiles tales como la superficie de contacto de epitelio-córnea son detectables. Cada una de estas características identificables puede utilizarse como una referencia interna de las coordenadas del láser con el ojo. Las coordenadas de la córnea y el cristalino pueden digitalizarse utilizando un algoritmo de visión por computadora bien establecido tal como la detección de Borde o de Mancha. Una vez que las coordenadas del cristalino se establecen, pueden utilizarse para controlar el enfoque y posicionamiento del haz de láser quirúrgico para cirugía.

Alternativamente, un material de muestra de calibración puede utilizarse para formar una disposición de 3-D de las marcas de referencia en las ubicaciones con coordenadas de posición conocidas. La imagen de OCT del material de muestra de calibración puede obtenerse para establecer una relación de mapeo entre las coordenadas de posición conocidas de las muestras de referencia y las imágenes de OCT de las marcas de referencia en la imagen de OCT obtenida. Esta relación de mapeo se almacena como datos de calibración digital y se aplica para controlar el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico durante la cirugía en el tejido objetivo de acuerdo con las imágenes de OCT del tejido objetivo obtenido durante la cirugía. El sistema de formación de imágenes de OCT se utiliza aquí como un ejemplo y esta calibración puede aplicarse para imágenes obtenidas mediante otras técnicas de formación de imágenes.

En un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes descrito aquí, el láser quirúrgico puede producir potencias pico relativamente altas lo suficiente para conducir la ionización de campo/fotón múltiple fuerte dentro del ojo (es decir, dentro de la córnea y el cristalino) bajo un alto enfoque de apertura numérica. Bajo estas condiciones, un pulso del láser quirúrgico genera un plasma dentro del volumen focal. El enfriamiento del plasma resulta en una zona de daño bien definido o "burbuja" que puede utilizarse como un punto de referencia. Las secciones siguientes describen un procedimiento de calibración para calibrar el láser quirúrgico contra un sistema de formación de imágenes por OCT utilizando las zonas dañadas creadas por el láser quirúrgico.

Antes de que pueda realizarse la cirugía, el OCT se calibra contra el láser quirúrgico para establecer una relación de posicionamiento relativo de manera que el láser quirúrgico pueda controlarse en posición en el tejido objetivo con respecto a la posición asociada con imágenes en la imagen de OCT del tejido objetivo obtenido por la OCT. Una manera para realizar esta calibración utiliza un objetivo pre-calibrado o "fantasma" que puede dañarse por el láser así como también imaginado con la OCT. El fantasma puede fabricarse a partir de diversos materiales tales como un vidrio o plástico duro (por ejemplo, PMMA) de tal manera que el material puede registrar permanentemente el daño óptico creado por el láser quirúrgico. El fantasma también puede seleccionarse para tener propiedades ópticas u otras (tal como contenido de agua) que son similares al objetivo quirúrgico .

El fantasma puede ser, por ejemplo, un material cilindrico que tiene un diámetro de al menos 10 mm (o que el margen de exploración del sistema de suministro) y una longitud cilindrica de por lo menos 10 mm de largo de longitud que abarca la distancia del epitelio hasta la lente de cristalino del ojo, o tan largo como la profundidad de exploración del sistema quirúrgico. La superficie superior del fantasma puede curvarse para acoplarse perfectamente con la superficie de contacto de paciente o el material de fantasma puede ser compresible para permitir la aplanación. El fantasma puede tener una retícula tridimensional de tal manera que ambas de las posiciones de láser (en x e y) y el foco (z), así como también la imagen de OCT pueden hacerse referencia contra el fantasma.

Las FIGURAS 19A-19D ilustran dos configuraciones ejemplares para el fantasma. La FIGURA 19A ilustra un fantasma que se segmenta en discos delgados. La FIGURA 19B muestra un patrón de disco simple para tener una retícula de marcas de referencia como una referencia para determinar la posición láser a través del fantasma (es decir, las coordenadas x- e y-) . La coordenada z (profundidad) puede determinarse al remover un disco individual de la pila y forma la imagen bajo un microscopio confocal.

La FIGURA 19C ilustra un fantasma que puede separarse en dos mitades. Similar a un fantasma segmentado en la FIGURA 19A, este fantasma se estructura para contener una retícula de marcas de referencia como una referencia para determinar la posición láser en las coordenadas x- e y-. La información de profundidad puede extraerse al separar el fantasma en las dos mitades y medir la distancia entre las zonas de daño. La información combinada puede proporcionar los parámetros para la cirugía guiada por imágenes.

La FIGURA 20 muestra una parte del sistema quirúrgico del sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes. Este sistema incluye un espejo de orientación que puede accionarse mediante el accionador tal como un galvanómetro o bobinas de voz, un cristalino objetivo y una superficie de contacto del paciente desechable. El haz de láser quirúrgico se refleja a partir de los espejos de orientación a través del cristalino objetivo. El cristalino objetivo enfoca el haz justo después de la superficie de contacto del paciente. La exploración en las coordenadas x- e y- se realiza al cambiar el ángulo del haz en relación con el cristalino objetivo. La exploración en el plano z se logra al cambiar la divergencia del haz de entrada utilizando un sistema de la lente corriente arriba a los espejos de orientación.

En este ejemplo, la sección cónica de la superficie de contacto del paciente desechable puede ser ya sea aislada por aire o sólida y la sección interconectada con el paciente incluye una lente de contacto curvada. La lente de contacto curvada puede fabricarse de sílice fundida u otro material resistente para formar centros de color cuando se irradian con radiación ionizante. La radio de la curvatura se encuentra sobre el límite superior de lo que es compatible con el ojo, por ejemplo, aproximadamente 10 mm.

La primera etapa en el procedimiento de calibración es el acoplamiento de la superficie de contacto del paciente con el fantasma. La curvatura del fantasma coincide con la curvatura de la superficie de contacto del paciente. Después del acoplamiento, la siguiente etapa en el procedimiento implica crear la creación de daño óptico dentro del fantasma para producir las marcas de referencia.

La FIGURA 21 muestra ejemplos de la zona dañada actual producida por un láser de femtosegundo en el vidrio. La separación entre las zonas dañadas se encuentra sobre un promedio de 8 µ?t? (la energía de pulso es de 2.2 µJ con duración de 580 fs en una anchura completa en la mitad máxima) . El daño óptico representado en la FIGURA 21 muestra que las zonas dañadas creadas por el láser de femtosegundo se encuentran bien definidas y son discretas. En el ejemplo mostrado, las zonas dañadas pueden tener un diámetro de aproximadamente 2.5 m. La zona de daño óptico es similar a aquella mostrada en la FIGURA 20 se crean en el fantasma en varias profundidades para formar una disposición tridimensional de las marcas de referencia. Se hace referencia a esta zona de daño contra el fantasma calibrado ya sea al extraer el disco apropiado y formar la imagen bajo un microscopio confocal (FIGURA 19A) o al dividir el fantasma en dos mitades y medir la profundidad utilizando un micrómetro (FIGURA 19C) . Las coordenadas x- e y- pueden establecerse a partir de la retícula pre-calibrada.

Después de dañar el fantasma con el láser quirúrgico, se realiza la OCT sobre el fantasma. El sistema de formación de imágenes de OCT proporciona una representación tridimensional del fantasma que establece una relación entre el sistema de coordenadas de OCT y el fantasma. Las zonas dañadas son detectables con el sistema de formación de imágenes. La OCT y el láser pueden tener un calibrado cruzado utilizando el estándar interno del fantasma. Después de que se hace referencia de la OCT y el láser entre sí, el fantasma puede desecharse.

Antes de la cirugía, la calibración puede verificarse. Esta etapa de verificación implica crear daño óptico en diversas porciones dentro de un segundo fantasma. El daño óptico puede ser lo suficientemente intenso de tal manera que las zonas de daño múltiple que crean un patrón circular pueden formarse en imágenes por la OCT . Después de que se crea el patrón, el segundo fantasma tiene formación de imágenes con la OCT. La comparación de la imagen de OCT con las coordenadas de láser proporciona la verificación final de la calibración de sistema antes de la cirugía.

Una vez que las coordenadas se alimentan en el láser, la cirugía por láser puede realizarse dentro del ojo. Esto implica foto-emulsificación del cristalino utilizando el láser, así como también otros tratamientos en el ojo. La cirugía puede detenerse en cualquier momento y el segmento anterior del ojo (FIGURA 17) puede volver a formar imágenes para monitorear el progreso de la cirugía; además, después de que se inserta el IOL, la formación de imágenes de IOL (con luz o sin aplanación) proporciona información con respecto a la posición del IOL en el ojo. Esta información puede utilizarse por el doctor para retinar la posición del IOL.

La FIGURA 22 muestra un ejemplo del proceso de calibración y la operación quirúrgica post-calibración. Estos ejemplos ilustran un método para realizar cirugía por láser al utilizar un sistema quirúrgico por láser guiado por imágenes puede incluir el uso de una superficie de contacto del paciente en el sistema, que se acopla para mantener un tejido objetivo bajo cirugía en posición, para mantener un material de muestra de calibración durante un proceso de calibración antes de realizar una cirugía; dirigir un haz de láser quirúrgico de pulsos de láser a partir de un láser en el sistema a la superficie de contacto del paciente en el material de muestra de calibración para grabar las marcas de referencia en las ubicaciones de referencia tridimensionales seleccionadas; dirigir un haz de sonda óptico desde un módulo de formación de imágenes de tomografía de coherencia óptica (OCT) en el sistema a la superficie de contacto del paciente en el material de muestra de calibración para capturar las imágenes de OCT de las marcas de referencia grabadas; y establecer una relación entre las coordenadas de posicionamiento del módulo de OCT y las marcas de referencia grabadas. Después del establecimiento de la relación, una superficie de contacto del paciente en el sistema se utiliza para acoplar a y para mantener un tejido objetivo bajo cirugía en posición. El haz de láser quirúrgico de los pulsos de láser y el haz de sonda óptico se dirigen a la superficie de contacto del paciente en el tejido objetivo. El haz de láser quirúrgico se controla para realizar cirugía por láser en el tejido objetivo. El módulo de OCT se opera para obtener imágenes de OCT dentro del tejido objetivo a partir de la luz del haz de sonda óptico que regresa del tejido objetivo y la información de posición en las imágenes de OCT obtenidas y la relación establecida se aplican en el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico para ajustar el enfoque y exploración del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo durante la cirugía. Aunque tales calibraciones pueden realizarse inmediatamente antes de la cirugía por láser, también puede realizarse en varios intervalos antes de un procedimiento, utilizando validaciones de calibración que demuestran una carencia de deriva o cambio en la calibración durante tales intervalos.

Los siguientes ejemplos describen las técnicas y sistemas quirúrgicos por láser guiados por imágenes que utilizan imágenes de sub-producto de fotodisrupcion inducidos por láser para la alineación del haz de láser quirúrgico.

Las FIGURAS 23A-B ilustran otra implementación de la presente técnica en la cual los subproductos de fotodisrupcion actuales en el tejido objetivo se utilizan para guiar además la colocación de láser. Un láser 1710 pulsado, tal como un láser de femtosegundo o picosegundo, se utiliza para producir un haz 1712 de láser con pulsos de láser para provocar la fotodisrupcion en un tejido 1001 objetivo. El tejido 1001 objetivo puede ser una parte de una parte 1700 de cuerpo de un sujeto, por ejemplo, una porción del cristalino de un ojo. El haz 1712 de láser se enfoca y se dirige por un módulo de óptica para el láser 1710 a una posición de tejido objetivo en el tejido 1001 objetivo para lograr un cierto efecto quirúrgico. La superficie objetivo se acopla ópticamente al módulo de óptica de láser por una placa 1730 de aplanación que transmite la longitud de onda de láser, asi como también las longitudes de onda de imagen del tejido objetivo. La placa 1730 de aplanación puede ser una lente de aplanación. Un dispositivo 1720 de formación de imagen se proporciona para recolectar la luz o sonido reflejado o difundido a partir del tejido 1001 objetivo para capturar imágenes del tejido 1001 objetivo ya sea antes o después (o ambos) de que se aplique la placa de aplanación. Los datos de formación de imágenes capturados entonces se procesan por el módulo de control de sistema de láser para determinar la posición de tejido objetivo deseada. El módulo de control de sistema de láser mueve o ajusta los elementos ópticos o láser de acuerdo con los modelos ópticos estándares para asegurar que el centro del subproducto 1702 de fotodisrupción se traslapa con la posición de tejido objetivo. Esto puede ser un proceso de alineación dinámico en las imágenes del subproducto 1702 de fotodisrupción y el tejido 1001 objetivo se monitorean continuamente del proceso quirúrgico para asegurar que el haz de láser se encuentra colocado apropiadamente en cada posición de tejido objetivo.

En una implementación, el sistema de láser puede operarse en dos modos: primero en un modo de diagnóstico en el cual el haz 1712 de láser se alinea inicialmente al utilizar los pulsos de láser de alineación para crear subproducto 1702 de fotodisrupción para la alineación y después en un modo quirúrgico en donde los pulsos de láser quirúrgico se generan para realizar la operación quirúrgica actual. En ambos modos, la imagen del subproducto 1702 de disrupción y el tejido 1001 objetivo se monitorean para controlar la alineación del haz. La FIGURA 17A muestra el modo de diagnóstico en donde los pulsos de láser de alineación en el haz 1712 de láser pueden ajustarse en un nivel de energía diferente del nivel de energía de los pulsos de láser quirúrgico. Por ejemplo, los pulsos de láser de alineación pueden ser menos energéticos que los pulsos de láser quirúrgico, pero suficientes para provocar una fotodisrupción significativa en el tejido para capturar el subproducto 1702 de fotodisrupción en el dispositivo 1720 de formación de imágenes. La resolución de esta selección aproximada no es suficiente para proporcionar el efecto quirúrgico deseado. De acuerdo con las imágenes capturadas, el haz 1712 de láser puede alinearse apropiadamente. Después de esta alineación inicial, el láser 1710 puede controlarse para producir los pulsos de láser quirúrgicos en un nivel de energía superior para realizar la cirugía. Debido a que los pulsos de láser quirúrgico se encuentran en un nivel de energía diferente que los pulsos de láser de alineación, los efectos no lineales en el material de tejido en la fotodisrupción pueden provocar que el haz 1712 de láser se enfoque a una posición diferente de la posición de haz durante el modo de diagnóstico. Por lo tanto, la alineación lograda durante el modo de diagnóstico es una alineación aproximada y la alineación adicional puede además realizarse para colocar precisamente cada pulso de láser quirúrgico durante el modo quirúrgico cuando los pulsos de láser quirúrgico realizan la cirugía actual. Haciendo referencia a la FIGURA 23A, el dispositivo 1720 de formación de imágenes captura las imágenes del tejido 1001 objetivo durante el modo quirúrgico y el módulo de control de láser ajusta el haz 1712 de láser para colocar la posición 1714 de foco del haz 1712 de láser hacia la posición de tejido objetivo deseado en el tejido 1001 objetivo. Este proceso se realiza para cada posición de tejido objetivo.

La FIGURA 24 muestra una implementación de la alineación de láser en donde el haz de láser primero se dirige aproximadamente en el tejido objetivo y después la imagen del subproducto de fotodisrupción se captura y se utiliza para alinear el haz de láser. La imagen del tejido objetivo de la parte del cuerpo a medida que el tejido objetivo y la imagen de una referencia en la parte del cuerpo se monitorea para alinear el haz de láser pulsado en el tejido objetivo. La imagen del subproducto de fotodisrupción y el tejido objetivo se utilizan para ajustar el haz de láser pulsado para traslapar la ubicación del subproducto -de fotodisrupción con el tejido objetivo.

La FIGURA 25 muestra una implementación del método de alineación por láser de acuerdo con el subproducto de fotodisrupción de formación de imagen en el tejido objetivo en la cirugía láser. En este método, un haz de láser pulsado se dirige a una ubicación de tejido objetivo dentro del tejido objet.ivo para suministrar una secuencia de pulsos láser de alineación inicial en la ubicación de tejido objetivo. La imagen de la ubicación de tejido objetivo y el subproducto de fotodisrupción provocado por los pulsos de láser de alineación inicial se monitorean para obtener una ubicación del subproducto de fotodisrupción en relación con la ubicación de tejido objetivo. La ubicación del subproducto de fotodisrupción provocado por los pulsos de láser quirúrgico en un nivel de energía de pulso quirúrgico diferente de los pulsos de láser de alineación inicial se determina cuando el haz de láser pulsado de los pulsos de láser quirúrgico se coloca en la ubicación de tejido objetivo. El haz de láser pulsado se controla para llevar los pulsos de láser quirúrgico al nivel de energía de pulso quirúrgico. La posición del haz de láser pulsado se ajusta en el nivel de energía de pulso quirúrgico para colocar la ubicación del subproducto de fotodisrupción en la ubicación determinada. Mientras se monitorean las imágenes del tejido objetivo y el subproducto de fotodisrupción, la posición del haz de láser pulsado en el nivel de energía de pulso quirúrgico se ajusta para colocar la ubicación del subproducto de fotodisrupción en una ubicación determinada respectiva cuando se mueve el haz de láser pulsado a una nueva ubicación de tejido objetivo dentro del tejido obj etivo .

La FIGURA 26 muestra un sistema quirúrgico por láser ejemplar de acuerdo con la alineación por láser utilizando la imagen del subproducto de fotodisrupción . Un módulo 2010 de óptica se proporciona para enfocar y dirigir el haz de láser al tejido 1700 objetivo. El módulo 2010 de óptica puede incluir uno o más lentes y puede además incluir uno o más reflectores. Un accionador de control se incluye en el módulo 2010 de óptica para ajusfar el enfoque y la dirección de haz en respuesta a una señal de control de haz. Un módulo 2020 de control de sistema se proporciona para controlar tanto el láser 1010 pulsado mediante una señal de control por láser y el módulo 2010 de óptica mediante la señal de control de haz. El módulo 2020 de control de sistema procesa los datos de imagen desde el dispositivo 2030 de formación de imágenes que incluye la información de desplazamiento de posición para el subproducto 1702 de fotodisrupción desde la posición de tejido objetivo en el tejido 1700 objetivo. Basado en la información obtenida a partir de la imagen, la señal de control de haz se genera para controlar el módulo 2010 de óptica que ajusta el haz de láser. Una unidad de procesamiento digital se incluye en el módulo 2020 de control de sistema para realizar diversos procesamientos de datos para la alineación del láser.

El dispositivo 2030 de formación de imágenes puede implementarse en diversas formas, incluyendo un dispositivo de tomografia de coherencia óptica (OCT) . Además, el dispositivo de formación de imágenes de ultrasonido también puede utilizarse. La posición del foco de láser se mueve a fin de colocarlo localizado exageradamente en el objetivo en la resolución del dispositivo de formación de imágenes. El error en la referencia del foco de láser en el objetivo y los efectos ópticos no lineales posibles tales como el auto enfoque que hace difícil de predecir exactamente la ubicación del foco de láser y el evento de fotodisrupción subsecuente. Diversos métodos de calibración, incluyendo el uso del sistema de modelo o programa de software para predecir el enfoque del láser dentro de un material puede utilizarse para conseguir una selección aproximada del láser dentro del tejido con formación de imagen. La formación de imágenes del objetivo puede realizarse tanto antes como después de la fotodisrupción . La posición de la fotodisrupción por los productos en relación con el objetivo se utiliza para cambiar el punto focal del láser para localizar mejor el enfoque de láser y el proceso de fotodisrupción en o en relación con el objetivo. De este modo, el caso de fotodisrupción actual se utiliza para proporcionar una selección precisa para la colocación de los pulsos quirúrgicos subsecuentes.

La fotodisrupción para seleccionar durante el modo de diagnóstico puede realizarse en un nivel de energía inferior, superior o el mismo que se requiere para el último procedimiento quirúrgico en el modo quirúrgico del sistema. Una calibración puede utilizarse para correlacionar la ubicación del elemento fotodisruptivo realizado en una energía diferente en el modo de diagnóstico con la ubicación predicha en la energía quirúrgica debido a que el nivel de energía de pulso óptico puede afectar la ubicación exacta del evento fotodisruptivo . Una vez que esta ubicación inicial y la alineación se realizan, un volumen o patrón de pulsos láser (o un pulso simple) pueden suministrarse en relación con esta posición. Las imágenes de muestra adicional pueden hacerse durante el curso del suministro de los pulsos de láser adicionales para asegurar la ubicación apropiada del láser (las imágenes de muestra pueden obtenerse con el uso de pulsos de energía superiores, inferiores o los mismos) . En una implementación, un dispositivo de ultrasonido se utiliza para detectar la burbuja de cavitación o la onda de choque u otro subproducto de fotodisrupcion . La ubicación de ésta puede entonces correlacionarse con formación de imágenes del objetivo, obtenida mediante ultrasonido u otra modalidad. En otra modalidad, el dispositivo de formación de imágenes es simplemente un biomicroscopio u otra visualización óptica del evento de fotodisrupcion por el operador, tal como tomografia de coherencia óptica. Con la observación inicial, el foco de láser se mueve a la posición objetivo deseada, después de lo cual un patrón o volumen de pulsos se suministra en relación con esta posición inicial.

Como un ejemplo especifico, el sistema de láser para fotodisrupcion de subsuperficie precisa puede incluir medios para generar pulsos de láser capaces de generar fotodisrupcion en Indices de repetición de 100-1000 Millones de pulsos por segundo, los medios para pulsos de láser aproximadamente enfocados a un objetivo por debajo de una superficie utilizando una imagen del objetivo y una calibración del foco de láser a esa imagen sin crear un efecto quirúrgico, medios para detectar o visualizar por debajo una superficie para proporcionar una imagen o visualización de un objetivo del espacio adyacente o material alrededor del objetivo y los subproductos de por lo menos un evento fotodisruptivo localizado aproximadamente cerca del objetivo, medios para correlacionar la posición de los subproductos de fotodisrupcion con aquellos de la sub-superficie objetivo en por lo menos una vez y mover el enfoque del pulso de láser para colocar el subproducto de fotodisrupción en la sub-superficie objetivo en una posición relativa en relación con el objetivo, medios para suministrar un tren subsecuente de por lo menos un pulso de láser adicional del patrón en relación con la posición indicada por la correlación fina anterior de los subproductos de fotodisrupción con aquellos de la sub-superficie objetivo, y medios para la continuación para monitorear los eventos fotodisruptivos durante la colocación del tren subsecuente del pulso para sintonización final adicional de la posición de los pulsos de láser subsecuentes en relación con el mismo u objetivo revisado que se forma en imaqen.

Las técnicas y sistemas anteriores pueden utilizar el suministro de pulsos de láser de alto índice de repetición para sub-superficies objetivo con una precisión requerida para la colocación de pulso contiguo, cuando se necesite para cortar o con las aplicaciones de disrupción de volumen. Esto puede lograrse con o sin el uso de una fuente de referencia sobre la superficie del objetivo y poder tomarse en cuenta el movimiento del objetivo después de la aplanación o durante la colocación de los pulsos de láser.

Aunque esta especificación contiene muchos elementos específicos, estos no deben interpretarse como limitaciones en el alcance de cualquier invención o de lo que puede reclamarse, sino más bien como descripciones de características especificas para modalidades particulares. Ciertas características que se describen en esta especificación en el contexto de modalidades separadas también pueden implementarse en combinación en una modalidad simple. Por el contrario diversas características que se describen en el contexto de una modalidad simple también pueden implementarse en modalidades múltiples en forma separada o en cualquier subcombinación adecuada. Además, aunque las características pueden describirse en lo anterior como actuando en ciertas combinaciones e incluso inicialmente reclamadas como tales, una o más características de una combinación reclamada puede en algunos casos eliminarse de la combinación, y las combinaciones reclamadas pueden dirigirse a una subcombinación o variación de una subcombinación.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples, que comprende: un sistema de formación de imágenes, configurado para facilitar una determinación de una región objetivo de catarata en un cristalino del ojo; un láser de propósitos múltiples, configurado para aplicar pulsos de láser para catarata para la fotodisrupción de una porción de la región objetivo de catarata determinada; en donde el sistema de formación de imágenes también se configura para facilitar una determinación de una región objetivo de glaucoma en una región periférica del ojo; y el láser de propósitos múltiples también se configura para aplicar pulsos de láser para glaucoma para crear una o más incisiones en la región objetivo de glaucoma por fotodisrupción; en donde los pulsos de láser para catarata y los pulsos de láser de glaucoma se aplican dentro de un procedimiento quirúrgico integrado.

2. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde: el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para cataratas antes de los pulsos de láser para glaucoma.

3. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde: el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para cataratas después de los pulsos de láser para glaucoma.

4. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde: el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para cataratas al menos en forma parcial concurrente con los pulsos de láser para glaucoma.

5. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para glaucoma en al menos uno de una esclera, una región limbar, una porción de ángulo ocular, o una raíz del iris.

6. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para glaucoma de acuerdo con un patrón en relación con por lo menos uno de una trabeculoplastia, iridotomia o iridectomía.

7. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para glaucoma para formar por lo menos uno de un canal de drenaje o una abertura de flujo de salida de humor.

8. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 7, en donde: el láser de propósitos múltiples se configura para formar por lo menos uno de un canal de drenaje o una abertura para el flujo de salida de humor de modo que un dispositivo implantable puede insertarse en uno del canal de drenaje o la abertura par el flujo de salida de humor .

9. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 7, en donde: el canal de drenaje o la abertura para el flujo de salida de humor se configura para conectar una cámara anterior de un ojo quirúrgico a una superficie del ojo quirúrgico, permitiendo asi una reducción de una presión infraocular del humor acuoso en el ojo quirúrgico.

10. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, que comprende: utilizar el mismo láser para aplicar tanto los pulsos de láser para cataratas como los pulsos de láser para glaucoma.

11. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 7, en donde el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para glaucoma a una región objetivo de glaucoma optimizado, en donde se selecciona una ubicación de la región objetivo de glaucoma optimizada; para dispersar el pulso de láser para glaucoma a una menor cantidad que una esclera del ojo, y para interrumpir una trayectoria óptica del ojo por el canal de drenaje formado a una menor distancia que un canal de drenaje centralmente formado.

12. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 11, en donde: la región objetivo de glaucoma es una de una región limite de limbo-esclera o una región de intersección del limbo-córnea.

13. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde el láser de propósitos múltiples se configura para aplicar los pulsos de láser para glaucoma para formar un canal de drenaje en una dirección seleccionada para optimizar los requisitos de competencia de difundir los pulsos de láser para glaucoma en una menor cantidad que una esclera del ojo y perturbar una trayectoria óptica del ojo a una menor distancia que un canal de drenaje centralmente formado.

14. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 13, en donde: el láser de propósitos múltiples se configura para formar imagen de una fotodisrupción lograda por los pulsos de láser para catarata; y para determinar al menos porciones de la región objetivo para glaucoma en respuesta a la fotodisrupción con formación de imagen.

15. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 13, en donde: el láser de propósitos múltiples se configura para formar imagen de una fotodisrupción lograda por los pulsos de láser para glaucoma; y para determinar al menos porciones de la región objetivo para cataratas en respuesta a la fotodisrupción con formación de imagen.

16. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde: los pulsos de láser para catarata se aplican con una longitud de onda del ?-c de láser para catarata; y los pulsos de láser para glaucoma se aplican con una longitud de onda ?-g de láser para glaucoma.

17. El sistema quirúrgico oftálmico de propósitos múltiples de la reivindicación 1, en donde: los pulsos de láser para cataratas se aplican a través de una superficie de contacto del paciente con cataratas; y los pulsos de láser para glaucoma se aplican a través de una superficie de contacto del paciente con glaucoma. RESUMEN DE LA INVENCIÓN Un método para cirugía ocular integrada puede incluir determinar una región objetivo de catarata en un cristalino del ojo; aplicar pulsos de láser para cataratas para fotodisrupcion de una porción de la región objetivo de catarata determinada; determinar una región objetivo de glaucoma o una región de objetivo de astigmatismo en una región periférica del ojo; y aplicar los pulsos de láser quirúrgico para crear una o más incisiones en la región objetivo para glaucoma o astigmatismo mediante fotodisrupcion; en donde las etapas del método se realizan dentro de un procedimiento quirúrgico integrado. Los pulsos de láser pueden aplicarse antes de una incisión sobre una córnea del ojo. El procedimiento quirúrgico integrado puede implicar utilizar la misma fuente de láser pulsada para tres funciones: para la fotodisrupcion de la región objetivo, para hacer una incisión sobre la cápsula del cristalino y para hacer una incisión sobre la córnea del ojo.