MX2014007355A

MX2014007355A - Imagenologia tomografica de coherencia optica intraquirurgica para cirugias de cataratas.

Info

Publication number: MX2014007355A
Application number: MX2014007355A
Authority: MX
Inventors: Guy Holland; Adam Juhasz; Ilya Goldshleger; Ronald M Kurtz; Kostadin Vardin
Original assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2011-12-19
Filing date: 2012-12-19
Publication date: 2014-08-27
Also published as: CN106214324B; JP2015505710A; RU2627605C2; ES2586803T3; EP2779971B1; US20160367399A1; IN2014CN04502A; US20130158530A1; RU2014129807A; TWI561208B; JP2017038997A; US9456926B2; KR20140108233A; CA2857338A1; AU2016250425A1; JP2019000726A; CN106214324A; EP2997940A3; BR112014015116A2; CN104093383B

Abstract

Un sistema quirúrgico para cataratas incluye una fuente láser para generar un primer conjunto de pulsos láser, un elemento óptico guía para guiar el primer conjunto de pulsos láser a una región diana de la catarata en un ojo, un controlador láser para generar una representación electrónica de un patrón de escaneo diana y para controlar el elemento óptico guía para escanear el primer conjunto de pulsos láser de acuerdo con una parte del patrón de escaneo diana para crear una primera región sometida a foto-disrupción en la región diana de la catarata; y un sistema de imagenología tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral (SD-OCT) para generar una imagen de una parte de la primera región sometida a foto-disrupción. El controlador láser puede generar una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado en relación a la imagen generada por el sistema de imagenología SD-OCT y controlar el elemento óptico guía para escanear un segundo conjunto de pulsos láser de acuerdo con el patrón de escaneo modificado.

Description

IMAGENOLOGÍA TOMOGRAFICA DE COHERENCIA ÓPTICA INTRAQUIRÚRGICA PARA CIRUGÍAS DE CATARATAS REFERENCIA CRUZADA A SOLICITUDES RELACIONADAS La presente solicitud reivindica prioridad, conforme al titulo 35 del U.S.C., articulo 119, de la solicitud de patente estadounidense n. ° de serie 13/329,529, presentada el 19 de diciembre de 2011, cuyo contenido se incorpora a la presente en su totalidad mediante referencia.

CAMPO TÉCNICO El presente documento de patente se refiere a la aplicación de sistemas de imagenologia tomográfica de coherencia óptica durante cirugías de cataratas. Más detalladamente, este documento de patente se refiere a imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral intraquirúrgica para cirugías de cataratas.

ANTECEDENTES La cirugía de cataratas está viviendo una revolución. La precisión y velocidad de muchos aspectos de las cirugías de cataratas han mejorado dramáticamente en los últimos años. Los sistemas de láser quirúrgico pulsado con pulsos láser de femtosegundo brindan funcionalidades de corte muy precisamente controlado. Los sistemas ópticos avanzados brindan un control sin precedentes con relación a la colocación y el direccionamiento de los pulsos láser. Adicionalmente, los sistemas de imagenologia proporcionan imágenes de alta calidad para asistir a los cirujanos a planear y poner en práctica los procedimientos quirúrgicos de cataratas. No obstante, sigue habiendo mucho lugar para mejora de los sistemas quirúrgicos de cataratas, especialmente en el área de la imagenologia.

COMPENDIO Un área donde la mejora sustancial es posible y necesaria es el suministro de información de imagenologia más extensa y práctica para el cirujano de cataratas. El más avanzado de los sistemas actuales incluye un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica (OCT) . Antes de la cirugía de cataratas, estos sistemas pueden generar y mostrar una imagen de referencia transversal o curvilínea en profundidad del segmento anterior del ojo que incluye la córnea, la cámara anterior y el cristalino. El cirujano puede planear el procedimiento quirúrgico colocando marcas en la imagen de referencia que se muestra para ingresar puntos característicos o criterios de evaluación de los diversos cortes y regiones que se someten a foto-disrupción o foto-tratamiento. Una interfaz interactiva de un controlador láser puede detectar estas marcas y traducirlas en señales de control electrónicas para guiar el haz de láser quirúrgico para que forme los cortes correspondientes .

Para contextualizar la invención es necesario recordar que una cirugía de catarata con un sistema láser quirúrgico puede incluir las siguientes etapas. (1) Primero, el cristalino se puede someter a foto-disrupción dentro del saco capsular escaneando el haz de láser quirúrgico de acuerdo con un patrón de foto-disrupción. Dependiendo de la dureza de la catarata, el patrón de disrupción, el grado de disrupción y los resultados quirúrgicos deseados, este proceso se puede denominar corte, fragmentación o lisis. (2) Segundo, se puede cortar una tapa o tapón capsular en el saco capsular o capa capsular anterior mediante capsulotomía circular, capsulotomía anterior o capsulotomía curvilínea continua. La tapa o tapón capsular se forma de manera tal que, cuando se retira, se abre un orificio en el saco capsular a través del cual el cirujano puede extraer o aspirar el cristalino sometido a foto-disrupción del saco capsular. (3) Se puede formar un corte de acceso junto a la región de la córnea periférica, el limbo o la esclerótica del ojo. A través de este corte de acceso, se pueden insertar dispositivos quirúrgicos como fórceps o una punta faco en el ojo. (4) Luego, la tapa o tapón capsular se puede retirar mediante uno de los dispositivos quirúrgicos insertados para formar la abertura capsular antedicha. (5) A menudo, el láser quirúrgico no altera todo el cristalino. En tales casos, se puede insertar una punta faco en el saco capsular para completar la disrupcion del cristalino aplicando ultrasonido y cortando. (6) Posteriormente, los fragmentos del cristalino se pueden retirar o aspirar a través de la abertura capsular. (7) Finalmente, se puede insertar una lente intraocular (IOL) para restaurar la visión en el ojo. El orden de las etapas (1) y (2) se puede invertir en algunas cirugías.

Las cirugías de cataratas se pueden complementar formando cortes adicionales, como incisiones de relajación limbar o incisiones arqueadas en la córnea, así como diversos cortes de acceso adicionales.

No obstante, una vez que se inició la foto-disrupción mediante el haz de láser quirúrgico para formar los cortes programados, los sistemas de imagenología actuales no generan imágenes adicionales que puedan brindar información o respuestas prácticas para el cirujano de catarata. Esto se debe principalmente al hecho de que con los sistemas quirúrgicos modernos los procedimientos quirúrgicos de cataratas pueden ser más bien breves, como de 10-20 segundos para una capsulotomía o 30-40 segundos para una foto-disrupción del cristalino. Los sistemas de imagenologia existentes no permiten tomar imágenes de la región sometida a foto-disrupción con suficiente resolución en tan poco tiempo de cirugía. Son aun menos capaces de analizar la imagen de la región sometida a foto-disrupción para brindar información práctica o modificar de forma activa el procedimiento quirúrgico en proceso. Dichas funcionalidades necesitarían un rendimiento de imagenologia más rápido y sistemas de imagenologia y electrónicos diferentes o adicionales.

Si bien es difícil tomar imágenes y analizar las regiones afectadas durante los tiempos acotados de las cirugías, información basada en dicha imagenologia o análisis sería muy deseable tanto para mejorar la precisión del procedimiento quirúrgico como para manejar complicaciones quirúrgicas inesperadas. Por ejemplo, puede ser que una capsulotomía no corte todo el saco capsular en algunas partes de la línea de corte circular, de manera que la tapa o tapón circular se mantenga unida al resto de la cápsula en estos "marcadores". Cuando el cirujano intenta luego retirar la tapa circular con fórceps, el saco capsular se puede romper en los marcadores y producir bordes irregulares o desprendimiento sustancial. Si el cirujano contara a tiempo con una imagen de la capsulotomía incompleta, podría optar por un nuevo escaneo del circulo de capsulotomía con el láser para cortar los marcadores en lugar de comenzar a retirar la tapa parcialmente desprendida.

En otros casos, cuando se realiza la foto-disrupción del cristalino, se puede escanear el láser quirúrgico muy cerca de la capa capsular posterior y posiblemente perforarla. Tal perforación puede requerir un procedimiento complejo de vitrectomía de emergencia, lo que eleva sustancialmente el riesgo de toda la cirugía de catarata. Nuevamente, si el cirujano contara con información de imagenología de manera oportuna, podría modificar el patrón de escaneo para desviar el haz de láser quirúrgico de la capa capsular posterior y así evitar la vitrectomía.

En aun otros casos, el sistema de láser quirúrgico puede estar mal calibrado: el controlador láser puede tener un error en el cálculo de la ubicación de los pulsos láser debido a una variedad de razones, incluyendo aberraciones ópticas, problemas de tolerancia de fabricación del láser, un error en la caracterización de las propiedades refractarias de la lente, un error en el diagnóstico pre-operativo, un cambio en la forma o movimiento del ojo y deslizamiento térmico de los componentes. En un ejemplo, mientras que el cirujano puede haber colocado las marcas en una imagen de referencia para formar un corte quirúrgico, p. ej . , a 100 micrones de la capa capsular posterior, el instrumento óptico guia puede haber dirigido los pulsos láser quirúrgicos a una ubicación solamente a 50 micrones de la capa capsular posterior debido a un error de calibración y asi aumentado el riesgo y disminuido la precisión y la seguridad de la cirugía de catarata. Como se indicó anteriormente, si el cirujano hubiese contado con una imagen del progreso de la cirugía, podría haber detectado el error de calibración antes de que la foto-disrupción se acercara peligrosamente a 50 micrones de distancia de la capa capsular posterior .

En aun otro ejemplo, el error de calibración puede deberse a que todo el cristalino se haya movido en el eje óptico debido a una diferencia en la presión en la cámara anterior y la cámara posterior o vitrea ubicada detrás del cristalino a lo largo del trayecto del haz óptico. La presión puede cambiar debido a una variedad de razones después de que se haya tomado la imagen de referencia, como puede ser debido a la presión que ejerza la interfaz del paciente. Asimismo, debido a que el ojo es un sistema dinámico, las presiones internas en las cámaras anterior y posterior pueden cambiar con el tiempo, p. ej . , a medida que las presiones internas se equilibran con las presiones externas en un - período prolongado como segundos o décimas de segundos después de acoplar la interfaz al ojo.

En aun otro ejemplo, el error de calibración se puede deber a un cambio en la curvatura del cristalino debido al ajuste de posición. El ajuste de posición lo puede provocar el paciente antes o durante la cirugía. Los cirujanos típicamente administran fármacos para detener o suprimir el ajuste de posición y dilatar de hecho la pupila. No obstante, estos fármacos tienen diferentes efectos en diferentes pacientes e incluso estos efectos diferentes siguen plazos diferentes. Nuevamente, en los últimos dos ejemplos, como se indicó anteriormente, si el cirujano hubiera contado con imágenes oportunas o actualizadas durante la cirugía, podría haber detectado el error de calibración y tomado medidas preventivas o correctivas.

Una característica común de estas y muchas otras posibles complicaciones quirúrgicas es que solamente se pueden detectar luego de comenzar la foto-disrupción del tejido diana. No obstante, tal como se describió anteriormente, la formación de una imagen en un menor tiempo de imagenología que un tiempo quirúrgico de 10, 20, 40 o 60 segundos puede ser un gran desafío para los sistemas de imagenología actuales, especialmente si se necesita una imagen de alta resolución para proporcionar imagenología práctica. Y puede ser un desafio prohibitivo para los sistemas existentes además de analizar la imagen para mostrar una información o una acción correctiva sugerida o para modificar de forma activa el escaneo del haz de láser quirúrgico de foto-disrupción .

El presente documento de patente describe modalidades de sistemas quirúrgicos para cataratas con sistemas de imagenología avanzados configurados para tomar imágenes y, en algunas implementaciones , para analizar las regiones sometidas a foto-disrupción mediante el haz de láser quirúrgico en un tiempo de imagenología menor a los tiempos quirúrgicos típicos. Estas modalidades, por lo tanto, permiten la modificación del procedimiento quirúrgico de cataratas en tiempo real, ya sea por parte del cirujano o del sistema quirúrgico en sí, lo cual promete una mejora cualitativa de la eficacia y seguridad de la cirugía de cataratas moderna.

En particular, en una modalidad un sistema quirúrgico para cataratas puede incluir una fuente láser, configurada para generar un primer conjunto de pulsos láser; un elemento óptico guía acoplado a la fuente láser, configurado para guiar el primer conjunto de pulsos láser hacia una región diana de la catarata en el ojo; un controlador láser, configurado para generar una representación electrónica de un patrón de escaneo diana y para controlar el elemento óptico guia para escanear el primer conjunto de pulsos láser de acuerdo con una parte del patrón de escaneo diana para crear una primera región sometida a foto-disrupción en la región diana de la catarata; y un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral (SD-OCT), configurado para generar una imagen de una parte de una parte de la primera región sometida a foto-disrupción; donde el controlador láser está configurado para generar una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado en relación con la imagen generada por el sistema de imagenologia SD-OCT y para controlar al elemento óptico guia para que escanee un segundo conjunto de pulsos láser de acuerdo con el patrón de escaneo modificado para crear una segunda región sometida a foto-disrupción . En algunas modalidades, el sistema de imagenologia puede ser un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de fuente de barrido (SS-OCT) .

En algunas modalidades, un sistema quirúrgico para cataratas puede incluir un sistema quirúrgico láser, configurado para generar un haz de láser quirúrgico y para guiar el haz láser quirúrgico generado dentro de una región diana de la catarata; un controlador láser, configurado para escanear el haz de láser quirúrgico dentro de la región diana de la catarata para crear una región sometida a foto-disrupción; un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral (SD-OCT) configurado para generar una imagen de la región sometida a foto-disrupción para un operador del sistema en un tiempo quirúrgico después del inicio del escaneo del haz de láser quirúrgico; donde el controlador láser está configurado para detener o suspender el escaneo del haz de láser quirúrgico en respuesta a la recepción de una señal de control de pausa por parte del operador del sistema en respuesta a la imagen generada.

En algunas modalidades, un método quirúrgico oftálmico puede incluir la generación de una representación electrónica de un patrón de escaneo diana para un cristalino del ojo mediante un controlador láser, generación y escaneo de un haz de láser en el cristalino del ojo de acuerdo con el patrón de escaneo diana mediante un sistema quirúrgico láser, creación de un corte en el cristalino, generación de una imagen de una parte del ojo y el corte con un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral después de iniciar el escaneo del haz de láser, generación de una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado mediante el controlador láser en relación con la imagen generada, y generación y escaneo del haz de láser en el cristalino del ojo de acuerdo con el patrón de escaneo modificado mediante el sistema quirúrgico láser y creación de un corte modificado.

En algunas modalidades, un método para cirugía de cataratas puede incluir el control de un escaneo de un haz de láser en un cristalino del ojo mediante un controlador láser, generación de imágenes de una parte del cristalino a una velocidad de al menos 5 cuadros por segundo mediante un sistema de imagenología tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral y modificación del escaneo del haz de láser mediante el controlador láser en respuesta a un análisis de las imágenes generadas .

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS La figura 1A ilustra una modalidad de un sistema quirúrgico láser para cataratas.

La figura IB ilustra una foto-disrupción imagenología en una región diana del cristalino.

Las figuras 1C-D ilustran una modalidad quirúrgico láser para cataratas.

Las figuras 2A-C ilustran la formación de una primera región sometida a foto-disrupción y una segunda región sometida a foto-disrupción modificada.

Las figuras 3A-E ilustran la modificación de patrones de escaneo después de detectar un subproducto quirúrgico.

Las figuras 4A-B ilustran la modificación del patrón de escaneo después de detectar un subproducto quirúrgico.

Las figuras 4C-D ilustran la modificación del patrón de escaneo de la capsulotomia después de expandir la cápsula del cristalino .

Las figuras 5A-D ilustran un nuevo escaneo de una capsulotomia ineficaz .

La figura 6 ilustra una modalidad de un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral.

La figura 7 ilustra una modalidad de un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral con un panel de entrada-salida especializado. figura 8 ilustra un panel de entrada-salida especializado La figura 9 ilustra una modalidad de un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de fuente de barrido.

La figura 10 ilustra un método quirúrgico para cataratas asistido por imagenologia.

La figura 11 ilustra un método quirúrgico para cataratas asistido por imagenologia.

DESCRIPCIÓN DETALLADA Las implementaciones y modalidades en el presente documento de patente describen sistemas quirúrgicos para cataratas que generan un información de imagenologia a tiempo ya sea para asistir al cirujano en el ajuste del procedimiento quirúrgico según la información o para determinar y realizar estos ajustes por si mismos.

La figura 1A ilustra un sistema quirúrgico para cataratas 100 que incluye una fuente láser 110 para generar un haz de láser de un primer conjunto de pulsos láser. Estos pulsos láser pueden tener una duración o extensión de pulso en el intervalo de 1-1.000 femtosegundos o 1-1.000 picosegundos . Se pueden seleccionar la energía y potencia del haz de láser para lograr una foto-disrupción muy controlada en la región diana seleccionada de forma eficaz sin provocar daño en otros tejidos oftálmicos como en la retina fotosensible. El sistema quirúrgico para cataratas 100 también puede incluir un elemento óptico guía 120 acoplado a la fuente láser 110 para guiar el primer conjunto de pulsos láser a través de la córnea 3 y una cámara anterior 4 al cristalino 5 del ojo 1. El cristalino 5 se ve envuelto por una capa o saco capsular 6. La óptica guía 120 se puede configurar para guiar el haz de láser dentro de una región diana de la catarata a través de un objetivo 122 y una unidad de acoplamiento o interfaz del paciente (PI) 124 que se puede acoplar al ojo 1 e inmovilizarlo con relación al sistema quirúrgico para cataratas 100 aplicando succión con vacío. En algunas modalidades, puede no haber una conexión directa o de inmovilización entre el objetivo 122 y el ojo 1. Estas modalidades pueden utilizar en lugar de esto rastreadores oculares para hacer una correlación del proceso de imagenología con posibles movimientos del ojo, por ejemplo.

La región diana de la catarata se puede encontrar en un segmento anterior del ojo 1 que incluye la córnea 3, la cámara anterior 4, el cristalino 5 y el saco capsular 6 del ojo 1. La región diana de la catarata puede ser, por ejemplo, un circulo, cilindro o cilindro inclinado en una capa capsular anterior o saco capsular del cristalino 5 cuando se realiza una capsulotomia . La región diana de la catarata también puede ser una fracción de gran volumen del cristalino 5 para lograr la foto-disrupción, un corte o lisis del cristalino 5 o al menos de su núcleo. La región diana de la catarata también puede estar en la córnea 3 como un corte de acceso para crear un puerto para insertar dispositivos quirúrgicos para cataratas. En cirugías de catarata más completas, como en la cirugía refractaria de cataratas, también se pueden realizar cortes o incisiones limbares relajantes (LRI) o incisiones arqueadas adicionales .

La capsulotomia puede tener un diámetro en el intervalo de 3-6 mm, según indica el diseño de la lente infraocular o IOL que se desea insertar en la cápsula del cristalino conservado a una profundidad z en el intervalo de 2-4 mm, donde la profundidad z se mide a lo largo del eje óptico del sistema quirúrgico para cataratas 100 usando una superficie de contacto de la córnea 3 y el PI 124 como un nivel de referencia cero para la profundidad z. La región diana de una foto-disrupción del cristalino se puede extender de una profundidad z de 2-4 mm a una profundidad z de 7-10 mm, con un diámetro de 4-8 mm. Finalmente, los cortes de acceso y arqueados y las LRI en la córnea se pueden realizar a la profundidad z de 0-2 mm con un diámetro pronunciado de 6-14 mm para minimizar o evitar por completo impactar de forma directa el campo visual. Estos intervalos numéricos muestran que los desafios de las cirugías de cataratas superan considerablemente los de las cirugías puramente de la córnea -como LASIK- o las cirugías de retina. Tanto las cirugías de retina como las de córnea/LASIK se realizan en un rango de profundidad z mucho más estrecho y en un volumen quirúrgico general mucho más pequeño que las cirugías de cataratas. Las cirugías de córnea se limitan normalmente a intervalos de profundidad z de 0,1-0,5 mm, ya que el espesor de la córnea raramente supera 1 mm y la foto-disrupción en general no corta a través de toda la córnea para mantener la cámara anterior intacta. Los diámetros típicos de cortes de córnea pueden estar en el intervalo de 2-3 mm. Mientras que las cirugías de retina se realizan en un punto profundo en el segmento posterior del ojo 1 a una profundidad z considerable, el rango de profundidades z donde se forman los cortes es típicamente menor a 2 mm que es el espesor general de las capas retinianas de interés.

Por el contrario, las cirugías de cataratas típicamente implican la foto-disrupción en la mayoría o todas las regiones diana de la catarata descritas previamente, tanto en la córnea 3 como en el cristalino 5. Por lo tanto, las cirugías de cataratas pueden implicar cortes en un rango de profundidad z de 4 mm o más, algunas veces de 6 mm o más. Estos rangos de profundidad z de la catarata son sustancialmente mayores a los rangos de profundidad z descritos anteriormente para las cirugías de córnea o retina. Adicionalmente, el diámetro de los cortes relacionados con la catarata también supera sustancialmente el de los cortes en la córnea. Por lo tanto, la formación de cortes en la catarata implica desafíos sustancialmente mayores para el diseño de un sistema quirúrgico para cataratas, incluyendo su sistema de imagenología, en relación con los que implica la formación de cortes en la cornea para el diseño de un sistema LASIK o los que implica la formación de cortes en la retina para el diseño de un sistema quirúrgico retiniano.

El sistema quirúrgico para cataratas 100 también puede incluir un controlador láser 130 para generar una representación electrónica de un patrón de escaneo diana y para controlar el elemento óptico guía 120 para que escanee el primer conjunto de pulsos láser de acuerdo con una parte del patrón de escaneo diana para crear una primera región sometida a foto-disrupción en la región diana de la catarata.

Tal como se describió anteriormente, la región diana de la catarata puede estar cerca de la capa capsular anterior y el patrón de escaneo diana puede ser un conjunto de puntos diana en un circulo o cilindro en la capa capsular anterior del cristalino 5 para una capsulotomia circular, una capsulotomia anterior o una capsulotomia curvilínea. 0 la región diana de la catarata puede ser una parte del cristalino 5 y el patrón de escaneo diana puede ser un conjunto de puntos diana en cilindros, un patrón espiral, un patrón de malla o planos de corte de radio, para inducir la foto-disrupción del cristalino 5. Los puntos del patrón de escaneo diana se pueden definir, por ejemplo, mediante sus coordenadas de radio o (x,y,z) . Estas coordenadas se pueden representar de forma electrónica en un procesador, según ejecutables almacenados en una memoria correspondiente del controlador láser 130.

El sistema quirúrgico para cataratas también puede incluir un sistema de imagenología tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral (SD-OCT) 200 para generar una imagen de una parte de la primera región sometida a foto-disrupción, creada mediante el escaneo del haz de láser quirúrgico. El sistema de imagenología SD-OCT 200 se puede configurar para acoplar un haz de imagenologia en el elemento óptico guia 120 para guiarlo en el ojo 1 y para recibir la devolución de un haz de imagenologia del elemento óptico guia 120. El sistema de imagenologia SD-OCT 200 se puede configurar para generar la imagen o imágenes de la primera región sometida a foto-disrupción durante la cirugía para brindar información práctica u oportuna para el cirujano o para el controlador láser 130, según se describe posteriormente en más detalle.

La figura IB ilustra un funcionamiento del sistema guirúrgico para cataratas 100. En este ejemplo, el controlador láser 130 puede generar la representación electrónica de un patrón de escaneo diana 302 en la región diana de la catarata, un arco cercano a la capa capsular posterior. El elemento óptico guía 120 puede enfocarse y escanear el primer conjunto de pulsos láser de un haz de láser guirúrgico 304, que genera la fuente láser 110, a través de los puntos del patrón de escaneo diana 302 para crear una primera región sometida a foto-disrupción 306. La primera región sometida a foto-disrupción 306 en este ejemplo puede consistir en un conjunto de burbujas o burbujas de cavitación formadas en los puntos del patrón de escaneo diana 302. Luego de iniciada la foto-disrupción, el sistema de imagenologia SD-OCT 200 puede escanear un haz de imagenologia 308 a través de la región diana de la catarata para generar una imagen de la primera región sometida a foto-disrupción 306. En algunas implementaciones, el mismo elemento óptico guia 120 compartido puede guiar o escanear el haz de imagenologia 308 y el haz de láser quirúrgico 304. En otras implementaciones, solamente parte de la vía óptica puede estar compartida y el haz de imagenologia 308 se puede escanear parcialmente mediante un elemento óptico guia de imagenologia no compartido adicional. Todos estos diseños son modalidades del elemento óptico guia 120.

Si la imagen generada por el sistema de imagenologia SD-OCT 200 indica que la cirugía avanza como se esperaba, de forma que se forman las burbujas sometidas a foto-disrupción 306 de acuerdo con el patrón de escaneo diana 302 y sin consecuencias no deseadas, el controlador láser 130 puede continuar con el escaneo del haz de láser quirúrgico 304 a lo largo del patrón de escaneo diana original 302. No obstante, si la imagen indica que hay una desviación del procedimiento planeado, el controlador láser 130 puede responder generando una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado y controlar el elemento óptico guía 120 para que escanee un segundo conjunto de pulsos láser de acuerdo con el patrón de escaneo modificado para crear una segunda región sometida a foto-disrupción, tal como se ilustrará en las figuras posteriores .

En algunas modalidades, puede que no haya acoplamiento directo entre el sistema de imagenologia SD-OCT 200 y el controlador láser 130. En estas modalidades, el sistema de imagenologia SD-OCT 200 puede mostrar la imagen de la primera región sometida a foto-disrupción 306 y un operador del sistema, como el cirujano, puede ingresar parámetros de escaneo modificados para hacer que el controlador láser 130 genere la representación electrónica del patrón de escaneo modificado.

La figura 1A ilustra que en algunas modalidades, el sistema de imagenologia SD-OCT 200 puede incluir un procesador de imágenes OCT 201 capaz de analizar la imagen generada después de iniciar la foto-disrupción . En algunas modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede mostrar los resultados del análisis para el cirujano para brindar una información práctica y oportuna durante la cirugía, de forma que el cirujano pueda ingresar un patrón de escaneo modificado en el controlador láser 130. En el ejemplo de la figura IB, el procesador de imágenes OCT 201 se puede configurar para medir la distancia de la primera región sometida a foto-disrupción 306 de la capa capsular posterior y, si la distancia se vuelve menor que un margen presente de seguridad, entonces mostrar señales de alerta para el cirujano.

En algunas modalidades, el sistema de imagenología SD-OCT 200 se puede acoplar al controlador láser 130, como en la figura 1A, o el procesador de imágenes OCT 201 puede ser una unidad autónoma directamente acoplada al sistema de imagenología SD-OCT 200 y al controlador láser 130, como en la figura 1C. En estas modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede generar señales de control en relación con la imagen de la primera región sometida a foto-disrupción 306 y puede aplicar las señales de control generadas al controlador láser 130 para hacer que el controlador láser 130 genere la representación electrónica del patrón de escaneo modificado. El procesador de imágenes OCT 201 se puede integrar total o parcialmente al sistema de imagenología SD-OCT 200 como en la figura 1A.

La figura ID ilustra que, en algunas modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 también puede estar superpuesto o incluso integrado al controlador láser 130. Las modalidades de las figuras 1A, 1C y ID ilustran que las funciones relacionadas con el software para el procesamiento de las imágenes OCT y la generación del patrón de escaneo modificado las puede realizar de forma total o parcial un procesador con fines múltiples que se puede colocar en el sistema de imagenologia SD-OCT 200 o el controlador láser 130, o en un bloque que integre ambos, o puede ser un bloque autónomo separado de ambos.

Tal como se indicó anteriormente, el rango de profundidad z especialmente amplio de las cirugías de cataratas que puede superar 4 mm o, en algunas modalidades, superar 6 mm puede requerir el uso de un sistema de imagenologia SD-OCT 200 sustancialmente más complejo al que se utiliza en los sistemas para córnea o retina. Por consiguiente, en algunas modalidades, el sistema de imagenologia SD-OCT 200 se puede configurar para tener una imagenologia o rango de profundidad z Lmáx superior a 4 mm, como en el intervalo de 4-20 mm. En otras modalidades, la imagenologia o rango de profundidad z Zmáx puede superar 6 mm, como en el intervalo de 6-10 mm.

La imáx, la imagenologia o el rango de profundidad z del sistema de imagenologia SD-OCT 200 pueden depender de la longitud de onda ? del haz láser de imagenologia 308, la resolución de longitud de onda d?, la frecuencia de Nyquist Nf, la longitud focal f y la pupila d del sistema de imagenologia SD-OCT 200, tal como se describe posteriormente en detalle. Por consiguiente, las modalidades del sistema de imagenologia SD-OCT 200 se pueden diseñar con parámetros ?, d?, Nf, f y d de forma tal que el rango de profundidad z o imagenología sea mayor a 4 mm o, en algunas modalidades, mayor a 6 mm.

La dificultad de extender el rango de profundidad de imagenología de un sistema de 1-2 mm a 4 mm o más también se puede observar en el hecho de que algunos sistemas existentes que requieren rangos de imagenología mayores a 2 mm no lo logran utilizando elementos ópticos más avanzados ya que esto sería imposible. Por el contrario, estos sistemas utilizan un sistema de imagenología convencional con un rango de imagenología inferior a 2 mm y potencian el rango de imagenología de este sistema convencional al tomar varias imágenes a profundidades z adyacentes separadas por alrededor de 2 mm y generar una única imagen con un rango mayor integrando las imágenes de profundidades adyacentes usando un circuito de reconocimiento y procesamiento de imágenes complejo. Tales sistemas pueden ser electrónicamente complejos y la integración de imágenes disminuye considerablemente la velocidad de su rendimiento. Para evitar el enlentecimiento sustancial del rendimiento de imagenología y la necesidad de sistemas electrónicos complejos, las implementaciones del sistema de imagenología SD-OCT 200 logra el rango de profundidad de imagenología mayor a 4 o 6 mm sin integrar dos o más imágenes.

Para hacerlo más claro, se observa que normalmente se hace una distinción entre dos tipos de escaneos de imagenologia : escaneos A y escaneos B. Un escaneo A se refiere a una imagen del objetivo en el rango de profundidades z que corresponden a una única coordenada transversal (x,y) en el marco de referencia cuyo eje z se encuentra alineado con un eje óptico del elemento óptico guia 120. Un escaneo A se puede obtener dirigiendo el haz de imagenologia de un sistema de imagenologia a un único punto (x,y) del objetivo y recolectando la información de imagenologia correspondiente a diferentes profundidades z.

Algunos sistemas de imagenologia generan un escaneo A escaneando efectivamente el rango de profundidad de imagenologia z y registrando los datos de imagen para diferentes profundidades z de forma secuencial. No obstante, mientras que los sistemas de imagenologia SD-OCT, tal como se explica a continuación, toman los datos de imagen para diferentes profundidades z de forma simultánea, es decir, sin escanear en la dirección z, aun asi sus imágenes siguen recibiendo a menudo la denominación de escaneos A.

Un escaneo B se refiere a un conjunto de escaneos A que corresponde a un conjunto o línea de puntos (x,y), recolectados a medida que se escanea el haz de imagenología a lo largo de una línea transversal o en un patrón de escaneo transversal. Un escaneo B típico con resolución regular (x,y) puede incluir 500 a 2.000 escaneos A. Un escaneo B con resolución elevada (x,y) puede incluir 1.000 a 3.000 escaneos A. Los escaneos B de resolución particularmente elevada (x,y) pueden incluir 2.000 a 5.000 o 2.000 a 16.000 escaneos A. Típicamente, un escaneo B puede incluir estos escaneos A integrados a una imagen transversal, circular o cilindrica del objetivo. De esta forma, un escaneo B puede proporcionar una información de imagenología de respuesta sustancialmente más detallada y, por lo tanto, sustancialmente más práctica para el cirujano que un escaneo A individual. Por consiguiente, en las modalidades del sistema quirúrgico para cataratas 100, una imagen de la primera región sometida a foto-disrupción y la segunda región sometida a foto-disrupción se pueden referir a un escaneo B que puede incluir 500 a 2.000, 1.000 a 3.000, 2.000 a 5.000 o 2.000 a 16.000 escaneos A.

Los sistemas de imagenología OCT se pueden separar en dos clases: Sistemas de imagenología de dominio temporal o TD-OCT y sistemas de imagenología de dominio espectral o SD-OCT. Los sistemas de imagenología TD-OCT utilizan un haz de luz de imagenologia con un ancho de banda adecuado para definir longitudes de pulso cortas y reunir la información de imagenologia de diferentes profundidades z de forma secuencial al escanear en esencia a lo largo del eje z. Por el contrario, los sistemas de imagenologia SD-OCT utilizan un haz de luz de imagenologia con un ancho de banda donde los componentes espectrales con diferentes longitudes de onda capturan y llevan información de imagenologia gue representa diferentes profundidades z en paralelo a la misma vez. Esto permite que los sistemas de imagenologia SD-OCT reúnan la información de imagenologia de diferentes profundidades z de forma simultánea, en paralelo. La detección en paralelo de la información de imagenologia de profundidad z acelera el rendimiento de los sistemas de imagenologia SD-OCT en un factor de 10-1.000 en relación con los sistemas de imagenologia TD-OCT. Este rendimiento más rápido de los sistemas de imagenologia SD-OCT se puede utilizar en diversas modalidades, tal como se describe a continuación.

En términos de tiempos de imagenologia, este rendimiento acelerado se traduce en que las modalidades del sistema de imagenologia SD-OCT 200 puedan generar una imagen de escaneo B luego del inicio de la foto-disrupción en un tiempo de imagenología inferior al tiempo quirúrgico. El tiempo de imagenologia puede ser inferior a 1 segundo, tal como en el intervalo de 0,1 mseg-1 seg. En algunas modalidades, el tiempo de imagenologia puede ser inferior a 0,1 segundo, tal como en el intervalo de 1 mseg-0,1 seg. Estos tiempos breves de imagenologia significan que el sistema de imagenologia SD-OCT 200 puede generar imágenes que pueden proporcionar información oportuna y, por lo tanto, útil acerca de la evolución de la cirugía de catarata al cirujano, a los efectos de que el cirujano pueda modificar el procedimiento quirúrgico en respuesta a la información. Esta modificación puede incluir el ingreso de un patrón de escaneo diana modificado.

El siguiente nivel de utilidad lo ofrecen algunas modalidades del sistema de imagenología SD-OCT 200 que puede proporcionar imágenes de información no una vez sino reiteradas veces durante la cirugía de catarata. Dichos sistemas pueden proporcionar información oportuna valiosa con relación a la evolución, ubicación y crecimiento de la primera región sometida a foto-disrupción 306, ofreciendo así una mejora cualitativa de la precisión, rendimiento y seguridad del sistema de cirugía de catarata 100.

Algunas modalidades del sistema de imagenologia SD-OCT 200 pueden ofrecer otras mejoras cualitativas. Pueden proporcionar no solamente unas pocas imágenes actualizadas durante la cirugía de catarata, sino una imagen básicamente en vivo de la evolución de la cirugía. Una comunicación básicamente en vivo puede proporcionar información muy valiosa, oportuna y práctica al cirujano para gue controle la evolución de la cirugía, mejore la precisión quirúrgica, detecte resultados no deseados de forma temprana y reaccione ante ellos en tiempo real.

Una frecuencia de actualización comúnmente utilizada de las imágenes de video en vivo es de alrededor de 24 cuadros/segundo. Por lo tanto, los sistemas de imagenologia que pueden proporcionar imágenes con una frecuencia de actualización o velocidad de cuadro de 20 a 25 cuadros/segundo o más pueden proporcionar imágenes que aparecerán básicamente en vivo para el cirujano. Por el contrario, los sistemas con una frecuencia de actualización o velocidad de cuadro considerablemente inferior a 20-25 cuadros /segundo pueden no percibirse como imagenologia de video en vivo, sino como imágenes entrecortadas e inestables, que posiblemente incluso distraen al cirujano de la cirugía de catarata.

En este contexto, dado que los sistemas de imagenologia TD-OCT adguieren información de imagenologia en profundidad z de forma secuencial, solamente pueden generar escaneos B de baja resolución, con una frecuencia de actualización de únicamente uno o pocos cuadros por segundo. Los sistemas de imagenologia TD-OCT que se espera que proporcionen imágenes con mayor resolución pueden verse forzados a escanear y actualizar las imágenes con una velocidad incluso inferior, muy por debajo de un cuadro/segundo. Dichas imágenes de información evidentemente más lentas que en vivo se muestran entrecortadas al cirujano e incluso pueden constituir una distracción. Además, la baja velocidad de escaneo y la lenta frecuencia de actualización resultante pueden hacer que algunos sistemas de imagenologia TD-OCT muestren distorsiones, tales como elevaciones o saltos discontinuos en la imagen de una capa que, en la realidad, es plana .

Por el contrario, los sistemas SD-OCT recaban datos de imagen en un punto (x,y) desde todas las profundidades z simultáneamente, en paralelo. A veces, estas imágenes aún se denominan escaneos A, aunque no impliquen escaneos z secuenciales . Dada la naturaleza paralela o simultánea de la recolección de datos de imagen de distintas profundidades, las modalidades del sistema SD-OCT 200 pueden adquirir los escaneos A 10-1.000 veces más rápido que los sistemas de imagenologia TD-OCT, tal como se describió anteriormente. En particular, los sistemas de imagenologia SD-OCT 200 de calidad pueden adquirir 10.000-100.000 escaneos A por segundo o, de manera equivalente, pueden presentar una velocidad de adquisición de escaneo A de 10-100 kHz. Los sistemas de imagenologia SQ-OCT 200 de alta calidad pueden presentar una velocidad de adquisición de escaneo A de 30-300 kHz y, particularmente, los sistemas de imagenologia SD-OCT 200 de alta calidad pueden presentar una velocidad de adquisición de escaneo A de 100 kHz-1.000 kHz, superando ampliamente la velocidad de adquisición de escaneo A que se puede alcanzar con los sistemas de imagenologia TD-OCT.

Evidentemente, la velocidad de adquisición de escaneo A o cantidad de escaneos A/seg, es aproximadamente igual a la cantidad de escaneos A/escaneos B multiplicada por la cantidad de imágenes/seg, la frecuencia de actualización de imágenes. Por ejemplo, a la velocidad de adquisición de escaneo A de calidad de 10.000-100.000 escaneos A/seg, o 10-100 kHz, se pueden capturar imágenes con la resolución (x,y) normal de 500-2.000 escaneos A/escaneos B a las frecuencias de actualización de imágenes en el intervalo de 5-200 cuadros/seg que incluyen el intervalo de frecuencia de actualización de 20-200 cuadros/seg. En otro ejemplo, a la velocidad de adquisición de escaneo A de alta calidad de 30-300 kHz, se pueden capturar imágenes con la resolución (x,y) alta de 1.000-3.000 escaneos A/escaneos B a las frecuencias de actualización de imágenes en el intervalo de 10-300 cuadros/seg que incluyen el intervalo de 25-300 cuadros/seg. Finalmente, al intervalo de adquisición de escaneo A de calidad particularmente alta de 100-1.000 kHz, se pueden generar imágenes con la resolución (x,y) particularmente alta de 2.000-5.000 escaneos A/escaneos B con frecuencias de actualización de imágenes en el intervalo de 25-500 cuadros/seg.

Estos ejemplos muestran que las modalidades de los sistemas de imagenologia SD-OCT 200 con varios apareamientos de la calidad de la frecuencia de actualización de escaneo A y las relaciones de resoluciones de escaneo A/escaneo B pueden proporcionar frecuencias de actualización de imágenes que son claramente superiores al umbral de velocidad de video en vivo de 20 cuadros/seg y, por lo tanto, ofrecen ventajas cualitativas con respecto a los sistemas de imagenologia TD-OCT.

Cabe destacar que las modalidades del sistema de imagenologia SD-OCT 200 pueden funcionar a frecuencias de actualización de imágenes inferiores a la velocidad de video en vivo, comúnmente cuando se utilizan con una resolución particularmente alta y una calidad de velocidad de adquisición de escaneo ? normal. Dichas modalidades se pueden usar cuando el operador del sistema de imagenologia SD-OCT 200 requiere la configuración de resolución particularmente alta a efectos médicos, ignorando voluntariamente la capacidad de velocidad de video en vivo del sistema de imagenologia SD-OCT 200.

La cantidad total de datos de imagen también se puede capturar de otras maneras. Los parámetros de diseño específicos del sistema de imagenologia SD-OCT 200, tal como la longitud completa de su matriz de sensores, controlan la distancia direccional z de los puntos resueltos, la resolución z. Esta resolución z puede ser, por ejemplo, una distancia direccional z de 5 micrones entre los puntos de datos, que se traduce en 1.000 puntos de profundidad z en un rango de profundidad z de Lmáx=5 mm. En una modalidad de resolución (x,y) normal, cuando un escaneo B contiene 500-2.000 escaneos A, a menudo también separados por alrededor de 5 micrones en el plano (x,y), esta modalidad puede generar una imagen con una resolución de imágenes de 0,5-2 millones de píxeles por imagen. Otras modalidades pueden capturar imágenes con una resolución de imagen de 1-3 millones, 2-5 millones o incluso 2-10 millones de puntos de imagen/cuadro, proporcionando igualmente las imágenes a una tasa de video en vivo de 20-200, 25-300 o 25-500 cuadros/seg o más.

Dadas estas resoluciones de imagen (x,y) y z notoriamente altas, las modalidades de los sistemas de imagenologia SD-OCT 200 pueden capturar y mostrar imágenes complejas, nítidas y ricas en detalles. Por ejemplo, los escaneos B pueden incluir el escaneo del cristalino 5 a lo largo de varios círculos, rayos radiales, espirales y redes de escaneo lateral o transversal bidimensional (2D) en el plano (x,y) . Estas imágenes detalladas permiten al sistema de imagenologia SD-OCT 200 trazar la forma real del cristalino 5 en lugar de usar modelos y basarse en suposiciones acerca de su forma y geometría .

Cabe destacar aquí que la exposición de las imágenes OCT también insume tiempo. Por lo tanto, la frecuencia de actualización de la exposición de imágenes, limitada por la velocidad del rendimiento electrónico de una unidad de visualización del sistema de imagenologia SD-OCT 200, puede ser inferior a la velocidad de la unidad de adquisición de imágenes OCT. En este contexto, las frecuencias de actualización mencionadas anteriormente caracterizan la velocidad de adquisición de imágenes por parte del sistema de imagenologia SD-OCT 200, no la velocidad de visualización de la unidad de visualización que puede ser inferior, dependiendo de los factores electrónicos y de limitación de transferencia de datos .

Dado que las velocidades de imagenologia de los sistemas de imagenologia SD-OCT y TD-OCT se encuentran en lados opuestos de la velocidad de video en vivo de 20-25 cuadros/segundo, las modalidades del sistema quirúrgico de cataratas que incluyen el sistema de imagenologia SD-OCT 200 pueden proporcionar información de respuesta en vivo de forma oportuna y correcta al cirujano que estén libres de distorsiones de movimiento, mientras que las que usan los sistemas de imagenologia TD-OCT típicos no pueden proporcionar dicha información en vivo correcta al cirujano y son susceptibles de mostrar distorsiones de movimiento.

Un factor final que incide en el rendimiento a largo plazo de las modalidades del sistema de imagenologia SD-OCT 200 es que los sistemas de imagenologia SD-OCT no tienen partes móviles y, por lo tanto, su conflabilidad y facilidad de mantenimiento es considerablemente satisfactoria. Por el contrario, los sistemas TD-OCT tienen partes que se mueven rápidamente, asociadas al movimiento de un espejo de referencia en un brazo de referencia del aparato TD-OCT. Obviamente, la presencia de las partes móviles en los sistemas TD-OCT aumenta la posibilidad de errores de funcionamiento y de alineación, posiblemente disminuyendo asi su rendimiento general, demandando mantenimiento más frecuente en el sitio e incluso enfrentando la alta probabilidad de degradación del rendimiento a largo plazo .

Para resumir, los sistemas de imagenologia SD-OCT son cualitativamente distintos de los sistemas TD-OCT, especialmente para las aplicaciones de cataratas, al menos por las siguientes razones. (1) Los sistemas de imagenologia SD-OCT se configuran para proporcionar imagenologia en vivo o imágenes de respuesta a frecuencias de actualización de 20-200, 20-300 o 20-500 cuadros/seg, útiles para los procesos quirúrgicos de cataratas de alta precisión, no asi los sistemas TD-OCT. (2) Los sistemas de imagenologia SD-OCT pueden proporcionar imágenes a velocidades de video en vivo con alta resolución (x,y) de 500-2.000, 1.000-3.000 o 2.000-5.000 escaneos A/escaneos B o más, no asi los sistemas de imagenologia TD-OCT. (3) Los sistemas de imagenologia SD-OCT pueden funcionar con una velocidad de adquisición de escaneos A de calidad de 10-100 kHz, 30-300 kHz o 100-1.000 kHz, no asi el sistema TD-OCT. (4) Los sistemas de imagenologia SD-OCT son adecuados para proporcionar imágenes ricas en detalles con alta resolución de imagen a velocidades de video en vivo, tales como con 0,5-2, 1-3 o 2-5 millones de puntos de imagen, no asi el sistema TD-OCT. (5) Los sistemas de imagenologia SD-OCT pueden proporcionar imágenes tan ricas en detalles que se pueda formar una imagen total del cristalino 5 sin usar un modelo del cristalino 5, no asi el sistema TD-OCT. (6) Los sistemas de imagenologia SD-OCT comúnmente no muestran distorsiones de movimiento, mientras que probablemente si lo hacen los sistemas TD-OCT. (7) Finalmente, los sistema de imagenologia SD-OCT requieren solamente mantenimiento y revisión externos poco frecuentes, por ejemplo, cada 6 o 9 meses, mientras que los sistemas de imagenologia TD-OCT con sus partes móviles comúnmente requieren mantenimiento y revisión externos mucho más frecuentes.

Una ventaja del sistema de imagenologia SD-OCT 200 que proporciona una o más imágenes de respuesta o un video de respuesta de la región diana de la catarata en general y la primera región sometida a foto-disrupción 306 en particular es que el cirujano puede reaccionar a la información y modificar la cirugía generando un patrón de escaneo modificado en respuesta a las imágenes o video de respuesta proporcionados. El patrón de escaneo modificado se puede generar de distintas maneras luego de que el controlador láser 130 genere la representación electrónica del patrón de escaneo diana original 302 de acuerdo con una información inicial recibida de un operador del sistema.

En algunas modalidades, el controlador láser 130 puede generar la representación electrónica del patrón de escaneo diana modificado de acuerdo con una información de modificación que también se recibe del operador del sistema. En dichas modalidades, la información de modificación la puede generar el operador del sistema en respuesta al análisis de la imagen de la parte de la primera región sometida a foto-disrupción 306. Por ejemplo, el cirujano puede estudiar la imagen de la primera región sometida a foto-disrupción 306, descubrir la formación de una burbuja de gas no deseada que dispersaría demasiado el haz de láser quirúrgico y hacer que se genere un patrón de escaneo modificado que aleje el haz de láser quirúrgico 304 de la burbuja de gas.

En otras modalidades, el sistema de imagenología SD-OCT 200 puede mostrar marcas de calibración para ayudar al cirujano o al operador del sistema a calibrar una ubicación de la primera región sometida a foto-disrupción 306 con respecto al patrón de escaneo diana 302. Dichas marcas de calibración pueden estar asociadas a los puntos característicos de la imagen, tal como el ápice de la córnea 3 o el cristalino 5.

En aun otras modalidades, el sistema de imagenología SD-OCT 200 puede incluir el procesador de imágenes OCT 201. El procesador de imágenes OCT 201 puede analizar la imagen de la primera región sometida a foto-disrupción 306 y mostrar información al operador del sistema. Por ejemplo, si el procesador de imágenes OCT 201 detecta una calibración errónea, es decir, que la primera región sometida a foto-disrupción 306 se forma a una distancia desde donde lo requeriría el patrón de escaneo diana 302, puede enviar una señal de respuesta de calibración errónea al cirujano, que luego puede decidir detener el procedimiento y volver a calibrar el sistema o ingresar un patrón de escaneo modificado que compense la distancia de calibración errónea.

En aun otras modalidades, el sistema de imagenología SD-OCT 200 puede tomar una imagen de referencia antes de generar el primer conjunto de pulsos láser quirúrgicos y una imagen de respuesta luego de que el primer conjunto de pulsos láser genere la primera región sometida a foto-disrupción 306. El procesador de imágenes OCT 201 puede determinar las diferencias entre las dos imágenes y mostrar indicaciones de estas diferencias. Las diferencias determinadas y mostradas pueden permitir al cirujano o al procesador de imágenes OCT 201 controlar la evolución de la cirugía de catarata, registrar las discrepancias con respecto al patrón de escaneo diana 302, incluyendo la apariencia de los subproductos quirúrgicos no deseados, tales como burbujas de gas, de manera oportuna y provocar la generación del patrón de escaneo modificado en respuesta a la imagen y las diferencias mostradas.

Finalmente, en algunas modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede cumplir una función más avanzada y activa. Por ejemplo, el procesador de imágenes OCT 201 puede analizar activamente la imagen de la primera región sometida a foto-disrupción 306 y generar una señal de control para hacer que el controlador láser 130 genere la representación electrónica del patrón de escaneo modificado sin esperar necesariamente una información de modificación del cirujano. Por ejemplo, si el procesador de imágenes OCT 201 descubre una situación de alto riesgo inminente, tal como que la primera región sometida a foto-disrupción se forme demasiado cerca de la capa capsular posterior, puede detener la cirugía de catarata sin esperar el resultado de una lenta y larga interacción con el cirujano.

Las cinco modalidades que anteceden se pueden combinar de varias maneras. Por ejemplo, al determinar a partir de la imagen que la situación de riesgo alto es inminente, el procesador de imágenes OCT 201 puede mostrar una señal de respuesta al cirujano y preparar una señal de control para que el controlador láser 130 detenga la cirugía. Luego, el procesador de imágenes OCT 201 puede esperar una información de modificación de parte del cirujano durante un período predeterminado. En ausencia de dicha información de modificación dentro del período predeterminado, el procesador de imágenes OCT 201 puede realizar una acción por sí mismo para evitar la situación de alto riesgo inminente y enviar la señal de control al controlador de láser 130 para detener la cirugía sin seguir esperando la información de parte del cirujano.

Las figuras 2A-B ilustran el ejemplo particular del controlador láser 130 luego de planear el patrón de escaneo diana 302 en la región posterior del cristalino 5. El sistema quirúrgico de catarata 100 puede aplicar el haz de láser quirúrgico 304 de acuerdo con el patrón de escaneo diana 302, creando la primera región sometida a foto-disrupción 306. Sin embargo, la imagenología posterior de la primera región sometida a foto-disrupción 306 con el haz de láser de imagenología 308 puede revelar que la primera región sometida a foto-disrupción 306 se puede haber formado en un lugar incorrecto mediante una desviación 310 de su patrón de escaneo diana deseado 302. La desviación 310 puede . ser una desviación de ubicación, orientación o forma de la primera región sometida a foto-disrupción 306 con respecto al patrón de escaneo diana 302. La colocación o calibración erróneas pueden ocurrir por varias razones: una información errónea de parte del cirujano, una imprecisión de fábrica del proceso de producción del elemento óptico guia 120, una expansión térmica de los componentes, un movimiento por parte del paciente luego de la imagenologia inicial, una deformación del ojo causada por la presión de la interfaz del paciente 124, o una caracterización errónea de las propiedades de refracción del ojo 1 durante un proceso diagnóstico preoperatorio, entre otros.

La figura 2B ilustra que, en algunas modalidades, el sistema de imagenologia SD-OCT 200 puede mostrar la imagen de respuesta del patrón de escaneo diana 302 y la imagen de la primera región sometida a foto-disrupción 306 sin un análisis. A partir de esta imagen de respuesta, el cirujano puede determinar visualmente la desviación 310 e ingresar una información de modificación de compensación para hacer que el controlador láser 130 modifique el patrón de escaneo 312. En otras modalidades, el sistema de imagenologia SD-OCT 200 puede mostrar marcas de calibración para ayudar al análisis del ciru ano .

En otras modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede determinar la desviación 310. Luego, en algunas modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede mostrar la desviación determinada 310, asi como la respuesta y recomendación del cirujano, tal como una magnitud y dirección de un cambio, sugeridas del patrón de escaneo o una señal de alarma para el cirujano. En estas modalidades, el cirujano puede ingresar una información de modificación en el controlador láser 130 para provocar la generación de un patrón de escaneo modificado 312 con el objetivo de reducir la desviación 310 a la desviación reducida 310r. En aun otras modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede señalar directamente al controlador láser 130 que genere la representación electrónica del patrón de escaneo modificado 312 para reducir la desviación determinada 310 a la desviación reducida 310r, sin esperar una información de modificación de parte del cirujano.

La figura 2B ilustra que la generación del patrón de escaneo modificado 312 puede tomar en cuenta la calibración errónea del elemento óptico guia 120 en cualquiera de las modalidades que anteceden. El patrón de escaneo modificado 312 puede moverse del patrón de escaneo diana 302 en alrededor de la calibración errónea del elemento óptico guia 120 de modo que cuando el haz de láser quirúrgico 304 forma una segunda región sometida a foto-disrupción 314 con ubicación errónea con respecto al patrón de escaneo modificado 312 debido al error de calibración del elemento óptico guia 120, la segunda región sometida a foto-disrupción 314 termina cerca del patrón de escaneo diana 302 originalmente deseado, reduciendo la desviación 310 a la desviación reducida 310r.

La figura 2C ilustra una modalidad relacionada, donde el procesador de imágenes OCT 201 puede determinar si la primera región sometida a foto-disrupción 306 se formó o extendió sin querer hacia una región de riesgo 316. La primera región sometida a foto-disrupción 306 que se forma en la región de riesgo 316 pone en peligro la integridad de la capa de la cápsula posterior y puede alterarla, perforando la cápsula 6, lo que requeriría un procedimiento de vitrectomía complejo. Esto elevaría considerablemente el riesgo de la cirugía de catarata .

Para evitar dicha alteración, en varias modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede analizar la imagen o imágenes de respuesta, o la imagenología básicamente en vivo del sistema de imagenología SD-OCT 200 para controlar si la primera región sometida a foto-disrupción 306 se formó demasiado cerca de o en la capa de la cápsula posterior, en la región de riesgo 316. Si el procesador de imágenes OCT 201 detecta la formación de la primera región sometida a foto-disrupción 306 en esta región de riesgo 316, luego el procesador de imágenes OCT 201 puede mostrar una información de alerta al cirujano o puede generar una señal de control para que el controlador láser 130 provoque la generación del patrón de escaneo modificado 312. En todas las modalidades mencionadas anteriormente, el controlador láser 130 puede generar el patrón de escaneo modificado 312 y dirigir el haz de láser quirúrgico 304 en consecuencia para formar la segunda región sometida a foto-disrupción 314 fuera de la región de riesgo 316.

En algunas modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 y el controlador láser 130 pueden estar parcial o totalmente integrados. Por ejemplo, un único procesador integrado puede realizar tanto la función de procesamiento del procesador de imágenes OCT 201 como la función de generación del patrón de escaneo del controlador láser 130.

Las figuras 3A-E ilustran una modalidad donde el patrón escaneo diana 302 es un patrón de corte. En algunos casos, cirujano de cataratas puede elegir cortar el cristalino en 2, o 6 partes para facilitar su remoción o aspiración mediante capsulotomia .

Las figuras 3A-B ilustran que en la fase de diseño de la cirugía de cataratas, tras recibir la información correspondiente del cirujano, el controlador láser 130 puede generar un patrón de escaneo diana 302 que consiste en puntos en dos planos de corte formados, por ejemplo, en los planos (x,z) y (y,z) . En una cirugía de cataratas ideal, cuando se aplica el primer conjunto de pulsos láser a este patrón de escaneo diana 302, la primera región sometida a foto-disrupción generada 306 incluye cuatro planos de corte que cortan el cristalino en cuatro segmentos a lo largo de estos planos de corte .

La figura 3C-D ilustra que, en casos no ideales, luego de dirigir el primer conjunto de pulsos láser del haz de láser quirúrgico 304 a los puntos del patrón de escaneo diana 302 y de comenzar a formarse la primera región sometida a foto-disrupción 306, también se puede formar un subproducto quirúrgico no deseado 320. Este subproducto quirúrgico 320 puede ser un grupo de las burbujas de foto-disrupción recién formadas que se fusionan en una única gran burbuja que puede esparcir o redirigir los pulsos láser posteriores en direcciones no deseadas, como hacia la retina, y así ocasionar probablemente daño y fototoxicidad. Por lo tanto, la precisión del proceso de foto-disrupción puede disminuir y puede aumentar el riesgo si los pulsos láser posteriores se dirigen a la burbuja de gas 320.

Dicha formación no deseada se puede evitar mediante el procesador de imágenes OCT 201 que puede reconocer la formación de la burbuja de gas u otro subproducto quirúrgico 320 a partir de las imágenes del sistema de imagenologia SD-OCT 200. Y dado que las imágenes SD-OCT se pueden generar a una velocidad esencialmente en vivo, el procesador de imágenes OCT 201 puede retransmitir este reconocimiento como una información práctica y oportuna ya sea para el cirujano o para el controlador láser 130 e indicar una respuesta de modificación, tal como se describe a continuación.

Las figuras 3C-D ilustran que la información puede presentarse como el procesador de imágenes OCT 201 que analiza la imagen, determinar un grado de rotación recomendado para el patrón de corte y mostrar el patrón de corte con rotación recomendado para que el cirujano ingrese la información de modificación correspondiente. En otras modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 puede aplicar una señal de control al controlador láser 130 directamente para generar una representación electrónica de un patrón de corte con rotación como el patrón de escaneo modificado 312, de forma que el patrón de corte con rotación 312 no se superponga a la burbuja de gas 320. El patrón de corte con rotación 312 se puede extender a través de todo el rango de profundidad z del cristalino 5 y recomenzar de hecho el procedimiento, o puede ser un patrón de corte parcial y continuar el corte desde la profundidad z en la que se abandonó el patrón de escaneo original 302.

La figura 3E ilustra que el procesador de imágenes OCT 201 podría recomendar dirigir el haz de láser quirúrgico 304 a los puntos del patrón de escaneo con rotación o modificado 312 para formar la segunda región sometida a foto-disrupción modificada o con rotación 314 que no se superpone a la burbuja fusionada 320. Esta modalidad evita, por lo tanto, que el haz de láser quirúrgico 304 se disperse en direcciones no deseadas y reduce el riesgo de la cirugía de cataratas.

La figura 4? ilustra una modalidad alternativa de la formación de un patrón de escaneo modificado o sin superposición 312 en respuesta a la detección de presencia del subproducto quirúrgico 320 por parte del procesador de imágenes OCT 201. En este caso, el patrón de escaneo modificado o sin superposición 312 no incluye planos de corte con rotación. Por el contrario, se evita la superposición mediante el escaneo del haz de láser quirúrgico 304 de acuerdo con el patrón de escaneo diana sin cambios 302 y la desestimación de los pulsos láser que se dirigirían a la burbuja de subproducto quirúrgico 320 mediante el controlador láser 130. El controlador láser 130 puede volver a incorporar los pulsos láser para que se dirijan a todos los puntos del patrón de escaneo diana 302 una vez de que el escaneo haya pasado la burbuja de subproducto quirúrgico 320.

La figura 4B ilustra aun otra modalidad donde, una vez que el procesador de imágenes OCT 201 reconoce que la continuación del escaneo del haz de láser quirúrgico 304 a lo largo del patrón de escaneo diana original 302 crearía una primera región sometida a foto-disrupción 306 que se superpondría a la burbuja de subproducto quirúrgico 320 mediante análisis de las imágenes de respuesta o la proyección de imágenes del sistema de imagenología SD-OCT 200 a velocidad en vivo, este puede simplemente detener el escaneo del haz de láser quirúrgico 304. En algunas modalidades, luego de detener el procesador de imágenes OCT 201, el controlador láser 130 puede mostrar una indicación que solicite al operador del sistema una acción correctiva o información de modificación.

En algunos escenarios quirúrgicos, se pueden formar múltiples burbujas 320-i de forma relativamente simultánea. Por lo tanto, se pueden configurar algunas modalidades del sistema quirúrgico para cataratas 100 para generar un patrón de escaneo modificado 312 que evite burbujas múltiples de forma simultánea.

Las figuras 4C-D ilustran que, en algunas modalidades, el procesador de imágenes OCT 201 se puede configurar para analizar una parte de la imagen que difiere de la primera región sometida a foto-disrupción 306 y generar una información basada en este análisis. En este ejemplo particular, la formación de la primera región sometida a foto-disrupción 306 puede hacer que el cristalino 5 y, por lo tanto, la cápsula del cristalino 6 se expandan, tal como indica la flecha. El sistema de imagenologia SD-OCT 200 puede tomar imágenes de esta capa capsular anterior expandida 322. El procesador de imágenes OCT 201 puede analizar esta imagen y determinar el cambio de ubicación de la capa capsular anterior expandida 322.

El conocimiento de la ubicación de la capa capsular anterior es importante para una cirugía de catarata debido a que, en algunas modalidades, se coloca el patrón de escaneo diana de la capsulotomía 324 para realizar un corte a través de la capa capsular anterior. Si el patrón de escaneo diana de la capsulotomia 324 se coloca de acuerdo con una imagen tomada antes de la expansión capsular, entonces el haz de láser quirúrgico 304 procurará crear la capsulotomia en una ubicación incorrecta .

La figura 4D ilustra que, para evitar que esto suceda, el procesador de imágenes OCT 201 puede determinar el cambio de ubicación de la capa capsular anterior 322 y mostrar este cambio para que el operador del sistema ingrese una información de modificación en el controlador láser 130 o señalarle este cambio directamente al controlador láser 130; en ambos casos, la finalidad es hacer que el controlador láser genere un patrón de escaneo de capsulotomia modificado 326 que genere adecuadamente la capsulotomia en la cápsula expandida.

Las figuras 5A-D ilustran otra modalidad en relación con la formación de una incisión o capsulotomia asistida por láser. En esta modalidad, el procesador de imágenes OCT 201 puede analizar las imágenes de respuesta repetidas o imágenes transmitidas en vivo e identificar una parte sin corte o "marcador" 330 dentro de la primera región sometida a foto-disrupción 306 donde fue limitada la eficacia de la foto-disrupción y, por lo tanto, la membrana capsular anterior no se cortó por completo, por lo que dejó la parte sin corte o "marcador" 330 intacta. Dichos marcadores 330 pueden elevar el riesgo de desprendimiento de la cápsula o membrana capsular cuando el cirujano retire la tapa capsular. Para evitar este resultado de alto riesgo o no deseado, el procesador de imágenes OCT 201 puede mostrar una recomendación para el cirujano con respecto a cómo retirar el marcador 330 escaneando un patrón de escaneo modificado adicional 312 o puede aplicar una señal de control al controlador láser 130 directamente para generar la representación electrónica del patrón de escaneo modificado 312 para que vuelva a escanear al menos el marcador 330 y asi generar una región de marcador reescaneada 332 como la segunda región sometida a foto-disrupción 314. Con este nuevo escaneo, la primera región sometida a foto-disrupción 306 y la segunda región sometida a foto-disrupción 314 pueden formar una región sometida a foto-disrupción completa 334, en este caso una capsulotomia completa 334, lo que permite que el cirujano retire la tapa o tapón capsular con un riesgo mínimo de desprendimiento.

La figura 6 ilustra que, en algunas modalidades, el sistema de imagenología SD-OCT 200 puede comprender un sistema de imagenología OCT basado en espectrómetro (SB-OCT) 200 que incluya una fuente de luz de banda ancha 210 para generar un haz de láser o de luz de banda ancha. El haz de banda ancha puede tener una longitud de onda promedio ?0 y un ancho de banda relativamente amplio Wfuente- En algunos ejemplos típicos, ?? puede encontrarse en el intervalo 800-1100 nm, y Wfuente puede encontrarse en el intervalo 10-150 nm.

El haz de banda ancha se puede acoplar al sistema guía del haz 211 que puede incluir un primer separador de haces 212. El primer separador de haces 212 puede separar el haz de banda ancha en un haz de imagen 222 y un haz de referencia 224. El haz de imagen 222 puede estar guiado por un segundo separador de haces 214 hacia la principal vía óptica del elemento óptico guía 120 y, desde allí, a través del objetivo 122 y, posiblemente, la interfaz del paciente 124 hasta el ojo 1. El sistema guía del haz 211 también puede guiar una devolución del haz de imagen 222r desde el ojo 1 al primer separador de haces 212. El haz de imagen 222 y la devolución del haz de imagen 222r se denominaron anteriormente de forma conjunta como el haz de láser de imagenología 308.

Adicionalmente, el sistema guía del haz 211 puede guiar el haz de referencia 224 hacia un espejo de referencia 216, guiar una devolución del haz de referencia 224r del espejo de referencia 216 y combinar la devolución del haz de imagen 222r y la devolución del haz de referencia 224r hacia un haz combinado 226 en el primer separador de haces 212. El haz combinado 226 lleva la información de imagenologia del ojo 1 en la interferencia de la devolución del haz de imagen 222r y la devolución del haz de referencia 224r. Algunas modalidades pueden utilizar otros tipos de elementos de retraso en lugar o además del espejo de referencia 216. Otras pueden utilizar aun otro separador de haces para combinar la devolución del haz de imagen 222r y la devolución del haz de referencia 224r. En algunas modalidades, el sistema guia del haz 211 puede incluir un interferómetro de Mach-Zehnder . Estos sistemas pueden tener propiedades favorables de reducción del ruido.

Los sistemas de imagenologia TD-OCT capturan los datos de imagenologia de las diferentes profundidades z en el rango de imagenologia z de forma secuencial moviendo el espejo de referencia 216 en un rango de distancia correspondiente para cada punto (x,y) por separado, esencialmente como un interferómetro de ichelson-Morley . Por el contrario, los sistemas de imagenologia SD-OCT utilizan los diferentes componentes espectrales de la luz de imagenologia de banda ancha para capturar los datos de imagenologia de diferentes profundidades z en paralelo. Los sistemas de imagenologia SD-OCT se pueden tomar como muchos interferómetros de Michelson-Morley (MM) que actúan a diferentes longitudes de onda en paralelo. Dado que los sistemas M que funcionan a diferentes longitudes de onda toman imágenes del ojo 1 a diferentes profundidades z, el haz combinado 226 del sistema SD-OCT 200 lleva la información o los datos de imagenologia de todas las profundidades z del ojo 1 de forma simultánea y, por lo tanto, no requiere el movimiento o escaneo de ningún componente mecánico del sistema, como el espejo de referencia 216. Tal como se trató anteriormente, esta ausencia de escaneo mecánico para los sistemas SD-OCT se traduce en una aceleración de la velocidad de imagenologia mediante un factor de al menos 10 o más, típicamente 100-1.000 en relación con los sistemas de imagenologia TD-OCT.

El sistema de imagenologia SD-OCT 200 también puede incluir una cámara OCT 230, configurada para recibir el haz combinado 226. Para recuperar la información de imagen para todas las profundidades z, el haz combinado 226 se puede descomponer en sus componentes espectrales mediante un elemento de descomposición 231 como un prisma o rejilla de difracción. Cada componente espectral con un ancho de banda d? alrededor de una longitud de onda ? y la información de interferencia que llevan pueden ser detectados en paralelo por sensores individuales de una matriz de sensores 232. Los sensores se separan mediante una distancia d' entre sí. La información de interferencia detectada por los sensores de forma individual luego puede ser utilizada por un sistema de transformación rápida de Fourier (FFT) 233 para reconstruir la imagen de todo el rango de profundidad z para generar una transformada de Fourier a partir de los componentes espectrales detectados. En efecto, la información o datos de interferencia que llevan los componentes de longitud de onda diferente se pueden traducir en un "escaneo z" simultáneo o esencialmente instantáneo del rango de profundidad z en las imágenes. Un generador de imágenes 234 puede realizar esta traducción de los datos de interferencia en datos de "escaneo z" para generar y enviar una imagen OCT de la transformada de Fourier de los componentes espectrales detectados .

Algunas modalidades de la cámara OCT 230 pueden utilizar pixeles de CCD (dispositivo acoplado por carga) como los sensores de la matriz de sensores 232. Otras modalidades pueden lograr mejores velocidades de lectura utilizando sensores CMOS. En tales modalidades, los sensores CMOS se pueden leer en paralelo. Adicionalmente, en las modalidades de CMOS, es posible leer solamente los sensores o pixeles de interés, ya sea seleccionados antes de la imagenologia o seleccionados en tiempo real según si hay cambios en su contenido debido a la imagenologia. Ambos aspectos hacen que los pixeles CMOS sean considerablemente útiles para acelerar el rendimiento de la cámara OCT 230.

Utilizando un análisis óptico estándar, se pueden caracterizar los parámetros críticos de rendimiento e imagenología del sistema SD-OCT 200 según sus parámetros arquitectónicos y de diseño de la siguiente forma. Dado que el elemento de descomposición espectral 231 dirige los diferentes componentes de longitud de onda del haz combinado 226 en direcciones ligeramente diferentes, cuanto más pequeños y más cargados los sensores o píxeles individuales (cuanto más pequeña es d'), entonces la cámara OCT 230 resuelve los menores rangos de espectro/longitud de onda d?. La otra cantidad, determinación de d? junto con la densidad de píxeles, es el rango de longitud de onda total, es decir, el ancho de banda WCámara de la cámara OCT 230. En una disposición simple, d? es proporcional al ancho de banda Wcamara e inversamente proporcional a la cantidad de píxeles en una línea de la matriz de sensores 232.

El rango de profundidad z de imagenología o rango de imagenología z relevante, Lmáx está íntimamente relacionado con d?: cuanto más reducidos sean los rangos de longitud de onda d?, mayor será el rango de imagenología en la dirección z debido a que estas dos cantidades están conectadas por una transformada inversa de. Fourier. En particular, el rango teórico máximo de imagenologia lo proporciona En este caso, el valor ?? se refiere a la longitud de onda central o promedio de la fuente de luz de banda ancha 210 y Nf denota la frecuencia de Nyquist de la cámara OCT 230. En la práctica, otros factores pueden limitar el rango eficaz de imagenologia por debajo de este máximo teórico, como la relación de señal a ruido. Por lo tanto, el rango eficaz de imagenologia es típicamente menor que este valor teórico Lmáx.

Un factor que puede limitar aun más el rango de imagenologia es el rango de Rayleigh R. R se puede expresar usando ??, la resolución en la dirección x transversal o "resolución transversal", supeditado a la apertura numérica NA y la longitud de onda ?0 de la fuente de luz 210. Específicamente, ?? se puede expresar como: donde f es la longitud focal y d es la pupila del objetivo 122; su relación determina la NA. Usando ??, el rango de Rayleigh R que se mencionó anteriormente se puede expresar como: El rango de Rayleigh R a menudo se define como la distancia direccional z entre la profundidad focal y la profundidad en que el ancho del haz es v veces el ancho de la profundidad focal. Por lo tanto, R caracteriza el rango z dentro del cual el haz es lo suficientemente estrecho como para permitir una imagenologia de alta resolución según limitan los elementos ópticos geométricos y de onda. En este contexto, Lmáx se puede pensar como la caracterización del rango de imagenologia z según lo limitan la fuente de luz 210 y la resolución de la matriz de sensores 232. Un principio de diseño de sistemas que a menudo se considera óptimo, p. ej . , para los haces gaussianos, es hacer que estos dos rangos z estén alineados entre si. Por ejemplo, en algunas implementaciones, Lmáx se puede seleccionar para que sea esencialmente igual a 1-6 R: Lmáx=l, ...6R (4) El mismo principio de diseño se puede establecer a través del concepto de "profundidad del foco" ampliamente utilizado, que a menudo se define como el doble del rango de Rayleigh.

Tal como se muestran en los equivalentes (l)-(4), el rango de imagenología z depende de Lmáx y R que, a su vez, dependen de los parámetros de diseño del sistema que incluyen ?0, d?, fVCámara -Wfuente/ f, df , Nf y d. Por lo tanto, para los sistemas de imagenologia para cirugías de cataratas, los parámetros de diseño del sistema que anteceden se deben seleccionar de forma que el rango de imagenología de profundidad z del sistema de imagenología SD-OCT 200 supere los 4 mm o 6 mm, para que se encuentre en el intervalo de 4-20 mm o 6-10 mm y así haga que el sistema quirúrgico para cataratas 100 pueda asistir las cirugías de cataratas mediante imagenología suficientemente rápida y de alta resolución. Este requisito de diseño es considerablemente exigente y distingue los sistemas de imagenología de cataratas de los sistemas de imagenología de retina o córnea.

La figura 7 ilustra una modalidad que puede asegurar no solamente un rango de imagenología de profundidad z, sino un tiempo rápido de imagenología, lo que permite que el sistema de imagenología SD-OCT 200 proporcione imágenes de respuesta de forma oportuna y, por lo tanto, práctica, incluyendo el funcionamiento a una velocidad de video esencialmente en vivo. Tal como se indicó anteriormente, un sistema quirúrgico para cataratas 100 con el sistema de imagenología SD-OCT 200 puede hacer que su sistema de control, incluyendo el procesador de imágenes OCT 201 y el controlador láser 130, funcionen en tiempo esencialmente real, con la opción de ajustar o modificar los patrones de escaneo quirúrgico durante la cirugía de acuerdo con la información de imagenología de respuesta recibida .

Tal como se describe en detalle más adelante, las modalidades de la figura 7 también están configuradas para escanear el haz de imagenología OCT 308/222 particularmente rápido, utilizando patrones de escaneo precalculados . En algunas modalidades, estas frecuencias de actualización de imagenología del sistema de imagenología SD-OCT 200 se pueden lograr incluyendo un panel de entrada-salida 260.

Una función del panel especializado de entrada-salida 260 es tratar los problemas de algunos sistemas de imagenología OCT existentes que no tienen circuitos y un procesador especializado para imagenología. En estos sistemas, se puede forzar o indicar al procesador a cargo de la imagenología que realice diversas tareas a la vez y lleve a cabo más de una función de forma entrelazada, paralela o superpuesta. Para realizar estas funciones, el procesador de imagenología puede llevar a cabo una "interrupción" mediante un cambio, p. ej . , de la tarea de escaneo del haz de imagenología 222/308 a otra tarea y nuevamente a la primera. Estas interrupciones, si bien son breves, pueden ocasionar problemas, ya que durante el periodo en que el interruptor detiene o congela el escaneo, el haz de láser puede permanecer apuntando a la misma posición. Este congelamiento del escaneo puede alterar los tiempos del escaneo (x,y) e introducir un error, asi como ruido en las coordenadas de las ubicaciones en las que se tomaron imágenes. Este error temporal en los datos de escaneo de salida puede alcanzar demoras de 50, 100 o más microsegundos : un fenómeno que algunas veces se denomina fluctuación.

Además, típicamente muchos otros agentes de entrada/salida se comunican en la misma barra distribuidora del sistema en que el procesador de imagenología conduce el escaneo del haz de imagenología y todos necesitan parte del tiempo del ciclo de la barra distribuidora. Desafortunadamente, esta naturaleza compartida del canal solamente permite que acepte bajas velocidades de transferencia de datos. Adicionalmente, para responder a estas demandas simultáneas, generalmente una parte del ciclo de la barra distribuidora del sistema está ocupada por señales de control. Por lo tanto, incluso si se diseña un sistema de imagenología OCT para evitar el congelamiento del escaneo cambiando el procesador de imagenología para que envíe los datos del escaneo a la unidad de escaneo en un modo único a través de una conexión especializada, entonces el procesador de imagenologia no será capaz de realizar sus otras funciones durante esta etapa de envío, como el cálculo del siguiente patrón de escaneo. Todas estas limitaciones enlentecen el rendimiento de estos sistemas de imagenologia existentes de manera considerable.

Las implementaciones del sistema de imagenologia SD-OCT 200 pueden superar estas dificultades utilizando el siguiente diseño eficaz. El escaneo del haz de imagen 222 se puede controlar a través del procesador de imagenologia 250 y un panel de entrada-salida especializado 260. El procesador de imagenologia 250 puede calcular los datos del escaneo como el patrón de escaneo diana 302 y el patrón de escaneo modificado 312. Estos datos de escaneo pueden incluir, p. ej . , una secuencia de coordenadas (x,y) a donde se debe dirigir el haz de imagen OCT 222 en la región diana de la catarata. El procesador de imagenologia 250 puede calcular los datos del escaneo, así como realizar sus otras funciones en relación con un medio de almacenamiento que almacena un conjunto de instrucciones o códigos informáticos para facilitar estas funciones del procesador de imagenologia 250.

El panel de entrada-salida especializado 260 puede incluir un controlador de memoria local o especializado 262 también denominado motor de acceso directo a memoria (DMA) 262. El controlador de memoria/motor DMA 262 puede ocuparse de transferir los datos de escaneo calculados, de forma directa o indirecta, desde el procesador de imagenologia 250 hacia un registro intermedio 264. El registro intermedio de datos 264, acoplado al controlador de memoria local 262 puede almacenar los datos de escaneo y se puede hacer que envié estos datos de escaneo hacia un conversor análogo-digital de salida (DAC de salida) 266 a alta velocidad. El DAC de salida 266 puede estar acoplado al registro intermedio de datos 264 para recibir los datos del escaneo, para convertir los datos de escaneo de salida seleccionados en señales de escaneo análogas y para enviar las señales de escaneo hacia un escáner del haz OCT 268, p. ej . , en un modo de ráfaga de datos de escaneo.

El haz de imagen 222 se puede escanear mediante el escáner de haz OCT 268 a través de un elemento de imagenologia especializado separado o, parcialmente, a través del elemento óptico guia 120 del haz quirúrgico. En cualquiera de estas implementaciones , el haz de imagen 222 se puede acoplar en el ojo a través del objetivo 122 y la unidad de acoplamiento o interfaz del paciente (PI) correspondiente 124. En otras modalidades, el haz de imagen 222 se puede guiar dentro del ojo 1 en el aire sin la unidad de acoplamiento 124 acoplada al ojo 1.

El envió de los datos de escaneo mediante el DAC de salida 266 se puede sincronizar mediante un sincronizador de imagenologia 242 para el funcionamiento de la cámara OCT 230, de forma que la cámara OCT 230 pueda tomar imágenes OCT de forma sincrónica con los escaneos. Las imágenes OCT tomadas de forma sincrónica se pueden enviar al procesador de imágenes OCT 201 que puede realizar cualquiera de la gran cantidad de tareas de procesamiento de imagen descritas hasta el momento. Finalmente, las imágenes generadas y procesadas se pueden mostrar mediante una pantalla de imagen OCT 270. En algunas modalidades, el procesador de imagenologia 250 y el procesador de imagen OCT 201 pueden estar parcial o completamente integrados.

La figura 8 ilustra una implementación del panel de entrada-salida especializado 260 de forma algo más detallada. El procesador de imagenologia 250 se puede acoplar a una barra distribuidora 252 como una barra distribuidora PCI 252. El sistema también puede incluir una memoria del procesador 254. El procesador de imagenologia 250 puede calcular los patrones de escaneo y luego enviar los patrones de escaneo calculados a través de la barra distribuidora PCI 252 a la memoria del procesador 254. Luego de que el procesador de imagenologia 250 generó los patrones de escaneo, pero antes de que comience el escaneo real, el motor DMA especializado 262 puede transferir los datos de escaneo de la memoria del procesador 254 al registro intermedio de datos 264. El registro intermedio de datos 264 puede ser una memoria de primero en entrar, primero en salir (FIFO) 264. El registro intermedio de datos FIFO 264 puede almacenar el patrón de escaneo o los datos de escaneo y enviar los datos de escaneo almacenados al DAC de salida 266 cuando se lo indica el motor DMA especializado 262. El DAC de salida 266 puede convertir los datos de escaneo en señales de escaneo análogas y enviarlas a un escáner de haz galvo x 268x y un escáner de haz galvo y 268y del escáner de haz OCT 268 que controla los espejos x e y, o elementos de redirección, para escanear el haz de imagen OCT 222/308 de acuerdo con el patrón de escaneo diana 302 y el patrón de escaneo modificado 312 codificado en los mismos datos de escaneo. Algunas implementaciones pueden tener un controlador galvo (x,y) integrado 268xy que controla un único espejo galvo que puede rotar alrededor tanto del eje x como del y. El DAC de salida 266 también puede hacer que el sincronizador de imagen 242 sincronice la toma de imágenes OCT con los escaneos.

En algunas, implementaciones, el procesador de imagenologia 250 puede enviar los datos de escaneo al panel de entrada-salida especializado 260 a través de una barra distribuidora de memoria dedicada o a través de una barra distribuidora local en lugar de la barra distribuidora PCI compartida 252. En otras implementaciones, puede haber incluso una conexión directa entre el procesador de imagenologia 250 y el motor DMA 262.

Este diseño es eficaz al menos por las siguientes razones. (1) El procesador de imagenologia 250 precalcula los datos de escaneo o patrones de escaneo, por lo que no se pierde tiempo en un cálculo de datos de escaneo en tiempo real. (2) El procesador de imagenologia 250 no tiene la tarea de enviar los datos de escaneo en tiempo real, ya que los datos de escaneo precalculados se almacenan en el registro intermedio de datos especializado 264. Este diseño puede disminuir las interrupciones, congelamientos y fluctuaciones a menos de 50, 40 o incluso 20 microsegundos , debido a las múltiples tareas del procesador de imagenologia 250. (3) La transferencia de los datos de escaneo no se ve interrumpida por la barra distribuidora 252 compartida con otros agentes, ni se ve enlentecida por las velocidades de transferencia típicamente lentas de la barra distribuidora PCI compartida 252. (4) El registro intermedio de datos 264 está especializado para la tarea de escaneo, de forma que el envío de los datos de escaneo se puede realizar en un modo de transferencia rápida, como un modo de ráfaga, lo cual acelera aun más la velocidad de escaneo.

Adicionalmente, dado que el panel de entrada-salida especializado 260 hace que el envío de datos de escaneo sea esencialmente autónomo, el procesador de imagenología 250 es libre de realizar otras funciones en paralelo al envío de datos de escaneo, como generación de patrones de escaneo modificados 312.

En algunas implementaciones, la velocidad del envió del DAC de salida 266 puede ser tan rápida que la velocidad de funcionamiento del sistema de imagenología SD-OCT 200 puede verse limitado por un tiempo de integración de la cámara OCT 230 en lugar de la velocidad de la electrónica del escaneo. En algunas de estas implementaciones, el DAC de salida 266 puede enviar las señales de escaneo a una velocidad dentro de uno de los siguientes intervalos: 1 Hz - 1 MHz, 100 Hz - 1 MHz o 1 kHz - 100 kHz.

La figura 9 ilustra que algunos sistemas láser quirúrgicos cataratas 100 pueden incluir otro tipo de sistema imagenologia: un sistema de imagenología OCT de fuente de barrido (SS-OCT) 280. El sistema de imagenologia SS-OCT 280 puede incluir una fuente de luz de longitud de onda de barrido 282 gue emite un haz de imagen coherente con un ancho de banda menor fuente que la fuente de luz SD-OCT 210. Utilizando técnicas de modulación avanzadas, la fuente de luz SS-OCT 282 puede variar la longitud de onda del haz de imagen emitido 222 y "barrer" la longitud de onda ? a través del ancho de banda Wfuente en el tiempo. El sistema de imagenología SS-OCT 280 puede utilizar un sistema de guía del haz 211 análogo al del sistema de imagenología SD-OCT 200. En particular, el primer separador de haces 212 puede crear nuevamente el haz combinado 226 que lleva la información de imagenología asociada con diferentes longitudes de onda.

Como diferencia con los sistemas de imagenología basados en espectrómetros, el sistema de imagenología SS-OCT 280 separa las diferentes longitudes de onda o componentes espectrales en el tiempo, mientras que los sistemas SD-OCT 200 los separan en el espacio. Los componentes con diferentes longitudes de onda que llevan datos de imagen que corresponden a diferentes profundidades z se separan en una secuencia temporal a medida que la fuente de luz SS-OCT 282 barre la longitud de onda A.

Por lo tanto, la cámara OCT 230 de los sistemas SS-OCT 280 también es diferente.

En algunas implementaciones, consiste en un único detector 284 que puede detectar y resolver el haz combinado 226 en intervalos de tiempo muy breves. En algunas modalidades, el detector 284 puede ser un foto-diodo de avalancha o un tubo fotomultiplicador . El detector 284 puede transferir o desechar las señales detectadas que corresponden a diferentes longitudes de onda o componentes espectrales a un conjunto de agrupadores de datos 286. Algunas modalidades del sistema de imagenologia SS-OCT 280 son análogas a los sistemas de imagenologia SB-OCT debido a que ambos generan las imágenes a través de descomposición espectral. Los componentes espectrales de la imagen SS-OCT se pueden ensamblar en la imagen OCT de manera similar a lo que sucede en los sistemas SB-OCT: un transformador rápido de Fourier 288 puede realizar una transformación de Fourier del contenido de los agrupadores de datos 286 para asistir al generador de imágenes 234 en la generación de la imagen OCT. La unidad FFT 288 puede ser análoga a la unidad FFT 233 en el sistema de imagenologia SD-OCT 200.

De acuerdo con la descripción que antecede, los sistemas de imagenologia SS-OCT 280 tienen características similares a los sistemas de imagenologia TD-OCT, ya que en una fase se capturan los datos de imagenologia de forma secuencial y no en paralelo. No obstante, a diferencia de los sistemas TD-OCT, los datos de imagenologia de diferentes profundidades z se capturan con diferentes componentes espectrales del haz combinado 226, que requieren la realización de la transformación de Fourier por parte de la unidad FFT 288. En este sentido, los sistemas de imagenologia SS-OCT 280 están relacionados con los sistemas de imagenologia SD-OCT 200 que trabajan de forma manifiesta con diferentes componentes espectrales. Los sistemas SS-OCT son cercanos a los sistemas SD-OCT en uno o más sentidos: barren la longitud de onda del haz de imagen de la fuente de luz de longitud de onda barrida 282 sin mover partes mecánicas como el espejo de referencia 216. Finalmente, ya que el barrido de la longitud de onda de la fuente de luz de longitud de onda de barrido 282 puede realizarse a una velocidad muy superior a la velocidad de escaneo del sistema TD-OCT debido a que no hay partes móviles implicadas en el barrido, los sistemas SS-OCT 280 pueden tomar imágenes a velocidades mucho mayores que los sistemas TD-OCT, aunque por debajo de las velocidades de imagenologia de los sistemas SD-OCT. Por lo tanto, las implementaciones del sistema de imagenologia SS-OCT 280 también pueden generar sus imágenes a frecuencias de actualización en vivo con una resolución aceptable, lo que brinda una funcionalidad muy útil y una información práctica para el sistema quirúrgico para cataratas 100.

La figura 10 ilustra un método quirúrgico oftálmico 500 para utilizar el sistema quirúrgico para cataratas 100. El método 500 puede incluir: generación de una representación electrónica de un patrón de escaneo diana 302 para el cristalino 5 del ojo 1 mediante un controlador láser 130 (510), generación y escaneo de un haz de láser quirúrgico 304 en el cristalino 5 del ojo de acuerdo con el patrón de escaneo diana 302 mediante el sistema láser quirúrgico para cataratas 100, creación de un corte 306 en el cristalino (520) , generación de una imagen de una parte del ojo y el corte 306 con un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral 200 después de iniciar el escaneo del haz de láser (530), generación de una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado 312 mediante el controlador láser 130 en relación con la imagen generada (540) , y generación y escaneo del haz de láser quirúrgico 304 en el cristalino 5 del ojo de acuerdo con el patrón de escaneo modificado 312 mediante el sistema quirúrgico láser para cataratas 100 y creación de un corte modificado 314 (550).

En algunas implementaciones , la generación de una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado 540 puede incluir la recepción de una entrada de modificación desde un operador del sistema en respuesta a la imagen generada de la parte del ojo.

En otras implementaciones, la generación de una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado 540 puede incluir el análisis de la imagen generada por el procesador de imagen OCT 201, determinar la desviación del corte 306 con relación al patrón de escaneo diana 302 y generar una señal de control mediante el procesador de imágenes OCT 201 para el controlador láser 130 para generar el patrón de escaneo modificado 312.

La figura 11 ilustra un método relacionado de cirugía de cataratas 600. El método 600 puede incluir el control de un escaneo del haz de láser quirúrgico 304 en el cristalino 5 del ojo 1 mediante el controlador láser 130 (610), generación de imágenes de una parte del cristalino 5 a una velocidad de al menos 5 cuadros por segundo mediante el sistema de imagenología tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral 200 (620) y modificación del escaneo del haz de láser quirúrgico 304 mediante el controlador láser 130 en respuesta a un análisis de las imágenes generadas (630) .

Mientras que la memoria descriptiva contiene muchas especificidades, estas no deberían interpretarse como limitaciones del alcance de la invención o de las reivindicaciones, sino más bien descripciones de las características específicas de modalidades particulares. Determinadas características que se describen en la presente memoria descriptiva en el contexto de modalidades separadas también se pueden implementar en combinación en una única modalidad. En cambio, diversas características que se describen en el contexto de una única modalidad también se pueden implementar en múltiples modalidades de manera separada o en cualquier subcombinación adecuada. Adicionalmente, aunque anteriormente se hayan descrito características en ciertas combinaciones e incluso inicialmente se reivindicaran de tal manera, en algunos casos una o más características de una combinación reivindicada se puede separar de la combinación y la combinación reivindicada puede dirigirse a una subcombinación o variación de una subcombinación.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un sistema quirúrgico para cataras que comprende: una fuente láser, configurada para generar un primer conjunto de pulsos láser; una óptica guia acoplada a la fuente láser, configurada para guiar el primer conjunto de pulsos láser a una región diana de la catarata en un ojo; un controlador láser, configurado para generar una representación electrónica de un patrón de escaneo diana y para controlar la óptica guia para que escanee el primer conjunto de pulsos láser de acuerdo con una parte del patrón de escaneo diana para crear una primera región sometida a foto-disrupción en la región diana de la catarata; y un sistema de imagenologia tomográfica de coherencia óptica de dominio espectral (SD-OCT) , configurado para generar una imagen que incluya una parte de la primera región sometida a foto-disrupción, donde el controlador láser está configurado para generar una representación electrónica de un patrón de escaneo modificado en relación con la imagen generada por el sistema de imagenologia SD-OCT, y para controlar el elemento óptico guia para que escanee un segundo conjunto de pulsos láser de acuerdo con el patrón de escaneo modificado para crear una segunda región sometida a foto-dierupción .

2. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde : la región diana de la catarata comprende una capa capsular anterior y el patrón de escaneo diana comprende un conjunto de puntos diana en un cilindro para formar al menos una capsulotomia circular, una capsulotomia anterior y una capsulotomia curvilínea .

3. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: la región diana de la catarata comprende una parte del cristalino, y el patrón de escaneo diana comprende un conjunto de puntos diana en al menos uno de cilindros, planos de cortes de radio, un patrón espiral y un patrón en malla para inducir al menos uno de un corte, una foto-disrupción y una lisis del cristalino .

4. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde : el sistema de imagenologia SD-OCT se configura para tener un rango de imagenologia z mayor a 4 mm.

5. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde : el sistema de imagenologia SD-OCT está configurado para tener un rango de imagenologia z mayor a 6 mm.

6. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde : el sistema de imagenologia SD-OCT no genera la imagen de la parte de la primera región sometida a foto-disrupción integrando dos o más imágenes con rangos de imagenologia menores a 4 mm.

7. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde : el sistema de imagenologia SD-OCT está configurado para generar la imagen en un tiempo de imagenologia menor a 1 segundo.

8. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde : el sistema de imagenologia SD-OCT está configurado para generar la imagen en un tiempo de imagenología menor a 0,1 segundo.

9. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde : el sistema de imagenología SD-OCT está configurado para generar imágenes repetidas con una velocidad de cuadro en el intervalo de 20-200 cuadros/segundo.

10· El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenología SD-OCT está configurado para generar imágenes repetidas con una velocidad de cuadro en el intervalo de 25-500 cuadros/segundo.

11. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenología SD-OCT está configurado para generar imágenes repetidas con una resolución (x, y) en el intervalo de 500-2.000 escaneos A por escaneo B.

12. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenología SD-OCT está configurado para generar imágenes repetidas con una resolución (x,y) en el intervalo de 2.000-5.000 escaneos A por escaneo B.

13. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenologia SD-OCT está configurado para generar imágenes repetidas con una resolución en el intervalo de 0,5-2 millones de puntos de imagen por imagen.

14. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenologia SD-OCT está configurado para generar imágenes repetidas con una resolución en el intervalo de 2-5 millones de puntos de imagen por imagen.

15. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenologia SD-OCT está configurado para generar un escaneo B a partir de los escaneos A que comprenden puntos de imagen de al menos 1000 profundidades z.

16. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenologia SD-OCT está configurado para generar imágenes repetidas con una frecuencia de actualización en el intervalo de 1-10 cuadros/segundo con una resolución de imagen alta en el intervalo de 2-5 millones de puntos de imagen.

17. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el controlador láser está configurado para generar la representación electrónica del patrón de escaneo diana modificado de acuerdo con una entrada de modificación recibida de parte del operador del sistema en respuesta al análisis de la imagen de la parte de la primera región sometida a foto-disrupción por parte del operador del sistema.

18. El sistema quirúrgico láser para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenología SD-OCT está configurado para mostrar marcas de calibración para ayudar al operador del sistema a calibrar una ubicación de la primera región sometida a foto-disrupción con respecto al patrón de escaneo diana.

19. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 1, donde: el sistema de imagenología SD-OCT incluye un sistema de imagenología OCT basado en espectrómetro, que comprende: una fuente de luz de banda ancha para generar un haz de banda ancha ; un sistema de guía del haz para separar el haz de banda ancha en un haz de imagen y un haz de referencia, para guiar el haz de imagen dentro del ojo y para guiar la devolución de un haz de imagen del ojo, para guiar el haz de referencia en un espejo de referencia y para guiar la devolución de un haz de referencia del espejo de referencia, y para combinar la devolución del haz de imagen y la devolución del haz de referencia en un haz combinado, y una cámara OCT, configurada para recibir el haz combinado, que comprende un elemento de descomposición para descomponer el haz combinado en componentes espectrales; una matriz de sensores para detectar los componentes espectrales; un sistema transformador rápido de Fourier para generar una transformada de Fourier a partir de los componentes espectrales detectados, y un generador de imágenes, para generar una imagen a partir de los componentes espectrales de la transformada de Fourier.

20. El sistema quirúrgico para cataratas de la reivindicación 19, donde el sistema de imagenologia SD-OCT comprende: un panel de entrada-salida especializado configurado para enviar señales de control del patrón de escaneo diana, donde el panel de entrada-salida especializado comprende un controlador de memoria especializado un registro intermedio de datos, y un conversor análogo-digital de salida, y la imagenologia del sistema de imagenologia SD-OCT está sincronizada con la salida de las señales de control del patrón de escaneo mediante el conversor análogo-digital de salida.