MX2014007639A - Dispositivos, sistemas y metodos con bajo error del frente de onda para tratar un ojo. - Google Patents

Abstract

Un aparato para realizar una cirugía oftálmica, que comprende: una fuente de luz configurada para generar un haz de luz; un lente de enfoque en comunicación óptica con la fuente de luz, el lente de enfoque está configurado para enfocar el haz de luz en un haz de luz enfocado; un elemento de lente de contacto configurado para entrar en contacto con un ojo a ser tratado, el elemento de lente de contacto tiene una relación de transmisión de al menos 90%, con relación al haz de luz enfocado y está configurado para introducir un error del frente de onda de cuando mucho, aproximadamente ?/2 al haz de luz enfocado, cuando el haz de luz enfocado pasa a través del elemento de lente de contacto, en donde el lente de enfoque está configurado de manera que el haz de luz enfocado tiene una región de enfoque dentro de la córnea del ojo, la región de enfoque tiene un diámetro de 15 µm o menos; y un medio óptico configurado para dirigir el haz de luz enfocado que tiene una región de enfoque con un diámetro de 15 mm o menos, de manera repetida y sucesiva sobre una región de tratamiento dentro de la córnea del ojo, para formar una incisión en la córnea, en donde el elemento de lente de contacto comprende un material que tiene un índice de refracción en el intervalo de 1.500 a 1.550 con relación al haz de luz enfocado.

Description

DISPOSITIVOS. SISTEMAS Y MÉTODOS CON BAJO ERROR DEL FRENTE DE ONDA PARA TRATAR UN OJO CAMPO TÉCNICO Esta invención se relaciona con teenicas para realizar el tratamiento médico de un ojo.

La invención se relaciona en particular, con un lente de aplanamiento o placa de aplanamiento, mejorado, para una operación oftalmológica.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La radiación láser pulsada se utiliza en la cirugía oftálmica, por ejemplo, con el propósito de colocar incisiones en la córnea o con el propósito de hacer ablaciones en el tejido de la córnea. El haz de la radiación láser provoca un proceso fotodisruptivo en el tejido de la córnea, que resulta en la separación del tejido o en la eliminación de material de tejido. Tales tratamientos de la córnea tienen lugar, por ejemplo, dentro del alcance de los procesos refractivos para disminuir o remediar totalmente las condiciones de visión defectuosa del ojo, en el curso de los cuales, la córnea remodela y por este medio, se cambian sus propiedades refractivas.

El proceso refractivo dominante de la cirugía de la córnea es el llamado proceso LASIK (queratomileusis ¡n situ asistida con láser). En este caso, una cubierta pequeña se corta de la córnea, ya sea de manera mecánica (por medio de una cuchilla de corte oscilante en un llamado microqueratomo) u óptica (por medio de radiación láser, por ejemplo, los llamados sistemas láser de femtosegundo), la cubierta todavía está unida a la córnea por una parte de su borde. Posteriormente, esta cubierta, que se designa tambien de manera acostumbrada como un colgajo, se pliega a un lado, como resultado de lo cual, el estroma situado debajo del mismo se vuelve accesible. Se realiza la ablación del tejido del estroma con radiación láser, de acuerdo con un perfil de ablación que se ha determinado para el paciente particular. A continuación, la cubierta se pliega nuevamente en su lugar, como resultado de lo cual, la herida es capaz de sanar relativamente rápido y se logra la capacidad visual mejorada en el transcurso de un tiempo extremadamente corto.

Un microqueratomo láser de femtosegundo convencional comprende una fuente láser de femtosegundo, un explorador, que desvía el haz láser de la fuente láser de femtosegundo de manera sucesiva, sobre una región de tratamiento, elementos ópticos de enfoque y una placa de aplanamiento o lente de aplanamiento que se coloca en la córnea del ojo.

Cuando se emplea un microqueratomo de femtosegundo, la incisión LASIK en la córnea se produce por medio de una yuxtaposición casi plana de una pluralidad de fotomicroalteraciones en el estroma de la córnea.

Las fotomicroalteraciones se producen por pulsos láser de femtosegundo que surgen como resultado de las intensidades muy altas (I > 1011 W/cm2) de un haz láser de femtosegundo, que es generado por una fuente láser de femtosegundo, y que son guiados a la córnea por una trayectoria óptica del haz dimensionada de manera adecuada, con espejos de reenvío de la trayectoria, con un telescopio que se expande, con un explorador de alta velocidad y con un objetivo de enfoque de alta precisión, de corta longitud focal, con una abertura numerica suficientemente alta (NA > 0.20).

Con el fin de obtener una incisión LASIK precisa con estos pulsos de femtosegundo, la ubicación espacial de una región de enfoque del pulso de femtosegundo en el tejido de la córnea, tiene que determinarse con una precisión de aproximadamente 5 mm en todas las tres direcciones en el espacio. El tamaño de la región de enfoque y la ubicación de la región de enfoque de los pulsos consecutivos de la radiación láser de femtosegundo, también tienen que alcanzar los valores y posiciones predeterminados con una precisión del mismo orden de magnitud, es decir, aproximadamente 5 pm, con el fin de obtener una incisión LASIK confiable y de alta calidad, con un sistema láser de femtosegundo.

Para un buen éxito terapéutico, se requiere que el diámetro d de la región de enfoque sea tan pequeño como sea posible, con el fin de obtener una descomposición óptica inducida por láser (LIOB) confiable, con una energía láser E que sea tan baja como sea posible a una fluencia definida, es decir, densidad de la energía F (F = E/A; A~dF2; Energía por unidad de superficie). En este caso, el umbral Fth para una descomposición óptica inducida por láser ya se excede de manera confiable a una energía baja del pulso láser. Como resultado, puede evitarse un daño a la córnea y al iris, en virtud de los pulsos láser de femtosegundo, excesivamente energeticos y poderosos.

Para una descomposición óptica inducida por láser, se requiere una fluencia de aproximadamente 1 J/cm2 a aproximadamente 3 J/cm2. Además, las fotomicroalteraciones pequeñas, estrechamente adyacentes localizadas precisamente a la misma profundidad (diámetro de la región de enfoque dF), proporcionan la mejor calidad de la incisión, es decir, la rugosidad más baja, en el caso del proceso LASIK de femtosegundo. En este sentido, es necesario exceder el umbral de la LIOB: 0.25 nd Se apreciará que la fluencia es inversamente proporcional al cuadrado del diámetro focal, y en consecuencia, en el caso de un diámetro más pequeño de la región de enfoque, la fluencia será mayor, también a una baja energía del pulso láser E, que el umbral Fth para una descomposición óptica inducida por láser.

Teóricamente, un pulso láser de femtosegundo puede, en el mejor de los casos, enfocarse a un valor del orden de magnitud del diámetro dA de la función de Airy. Sostiene que: — de lo cual, en el mejor de los casos, la calidad ideal del láser dF = dA, resulta: — en donde es la longitud focal del objetivo de enfoque, l es la longitud de onda de la radiación láser de femtosegundo, y D es la abertura o el diámetro del haz láser en la lente de enfoque.

Sin embargo, esto presupone un haz láser casi perfecto (en el modo fundamental o en una onda plana) y un enfoque limitado por la difracción por medio de un objetivo libre de aberración de la longitud focal f.

Por lo tanto, hay exigencias rigurosas sobre la calidad óptica de los elementos estructurales de toda la trayectoria óptica del haz que atraviesa la radiación láser de femtosegundo. Además de una alta transmisión total, que reduce al mínimo la pérdida de energía de los pulsos de femtosegundo en el camino hacia el sitio de tratamiento, es decir, el ojo, o para ser más exactos, la córnea, esto provoca exigencias rigurosas, en particular, sobre la ausencia de aberración de los componentes ópticos que se utilizan. Además, se requiere una deformación del frente de onda de la radiación láser que sea tan baja como sea posible. Esto se explica típicamente por la planaridad, la homogeneidad y la guía óptica libre de distorsión del haz láser de femtosegundo en la forma de fracciones de la longitud de onda, por ejemplo, l/h. Huelga decir que los componentes ópticos más caros y más elaborados de la trayectoria del haz láser de femtosegundo, por ejemplo, el telescopio que se expande y el objetivo de enfoque, se especifican con este alto grado de ausencia de aberración. Pero los espejos de reenvío de la trayectoria que se utilizan en la trayectoria del haz y también los espejos deflectores que se emplean en el explorador, también tienen que satisfacer los requisitos con respecto a una alta planaridad y una baja deformación del frente de onda del pulso láser de femtosegundo.

Un frente de onda que se ha deformado por un elemento óptico arbitrario no puede corregirse fácilmente por medio de otro elemento óptico, y evita el enfoque óptimo deseado, es decir “nítido”, que en el cado de un frente de onda deformado, tampoco puede obtenerse con los elementos ópticos de enfoque de alta calidad.

En el curso del proceso LASIK de femtosegundo, se utilizan de manera acostumbrada los llamados dispositivos que sostienen el anillo de succión, por medio de una interfaz con el ojo del paciente, que se unen mediante succión en el ojo del paciente, por medio de una presión reducida. Como resultado, el ojo es acoplado con un aparato que incluye un lente de contacto, por ejemplo, una llamada placa o lente de aplanamiento, que entra en contacto con la córnea. Como resultado, el ojo se localiza en una posición definida con respecto al objetivo de enfoque del haz láser de femtosegundo.

Debe observarse además, que el lente de contacto constituye un plano de referencia con respecto al cual puede orientarse la posición de enfoque del haz láser de femtosegundo. Esta orientación es especialmente importante para la dirección Z, es decir, para la ubicación de la profundidad del enfoque en el otro lado del lente de contacto en la córnea, con el fin de poder implementar una incisión LASIK precisamente a la profundidad deseada, por ejemplo, aproximadamente 120 mm, con una precisión correspondiente de la profundidad, de menos que ± 10 pm.

El lente de contacto que se utiliza puede ser de diseño esferico o plano. Un lente de contacto que toma la forma de una placa de aplanamiento plana, facilita el mantenimiento de una profundidad uniforme del enfoque del haz láser de femtosegundo, pero en virtud del aplanamiento de la curvatura de la córnea, incrementa la presión ocular claramente de manera más severa, es decir, por más que aproximadamente 100 mm Hg (0.133 baras), que un lente de contacto que toma la forma de un lente de aplanamiento curvo esféricamente, que estimula la curvatura natural de la córnea más o menos bien, aunque esto implica un mayor esfuerzo para el control de la profundidad uniforme del enfoque, por ejemplo, por medio de un desplazamiento rápido de la longitud focal del objetivo de enfoque en el eje Z.

La téenica convencional describe un lente de aplanamiento con una transmisión de más que 90%, dentro de un intervalo de longitud de onda de 275 nm a 2500 nm, en donde el lente de contacto exhibe, una curvatura que corresponde a la curvatura de la córnea. Durante el tratamiento LASIK, el punto de enfoque se desplaza en la dirección Z, con el fin de compensar los efectos de la curvatura.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN Es un objeto de la invención mejorar la calidad de una incisión LASIK.

El objetivo se logra por medio de un elemento óptico en contacto con el ojo que es al menos parcialmente translúcido, el elemento óptico de lente en contacto con el ojo da lugar a un error del frente de onda error de cuando mucho, aproximadamente l/2, de manera preferida, cuando mucho de aproximadamente l/4, de manera altamente preferida, cuando mucho de aproximadamente l/10, en un haz de luz que se atraviesa. El elemento óptico de lente en contacto con el ojo puede ser una llamada placa de aplanamiento o lente de aplanamiento. El elemento óptico de lente en contacto con el ojo puede consistir de un material o materiales que dan lugar a un error del frente de onda de cuando mucho, aproximadamente l/2, de manera preferida, cuando mucho, de aproximadamente l/4, de manera altamente preferida, cuando mucho, de aproximadamente l/10, en un haz de luz que se atraviesa. El elemento de vidrio en contacto con el ojo comprende un material que tiene un índice de refracción en el intervalo de aproximadamente 1.500 a aproximadamente 1.550 o, de acuerdo con las modalidades, en el intervalo de aproximadamente 1.500 a aproximadamente 1.515, con relación a un haz de luz que pasa.

Un material que tiene tal índice de refracción está disponible bajo el nombre comercial ZEONEX. De manera preferida, el elemento de lente en contacto con el ojo se hace de ese material. Es relativamente barato, biocompatible y se esteriliza bien. El material que tiene el índice de refracción proporciona una alta calidad óptica y un ajuste con gran tolerancia por al alta exactitud del contorno. Tales características ayudan a obtener un elemento de lente en contacto con el ojo que introduce un error del frente de onda muy pequeño, de cuando mucho l/10 para el haz de luz que lo pasa. Los detalles adicionales con respecto al material se presentan a continuación.

Con el fin de obtener una incisión confiable con un microqueratomo láser de femtosegundo, se hacen exigencias rigurosas sobre la calidad del haz de una fuente láser de femtosegundo, de los elementos ópticos de enfoque y de los elementos ópticos que se expanden, que la radiación láser de femtosegundo atraviesa. Sin embargo, una persona con experiencia en la teenica, hasta ahora no ha incluido el último elemento, pero no insignificante, en la trayectoria óptica del haz, es decir, el elemento en contacto con el ojo, en la inspección de la calidad óptica. Es evidente que este elemento relativamente simple es todavía capaz de afectar la calidad del frente de onda, mantenida previamente con medios elaborados, en el curso del paso del pulso láser de femtosegundo, de tal manera, que la capacidad de enfoque de la radiación láser de femtosegundo sufre de manera considerable por lo tanto, y bajo ciertas circunstancia, no hay descomposición óptica y/o plasma inducidos por láser en la córnea, caso en el cual, la incisión LASIK, en consecuencia, no tiene exito o tiene éxito sólo con una calidad más deficiente o tiene que producirse con una energía del pulso de femtosegundo considerablemente mayor.

El elemento óptico de contacto a lugar a un error del frente de onda error de cuando mucho, aproximadamente l/2, de manera preferida, cuando mucho, de aproximadamente l/4, de manera altamente preferida, cuando mucho, de aproximadamente l/10, dentro de un intervalo de longitud de onda del haz de luz que lo atraviesa, de aproximadamente 1000 nm a aproximadamente 1200 nm. Una fuente láser de femtosegundo típica, genera pulsos láser con una longitud de onda de aproximadamente 1035 nm ± 10 nm, por ejemplo. En una modalidad, el elemento óptico en contacto con el ojo tiene que exhibir el error bajo del frente de onda al menos dentro de este intervalo, siendo posible que un error del frente de onda de aproximadamente el doble, resulte a una longitud de onda de aproximadamente 520 nm. En algunas modalidades, el elemento óptico de contacto exhibe un bajo error del frente de onda cuando mucho, de aproximadamente l/2, de manera preferida, cuando mucho, de aproximadamente, l/4, de manera altamente preferida, cuando mucho, de aproximadamente l/10, con un intervalo de la longitud de onda de un haz de luz que atraviesa el elemento óptico de contacto de aproximadamente 300 nm a aproximadamente 1900 nm, incluyendo aproximadamente 340 nm a aproximadamente 360 nm. En algunos casos, una fuente de luz configurada para generar un haz de luz que tiene una longitud de onda de entre aproximadamente 300 nm a aproximadamente 1900 nm, incluyendo aproximadamente 340 nm a aproximadamente 360 nm, se proporciona para utilizarla con el elemento óptico de contacto para tratar un ojo. En algunas modalidades, un láser de femtosegundo o un láser de attosegundo se utiliza como la fuente de luz.

El elemento óptico en contacto con el ojo puede exhibir un índice de refracción hi de aproximadamente 1.515 a aproximadamente 1.550, de manera altamente preferida, de aproximadamente 1.370. El índice de refracción h2 de la córnea, constituye aproximadamente 1.370, y si el índice de refracción del elemento óptico en contacto con el ojo exhibe un índice de refracción similar, la calidad y/o la intensidad de un haz de luz o haz láser en la transición del elemento óptico en contacto con el ojo en la córnea no disminuyen.

Las perdidas de reflexión R se calculan como sigue: ~ Cuando h2 = hi, resulta que casi no ocurren pérdidas de la reflexión.

El elemento óptico en contacto con el ojo puede ser biocompatible. Los materiales biocompatibles no tienen ninguna influencia negativa en el ojo. El elemento óptico en contacto con el ojo puede exhibir una capa biocompatible en la región que en uso, entra en contacto con el ojo. La capa biocompatible puede exhibir proteínas, por ejemplo.

El elemento óptico de contacto puede exhibir una alta estabilidad con relación a los pulsos láser de femtosegundo. Esto es importante, en particular, tomando en cuenta la alta densidad de energía de los pulsos láser. La alta estabilidad con relación a las altas intensidades de radiación (alto umbral de daño), por ejemplo, con relación a los pulsos láser de femtosegundo, puede obtenerse, por ejemplo, por medio de una alta transmisión del elemento óptico en contacto con el ojo. El elemento óptico en contacto con el ojo puede exhibir una transmisión de más que aproximadamente 90%, dentro de un intervalo de longitud de onda de entre aproximadamente 300 nm a aproximadamente 1900 nm. El elemento óptico en contacto con el ojo puede, por ejemplo, exhibir cristal del tipo BK7. Un cristal del tipo BK7 con un espesor de, por ejemplo, 10 mm puede exhibir una transmisión de más que aproximadamente 90% dentro de un intervalo de longitud de onda de entre aproximadamente 300 nm a aproximadamente 1900 nm, con una transmisión mayor que surge en el cado de un espesor menor del lente. El elemento óptico en contacto con el ojo también puede exhibir vidrio de cuarzo (sílice fundida). En algunas modalidades, el elemento en contacto con el ojo comprende un polímero, incluyendo polímeros olefínicos cíclicos, tales como ZEONEX 690R. En algunas modalidades, el elemento en contacto con el ojo se configura para utilizarlo en longitudes de onda de entre aproximadamente 300 nm y aproximadamente 1900 nm, incluyendo longitudes de onda de entre aproximadamente 300 nm y 560 nm, longitudes de onda ultravioleta de entre aproximadamente 340 nm y aproximadamente 360 nm, y longitudes de onda de entre aproximadamente 1700 nm y aproximadamente 1900 nm.

El elemento óptico en contacto con el ojo puede exhibir un plástico opcional. Como resultado, el elemento óptico en contacto con el ojo se vuelve relativamente barato, a pesar de su alta calidad.

Un aspecto adicional de la invención se relaciona con un sistema láser de femtosegundo que incluye una fuente láser de femtosegundo y el elemento en contacto con el ojo descrito anteriormente. El sistema láser de femtosegundo puede incluir además, un explorador, con al menos un espejo deflector para posicionar el haz láser de femtosegundo en un sitio de tratamiento en el ojo de un paciente, y elementos ópticos de enfoque para enfocar el haz láser de femtosegundo.

La invención tambien se implementa de manera práctica con relación a un aparato para realizar una cirugía oftálmica y con un método para realizar la cirugía oftálmica.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS La invención se describirá ahora con más detalle, con referencia a los dibujos acompañantes, en donde La Figura 1 es una vista esquemática, muy amplificada, de un microqueratomo de femtosegundo, La Figura 2 muestra la ubicación y el diámetro de las regiones de enfoque, en el caso de un elemento óptico en contacto con el ojo convencional, y La Figura 3 muestra la ubicación y el diámetro de las regiones de enfoque, en el caso de un elemento óptico en contacto con el ojo de acuerdo con la invención.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La Figura 1 muestra un microqueratomo de femtosegundo con una fuente láser de femtosegundo 10, que genera un haz láser de femtosegundo 11, con un bajo error del frente de onda. El haz láser de femtosegundo 11 se desvía por medio de un primer espejo deflector 12 y un segundo espejo deflector 14 de un explorador óptico, de manera que puede alcanzarse un punto arbitrario en la región de tratamiento en la córnea 6 del ojo de un paciente 18. El haz láser de femtosegundo 11 desviado por el primer espejo deflector 12 y por el segundo espejo deflector 14 se enfoca por los elementos ópticos de enfoque 16 y entra en un elemento óptico de contacto 4b de acuerdo con la invención. El elemento óptico en contacto con el ojo 4b de acuerdo con la invención, aplana la córnea 6. Como resultado, puede mantenerse un espacio definido entre los elementos ópticos de enfoque 16 y la córnea 6. Tras la salida del haz láser de femtosegundo 11 del elemento óptico de contacto, surge una descomposición óptica inducida por láser, aproximadamente en la región de enfoque del haz láser de femtosegundo 11 , es decir, aproximadamente en el plano de la longitud focal del objetivo de enfoque 16. Mediante una pluralidad de haces láser de femtosegundo 11 dirigidos de manera sucesiva en la región de tratamiento en la córnea 6, se crea un a incisión plana dentro de la córnea 6 del ojo 18. El elemento óptico de lente de contacto 4b cubre el área de la córnea 6 a ser tratada, es decir, tiene típicamente, de acuerdo con algunas modalidades, una forma circular y su diámetro corresponde a aproximadamente el diámetro de la córnea o a menos el área de la córnea bajo la cual se va a realizar el tratamiento. El espesor del elemento de lente de contacto está típicamente en el intervalo de 1 a 8mm, usualmente, de aproximadamente 3 mm.

La Figura 2 muestra la progresión de la onda en el caso de un elemento en contacto con el ojo 4a convencional. Un haz láser de femtosegundo 1 de una calidad muy alta, se dirige hacia un lente de enfoque 2 de buena calidad, que por ejemplo, da lugar a un error del frente de onda de ^/10. El lente de enfoque 2 agrupa el haz láser de femtosegundo 1 incidente en un haz láser de femtosegundo 3 enfocado, que todavía exhibe una alta calidad. Dentro del contexto de esta invención, una alta calidad del haz láser significa un pequeño error del frente de onda. El haz láser de femtosegundo enfocado, choca con un elemento en contacto con el ojo 4a convencional, por ejemplo, una placa de aplanamiento o lente de aplanamiento. Los elementos en contacto con el ojo, convencionales, dan lugar a un error del frente de onda de, por ejemplo, 2.2l. Debido a la baja calidad óptica del elemento en contacto con el ojo convencional, surge un error del frente de onda 7a. El diámetro de las regiones de enfoque 5a que resultan del haz láser de femtosegundo enfocado 3, es por lo tanto, significativamente mayor que el diámetro teórico que puede obtenerse basándose en la función de Airy. Además, debido a los errores del frente de onda que surgen en el elemento en contacto con el ojo convencional, las regiones de enfoque 5a se localizan a profundidades del enfoque ha variables y/o no uniformes.

Debido al diámetro relativamente grande de las regiones de enfoque 5a, se requiere una energía del pulso láser mayor, con el fin de obtener la descomposición óptica inducida por láser para una incisión en la córnea. Además, el resultado óptimo del tratamiento, es decir, calidad de la incisión, no se alcanza, puesto que las regiones de enfoque 5a se localizan a una profundidad ha variable y/o no uniforme, y por lo tanto, surge una incisión del láser de femtosegundo, dando lugar a una mayor desigualdad.

La Figura 3 muestra un error del frente de onda en el caso de un elemento óptico en contacto con el ojo, de acuerdo con la invención. La Figura 3 se parece a la Figura 2, y los componentes y elementos similares en las Figuras están marcados con los mismos símbolos de referencia.

El haz láser de femtosegundo 1 de alta calidad, es decir, con un bajo error del frente de onda, se agrupa por medio de un lente de enfoque 2, que da lugar a un error del frente de onda de aproximadamente l/10, en un haz láser de femtosegundo enfocado 3 con un bajo error del frente de onda. El haz láser de femtosegundo enfocado 3 atraviesa un elemento óptico en contacto con el ojo 4b, lo que da lugar a un error del frente de onda de cuando mucho, aproximadamente l/2, de manera preferida, cuando mucho, de aproximadamente l/4, de manera altamente preferida, cuando mucho, de aproximadamente l/10. Debido al bajo error del frente de onda causado por el elemento óptico en contacto con el ojo 4b de acuerdo con la invención, los frentes de onda 7b tienen, sin embargo, una calidad mayor. Las regiones de enfoque en la córnea que resultan del haz láser de femtosegundo enfocado 3, exhiben por lo tanto, casi el diámetro mínimo que resulta de la función de Airy. Además, las regiones de enfoque se localizan a una profundidad hb casi constante, en la córnea 6, y la desigualdad de la incisión es ligera.

Las simulaciones han mostrado que en el caso de un haz láser de femtosegundo con una longitud de onda de 1035 nm ± 2.5 nm y en el caso de un elemento óptico en contacto con el ojo convencional, que da lugar a un error del frente de onda de 2.20l, surge un radio de la región de enfoque de ³ 30 pm. En el aire, el centro de las regiones de enfoque se localizaría a una distancia de 220 mm desde la superficie límite entre el elemento óptico en contacto con el ojo y el aire. En el caso de un elemento óptico en contacto con el ojo convencional, surge un error del frente de onda PV (pico-valle) en el plano focal de 1.41 l.

Bajo las mismas condiciones, en el caso de un elemento óptico en contacto con el ojo ideal, que da lugar a un error del frente de onda de O.OOl, surge un radio de < 15 mm para la región de enfoque. En el aire, el centro de la región de enfoque estaría situado a una distancia de 380 pm de la superficie límite entre el elemento óptico en contacto con el ojo y el aire. Surge un error del frente de onda PV del haz láser de sólo 0.62l en la región de enfoque.

En la simulación anterior, el elemento en contacto con el ojo 4b de acuerdo con la invención, exhibía un espesor de 7 mm y se formó de una placa paralela plana con el material BK7. El haz de entrada tenía un diámetro de 15 mm con una onda plana Gaussiana. El campo de tratamiento tenía un diámetro de 6 mm. El objetivo de enfoque comprendía dos lentes divergentes y un lente de enfoque. No se tomaron en cuenta las tolerancias de la fabricación ni superficies no esfericas de los objetivos de enfoque. La longitud focal del objetivo en aire, constituyó 38 mm, empezando desde el último plano principal.

La simulación representa simplemente una demostración cruda de la influencia de la calidad del frente de onda del elemento óptico de contacto. En los sistemas reales con un objetivo de enfoque preciso, es decir, no con un simple objetivo con tres lentes como en el caso de la presente simulación simple, la influencia de la calidad promedio del frente de onda del elemento óptico de contacto es claramente mayor, puesto que se obtienen, de hecho diámetro focales de dF = 5 mm, con los mejores dispositivos ópticos. El resultado de la influencia de una placa de aplanamiento no optimizada, sería dF > 30 bastante más deficiente con un diámetro focal de - pm. En el caso en donde se hace uso de un elemento óptico de contacto con una buena corrección del error del frente de onda, el campo de exploración, que en la práctica es mayor, de aproximadamente 10 mm a 12 mm, también tiene una fuerte tendencia a incrementar las diferencias, en comparación con un elemento óptico de contacto con una corrección deficiente del error del frente de onda.

La invención tiene la ventaja de que el diámetro de las regiones de enfoque exhibe casi el valor mínimo teóricamente posible, como resultado de lo cual, se requiere simplemente menor energía del pulso de femtosegundo, con el propósito de producir una descomposición óptica inducida con láser. Además, el elemento óptico en contacto con el ojo de acuerdo con la invención, permite incisiones de mayor calidad, puesto que las regiones de enfoque se localizan a una distancia definida del elemento óptico en contacto con el ojo.

La invención se describe también en las reivindicaciones anexas. La materia objeto de todas las reivindicaciones puede combinarse, en particular, una o más de las reivindicaciones dependientes pueden combinarse con la reivindicación de la cual dependen.

Claims (16)

NOVEDAD DE LA INVENCIÓN REIVINDICACIONES

1 - Un aparato para realizar una cirugía oftálmica, que comprende: una fuente de luz configurada para generar un haz de luz; un lente de enfoque en comunicación óptica con la fuente de luz, el lente de enfoque está configurado para enfocar el haz de luz en un haz de luz enfocado; un elemento de lente de contacto configurado para entrar en contacto con un ojo a ser tratado, el elemento de lente de contacto tiene una relación de transmisión de al menos 90%, con relación al haz de luz enfocado y está configurado para introducir un error del frente de onda de cuando mucho, aproximadamente l/2 al haz de luz enfocado, cuando el haz de luz enfocado pasa a través del elemento de lente de contacto, en donde el lente de enfoque está configurado de manera que el haz de luz enfocado tiene una región de enfoque dentro de la córnea del ojo, la región de enfoque tiene un diámetro de 15 mm o menos; y un medio óptico configurado para dirigir el haz de luz enfocado que tiene una región de enfoque con un diámetro de 15 mm o menos, de manera repetida y sucesiva sobre una región de tratamiento dentro de la córnea del ojo, para formar una incisión en la córnea, en donde el elemento de lente de contacto comprende un material que tiene un índice de refracción en el intervalo de 1.500 a 1.550 con relación al haz de luz enfocado.

2.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el elemento de lente de contacto es un lente.

3.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el elemento de lente de contacto es una placa de aplanamiento configurada para aplanar el ojo.

4.- El aparato de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado además porque la placa es una placa paralela plana.

5.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el elemento de lente de contacto tiene un espesor de aproximadamente 7 mm o menos.

6.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el elemento de lente de contacto tiene un espesor de aproximadamente 1 mm o más.

7.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el lente de enfoque introduce un error del frente de onda de cuando mucho l/10 al haz de luz.

8.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el medio óptico está configurado para generar una incisión plana.

9.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el medio óptico está configurado para enfocar el haz láser, de manera que la región de enfoque tiene una profundidad sustancialmente constante en el región de tratamiento.

10.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el medio óptico está configurado de manera que la incisión tiene una profundidad sustancialmente constante.

11.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque el haz de luz generado tiene una longitud de onda de entre 300 nm y 1900 nm.

12 - El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque la fuente de luz que genera el haz de luz es una fuente de luz pulsada, en particular, un láser de femtosegundo.

13.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el elemento de lente de contacto está configurado para introducir un error del frente de onda de cuando mucho l/4 al haz de luz, cuando el haz de luz pasa a traves del elemento de lente de contacto.

14.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el elemento de lente de contacto está configurado para introducir un error del frente de onda de cuando mucho l/10 al haz de luz, cuando el haz de luz pasa a través del elemento de lente de contacto.

15.- Un elemento de lente de contacto configurado para entrar en contacto con un ojo, en donde el elemento de lente de contacto comprende un material que tiene un índice de refracción en el intervalo de 1.500 a 1.550.

16.- El elemento de lente de contacto de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado además porque el elemento de lente de contacto es un lente o una placa de aplanamiento, configurada para aplanar un ojo.