PT2459139T - Sistema óptico para laser cirúrgico oftálmico - Google Patents

Description

DESCRIÇÃO "SISTEMA ÓPTICO PARA LASER CIRÚRGICO OFTÁLMICO"

Referência cruzada a um pedido relacionado

Este pedido reclama o benefício de e a prioridade do pedido de utilidade "sistema Óptico para um Laser Cirúrgico Oftálmico", com o número de série: 12/511.988, entrado a 29 de Julho de 2009.

Dominio da Invenção

Esta invenção diz respeito a um Sistema para cirurgia do segmento anterior do olho com um laser de femtossegundos, mais especificamente a concretizações minimizando as distorções ópticas do feixe do laser enquanto varre e foca o feixe do laser no olho.

Estado da técnica

Este pedido descreve exemplos e concretizações de técnicas e de sistemas para cirurgia com laser adentro do segmento anterior do olho, da lente cristalina através de uma fotodisrupção provocada por pulsos de laser. Diversos processos cirúrgicos na lente para remoção da lente cristalina utilizam diversas técnicas para quebrar a lente em pequenos fragmentos que se podem remover do olho por pequenas incisões. Estes processos utilizam instrumentos manuais, ultrassons, fluidos aquecidos ou lasers e eles tendem a ter desvantagens significativas, incluindo a necessidade de entrar no olho com sondas para conseguir a fragmentação, bem como a precisão limitada associada a estas técnicas de fragmentação da lente. A tecnologia fotodisruptiva por laser pode proporcionar pulsos de laser à lente para fragmentar opticamente a lente sem inserção de sondas, podendo deste modo proporcionar o potencial para uma melhore remoção da lente. As fotodisrupção induzida por laser tem sido largamente utilizada em cirurgia oftálmica por laser, e têm-se utilizado frequentemente lasers de Nd:YAG como fontes de laser, incluindo a fragmentação da lente por fotodisrupção induzida por laser. Alguns sistemas existentes utilizam lasers de nanossegundos com energias de pulsos de diversos mJ (E. H. Ryan et al. American Journal of Ophthalmology 104: 382-386, Outubro de 1987; R. R. Kruger et al. Ophthalmology 108: 2122-2129, 2001), e lasers de picossegundos com diversas dezenas de pj (A. Gwon et al. J. Cataract Refract. Surg. 21, 282-286, 1995) . Estes pulsos relativamente longos depositam quantidades de energia relativamente elevadas nos pontos cirúrgicos, resultando em limitações consideráveis de precisão e de controlo do processo, enquanto criam um nivel relativamente elevado de risco de resultados indesejáveis.

Em paralelo, no domínio relacionado da cirurgia da córnea, reconheceu-se que durações mais curtas dos pulsos e melhor focagem podem ser conseguidas utilizando pulso com a duração de centenas de femtossegundos em vez de os pulsos com duração de nanossegundos ou de picossegundos. Os pulsos de femtossegundos depositam muito menos energia por pulso, aumentando significativamente a precisão e a segurança do processo.

Presentemente diversas empresas comercializam tecnologia de laser de femtossegundos para processos oftálmicos na córnea, tais como abas LASIK e transplantes de córnea. Incluem-se nestas empresas a Intralase Corp./Advanced Medical Optics, EUA, 20/10 Perfect Vision Optische Geráte GmbH, Alemanha, Carl Zeiss Meditec, Inc. Alemanha, e Ziemer Ophthalmic Systems AG, Suíça.

No entanto, estes sistemas são concebidos consoante as necessidades da cirurgia da córnea. Crucialmente, a gama de profundidades de focagem do laser é tipicamente inferior a 1 mm, espessura da córnea. Deste modo, estas concepções não proporcionam soluções para os desafios consideráveis colocados pela cirurgia na lente do olho.

Incluem-se nas referências citadas os US 2008/319.428, US 2007/235.543, a EP 0 326.760 e Valeria Nuzzo, et al. "In situ monitoring of second-harmonic generation in human corneas to compensate for femtosecond laser pulse attenuation in keratoplasty", J. BIOMED. OPT., vol. 12, no. 6, 16 de Novembro de 2007 (2007-11-16), páginas 064032-1-064032-1. Alguns estudos tentaram identificar uma NA óptima para processos específicos. Enquanto estes estudos exploravam valores diferentes da NA em processos diferentes, para qualquer um processo bem determinado, mantinha-se fixa a NA. Em contraste, as concretizações descritas neste pedido variam NA(z) em função da profundidade focal z, e elas são, portanto, distintamente diferentes destes estudos prévios.

DESCRIÇÃO RESUMIDA

Entender-se-á que o âmbito da invenção é tal como consta das reivindicações. A especificação inclui disposições adicionais e implementações proporcionadas como estado da técnica e para adjuvar no entendimento da invenção. De acordo com a especificação presente proporciona-se um sistema consoante a reivindicação INas reivindicações dependentes encontram-se características adicionais opcionais.

Em suma e em geral um sistema de laser oftálmico inclui uma fonte de laser, para gerar um feixe de laser pulsado, um dispositivo de varrimento XY, para receber o feixe de laser pulsado, e para gerar um feixe de varrimento XY, em duas direcções essencialmente transversas em relação a um eixo óptico, e um varredor multifuncional de Z, para receber o feixe de varrimento de XY, produzindo um feixe de varrimento XYZ, com uma abertura numérica NA e um ponto focal numa região alvo, e para modificar a abertura numérica NA de um modo essencialmente independente de varrer uma profundidade focal Z do ponto focal ao longo do eixo óptico.

Em algumas concretizações o varredor de Z inclui um primeiro bloco de expansão do feixe, e um controlador óptico secundário.

Em algumas concretizações o feixe de varrimento XYZ produzido possui uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, que é igual à soma da aberração geométrica com a aberração de difracção, tendo a aberração total um óptimo em função da abertura numérica NA à abertura numérica óptima NAopt (z) para um comprimento focal de Z, e o varredor de Z é ajustável para modificar a abertura numérica NA à abertura numérica óptima NAopt (z) à profundidade focal Z.

Em algumas concretizações a aberração total óptima corresponde a uma medida de aberração óptima, em que a medida da aberração óptima é um minimo de uma de entre um raio de um ponto focal rfr um erro de uma frente de onda RMS 0), e um coeficiente de uma aberração esférica a40, ou um máximo de uma razão de Strehl, S.

Em algumas concretizações a medida de aberração óptima corresponde a um dos cinco pontos de referência P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3) nos locais (z, r) , todos em milímetros, a qualquer ângulo de azimute, em que z denota uma distância ao longo do eixo óptico e r denota a coordenada cilíndrica radial correspondente, e o (0,0) do sistema de coordenadas cilíndrico denota um ponto da frente e do centro da região alvo.

Em algumas concretizações o feixe de varrimento produzido XYZ tem uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, igualando uma soma da aberração geométrica com a aberração de difracção, e a abertura numérica NA é ajustável para diminuir, a uma profundidade focal Z, a aberração total do sistema laser, em pelo menos uma percentagem de P (Expansor Amovível) em relação a uma aberração total de um sistema de laser análogo tendo um varredor de Z com uma abertura numérica NA não ajustável, em que a percentagem P (Expansor Amovível) seja uma de entre 20 %, 30 %, 40 %, e 50 %.

Em algumas concretizações a aberração total é caracterizada por uma medida de aberração, a medida de aberração sendo uma de entre um raio de um ponto focal rf, um erro numa frente de onda RMS ω, e um coeficiente de aberração esférico a40.

Em algumas concretizações a medida de aberração corresponde a um do cinco pontos de referência P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), nas localizações (z, r) , todas em milímetros, a qualquer ângulo de azimute, em que z denota uma distância ao longo do eixo óptico e r denota a coordenada cilíndrica correspondente, e o (0,0) do sistema de coordenadas cilíndrico denota um ponto da frente e do centro da região alvo.

Em algumas concretizações o feixe de varrimento XYZ produzido possui uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, que iguala a soma da aberração geométrica com a aberração de difracção, e a abertura numérica NA pode ser ajustada para aumentar, a uma distância focal Z, uma razão de Strehl S correspondendo à aberração total do sistema laser a uma percentagem P(Expansor Amovível) maior do que a razão de Strehl S de um sistema laser em que o varredor de Z não possua uma abertura numérica ajustável NA, em que a percentagem P (Expansor Amovível) seja uma de entre 20 %, 30 %, 40 %, e 50 %.

Em algumas concretizações o feixe de varrimento XYZ produzido possui uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, que iguala a soma da aberração geométrica com a aberração de difracção, e a abertura numérica NA pode ser ajustada para aumentar, a uma distância focal Z, uma razão de Strehl S correspondendo à aberração total do sistema laser a um valor maior do que 0,8, em que a razão de Strehl S de um sistema laser análogo, diferindo apenas em possuir o varredor de Z sem uma abertura numérica ajustável NA, seja inferior a 0,8.

Em algumas concretizações a razão de Strehl S corresponde a um dos cinco pontos de referência P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), nas localizações (z, r) , todas em milímetros, a qualquer ângulo de azimute, em que z denota uma distância ao longo do eixo óptico e r denota a coordenada cilíndrica correspondente, e o (0,0) do sistema de coordenadas cilíndrico denota uma frente e um ponto central da região alvo.

Em algumas concretizações o varredor de Z está configurado para varrer uma profundidade focal Z do sistema laser adentro de uma gama de varrimento de Z, em que a gama de varrimento de Z seja uma de entre 5 milímetros e 10 milímetros e de 0 milímetros a 15 milímetros.

Em algumas concretizações o feixe de varrimento XYZ produzido possui uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, que iguala a soma da aberração geométrica com a aberração de difracção, tendo a aberração total uma sequência de valores óptimos de aberração total a uma sequência de aberturas numéricas óptimas NAopt (z) correspondendo a uma sequência de profundidades focais Z, em que o varredor de Z pode ser ajustado para modificar a abertura numérica NA à sequência das aberturas numérica óptimas NAopt (z) à sequência de profundidades focais Z.

Em algumas concretizações a aberração é caracterizada por uma medida de aberração, sendo a medida de aberração uma de entre um raio de um ponto focal rfr uma razão de Strehl S, uma frente de onda RMS ω, e um coeficiente de aberração esférica ago, correspondendo à sequência das profundidades focais Z.

Em algumas concretizações uma coordenada radial do ponto focal ao longo da sequência de profundidades focais Z é menor do que 3 mm.

Em algumas concretizações o feixe de varrimento XYZ produzido tem uma aberração geométrica e uma aberração de difracção, e uma aberração total, igualando uma soma da aberração geométrica com a aberração de difracção, em que a abertura numérica NA possa ser ajustada a uma sequência de aberturas numéricas NA(z) a uma sequência de profundidades focais Z para diminuir uma aberração total representativa em pelo menos uma percentagem de P (scan) em relação a sistemas de laser análogos em que o varredor de Z não tenha uma abertura numérica ajustável NA.

Em algumas concretizações a aberração total representativa é uma de uma média, um mínimo, ou um máximo da aberração total ao longo de uma gama de varrimento de Z.

Em algumas concretizações a aberração total é caracterizada por um de entre um raio do ponto focal rf, uma razão de Strehl S, uma frente de onda RMS ω, e um coeficiente de aberração esférica cxjo, correspondendo à sequência das profundidades focais Z.

Em algumas concretizações, a percentagem de P (scan) é uma de entre 20 %, 30 %, 40 %, e 50 %.

Em algumas concretizações pode ajustar-se a abertura numérica NA desde um primeiro valor quando se leva a cabo um procedimento na córnea até um segundo valor quando se leva a cabo um procedimento na lente. Em algumas concretizações o primeiro valor é de entre 0,2-0,5 e o segundo valor é de entre 0,1-0,3. Em algumas concretizações o primeiro valor é de entre 0,25-0,35 e o segundo valor de entre 0,15-0.25.

Em algumas concretizações, o primeiro bloco expansor de feixe é um de entre um bloco fixado e um bloco amovível.

Em algumas concretizações o sistema laser para levar a cabo uma cirurgia de uma catarata inclui uma fonte laser, para gerar um feixe laser pulsado, um varredor XY, para despistar o varrimento XY do feixe pulsado em direcções essencialmente transversas em relação a um eixo óptico, e um varredor de Z, para varrer em Z um ponto focal do feixe XY varrido numa região alvo ao longo do eixo óptico Z e para ajustar uma abertura numérica NA para detectar uma abertura numérica óptima NAopt (z) quando se varre em Z para o ponto focal.

Em algumas concretizações o feixe varrido em Z tem uma aberração total, tendo esta aberração total um óptimo em função da abertura numérica NA a uma abertura numérica óptima NAopt(z) para diversas profundidades focais Z, e o varredor de Z é ajustável para modificar a abertura numérica NA para encontrar a abertura numérica óptima NAopt (z) quando se varre o ponto focal ao longo de diversas profundidades focais Z.

Em algumas concretizações o feixe varrido em Z tem uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e a aberração total é igual a uma soma da aberração geométrica com a aberração por difracção.

Em algumas concretizações encontrar-se na abertura numérica NA o valor óptimo da abertura numérica NAopt (z) inclui que a abertura numérica NA seja essencialmente igual a NAopt(z), e a abertura numérica NA encontrar-se adentro de uma percentagem P (rastreado) em termos de proximidade em relação a NAopt(z), em que P (rastreado) seja um de entre 10 %, 20 % e 30 %.

Em algumas concretizações o varredor de Z inclui um controlador integrado, configurado para varrer o ponto focal através de uma série de profundidades focais Z, e para ajustar a abertura numérica NA de modo a encontrar a abertura numérica óptima NAopt (z) correspondendo à série de profundidades focais Z de um modo correlacionado.

Em algumas concretizações o controlador integrado está configurado para varrer o ponto focal e para ajustar a abertura numérica NA no decurso de uma acção de ajustamento.

Em algumas concretizações o controlador integrado inclui um de entre um ajustador de uma distância entre um primeiro bloco expansor do feixe e um bloco expansor do feixe amovível, e um ajustador de uma posição de uma lente controladora.

Em algumas concretizações o controlador integrado inclui dois ajustadores, configurados para ajustar dois parâmetros do varredor de Z de um modo correlacionado.

Em algumas concretizações o varredor de Z está configurado para varrer um ponto focal numa região alvo adentro de uma gama de varrimento de Z de 0 mm a 10 mm, e para ajustar a abertura numérica NA numa gama de um de entre 0,40 a 0,10 e 0,35 a 0,15 durante o varrimento do ponto focal.

Em algumas concretizações o varredor de Z está configurado para varrer o ponto focal e para ajustar a abertura numérica NA em combinação com o varredor de XY.

Em algumas concretizações o varredor de Z está configurado para varrer o ponto focal e para ajustar a abertura numérica NA em combinação com um varredor auxiliar de Z, disposto entre a fonte de laser e o varredor de XY.

Em algumas concretizações um sistema de laser oftálmico inclui uma fonte de laser, para gerar um feixe de laser pulsado, um varredor XY, para receber o feixe de laser pulsado, e para gerar um feixe de varrimento XY, com varrimento em duas direcções essencialmente transversas em relação a um eixo óptico, e um varredor multifuncional de Z, para receber o feixe de varrimento XY, para produzir um feixe de varrimento XYZ, adicionalmente varrido ao longo de uma direcção Z ao longo do eixo óptico, e para diminuir a abertura numérica NA numa região alvo de uma gama da córnea de 0,25 a 0,35 quando a profundidade focal Z do sistema laser for representativa e um procedimento na córnea a uma gama de lente de 0,15 a 0,25 quando a profundidade focal de Z for representativa de um procedimento na lente.

Em algumas concretizações o varredor de Z tem dois parâmetros de controlo ajustáveis, um primeiro parâmetro de controlo associado à distância entre um primeiro bloco expansor do feixe e um bloco amovível expansor do feixe, e um segundo parâmetro de controlo associado à posição da lente amovível do varredor de Z.

Breve Descrição das Figuras A FIG. 1 ilustra um sistema de entrega de um laser cirúrgico 1. A FIG. 2 ilustra uma frente de onda Gaussiana G e uma frente de onda aberrada W.

As FIGS. 3A-B ilustram raios num plano focal óptimo e num varrido. A FIG. 3C ilustra uma definição do raio do ponto focal. A FIG. 4 ilustra uma relação entre uma razão de Strehl S e um erro numa frente de onda RMS ω. A FIG. 5 ilustra pontos de referência para cirurgia oftálmica.

As FIGS. 6A-B ilustram conceptualmente a operação do pré-compensador 200.

As FIGS. 7A-B ilustram diversas utilizações de uma funcionalidade eficiente de varrimento de Z .

As FIGS. 8A-D ilustram implementações do pré-compensador 200. A FIG. 9 ilustra uma implementação do sistema de aplicação de laser I com dois varredores de Z . A FIG. 10 ilustra uma tabela de configurações contendo profundidades de varrimento de 0, 1, ou 2 Z e modificadores de 0, 1, ou 2 NA.

As FIGS. 11A-C ilustram um Varredor XY com 2, 3, e 4 espelhos de varrimento.

As FIGS. 12A-D ilustram uma aberração como uma função de uma abertura numérica e a correspondente abertura numérica óptima NAopt (z) em função da profundidade focal de Z.

As FIGS. 13A-B ilustram duas disposições do Primeiro Bloco expansor do feixe 400 e do Bloco Expansor do Feixe Amovível 500. A FIG. 14 ilustra o plano focal intermédio do Varredor de Z 450. A FIG. 15 ilustra uma implementação da Objectiva 700. A FIG. 16 ilustra um plano focal encurvado na região do alvo. FIG. 17 ilustra um nomograma do ângulo de inclinação do Varredor XY. A FIG. 18 ilustra um nomograma da posição do Expansor do Feixe Amovível. A FIG. 19 ilustra passos de um método de controlo computadorizado.

Descrição Pormenorizada

Algumas concretizações da invenção presente incluem sistemas de cirurgia na lente do olho, utilizando pulos de laser de femtossegundos. Algumas concretizações integradas são também capazes de levar a cabo procedimentos cirúrgicos tanto na córnea com na lente. Levar a cabo cirurgia oftálmica na lente do olho está associado a necessidades qualitativamente diferentes do que para os processos na córnea.

As diferenças chave entre o processo cirúrgico do sistema de laser presentemente descrito e os sistemas para a córnea incluem: 1. Pulsos de laser de f emtossegundos têm que ser gerados com confiança. Uma taxa de repetição elevada dos pulsos de femtossegundos permite a utilização de muito menos energia por pulso, proporcionado um controlo e uma precisão muito maiores para o operador do sistema. No entanto, gerar pulsos de femtossegundos com confiança é um desafio consideravelmente maior do que para pulsos de nanossegundos ou de picossegundos, utilizados em alguns dos sistemas existentes. 2. 0 feixe de laser cirúrgico sofre uma refracção considerável quando se propaga através de até 5 milímetros de meio refractivo, incluindo a córnea e a câmara aquosa anterior, apenas para chegar até ao alvo cirúrgico, a lente. Em contraste, o feixe de laser utilizado para cirurgia da córnea está focado a uma profundidade de uma fracção de um milímetro, e, portanto, é essencialmente não refractado quando enta na córnea proveniente do sistema cirúrgico. 3. 0 sistema de entrega do laser cirúrgico está configurado de modo a varrer toda a região cirúrgica, por exemplo desde a parte da frente/anterior da lente até uma profundidade tipica de 5 mm para a parte de trás/posterior da lente, a uma profundidade tipica de 10 mm. Esta gama de 5 mm ou mais de profundidade de varrimento, ou "gama de varrimento de Z", é consideravelmente mais extensa do que a profundidade de 1 mm de varrimento que se utiliza na cirurgia da córnea. Tipicamente, a óptica cirúrgica, em particular as ópticas de elevada abertura numérica utilizadas no caso presente, é optimizada para focar um feixe de laser a uma profundidade de operação especifica. Durante os procedimentos na córnea a espessura de 1 mm de varrimento apenas provoca um afastamento moderado em relação à profundidade de operação optimizada. Em contraste, durante o varrimento dos 5 aos 10 mm durante a cirurgia da lente, o sistema é conduzido para longe de uma zona fixa de profundidade optimizada para a operação. Portanto, o sistema de entrega do laser cirúrgico emprega óptica adaptativa muito refinada para se capaz de varrer a gama de profundidades extensa que é necessária durante a cirurgia da lente. 4. Algumas concretizações estão integradas no sentido de estarem configuradas para levar a cabo cirurgia tanto na córnea como na lente. Nestas concretizações integradas a gama de profundidade do varrimento pode ser de até 10 mm em vez de 5 mm, colocando desafios ainda mais complexos. 5. Durante os processos de cirurgia da córnea, tal como as diversas variantes de LASIK, o feixe de laser é varrido na perpendicular ao eixo óptico ("no plano XY"). Em processos típicos a gama de varrimento de XY apenas diz respeito à porção central da córnea, com um diâmetro de 10 mm. No entanto, nos sistemas cirúrgicos integrados podem ser também formados cortes adicionais. Um tipo de cortes são os cortes de entrada, proporcionando o acesso à parte interior do olho para agulhas de aspiração e ferramentas cirúrgicas convencionais. Outro tipo de cortes são as incisões de relaxação do limbo (LRI), que envolvem fazer-se um par de incisões o limbo da córnea imediatamente anteriores à arcada vascular. Ajustando o comprimento, a profundidade, e a localização destas incisões de precisão, conseguem induzir-se alterações do estigmatismo da córnea. Os cortes de entrada e os LRI podem ser colocados na periferia da córnea, tipicamente com um diâmetro de 12 mm. Enquanto se aumenta o diâmetro do varrimento XY de 10 mm para 12 mm, um aumento de apenas 20 % em comparação com o diâmetro regular das palas LASIK, é um desafio significativo manter as aberrações fora do eixo do sistema de entrega do laser sob controlo a esses diâmetros, uma vez que as aberrações fora do eixo crescem proporcionalmente a potências elevadas do diâmetro do campo no plano focal. 6. Os processos cirúrgicos da lente com laser podem obrigar a uma condução por parte de sistemas de imagiologia sofisticados. Em alguns sistemas de imagiologia os vasos sanguíneos do limbo são identificados para servirem como marcas de referência no olho, para calibrar o alinhamento ciclo-rotacional do olho durante o período da cirurgia, em alguns casos em relação às coordenadas de referência identificadas durante o diagnóstico pré-operativo do olho. Os vasos sanguíneos escolhidos na periferia da área cirúrgica podem ser aqueles que são menos perturbados pela cirurgia e são, portanto, os de maior confiança. Os sistemas de imagiologia dirigidos a estes vasos sanguíneos periféricos necessitam, no entanto, que a óptica da imagiologia produza uma imagem de uma área com um raio maior do que 10 mm, tal como 12 mm. 7. 0 feixe de laser desenvolve diversas aberrações enquanto se propaga ao longo do caminho óptico dentro do olho. Os sistemas de entrega de laser podem melhorar a precisão compensando estas aberrações. Um aspecto adicional destas aberrações é que elas dependem da frequência da luz, um facto referenciado como "aberração cromática". Compensar estas aberrações dependentes da frequência aumenta as dificuldades a enfrentar pelo sistema. A dificuldade de compensar estas aberrações cromáticas com o aumento da largura de onda do feixe de laser, um sistema de laser. Relembra-se que a largura de onda espectral de um feixe é inversamente proporcional ao comprimento do pulso. Deste modo, a largura de onda para pulsos de femtossegundos é amiúde maior do que a dos pulsos de picossegundos, de uma ordem de grandeza ou mais, necessitando de uma compensação cromática muito melhor nos sistemas de laser de femtossegundos. 8. Os processos cirúrgicos utilizando sistemas laser pulsados com repetição elevada e duração de femtossegundos obrigam a uma precisão elevada no posicionamento de cada pulso, tanto num sentido absoluto em relação à localização dos alvos no tecido destinatário, como num sentido relativo com respeito aos pulsos anteriores. Por exemplo, o sistema laser pode ter que alterar a direcção do feixe em apenas alguns micron entre os pulsos, que pode ser um período da ordem dos microssegundos. Uma vez que o período de tempo entre pulsos subsequentes é curto e as necessidades de precisão para a colocação dos pulsos são elevadas, o alvejamento manual tal como é utilizado nos sistemas cirúrgicos existentes com baixas taxas de repetição já não é adequado nem praticável. 9. 0 sistema de entrega de laser é configurado para proporcionar os pulsos de laser de femtossegundos no volume cirúrgico total da lente do olho, através de um meio refractivo, preservando-se a sua identidade temporal, espectral e espacial. 10. Para assegurar que só o tecido da região cirúrgica recebe um feixe laser com densidades energéticas suficientemente elevadas para provocar efeitos cirúrgicos, tais como a ablação de tecido, o sistema de entrega de laser tem uma abertura numérica invulgarmente elevada (NA) . Esta NA elevada resulta em pequenas dimensões de pontos e proporciona o controlo e a precisão necessários para o processo cirúrgico. As gamas típicas de abertura numérica podem incluir valores de NA maiores do que 0,3, originando dimensões de pontos de 3 micron ou menos. 11. Atenta a complexidade do caminho óptico do laser para a cirurgia da lente e, o sistema de entrega do laser consegue uma precisão e um controlo elevados incluindo um sistema de imagiologia gerido por um computador, com elevado desempenho, enquanto os sistemas de cirurgia da córnea podem conseguir controlo satisfatório sem estes sistemas imagiológicos, ou com um baixo nível de imagiologia. Nomeadamente, as funções cirúrgicas e imagiológicas do sistema, bem como as dos habituais feixes de observação, operam todas em geral em bandas espectrais diferentes. A título de exemplo, os lasers cirúrgicos podem operar a comprimentos de onda na banda de 1,0-1,1 micron, os feixes de observação na banda visível de 0,4-0,7 micron, e os feixes de imagiologia na banda de 0,8-0,9 micron. A combinação dos caminhos dos feixes em componentes ópticas comuns ou partilhadas proporciona necessidades cromáticas exigentes para as ópticas do sistema cirúrgico de laser.

As diferenças 1-11 ilustram numa série de diversos exemplos que a cirurgia oftálmica por laser (i) na lente (11) com pulsos de femtossegundos introduz necessidades que são qualitativamente diferentes das da cirurgia da córnea e mesmo da cirurgia da lente, utilizando apenas pulsos de luz laser com nanossegundos ou com picossegundos. A FIG. 1 ilustra um sistema de entrega de laser 1. Antes de o descrever em pormenor, menciona-se que algumas concretizações combinam o sistema de entrega de laser da FIG. 1 com uma imagiologia u com um sistema de observação. Em alguns processos na córnea, tais como nos tratamentos LASIK, estabelecem-se referências posicionais no olho com marcadores dos olhos recorrendo a dados visuais tais como uma identificação do centro da iris por imagiologia e algoritmos de processamento de imagem, tipicamente na superfície do olho. No entanto, os marcadores de olhos existentes reconhecem e analisam características num espaço bidimensional, não possuindo informação quanto a profundidade, uma vez que os procedimentos cirúrgicos são levados a cabo na córnea, camada mais exterior do olho. Amiúde, a córnea é mesmo aplanada para tornar a superfície verdadeiramente bidimensional. A situação é marcadamente diferente quando se foca um feixe de laser na lente, profundamente dentro do olho. A lente cristalina pode mudar a sua posição, forma, espessura e diâmetro durante a sua acomodação, não só entre uma medição prévia e a cirurgia, mas também durante a cirurgia. Caso se ligue o olho ao instrumento cirúrgico por meios mecânicos, isto também pode alterar a forma do olho de uma maneira mal definida. Estes dispositivos de ligação podem incluir fixar-se o olho com um anel de sucção, ou aplanar o olho com uma lente plana ou curvada. Adicionalmente, o movimento do doente durante a cirurgia pode introduzir alterações adicionais. Estas alterações podem adicionar-se totalizando alguns milímetros de deslocação dos dados visuais, dentro do olho. Portanto, a referenciação mecânica e a fixação da superfície do olho tal como a superfície anterior da córnea ou o limbo são insatisfatórias quando se leva a cabo cirurgia de precisão a laser na lente ou noutras partes internas do olho.

Para tratar este problema, o sistema de entrega de laser 1 pode ser combinado com um sistema de imagiologia, tal como descrito no pedido co-pendente com o número de série Pedido de Patente US 12/205.844. de R.M. Kurtz, F. Raksi e M. Karavitis. O sistema de imagiologia é configurado para dar imagens de porções de uma região cirúrgica de modo a estabelecer referências posicionais tridimensionais baseadas nas características internas do olho. Estas imagens podem ser criadas antes da cirurgia e actualizadas em paralelo com o processo cirúrgico para levar em conta as variações e as alterações individuais. Podem utilizar-se as imagens para dirigir seguramente o feixe de laser para a localização pretendida com precisão e controlo elevados.

Em algumas implementações, o sistema de imagiologia pode der um sistema de Tomografia de Coerência Óptica (OCT). 0 feixe da imagiologia do sistema de imagem pode ter um percurso óptico de imagiologia em separado, ou um percurso óptico parcial ou completamente partilhado com o feixe cirúrgico. Os sistemas de imagiologia com um percurso óptico parcial ou completamente partilhados diminuem o custo e simplificam a calibração dos sistemas de imagiologia e cirúrgico. 0 sistema de imagiologia também pode utilizar a mesma fonte luminosa ou uma diferente do laser do sistema de entrega de laser 1. 0 sistema de imagiologia também pode ter os seus próprios subsistemas de varrimento de feixe, ou pode recorrer aos subsistemas de varrimento do sistema de entrega de laser 1. Estão descritas diversas arquitecturas diferentes destes sistemas OCT no pedido de patente co-pendente que se referiu. 0 sistema de entrega de laser 1 também pode ser implementado em combinação com ópticas de observação visual. As ópticas de observação podem ajudar o operador do laser cirúrgico para observar os efeitos do feixe de laser cirúrgico e controlo do feixe em resposta às observações.

Por último, em algumas implementações, que utilizam um feixe cirúrgico de laser infravermelho e, portanto, invisível, pode utilizar-se um laser adicional para rastreio operando a frequências visíveis. 0 laser visível para rastreio pode ser implementado para rastrear o percurso do laser cirúrgico infravermelho. 0 laser de rastreio pode ser operado a uma energia suficientemente pequena para não provocar nenhuma disrupção no tecido alvo. A óptica de observação pode ser configurada para dirigir o laser de rastreio, reflectido do tecido alvo, para o operador do sistema de entrega de laser 1.

Na FIG. 1, os feixes associados ao sistema de imagiologia e à óptica de observação visual podem ser acoplados ao sistema de entrega de laser 1, por exemplo através de um divisor de feixe/espelho dicróico 600. O presente pedido não descreve extensivamente as diversas combinações do sistema de entrega de laser com os sistemas de imagiologia, de observação e de rastreio. A FIG.l ilustra um sistema de entrega de laser 1, que inclui um Motor de Laser 100, um Pré-compensador 200, um sistema de Varrimento XY 300, um bloco Expansor do

Primeiro Feixe 400, um Bloco Amovível Expansor do Feixe 500, um Repartidor do Feixe/espelho dicróico 600, uma Objectiva 700 e uma Interface com o Doente 800, em que o bloco Primeiro Expansor do Feixe 400 e o bloco Amovível Expansor do Feixe 500 serão referidos em conjunto como Varredor de Z 450.

Em muitas concretizações adiante utiliza-se a convenção de que a direcção Z é a direcção essencialmente ao longo do percurso óptico do feixe de laser, ou ao longo do eixo óptico do elemento óptico. As direcções transversas à direcção Z são referidas como direcções XY. 0 termo transverso é utilizado com um sentido mais lato para incluir que em determinadas concretizações as direcções transversa e Z podem não ser exactamente perpendiculares entre si. Em algumas concretizações as direcções transversas podem ser mais bem descritas em termos de coordenadas radiais. Deste modo, os termos transversal, XY, ou direcções radiais denotam direcções análogas nas concretizações descritas, todas elas aproximadamente (mas não necessariamente precisamente) perpendiculares à direcção Z. 1. Motor Laser 100 0 motor laser 100 pode incluir um laser para emitir pulsos de laser com parâmetros laser previamente determinados. Estes parâmetros do laser podem incluir a duração do pulso de entre 1 femtossegundo e 100 picossegundos, ou de entre 10 femtossegundos e 10 picossegundo, ou em algumas concretizações de entre 100 femtossegundos e 1 picossegundo. Os pulsos de laser podem ter uma energia por pulso de entre 0,1 microJoule e 1.000 microJoule, ou noutras concretizações de entre 1 microJoule e 100 microJoule. Os pulsos podem apresentar uma frequência de repetição de entre 10 kHz e 100 MHz range, noutras concretizações de entre 100 kHz e 1 MHz. Outras concretizações podem apresentar parâmetros do laser de entre combinações destas gamas, tais como uma duração dos pulsos de entre 1-1000 femtossegundos. Os parâmetros do laser para um processo especifico podem ser seleccionados nestas gamas largas, por exemplo durante um processo anterior à operação, ou com base num cálculo baseado em determinados dados do doente, tais como a sua idade e sexo.

Pode incluir-se nos exemplos do motor do laser 100 lasers Nd:vidro e Nd:Yag, e outros lasers com uma grande variedade. O comprimento de onda operativo do motor do laser pode situar-se na zona do infravermelho ou na d visível. Em algumas concretizações o comprimento operativo pode ser de entre 700 nm - 2 micron. Em alguns casos o comprimento de onda operativo pode ser de entre 1,0-1,1 micron, por exemplo em lasers infravermelhos baseados em Yb ou em Nd.

Em algumas concretizações os parâmetros do laser dos pulsos de laser podem ser variáveis e ajustáveis. Os parâmetros do laser podem ser ajustáveis com um período de alteração curto, permitindo deste modo ao operador do laser cirúrgico do sistema de entrega I mudar os parâmetros do laser durante uma cirurgia complexa. Pode iniciar-se uma tal alteração dos parâmetros como reacção a uma leitura por um subsistema de sensibilidade ou de imagiologia do sistema de entrega de laser 1.

Outras alterações paramétricas podem ser levadas a cabo como parte de um processo em diversos passos durante o qual ο sistema de entrega do laser pode ser utilizado em primeiro lugar para um primeiro processo cirúrgico, seguindo-se um segundo processo cirúrgico, diferente. Incluem-se como exemplos levar-se a cabo em primeiro lugar um ou mais passos cirúrgicos numa região de uma lente de um olho, tal como um passo de capsulotomia, seguindo-se um segundo processo cirúrgico numa região da córnea do olho. Estes processos podem ser levados a cabo seguindo diversas sequências.

Os lasers pulsados com uma taxa de repetição elevada operando a uma taxa de repetição de pulsos de entre dezenas e centenas de milhar de eventos por segundo ou mais, com energias por pulso relativamente baixas, podem ser utilizados para aplicações cirúrgicas para conseguir determinadas vantagens. Estes lasers utilizam valores relativamente pequenos de energia por pulso para localizar o efeito sobre o tecido provocado pela fotodisrupção induzida pelo laser. Em algumas concretizações, por exemplo, a extensão do tecido alterado pode limitar-se a uns poucos micron ou umas poucas dezenas de micron. Este efeito localizado sobre o tecido pode melhorar a precisão da cirurgia laser e pode ser pretendido em determinados processos cirúrgicos. Em diversas concretizações destas cirurgias, muitas centenas, milhares ou milhões de pulsos podem ser entregues a uma sequência de pontos que sejam contíguos, quase contíguos, ou que estejam separados por distâncias controladas. Estas concretizações podem conseguir determinados efeitos cirúrgicos pretendidos, tais como incisões, separações ou fragmentação dos tecidos.

Os parâmetros dos pulsos e o perfil do varrimento podem ser seleccionados por vários métodos. Por exemplo, eles podem ser baseados numa medição anterior à operação das propriedades ópticas ou estruturais da lente. A energia do laser e a separação dos pontos também podem ser seleccionadas com base numa medição anterior à operação das propriedades ópticas ou estruturais da lente ou num algoritmo baseado na idade. 2. Pré-compensador 200 A FIG. 2 ilustra que a frente de onda do feixe de laser se pode desviar de um comportamento ideal de diversos modos diferentes e por diversas razões diferentes. Um grande grupo destes desvios são denominados aberrações. Aa aberrações (e outras distorções da frente de onda) deslocam os pontos de imagem reais dos pontos de imagem Gaussianos ideais paraxiais. A FIG. 2 ilustra frentes de onda de luz saindo por uma pupila de saida ExP. A frente de onda esférica não distorcida G emana da pupila e converge num

ponto PI no centro de curvatura da frente de onda G. G também é denominada esfera de convergência Gaussiana. Uma frente de onda aberrada W desvia-se de G e converge num ponto diferente P2. a aberração AW da frente de onda aberrada W no ponto Q1 pode ser caracterizada pelo comprimento óptico do caminho em relação à esfera de referência não distorcida G: AW=n1QlQ2, em que n± é o índice de refracção do meio no espaço da imagem e Q1Q2 é a distância entre os pontos Q1 e Q2.

Em geral, a aberração ΔΉ depende das coordenadas tanto na pupila de saída como no plano focal. Portanto, esta aberração ΔΉ também pode ser pensada como uma função de correlação: ela representa que o conjunto de pontos cujas imagens convergem em P2, removido de PI no eixo óptico de r', estão localizadas numa superfície W, que se desvia da esfera de referência G de uma quantidade ΔΉ à distância radial r na pupila de saída Exp. Para um sistema rotacionalmente simétrico, pode escrever-se ΔΉ em termos de uma expansão em dupla série de potências em r e r' como:

d)

Desta equação, r' é a coordenada radial do ponto de imagem P2 no plano focal e r é a coordenada focal do ponto Q1 na pupila. A dependência angular é representada por Θ, o ângulo esférico, n = 2p + m é um inteiro positivo e 21+mCtnm são os coeficientes da expansão da frente de onda aberrada W. Pode ver-se uma referência, por exemplo em: Optical Imaging and Aberrations, Part I. Ray Geometrical Optics por Virendra N. Mahajan, SPIE Optical Engineering Press. A ordem i de um termo da aberração é dada por i = 21 + m +n.

Os termos até i = 4 estão relacionados com as aberrações primárias: esférica, de coma, estigmatismo, curvatura do campo e distorção. As relações actuais entre estas aberrações primárias e os coeficientes de aberração 21+mOínm estão documentadas na literatura. Para um sistema de imagem de um objecto pontual, a dependência explícita dos termos de aberração do raio da imagem r' podem ser suprimidos introduzindo a variável adimensional p = r/a, em que a é uma extensão transversa linear da pupila de saída, tal como o seu raio:

(2) em que

(3)

Um benefício desta notação é que os coeficientes de aberração anm têm todos a dimensão de um comprimento e representam o valor máximo da aberração correspondente na pupila de saída. Nesta notação, por exemplo, a aberração esférica é caracterizada pelo coeficiente de aberração a^o·

Enquanto a descrição da aberração em termos dos coeficientes de aberração anm é matematicamente bem definida, este não é sempre o método experimentalmente mais acessível. Portanto, são descritas adiante três medidas alternativas de aberração.

No mesmo caminho de acessibilidade experimental e de testabilidade, anota-se que o comportamento de um feixe num tecido biológico, tal como o do olho, pode não ser o mais fácil de medir. De um modo útil, há estudos que indicam que os raios no olho podem comportar-se muito analogamente aos raios em água salgada com concentração de sal adequada, na qual podem ser quantitativamente medidos e descritos. Portanto, ao longo de todo este pedido quando o for descrito o comportamento do sistema de entrega de laser no olho, entende-se que esta descrição de refere ao comportamento quer no tecido ocular descrito, quer na água salgada correspondente.

As FIGS. 3A-C ilustram uma segunda medida das aberrações. 0 sistema de entrega de laser 1, que foi configurado para focar um feixe num plano focal 210 à profundidade A, pode provocar uma aberração esférica quando for operado para focar o feixe num plano focal operativo 211 que em vez daquela se encontra a uma profundidade B. Uma tal situação pode ocorrer, por exemplo, durante um processo de rastreio tridimensional, quando o ponto focal do feixe de laser for movido do plano focal 210 para o plano focal 211. A FIG. 3A ilustra o caso em que o sistema de entrega de laser 1 foca os raios no seu plano focal óptimo 210. Os raios passam através de um ponto no plano focal óptimo 210 (um "ponto focal") com uma extensão radial muito estreita, ou raio, rf(A). Esta extensão radial rf(A) pode ser maior do que zero por diversas razões, tais como a difracção do feixe luminoso. 0 raio do ponto focal pode ser definido de mais do que uma maneira. Uma definição comum de rf(A) é o raio minimo do ponto de luz numa tela, á medida que a posição da tela varia ao longo da direcção axial, ou Z. Esta profundidade Z é amiúde denominada o "ponto de menor confusão". Esta definição é adicionalmente refinada em relação à FIG. 3C. A FIG. 3B ilustra o caso em que o sistema de entrega de laser 1 varre o foco ao longo de alguma distância, tal como alguns milímetros, para fora do plano focal óptimo 210, até um plano focal de operação 211. Visivelmente, os raios passam através de um ponto focal com um raio rf(B) maior do que o rf(A), provocando uma aberração esférica. Foram desenvolvidas fórmulas matemáticas com exactidão diversa ligando os coeficientes de aberração anm e o raio do ponto focal rf. Em alguns casos, o raio do ponto focal rf é um meio experimentalmente mais acessível de medida para quantificar as aberrações do que os coeficientes de aberração amn. A FIG. 3C ilust ra uma definição mais quantitativa do raio do ponto focal rf. A FIG. 3C ilustra a energia contida num ponto de raio r, medida a partir de um centróide do feixe. Uma definição largamente aceite do raio do ponto focal rf é o raio, adentro qual está contida 50 % da energia do feixe. A curva marcada "A" mostra que num feixe limitado por difracção, quando o feixe é focado ao seu plano focal óptimo 210, como na FIG. 3A, 50 % por cento da energia do feixe pode estar contida, ou englobada, num ponto com um raio de r= 0,8 micron, proporcionando uma definição útil de rf(A).

Os procedimentos cirúrgicos baseados em quebras ópticas induzidas por laser (LIOB) podem ter uma precisão e uma eficiência mais elevadas e efeitos indesejáveis menores do que quando a energia do feixe do laser é depositada num poço ou num ponto focal rigorosamente definido. O LIOB é um processo fortemente não linear com um limiar de intensidade (plasma): tipicamente, o tecido exposto a um feixe com intensidade maior do que o limiar do plasma transforma-se em plasma, enquanto o tecido exposto a um feixe com intensidade inferior ao limiar do plasma não sofre a transição para plasma. Portanto, um alargamento do ponto focal por aberração diminui a fracção do feixe que consegue uma intensidade mais elevada que a limiar no plano focal e aumenta a fracção do feixe cuja intensidade permanece inferior ao limiar. Esta última fracção não é eficazmente absorvida pelo tecido alvo, e continua a propagar-se através do tecido ocular, na maior parte dos casos até à retina, provocando potencialmente uma exposição indesejável da retina.

Para processos cirúrgicos pretendendo corrigir a córnea, o plano focal é tipicamente varrido, ou movido, segundo a direcção de Z (ao longo do eixo óptico) de apenas Ο,6 mm em relação à sua profundidade óptima ou nominal, uma vez que a espessura da córnea é essencialmente de 0,6 mm, em casos raros mais espessa mas não excedendo 1 mm. A curva marcada "B" ilustra que quando o plano focal de um feixe é alterado do seu plano focal óptimo 210 em 1 mm (uma estimativa máxima para processos na córnea), para o plano focal de operação 211, 50 % da energia do feixe está contida adentro do raio do ponto focal de rf(B)=1,8 micron. Embora esta alteração introduza uma aberração, a sua medida é limitada. Correspondentemente, alguns dos sistemas de laser da córnea existentes não compensam nada esta aberração, enquanto outros introduzem apenas um nível limitado de compensação.

Além dos coeficientes de aberração amn e do raio do ponto focal rf, uma terceira medida das aberrações é a assim denominada razão de S. A razão de Strehl S de um sistema pode ser definida com referência a um feixe que emana de uma fonte pontual, tal como uma intensidade de pico do feixe no plano focal do sistema dividida pela intensidade teórica máxima de um sistema de imagiologia equivalente e perfeito, que trabalhasse no limite da difracção. São também conhecidas na literatura definições equivalentes as quais estão adentro do âmbito da definição da razão de Strehl S.

Correspondendo a esta definição, quanto menor o valor de S, maior a aberração. Um feixe sem aberração tem S = 1 e convencionalmente, quando S > 0,8, o sistema de imagiologia é dito ser limitado pela difracção.

Uma quarta definição das aberrações é co, um erro da frente de onda por raiz de mínimos quadrados, ou RMS, que exprime o desvio AW da frente de onda aberrada W em relação à frente de onda não distorcida G da FIG. 2, de que é feita a média por toda a frente de onda na pupila de saída, ExP. ω está expresso em unidades do comprimento de onda do feixe, tornando-o uma quantidade adimensional. A FIG. 4 ilustra que para aberrações relativamente pequenas ω e S se relacionam através da seguinte fórmula empírica:

(4), independentemente do tipo de aberração, em que e é a base dos logaritmos naturais.

Todas as quatro medidas de aberração acima são úteis para diagnosticar problemas e para optimizar a concepção do sistema de entrega de laser 1. Deste modo, a terminologia geral "medida da aberração" poderá adiante referir-se a qualquer uma destas medidas, ou aos seus equivalentes. Nomeadamente, uma aberração crescente é capturada por um aumento dos coeficientes de aberração amn, do raio do ponto focal rf e do erro da frente de onda ω, mas por uma diminuição da razão de Strehl S.

Demonstra-se uma relação entre estas medidas de aberração mostrando o coeficiente de aberração esférica a40 e a correspondente razão de Strehl S num exemplo específico. No exemplo, o sistema de laser foca o feixe de laser num tecido ocular a diferentes profundidades abaixo da sua superfície. 0 feixe de laser é limitado por difracção, com um comprimento de onda de 1 micrómetro e uma abertura numérica NA = 0,3, e é focado na superfície do tecido a um ângulo de incidência normal. Os números deste exemplo podem ser análogos aos efeitos de se adicionar uma placa plana paralela com uma espessura igual à profundidade varrida pero do plano focal do sistema, e levando a cabo o cálculo para água salgada. A superfície do tecido introduz aberrações no feixe, caracterizadas pelas Equações (2) e (3). A aberração esférica, caracterizada pelo coeficiente de aberração a40, é zero à superfície, a razão de Strehl, devido à sua própria construção, é S = 1.

As cirurgias LASIK tipicamente formam abas a uma profundidade de 0,1 mm. A estas profundidades, a razão de Strehl S diminui para cerca de 0,996, uma diminuição muito pequena. Mesmo a uma profundidade de 0,6 mm, próximo da superfície posterior da córnea, S é de cerca de 0,85. Embora isto seja uma diminuição não desprezável da intensidade do pico, pode ainda ser compensada ajustando a intensidade do feixe de laser.

Por outro lado, a uma profundidade de 5 mm, caracterizando a superfície anterior da lente do cristalino no olho, o raio de Strehl pode diminuir para S = 0, 054. A esta profundidade e razão de Strehl, a intensidade do feixe é consideravelmente diminuída abaixo do limiar do plasma, e, portanto, o feixe é incapaz de gerar LIOB. Esta diminuição drástica da intensidade do pico não pode ser compensada aumentando a potência do laser sem efeitos indesejáveis tais como uma exposição excessiva muito séria da retina ou um tamanho de bolha excessivamente incrementado. A Tabela 1 ilustra a aberração esférica a4o, correspondente às razões de Strehl que acabaram de se definir. Visivelmente, a aberração esférica aumenta quase linearmente com a profundidade do tecido, enquanto a razão de Strehl S se comporta de um modo não linear:

Tabela 1

Em processos cirúrgicos cujos objectivos sejam a lise da lente, uma capsulotomia, ou outros processos cirúrgicos na mente cristalina, o plano focal é amiúde varrido através da profundidade total da lente, que pode ser tanto quanto 5 mm. Além disto, em sistemas integrados córnea-lente, a profundidade total de varrimento pode ser desde a córnea até à superfície posterior da lente, cerca de 10 mm. A curva marcada "C" na FIG. 3C indica que nesses casos os raios do ponto focal crescem até rf(C)=18 micron, um valor que é grande demais para aparecer no mesmo gráfico que rf(A) e rf(B) . Em algumas concretizações, o plano focal óptimo pode ser selecionado de modo a estar a meio da gama de varrimento em profundidade e o feixe de laser pode ser varrido ao longo de uma gama de mais/menos 5 mm. Neste caso rf(C) pode ser diminuído até 10 micron.

Estes valores grandes de rf(C) traduzem-se por grandes valores de aberração nas três outras medidas de aberração a^or S e ω. Claramente, em contraste com os processos na córnea que varrem apenas uns décimos de milímetros, estas aberrações grandes da lente colocam vários desafios na concepção do sistema de entrega de laser 1, para compensar ou para gerir as suas consequências indesejáveis.

Para abordar o problema das medidas de aberração grandes, associado à cirurgia da lente, algumas concretizações incluem o Pré-compensador 200 para pré-compensar a aberração esférica e para melhorar as medidas de aberração. Estas aberrações podem ser desenvolvidas no tecido alvo, ou ao longo de uma porção do percurso óptico do sistema de entrega de laser 1, ou ao longo da totalidade do caminho óptico. A FIG. 5 ilustra (sem ser à escala) que, uma vez que as medidas de aberração rf(C), a40, S e ω dependem da profundidade do ponto focal z e da sua distância radial r em relação ao eixo óptico, naquilo que se segue quando se descreve que uma medida de aberração assume um valor, isto referir-se-á à medida de aberração assumindo o valor descrito em alguns pontos de referência seleccionados. Pode descrever-se um conjunto de pontos de referência relevantes pelas suas coordenadas cilíndricas (z, r): P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), todas elas em milímetros. Uma vez que as estruturas principais do olho exibem uma simetria aproximadamente cilíndrica, estes pontos de referência P podem estar localizados a qualquer ângulo azimutal φ. Portanto, estes pontos P serão referidos apenas por duas das suas três coordenadas cilíndricas, suprimindo-se o ângulo de azimute φ. PI é um ponto típico para um processo da córnea centralmente localizado, P2 é típico para procedimentos periféricos na córnea, P3 é relacionado com a região anterior da lente, P4 relaciona-se com a região posterior da lente, e P5 é um ponto periférico de referência na lente. Também podem ser adoptados outros pontos de referência para caracterizar as aberrações de um sistema de entrega de laser. Em alguns casos, uma medida de aberração pode referir-se a uma medida de aberração feita em média ao longo da frente de onda operacional, ou na área iluminada.

Podem determinar-se as medidas de aberração de diversas maneiras diferentes. Uma frente de onda do feixe de laser pode ser rastreada num processo de concepção adjuvada por computador (CAD) através de uma secção seleccionada do caminho óptico, tal como um modelo do tecido alvo, ou uma secção do sistema de entrega de laser 1. Ou pode medir-se a aberração do feixe de laser no sistema de entrega de laser actual, ou utilizar-se uma combinação destes dois processos.

Deste modo, algumas das concretizações da pré-compensação, introduzidas pelo Pré-compensador 200, podem ser seleccionadas determinando, calculando ou medindo uma medida de aberração ao longo de uma porção selecionada do caminho óptico, a qual pode incluir o tecido alvo ele próprio, determinando-se uma quantidade de pré-compensação que é necessária para compensar uma porção previamente seleccionada da aberração determinada/calculada/medida. O Pré-compensador 200 pode corrigir, ou pré-compensar, de um modo eficiente, a aberração esférica, porque as aberrações esféricas afectam sobretudo raios axiais. Outros tipos de aberrações, tais como as aberrações transversas, o estigmatismo e o coma, afectam raios que não são de ângulo zero bem como raios do campo, incluindo raios que se encontram desviados do eixo óptico. Enquanto o feixe laser, gerado pelo motor do laser 100, é essencialmente um feixe axial, os diversos blocos no percurso óptico, mais em especial o Varredor XY 300, transformam este feixe axial num feixe que não é de ângulo zero, com raios de campo.

Portanto, nas concepções em que se coloca um pré-compensador depois do Varredor XY 300, os raios de campo do feixe podem desenvolver diversas aberrações diferentes. Quando surgem estas aberrações diferentes colocam-se grandes desafios à concepção porque (i) a optimização do feixe pode necessitar de uma compensação de várias das aberrações, e (ii) os diferentes tipos de aberrações não são independentes uns dos outros. Deste modo, compensar um tipo de aberração amiúde induz outros tipos de aberração, indesejáveis.

Portanto, nas arquitecturas em que se coloca um compensador depois do varredor XY, as aberrações esféricas são tipicamente compensadas apenas a um grau limitado e a expensas da introdução de outros tipos de aberrações indesejáveis.

Em contraste, as concretizações do sistema de entrega de laser presente 1 podem ter o Pré-compensador 200 antes do Varredor XY 300. Esta concepção permite ao Pré-compensador 200 uma pré-compensação de uma aberração esférica sem introduzir outros tipos de aberrações indesejáveis.

Algumas concretizações podem mesmo explorar a interdependência mencionada acima das aberrações no eixo e fora do eixo por introdução de uma pré-compensação no eixo através do Pré-compensador 200, para pré-compensar uma aberração fora do eixo, provocada por um segmento subsequente do sistema de entrega de laser ou pelo tecido alvo.

As FIGS. 6A-B ilustram esquematicamente uma operação idealizada do Pré-compensador 200. A FIG. 6A ilustra um sistema de entrega de laser 1 sem um pré-compensador. Em geral, um segmento 301 do percurso óptico pode introduzir algum nivel de aberração esférica. Isto está representado por uma frente de onda não distorcida entrando no segmento de percurso óptico 301 e uma frente de onda com aberração deixando o segmento 301 do percurso óptico. Este segmento pode ser qualquer segmento do percurso óptico, tal como uma porção do tecido alvo, ou o tecido alvo completo, ou uma porção do caminho do sistema de entrega de laser 1. A FIG. 6B ilustra que o Pré-compensador 200 pode introduzir uma compensação (ou complementaridade) de distorção da frente de onda. Esta frente de onda pré-compensada entra então no segmento 301 do percurso óptico, fazendo com que dele saia uma frente de onda com uma distorção diminuída, ou mesmo sem distorção.

Alguns sistemas existentes não têm nenhum compensador dedicado a eles. Outros sistemas podem compensar a aberração esférica apenas de um modo distribuído pelas lentes de um conjunto de lentes que também tenham outras funções e estejam posicionadas depois do Varredor XY. Nestes sistemas existentes, os parâmetros das lentes são escolhidos em resultado de se cumprirem compromissos entre diferentes funcionalidades, levando a limitações dos seus desempenhos.

Em contraste, as concretizações do sistema de entrega de laser 1 podem possuir o Pré-compensador 200 dedicado a elas posicionado antes do Varredor XY 300. Em algumas concretizações, o Pré-compensador 200 é a primeira unidade óptica, ou conjunto de lentes, que recebe o feixe de laser do motor do laser 100. Uma vez que por causa da sua disposição o feixe de laser chega ao Pré-compensador 200 sem ter desenvolvido raios com ângulo não zero ou raios de campo (que poderiam ser originados pelo Varredor XY 300), estas concretizações podem conseguir um nível de pré-compensação elevado. A pré-compensação também é eficiente porque é uma função primária do Pré-compensador 200 e, portanto, os compromissos na sua concepção podem ser mantidos muito limitados, por oposição aos sistemas existentes, que compensam com lentes que servem funções adicionais.

Por estas razões, nessas concretizações é possível, corrigir a aberração esférica a um nível elevado sem afectar nem introduzir outros tipos de aberrações.

Sabe-se na teoria das aberrações, que a aberração esférica de um sistema composto de lentes é aproximadamente a soma das aberrações esféricas das componentes individuais. Portanto, em algumas concretizações do sistema de entrega de laser 1, uma quantidade indesejada de aberração esférica pode ser pré-compensada através da concepção do Pré-compensador 200 para introduzir uma quantidade igual de aberração, mas com o sinal oposto. A titulo de exemplo, quando a profundidade do ponto focal dentro do tecido do olho for movida de 5 mm em relação ao seu plano focal óptimo, a aberração esférica a4o (consoante a Tabela 1) é de -2,0 micrómetros. Deste modo, em algumas concretizações o Pré-compensador 200 pode introduzir uma aberração cuja medida é de a40 = +2,0 micrómetros. Numa primeira aproximação, esta pré-compensação pode essencialmente eliminar a aberração esférica provocada pela alteração de 5 mm do ponto focal e correspondentemente aumentar a razão de Strehl de S = 0,054 de retorno para S = 1. (Este exemplo simples despreza outras fontes de aberrações.)

Algumas concretizações adiante será caracterizadas comparando as medidas de aberração de sistemas de entrega de laser 1 "não pré-compensados", isto é, sistemas de entrega de laser nos quais se haja removido o Pré-compensador 200, com sistemas de entrega de laser "pré-compensados", isto é, sistemas dos quais não se retirou o Pré-compensador 200.

Em algumas concretizações, a instalação do Pré-compensador 200 pode aumentar a razão de Strehl desde um valor S<S (precomp) do sistema de entrega de laser não pré-compensado 1 para um valor S>S (precomp) para o sistema de entrega de laser pré-compensado 1. Em algumas concretizações S (precomp) pode ser por exemplo 0,6, 0,7, 0. 8 ou 0,9.

Tal como se afirmou acima, esta razão de Strehl S neste caso e adiante, pode referir-se a qualquer uma das razões de Strehl S(P1), ... S(P5) nos cinco pontos de referência P1-P5 acima, ou à razão de Strehl noutros pontos de referência predeterminados, ou a uma média do valor das razões de Strehl relativa aos cinco pontos de referência, ou a uma média ao longo da frente de onda operacional.

Além disto, a razão de Strehl pode referir-se ao sistema de entrega de laser 1 completo, recebendo o feixe de laser do Motor de Laser 100, e terminando na Objectiva 700 e formando o ponto focal num tecido alvo oftálmico. Em alguns outros casos o termo pode referir-se a outros alvos, incluindo o ar. Em algumas concretizações o termo pode referir-se a um subsistema do sistema de entrega de laser 1.

Em algumas concretizações, a adição do Pré-compensador 200 ao sistema de entrega de laser 1 não pré-compensado pode aumentar uma razão de Strehl de um valor não pré-compensado inferior S=S(precomp) para um valor pré-compensado superior S=S (precomp), para pulsos com um comprimento de onda associado que seja pelo menos uma ordem de grandeza acima do que a largura de banda dos pulsos de laser com limitação de transformação, com uma duração de um picossegundo, ou maior. Tal como acima, S(precomp) pode ser por exemplo 0,6, 0,7, 0,8, ou 0,9.

Em algumas concretizações a adição do Pré-compensador 200 ao sistema de entrega de laser 1 pode aumentar uma razão de Strehl de um valor não pré-compensado inferior S=S (precomp) a um valor pré-compensado superior S=S (precomp) para uma gama de comprimentos de onda de 0,4 micron até 1,1 micron. Tal como acima, S (precomp) pode ser, por exemplo, 0,6, 0,7, 0,8, ou 0,9.

Em algumas concretizações a adição do Pré-compensador 200 pode aumentar a abertura numérica do sistema de um valor não pré-compensado inferior NA=NA (precomp), correspondendo ao sistema de entrega de laser 1 sem o Pré-compensador 200, para um valor pré-compensado superior NA=NA(precomp) com o Pré-compensador 200. Em algumas concretizações, o valor de NA (precomp) pode ser, por exemplo, de 0,2, 0,25, 0,3 ou 0,35.

Em algumas concretizações a adição do Pré-compensador 200 a um sistema de entrega de laser 1 que não o tenha, pode diminuir o raio do ponto focal rf num tecido alvo de um valor não pré-compensado superior rf (precomp) para um valor pré-compensado inferior rf (precomp), correspondendo ao sistema de entrega de laser 1 com o Pré-compensador 200. Em algumas concretizações rf (precomp) pode ser de 2, 3 ou 4 micron.

Em algumas concretizações a adição do Pré-compensador 200 pode aumentar o erro da frente de onda RMS a partir de um valor ω>ω (precomp) do sistema de entrega de laser 1 não pré-compensado para um valor ω<ω (precomp) para o sistema de entrega de laser 1 pré-compensado. Em algumas concretizações ω (precomp) pode ser 0, 06, 0, 07, 0, 08 ou 0,09, todos nas unidades do comprimento de onda do feixe de laser, por exemplo.

Em algumas concretizações, instalar o Pré-compensador 200 pode aumentar o coeficiente de aberração esférica de um valor ã4o>ã4o (precomp) para o sistema de entrega de laser 1 não pré-compensado, para um valor a4o<a.4o (precomp) para o sistema de entrega de laser 1 pré-compensado. Em algumas concretizações ã4o (precomp) pode ser 2, 3, ou 4 micrómetros, por exemplo.

Em algumas concretizações, instalar o Pré-compensador 200 num sistema de entrega de laser 1 não pré-compensado pode diminuir pelo menos uma das seguintes medidas de aberração: o erro da frente de onda RMS ω, a medida de aberração esférica a40 e o raio do ponto focal rf, a partir de um valor não pré-compensado, de pelo menos uma percentagem da pré-compensação P (precomp), ou aumentar a razão de Strehl S de pelo menos a percentagem de pré-compensação P (precomp) . Em alguns casos, P (precomp) pode ser 10 %, ou 20 %, ou 30 %, ou 40 %, por exemplo.

Tal como descrito acima, qualquer uma destas medidas de aberração pode pertencer a qualquer um dos pontos de referência Pl, ... P5, ou a alguns outros pontos de referência previamente determinados, ou a valores médios nos pontos de referência, ou pode ser uma média para a frente de onda toda.

Em algumas concretizações, o Pré-compensador 200 pode compensar aberrações não esféricas, tais como de primeira ordem, ou também aberrações de ordem superior. Em alguns casos ele pode levar a cabo uma pré-compensação de raios fora do eixo também.

Em algumas concretizações, o Pré-compensador 200 pré-compensa outros tipos de aberração, embora não aumentando o erro da frente de onda RMS em mais do que 0, 075, ou mantendo a razão e Strehl acima de S (precomp), por exemplo com um valor de 0,8.

Em algumas concretizações, o Pré-compensador 200 pode aumentar o raio do feixe rb que sai do Pré-compensador 200, para um valor acima de rb=rb (precomp), em que rb (precomp) pode ser por exemplo de 5 mm ou de 8 mm.

Algumas destas funcionalidades podem ser conseguidas incluindo uma ou mais lentes amovíveis no Pré-compensador 200. Actuadores de posição podem mover a ou as lentes amovíveis, mudando a distância entre algumas das lentes do Pré-compensador 200.

Nas implementações com uma lente amovível, a lente amovível do Pré-compensador 200 pode mover o plano focal ou o ponto focal do sistema de entrega de laser 1 ao longo do eixo óptico, de 0,3-4,0 mm. Noutras concretizações, de 0,5-2,0 mm.

Em algumas concretizações, quando pelo menos uma das razões de Strehl S (baixo) nos cinco pontos de referência enumerados Pl, ... P5 for menor do que S=S (amovível) quando a lente amovível estiver numa posição mediana, pode mover-se a lente amovível de modo a aumentar a razão de Strehl S (baixo) para um valor maior do que S=S (amovível) . O S (amovível) pode ser 0,6, 0,7, 0,8 ou 0,9.

Em algumas concretizações a lente amovível pode ser movida para variar a razão de Strehl S na gama 0,6-0,9. Noutra concretização, na gama de 0,70-0,85.

Uma vez que o Pré-compensador 200 está localizado antes do Varredor XY 300 ou de outros expansores do feixe, o raio do feixe ainda é pequeno. Portanto, a lente amovível pode ser pequena. E uma vez que a lente amovível é pequena, os actuadores de posição podem movê-la muito depressa, permitindo uma alteração muito rápida da profundidade focal. Esta caracteristica acelera o varrimento em profundidade, ou varrimento de Z, nestas concretizações, e pode fazer com que a velocidade de varrimento de Z seja comparável à velocidade tipicamente maior do varrimento XY.

Em alguns sistemas existentes típicos, as aberrações são compensadas dominantemente por meios ópticos, tais como lentes. A lente amovível presentemente descrita Pré-compensador 200 pode utilizar a ou as lentes rapidamente amovíveis para levar a cabo esta função bem. Em especial, quando o feixe de laser é varrido como Varredor XY 300, a ou as lentes amovíveis podem ser movidas com uma velocidade suficientemente rápida de tal modo que as aberrações associadas ao varrimento XY possam ser compensadas a um nível pretendido. A FIG. 7A ilustra que este aspecto pode ser útil quando um corte cirúrgico transverso 206 é levado a cabo essencialmente ao longo da superfície de contacto de uma interface plana ou curva do doente 208. A velocidade da lente amovível pequena torna possível o varrimento em Z à velocidade necessária pelo varrimento em XY, formando o corte curvado que se pretende.

Em algumas concretizações uma curvatura, ou raio, do corte curvo, ou a linha curva alvo, pode ser mais pequena do que 1 mm, 10 mm, e 100 mm. A FIG. 7B ilustra outro aspecto útil de uma velocidade elevada no varrimento de Z. 0 plano focal da maior parte dos sistemas ópticos é de certa forma curvo. Quando se pretender criar um corte transversal essencialmente direito, e que, portanto, não prossiga pela curvatura do plano focal, a profundidade focal precisa de ser continuamente reajustada, de um modo síncrono com o varrimento transversos rápido XY, para compensar a curvatura do plano focal. Por exemplo, para cortes radiais ou cortes planos com um perfil de quadrícula de varrimento a alteração da coordenada radial, ou XY, pode ser muito rápida. Nestes processos uma velocidade de varrimento rápida de Z pode ajudar a formar o corte a direito que se pretenda.

Por último, a velocidade rápida de varrimento de Z também pode ser útil para levar a cabo alguns processos cirúrgicos rápidos, tais como os processos na córnea.

Em algumas concretizações, a lente amovível Pré-compensador 200 pode modificar a profundidade do ponto focal do sistema de entrega de laser com uma velocidade axial de pelo menos 5 % da velocidade máxima de varrimento transversal do ponto focal. Em algumas concretizações com uma velocidade axial de pelo menos 10 % da velocidade transversal máxima de varrimento do ponto focal. Noutras concretizações com uma velocidade axial de pelo menos 20 % da velocidade transversal máxima do ponto focal.

Em algumas concretizações, a lente amovível Pré-compensador 200 pode mudar a coordenada Z do ponto focal em 0,5-1 milímetro num período de varrimento de Z.

Em algumas concretizações este período de varrimento de Z pode ser de entre 10-100 nanossegundos, 100 nanossegundos - 1 milissegundo, 1 milissegundo - 10 milissegundos e 10 milissegundos - 100 milissegundos.

Em algumas concretizações a lente amovível do conjunto de lentes pode ser movida numa gama de movimentação de Z para diminuir uma primeira medida de aberração em pelo menos uma percentagem móvel P (móvel) . Neste caso a primeira medida de aberração pode ser um coeficiente de aberração esférica a40, um erro na frente de onda RMS ω, e um raio do ponto focal rf; e a percentagem móvel P(móvel) pode ser de 10 %, 20 %, 30 % e 40 %.

Em algumas concretizações a lente amovível do conjunto de lentes pode ser movida de uma gama de movimentação de Z para aumentar uma razão de Strehl S em pelo menos uma percentagem móvel P (móvel), que pode ser de 10 %, 20 %, 30 % e 40 %.

Em algumas concretizações, a lente amovível Pré-compensador 200 é capaz de alterar uma abertura numérica NA do sistema de entrega de laser 1, uma profundidade de Z do ponto focal, qualquer uma das medidas de aberração e um diâmetro do feixe, de um modo essencialmente independente, por movimentação da lente amovível. Por outras palavras, mover a lente amovível é capaz de variar qualquer uma destas quatro caracteristicas do sistema de entrega de laser 1 sem alterar as outras duas caracterist icas. Estas concretizações proporcionam um controlo considerável para o operador da concretização.

Algumas das funções do Pré-compensador 200 são por vezes referidas como acondicionamento do feixe ou expansão do feixe. Correspondentemente, em alguns sistemas existentes, blocos com funções análogas são referidos como acondicionadores do feixe ou expansores do feixe.

Em algumas concretizações o Pré-compensador 200 inclui uma única lente para conseguir as funcionalidades acima.

Em algumas concretizações o Pré-compensador 200 inclui duas a cinco lentes para conseguir as funcionalidades acima. A FIG. 8A ilustra uma concretização com três lentes do Pré-compensador 200, incluindo a lente 221, a lente 222 e a lente 223. A FIG. 8B ilustra uma concretização com três lentes amovíveis do Pré-compensador 200', incluindo a lente 221', a lente amovível 222' e a lente 223'. A FIG. 8C ilustra uma concretização com quatro lentes do Pré-compensador 200", incluindo as lentes 231-234 . A FIG. 8D ilustra uma concretização com quatro lentes amovíveis do Pré-compensador 200''', incluindo a lente 231', a lente amovível 232', a lente 233' e a lente 234 ' .

As Tabelas 2-4 ilustram diversas concretizações com três lentes dos Pré-compensadores 200 e 200' das FIGS. 8A-B. As concretizações do Pré-compensador 200 podem ser implementadas utilizando lentes finas. Portanto, elas podem ser descritas em termos das potências refractivas das lentes individuais e das suas distâncias em relação à próxima lente. A Tabela 2 ilustra uma concretização com três lentes fixas do Pré-compensador 200, também ilustrado na FIG. 8A. Na Tabela 2, coluna 1, mostra-se o número da lente, na coluna 2 a potência refractiva medida em dioptrias Di (i = l, 2, 3), e na coluna 3 a distância di (i=l, 2) entre as lentes i e i+1.

Tabela 2 para a FIG. 8A

A Tabela 3 ilustra uma concretização possível do Pré-compensador 200' com duas lentes amovíveis 222' e 223', tal como na FIG. 8B, mostrando os espaçamentos entre lentes diA e diB em duas configurações A e B nas colunas 3 e 4. Os espaçamentos entre as lentes, di, podem variar continuamente entre diA e diB.

Tabela 3 oara a FIG. 8B

A Tabela 4 ilustra que em diversas concretizações os parâmetros Di e di podem assumir valores em intervalos largos, dependendo de um grande número de considerações na sua concepção, tais como diferentes tamanhos de feixe, e espaço disponível. Alguns dos parâmetros destas concretizações podem ser ligados às concretizações das Tabelas 2-3 através de factores de escala: as potências refractivas com um factor de escala a, e as distâncias com um factor de escala correspondente 1/a. Além disto, as potências refractivas podem adicionalmente ser modificadas por factores de tolerância, tl a t3, para permitir diferenças entre as tolerâncias e nas concretizações de concepções. Resumem-se estas relações na Tabela 4:

Tabela 4 para as FIGS. 8A-B

Em algumas concretizações o factor de escala a pode ser de entre 0,3 e 3, e os factores de tolerância tl, t2, e t3 podem ser de entre 0,8 e 1,2.

Analogamente, a Tabela 5 ilustra diversas concretizações de lentes do Pré-compensador 200", em que as lentes 231, 232, 233 e 234 são fixas, como se mostra na FIG. 8C.

Tabela 5 para a FIG. 8C

A Tabela 6 ilustra uma concretização das quatro lentes do Pré-compensador 200' ' ' da FIG. 8D, com uma lente amovível, 232'.

Tabela 6 para a FIG. 8D

Tal como nas concretizações com três lentes, os parâmetros para os Pré-compensadores 200" e 200''' com quatro lentes podem assumir valores em largas gamas. Podem relacionar-se mais uma vez uns com os outros os parâmetros em algumas das concretizações referidas, através dos factores de escala, respectivamente a, 1/a, tl, t2, t3, e t4, por analogia com a Tabela 4. O factor de escala a pode ser de entre 0,2 e 5 e os factores de tolerância tl, ... t4 podem assumir valores de entre 0,7 e 1,3.

Noutras concretizações, empregam-se outras combinações e gamas. Adentro destas gamas, são possíveis muitas concretizações do sistema de entrega de laser 1, uma vez que o sistema pode ser optimizado quanto a muitas funcionalidades diferentes, resultando em escolhas diferentes. Os compromissos na concepção e os constrangimentos na optimização podem levar a um grande número de concretizações, com as vantagens que lhes são próprias. 0 grande número de possibilidades está ilustrado pelas gamas de parâmetros nas Tabelas 2-6 acima.

Numa concretização com uma lente amovível do Pré-compensador 200', a lente amovível pode mudar uma das características do sistema de laser de um modo essencialmente independente. Estes parâmetros incluem a profundidade focal Z, a abertura numérica NA, qualquer uma das medidas de aberração, e um diâmetro do feixe de saída. Por exemplo, estas concretizações permitem ao operador alterar por exemplo a abertura numérica do sistema de entrega de laser 1, sem alterar por exemplo a profundidade focal Z.

Em algumas concretizações o Pré-compensador 200 tem dois elementos amovíveis independentemente. Estas concretizações permitem ao operador controlar independentemente duas características do feixe laser, tais como por exemplo o diâmetro do feixe e a abertura numérica NA, enquanto mantém fixas as aberrações. A FIG. 9 ilustra uma concretização do sistema de entrega de laser 1', em que se sublinha uma funcionalidade de varrimento de Z de diversos blocos ópticos. Em especial, o motor do laser 100 gera um feixe laser, que é recebido por um primeiro Varredor de Z 250. O primeiro Varredor de Z 250 recebe o feixe laser do motor laser 100 e varre um ponto focal do sistema de entrega de laser 1' ao longo de um primeiro intervalo de Z segundo um eixo óptico do sistema de entrega de laser 1'. O feixe gerado pelo primeiro Varredor de Z 250 é recebido pelo Varredor XY 300, que varre o feixe laser numa direcção essencialmente transversa ao eixo óptico do sistema laser. O feixe laser varrido enviado pelo Varredor XY é então recebido por um segundo Varredor Z 450, que varre o ponto focal do sistema laser ao longo de um segundo intervalo de Z ao longo do eixo óptico do sistema laser.

Em algumas concretizações, o primeiro Varredor Z 250 é configurado de modo a que o primeiro intervalo de Z seja adequado para um processo de cirurgia da córnea, e o segundo Varredor de Z 450 é configurado de modo a que o segundo intervalo de Z seja adequado para um processo cirúrgico no segmento anterior.

Em algumas concretizações, o primeiro intervalo de Z é de entre 0,05-1 mm e o segundo intervalo de Z é de 1-5 mm.

Em algumas concretizações, o primeiro intervalo de Z é de entre 1-5 mm e o segundo intervalo de Z é de entre 5-10 mm.

Em algumas concretizações o primeiro Varredor de Z 250 está configurado para varrer o ponto focal ao longo do primeiro intervalo de Z de 0,05 mm-1 mm num primeiro período de tempo de varrimento de Z. O primeiro período de varrimento de Z pode ser de entre 10-100 nanossegundos, de 100 nanossegundos - 1 milissegundo, 1 milissegundo - 10 milissegundos, e de 10 milissegundos - 100 milissegundos.

Em algumas concretizações o segundo Varredor de Z 450 está configurado para varrer o ponto focal ao longo do segundo intervalo de Z entre 1 mm - 5 mm durante um segundo período de tempo de varrimento de Z. O segundo Varredor de Z pode durar entre 10-100 milissegundos, ou entre 100 milissegundos - 1 segundo.

Em algumas concretizações o primeiro Varredor de Z 250 está configurado para alterar a abertura numérica do feixe de laser em mais do que 10 %.

Em algumas concretizações o segundo Varredor de Z 450 está configurado para alterar a abertura numérica do feixe laser em mais do que 10 %.

Em algumas concretizações o primeiro Varredor de Z 250 está configurado para alterar a abertura numérica do feixe laser em mais do que 25 %.

Em algumas concretizações o segundo Varredor de Z 450 está configurado para alterar a abertura numérica do feixe laser em mais do que 25 %. A FIG. 10 mostra uma tabela resumindo as muitas variações dos elementos descritos acima. Tal como se mostra, algumas concretizações podem ter 0 Varredores de profundidade de Z, 1 Varredor de profundidade de Z antes do Varredor de XY 300, 1 Varredor de profundidade Z depois do Varredor de XY 300 e 2 Varredores de profundidade Z, um antes e outro depois do Varredor de XY 300.

Além disto, algumas concretizações podem ter 0 controladores de NA, 1 controlador de NA ates do Varredor de XY 300, 1 controlador de N milissegundo A depois do Varredor de XY 300 e 2 controladores de NA, um antes e outro depois de Varredor de XY 300.

Neste caso, os Varredores de Z e os controladores de NA referem-se muito em geral a uma única lente ou a um conjunto de lentes, que pode/m modificar respectivamente a profundidade de Z e a abertura numérica NA. Em alguns casos estas modificações podem ser activadas, ou controladas, por um único actuador eléctrico, que faz com que as lentes do modificador se movam em sincronia de modo a modificar NA ou a profundidade de Z do feixe.

Tanto os Varredores de Z como os controladores da NA podem estar alojados no primeiro Varredor de Z 250 e no segundo Varredor de Z 450 da FIG. 9. Em alguns casos os elementos ópticos correspondentes são distintos, noutras concretizações o Varredor de Z e o controlador de NA que estão alojados no mesmo bloco de Varredor de Z 250 ou 450, podem partilhar uma ou mais lentes, lentes amovíveis, ou actuadores eléctricos.

Tal como se mostra na FIG. 10, 0 Varredores de Z e um ou dois controladores de NA operam a uma profundidade de Z fixa, mas conseguem controlar a NA durante o varrimento de XY.

Com 1 Varredor de Z e 0 controladores de NA pode levar-se a cabo o varrimento de Z.

Com 1 Varredor de Z e 1 ou 2 controladores de NA pode levar-se a cabo, para além do varrimento de Z, um controlo da NA.

Com 2 Varredores de Z pode levar-se a cabo um varrimento a duas velocidades e também controlar a NA, quando se combinarem com 1 ou 2 controladores de NA.

Podem também utilizar-se elementos ópticos que não sejam lentes em algumas concretizações, tais como aberturas variáveis e pupilas.

Além disto, a maior parte das 6 combinações ilustradas podem sofrer configuração adicional para pré- compensar uma aberração seleccionada, tal como a aberração esférica. A FIG. 10 ilustra que diversas características do sistema, tais como a profundidade de Z do feixe, a sua abertura numérica NA e a sua aberração, representada por uma medida de aberração tal como a razão de Strehl S, podem ser controladas ou ajustadas independentemente umas das outras. Estas concretizações proporcionam um grande controlo e precisão ao operador do sistema de entrega de laser 1.

Em concretizações análogas, um tal acondicionamento do duplo feixe pode ser levado a cabo para outros pares de características do feixe. Por exemplo, podem criar-se tabelas semelhantes com 4X4=16 emparelhamentos em relação a um controlador de aberração e a um controlador do diâmetro do feixe. Neste caso 0, 1, ou 2 controladores de aberração podem ser emparelhados em todas as combinações possíveis com 0, 1 ou 2 controladores do diâmetro do feixe. A lista das características do feixe inclui: a profundidade Z do ponto focal, a abertura numérica NA, o raio do feixe, e qualquer medida de aberração, tal como a razão de Strehl S, o raio do ponto local rf, o erro da frente de onda RMS ω e a medida da aberração esférica a40. 3. Varredor XY 300 0 Varredor ΧΥ 300 pode receber o feixe pré-compensado do Pré-compensador 200, quer directamente, quer indirectamente, tendo passado através de alguns elementos ópticos intermediários. Uma função do Varredor XY 300 pode ser varrer o feixe recebido do Pré-compensador 200 numa direcção essencialmente transversa a um eixo óptico do sistema de entrega de laser 1. Em várias concretizações, a direcção "transversa" não é necessariamente perpendicular ao eixo óptico, e pode incluir qualquer direcção que faça um ângulo substancial com o feixe óptico.

Em algumas concretizações o Varredor XY 300 origina um feixe laser para varrimento, que, tendo-se propagado através do sistema de entrega de laser 1 e tendo chegado à região cirúrgica, varre numa direcção transversa entre zero e um máximo uma gama de varrimento XY com 5-14 mm. Em algumas concretizações o máximo da gama de varrimento XY é de entre 8 e 12 mm. A FIG. 11A ilustra que o Varredor XY 300 pode incluir um varredor de X e um varredor de Y. Em algumas concepções existentes os varredores de X e de Y incluem cada um espelho: um único espelho de varrimento de X 310 e um único espelho de varrimento de Y 320. Nestas concepções o feixe deflectido pelo espelho de varrimento de X 310 intersecta o feixe deflectido pelo espelho de varrimento de Y 320 em pontos diferentes dependendo da orientação do espelho de varrimento de X 310. Em especial, quando o espelho de varrimento de X 310 está na posição 310a, o feixe incidente 331 é reflectido como feixe 332a, enquanto quando o espelho de varrimento de X é rodado para a posição 310b, o feixe incidente é reflectido como feixe 332b.

Estes dois feixes 332a e 332b batem no espelho de varrimento de Y 320 em posições diferentes e portanto, mesmo para um espelho de varrimento de Y fixo 320 na posição 320a eles darão origem a dois feixes reflectidos diferentes, respectivamente 333aa e 333ba. Ainda pior, quando o espelho de varrimento de Y 320 for ele próprio rodado da posição 320a para a 320b, os dois feixes incidentes 332a e 332b originam dois feixes reflectidos adicionais 333ab e 333bb, propagando-se os quatro feixes 333aa, 333ab, 333ba, e 333bb em direcções diferentes. O problema pode ser caracterizado em termos da noção de um ponto fulcral. Uma definição de um ponto fulcral (pivô) de um elemento óptico de varrimento pode ser a de um ponto através do qual essencialmente todos os raios passam, tendo saído do elemento de varrimento óptico. Esta noção é análoga à do ponto focal dos elementos refractivos não móveis, tal como aplicada para elementos ópticos em movimento, tais como varredores.

Utilizando esta terminologia, o problema acima pode ser rastreado desde a FIG. 11A até ao ponto fulcral do varredor de X, 315X estando fixado no próprio espelho de varrimento de X 310. O feixe varrido emergente aparecerá nos elementos ópticos subsequentes como tendo emanado de um único ponto fulcral 315X no espelho de varrimento de X 310, e propagando-se portanto segundo uma larga gama de ângulos. Esta divergência das duas concepções de espelhos pode levar a diversos tipos de aberrações indesejáveis. A FIG. 11B ilustra um Varredor de XY 300' existente, com três espelhos, em que o varredor de X 310 inclui dois espelhos 311 e 312 para resolver este problema. Para maior clareza, mostram-se os espelhos de lado. Nesta concepção, os espelhos de varrimento de X 311 e 312 levam a cabo a função de varrimento de X de um modo coordenado. Tal como se ilustra na FIG. 11B, quando o primeiro espelho de varrimento de X 311 muda a sua orientação de 311a para 311b, o segundo espelho de varrimento de X 312 pode ser rodado de um modo coordenado de 312a para 312b. Estas rotações coordenadas de varrimento tornam possível que os raios deflectidos 332a e 332b nos dois estados rotacionais atravessem um ponto fulcral 315X, que está acima dos espelhos de varrimento de X.

Uma vez que este ponto fulcral 315X do varrimento de X está acima do espelho de varrimento de X ele próprio, pode ajustar-se a sua posição. Na concepção da FIG. 11B, os espelhos de varrimento de X são concebidos de modo a colocar o ponto fulcral 315X essencialmente no espelho de varrimento de Y 320. Nestas concepções o problema do varredor de X 310 na FIG. 11A é essencialmente resolvido, e as aberrações correspondentes são muito diminuídas.

No entanto, mesmo esta concepção tem um problema análogo ao da FIG. 11A, apenas no contexto do espelho de varrimento de Y 320. Na concepção da FIG. 11B, o ponto fulcral 315Y do varrimento de Y ainda continua fixado sobre o espelho de varrimento de Y. A pupila de entrada de um sistema óptico é a imagem da paragem da abertura quando avistada da frente do sistema. A pupila de saída é a imagem da paragem de abertura no espaço das imagens. Num sistema óptico com múltiplos conjuntos de lentes, as localizações das pupilas de entrada e de saída são amiúde alvo de ajustamento cuidadoso. Em muitas concepções, a pupila de saída de um conjunto de lentes sobrepõe-se à pupila de entrada do conjunto de lentes que se segue.

Para o varredor de XY 310, o ponto fulcral pode ser considerado como a pupila de saída. Em algumas concretizações esta pupila de saída sobrepõe-se à pupila de entrada do conjunto de lentes que se segue, tal como o Varredor de Z 450. No entanto, a pupila de entrada daquele conjunto de lentes pode estar dentro das fronteiras físicas do conjunto de lentes, aonde não se pode colocar um bloco de varrimento. Nesse caso é desejável um bloco de varrimento para o qual o ponto fulcral esteja fora das fronteiras físicas do bloco de varrimento, num local que se pode escolher de modo arbitrário. A FIG. 11C ilustra uma concepção com quatro espelhos para enfrentar este problema. No Varredor XY 300" o varredor de X 310 inclui mais uma vez dois espelhos de varrimento de X 311 e 312. No entanto, o varredor de Y também inclui dois espelhos de varrimento de Y, 321 e 322. O Varredor de XY 300" remove o ponto fulcral de varrimento de Y, 315Y, do espelho de varrimento de Y. Deste modo, o Varredor de XY 300" pode controlar o varredor de Y, ou salda, ponto fulcral 315Y, para uma localização pré-determinada. Um exemplo é mover o ponto fulcral do varrimento de Y, 315Y, para uma pupila de entrada 340 de um conjunto de lentes subsequente. Em algumas concretizações o ponto fulcral de X, 315X, também pode ser movido para a mesma localização.

Outros aspectos desta concepção incluem que o Varredor de XY 300" possa controlar essencialmente de modo independente (i) um ângulo α entre o feixe varrido de salda e o eixo óptico do sistema de entrega de laser 1, e (ii) uma localização na qual o feixe em varrimento impacta a pupila de entrada do elemento óptico subsequente, caracterizado por uma distância d do eixo óptico. Por causa da independência aproximada destes controlos, o varredor de XY 300" pode proporcionar um feixe de varrimento com aberrações minimizadas, bem como controlar o estigmatismo e o coma nas regiões periféricas, incluindo as regiões periféricas da região cirúrgica.

Algumas concretizações do Varredor de XY 300''' inclui apenas um espelho de varrimento de X 310 e um espelho de varrimento de Y 320, ambos do tipo "de orientação rápida". Um espelho individual de orientação rápida é capaz de um movimento angular em torno de dois eixos de rotação. Um par destes espelhos de orientação rápida pode também controlar o ângulo do feixe e a posição do feixe no plano transversal ao eixo óptico.

Em algumas concretizações o Varredor de XY Scanner 300''' é configurado para varrer o feixe laser ao longo de uma gama de XY cujo máximo é mais longo do que um milímetro e mais curto do que 15 milímetro, no plano focal do sistema laser.

Em algumas concretizações o ponto fulcral de X gerado pelo primeiro e pelo segundo espelhos de orientação rápida de XY e o ponto fulcral de Y gerado pelo primeiro e segundo espelhos de orientação rápida de XY, são coincidentes. 4. Varredor de Z 450

Tal como se descreveu acima, os sistemas cirúrgicos oftálmicos são configurados para levar a cabo cirurgia do segmento anterior, ou cirurgia da lente, tendo uma concepção que permite o varrimento de um ponto focal ao longo de um intervalo muito maior do que o intervalo varrido nos processos na córnea. Em algumas concretizações o varrimento de Ζ é levado a cabo por um caminho de varrimento de Z adentro da gama de varrimento de Z de 5 mm a 10 mm, ou de 0 mm a 15 mm. (Ao longo da totalidade deste pedido, o termo "varrimento adentro de uma gama de entre x mm e y mm" refere-se a um caminho de varrimento cujo valor inicial é de x mm ou mais, e cujo último valor é de y mm ou menos, incluindo todos os caminhos de varrimento que não tenham a extensão completa de varrimento citada).

Relembra-se as atribuições de "X, Y, Z" pretendem assumir ao longo de todas as concretizações um sentido lato. Z denota tipicamente um eixo óptico, que pode estar próximo de um eixo geométrico. Mas a direcção de Z dentro de um tecido alvo, tal como o do olho, pode não ser completamente paralela ao eixo óptico do sistema de entrega de laser 1. Qualquer eixo de compromisso entre estes dois pode também ser referido como direcção de Z. Além disto, as direcções X, Y não são necessariamente perpendiculares ao eixo de Z. Elas podem referir-se a qualquer direcção que faça um ângulo substancial com a direcção de Z. Além disto, em algumas concretizações, um sistema de coordenadas radial pode ser mais adequado para descrever o varrimento do sistema de entrega de laser 1. Nessas concretizações, o varrimento de XY refere-se a qualquer varrimento não paralelo ao eixo de Z, parametrizado por coordenadas radiais adequadas. A FIG. 1 ilustra que algumas concretizações do sistema de entrega de laser 1 conseguem estas gamas largas e difíceis de varrimento de Z incluindo o bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 e o bloco do Expansor Amovível do Feixe 500 no Varredor de Z 450. Em diversas concretizações, o bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 pode ser um bloco amovível ou um bloco fixo. A distância entre o Primeiro Expansor do Feixe 400 e o bloco Expansor Amovível do Feixe 500 pode ser ajustada, por exemplo com um actuador sobre a posição.

Tal como já se ilustrou nas FIGS. 2A-B, à medida que o ponto focal é movido da sua posição óptima no tecido alvo, as aberrações aumentam. Estas aberrações são tipicamente denominadas "aberrações geométricas", uma vez que se podem entender traçando raios geométricos, e porque são originárias da extensão finita das lentes. Estas aberrações geométricas podem ser limitadas tornando menor a abertura geométrica do Varredor de Z 450. Deste modo, as aberrações geométricas dependem tanto da profundidade focal Z como da abertura numérica NA.

Além disto, ao diminuir a abertura numérica NA, surge uma nova fonte de aberrações devido à natureza ondulatória da luz. Estas aberrações originam a assim denominada "aberração de difracção". Este segundo tipo de aberração aumenta o raio do ponto focal à medida que diminui a abertura numérica.

As FIGS. 12A-B ilustram as aberrações geométricas e de difracção num segmento anterior do olho, em função da dimensão da abertura do Varredor de Z 450, caracterizadas por uma das medidas de aberração acima: o raio do ponto focal rf. Uma vez que a aberração geométrica aumenta com a dimensão da abertura enquanto a aberração de difracção diminui, a aberração total, definida como a soma destas duas aberrações, exibe um valor óptimo minimo a uma aberração óptima com a correspondente abertura numérica NA0pt. A definição habitual liga a abertura numérica NA com a dimensão da abertura: NA = n*Sin ArTan (dimensão da abertura/ (2^comprimento focal)), em que n é o indice de refracção do material no qual se forma a imagem.

Estas curvas são para profundidades focais Z bem determinadas, 1 mm de profundidade focal de Z na FIG. 12â e 8 mm de profundidade focal de Z na FIG 12B. Uma vez que a aberração geométrica é diferente a diferentes profundidades focais de Z, o minimo da curva de aberração total e, portanto, o valor óptimo da abertura numérica NAopt para o sistema total dependem da profundidade focal Z: NA0pt=NA0pt (z) . Em especial, a dimensão óptima da abertura e NAopt diminuem quando aumenta a profundidade focal Z, de 32 mm para 25 mm neste caso particular enquanto a profundidade focal Z aumenta de 1 mm para 8 mm. Deste modo, os sistemas de entrega de laser que se destinam a ser utilizados para cirurgias tanto na córnea como na lente têm que cobrir uma gama mais larga de aberturas e as correspondes gamas de NA.

Esta necessidade representa desafios concepcionais consideráveis.

Tal como se descreve mais em pormenor adiante, as FIGS. 12 A-B também ilustram que a aberração exibe um óptimo plano largo para as profundidades típicas da córnea de profundidade focal de Z de 1 mm, enquanto exibe um mínimo mais apertado, para as profundidades focais de Z típicas na cirurgia da lente.

Também se pode caracterizar a aberração pelas três outras medidas de aberração, S, ω, ou a40, todas elas proporcionando curvas exibindo um óptimo. Qualquer uma das quatro medidas de aberração pode corresponder a qualquer um dos cinco pontos de referência P(l), ... P(5) descritos acima, ou pode ser uma média obtida de todos estes pontos de referência, ou pode corresponder a outros pontos de referência.

Em algumas concretizações, ao longo de uma larga gama de profundidades de Z, a dimensão da abertura e a NA correspondente podem ser ajustadas essencialmente à abertura numérica óptima NAopt(z), minimizando a aberração total, medida recorrendo a uma das medidas da aberração. Esta funcionalidade permite uma forte diminuição da aberração total. Neste caso, como anteriormente, podem medir-se as aberrações recorrendo a uma das quatro medidas da aberração rf, S, ω, ou a40, em qualquer um dos cinco pontos de referência Pl, ... P5. A aberração óptima corresponde a um mínimo das medidas de aberração rf, ω, ou ã4o, ou a um máximo da razão de Strehl S.

Em algumas outras concretizações, quando não se puder atingir a aberração óptima, ou as considerações de concepção ditarem que se deva utilizar uma aberração diferente da com valor óptimo, o Bloco Expansor Amovível do Feixe 500 ainda pode diminuir os valores das medidas de aberração rf, ω, ou a4o em pelo menos uma percentagem da P(Expansor Amovível), ou correspondentemente aumentar o valor da razão de S em pelo menos uma percentagem da P(Expansor Amovível), em comparação com as medidas de aberração de um sistema laser essencialmente idêntico em que o segundo bloco do Varredor de Z 450 não seja amovível, e, portanto, não seja ajustável a abertura numérica. Em algumas concretizações a P (Expansor Amovível) pode ser de 20 %, 30 %, 40 %, ou 50 %. Neste caso, como anteriormente, as medidas de aberração rf., S, ω, ou a40, podem ser determinadas em qualquer um dos cinco pontos de referência PI, ... P5.

Em algumas concretizações, os sistemas laser cujo Varredor de Z 450 com abertura numérica ajustável NA pode aumentar a razão de Strehl acima de 0,8, comparam-se com sistemas laser essencialmente idênticos cujo Varredor de Z não possua uma abertura numérica ajustável, denotando uma razão de Strehl S inferior a 0,8.

Um desafio concepcional adicional é não só minimizar a aberração total a uma profundidade focal fixa Z através do ajustamento do sistema de entrega de laser à sua dimensão óptima de abertura e correspondente abertura numérica NAopt(z), mas também manter o sistema pelo menos próximo da abertura numérica óptima dependente de Z NAopt(z), enquanto se varre a profundidade focal Z. Numa concretização tipica, a abertura numérica óptima diminui à medida que aumenta a profundidade focal.

Para enfrentar esta variação da abertura óptima à medida que se varre a profundidade focal Z adentro da gama de variação de Z, as concretizações do sistema de entrega de laser 1 têm a capacidade de alterar a abertura numérica NA (z) como um parâmetro em separado do Varredor de Z 450, essencialmente de um modo independente de se variar a profundidade focal de Z ela própria.

As concretizações nas quais duas quantidades são controladas de modos essencialmente independentes, tal como presentemente a profundidade focal de Z e a abertura numérica NA, têm tipicamente que lidar com um par de parâmetros para conseguir esta modalidade. Incluem-se nos exemplos o emparelhamento de uma distância controlável entre o bloco Primeiro Expansor do Feixe 400 e o bloco Expansor Amovivel do Feixe 500 e uma posição de uma lente amovível em qualquer um destes blocos, que possa ser ajustada por um controlador óptico secundário. Outro exemplo inclui duas lentes amovíveis em qualquer combinação nos dois blocos do Varredor de Z 450. Relembra-se que o Boco do Primeiro Expansor do Feixe 400 pode ser concretizado quer como um bloco fixo, quer com um bloco amovível.

Em algumas concretizações pode ajustar-se a abertura numérica NA a uma sequência de valores óptimos da abertura numérica NAopt(z), proporcionando uma sequência de valores de aberração total óptimos a uma sequência de profundidades focais Z enquanto se varre a profundidade focal Z.

Tal como anteriormente, a aberração total óptima pode ser capturada através do mínimo de qualquer uma das medidas de aberração acima, rf, ω, ou a40, ou do máximo da razão de Strehl S. As gamas de varrimento de Z podem ser, por exemplo, 5-10 mm ou 0-15 mm. A profundidade focal Z pode ser varrida a um raio rl = 0 mm, ou r2 = 3mm, ou a um outro valor do raio r, ou a um raio variável r(z), com a extrema de, por exemplo, r<3 mm. A Tabela 7 ilustra um exemplo em que a segunda coluna descreve o varrimento da profundidade focal Z adentro de uma gama de varrimento de Z de (-0,14 mm, 11,65 mm) num tecido ocular alvo, e a terceira coluna mostra os valores correspondentes de NAopt(z) . A concretização do Varredor de Z 450 é capaz de ajustar a profundidade focal Z nesta gama e de ajustar a abertura numérica NA ao seu valor óptimo NAopt(z) a estas profundidades focais.

Tabela 7

Em algumas outras concretizações, a profundidade focal Z pode ser varrida adentro de uma gama de varrimento de Z de 0 mm a 10 mm. No decurso do varrimento a abertura numérica pode variar adentro de uma gama de 0,4 a 0,1, noutras concretizações entre 0,35 e 0,15. A FIG. 12C ilust ra uma sequência análoga de curvas de aberração, correspondentes a uma sequência de profundidades locais Z de 8 mm, 4 mm, 2 mm, e 0 mm, exibindo uma sequência de aberturas numéricas óptimas correspondentes Nopt (z) . A FIG. 12D ilustra explicitamente as aberturas numéricas óptimas Nopt (z) como funções das profundidades focais de Z correspondentes.

Tal como descrita acima, a ajustabilidade em separado da profundidade focal Z e da abertura numérica NA obrigam tipicamente a dois parâmetros de controlo ajustáveis independentemente. Algumas concretizações, no entanto, podem não proporcionar a ajustabilidade em separado e independente de Z e de NA. Em seu lugar, para cada profundidade focal de Z, estas concretizações ajustam automaticamente a abertura numérica quer ao seu valor óptimo NAopt(z), quer pelo menos a uma vizinhança de NAopt (z), sem um ajustamento em separado de NA por um operador. Por exemplo, NA pode aproximar-se de NAopt(z) adentro de uma percentagem P{rastreio) , em que P{rastreio) pode ser de 10 %, 20 %, ou 30 %.

Estas concretizações podem ter apenas um controlador ajustável integrado. No exemplo descrito acima, este controlador integrado pode apenas informar um utilizador do sistema que ele controla a profundidade focal Z na região alvo. No entanto, o controlador pode conter um ajustador de abertura acoplado, que ajusta em simultâneo a abertura numérica NA durante o rastreio NAopt(z) sem um passo de ajuste em separado levado a cabo pelo utilizador do sistema de entrega de laser 1.

Em algumas concretizações, o ajuste da distância entre o Primeiro Expansor do Feixe 400 e o Expansor Amovível do Feixe 500 pode proporcionar esta funcionalidade adequadamente. Noutras concretizações, uma única lente amovível pode proporcionar esta modalidade. Noutras concretizações ainda, pode empregar-se uma combinação de dois ajustadores.

Estas concretizações proporcionam uma função de controlo simplificada para o operador do sistema de entrega de laser 1. Uma vez que conseguir uma tal função de controlo única, integrada, é um desafio concepcional, algumas concretizações levam a cabo estas funções de controlo integrado em combinação com outros blocos, tal como o Pré-compensador 200, o Varredor XY 300 e a Objectiva 700 .

Em algumas concretizações, em que os valores da aberração total óptimos não podem, ou não são, atingidos devido a diversas considerações concepcionais, pode ajustar-se a abertura numérica NA a valores de uma sequência numérica consoante a mesma sequência de profundidades focais Z ao longo do percurso de varrimento de Z, para diminuir a aberração total em pelo menos uma percentagem P(varrimento) em relação aos sistemas laser cujo Varredor de Z 450 não tenha uma abertura numérica ajustável NA. Em algumas concretizações P(varrimento) pode ser de 20, 30, 40, ou 50 por cento.

Tal como anteriormente, a aberração total pode ser caracterizada por qualquer uma das medidas de aberração mencionadas acima rff ω, ou a^o· De um modo equivalente, pode caracterizar-se a diminuição da aberração por um aumento correspondente da razão de Strehl S. O percurso de varrimento de Z pode ser um caminho paralelo ao eixo Z a um ramo R do eixo óptico, ou eixo Z do sistema laser. Em algumas concretizações o percurso de varrimento de Z pode estar localizado entre os raios rl = 0 mm e r2 = 3 mm, em relação ao eixo óptico Z.

Pode medir-se a aberração total de diversos modos diferentes. A aberração total pode referir-se à aberração total em média ao longo do percurso de Z, ou ao valor máximo ou mínimo da aberração total ao longo do percurso de varrimento. A diminuição da aberração total pode referir-se a qualquer uma destas possibilidades.

Em algumas concretizações, pode ajustar-se a abertura numérica NA desde um primeiro valor quando se lev a cabo um processo na córnea, até um segundo valor quando se leva a cabo um processo no segmento anterior. Em algumas concretizações o primeiro valor é na gama de 0,2-0,5 e o segundo valor é na gama de 0,1-0,3. Em algumas outras concretizações o primeiro valor pode ser adentro da gama de 0,25-0,35 e o segundo valor na gama de 0,15-0,25. A concretização presente do Varredor de Z 450 é diferente das dos sistemas existentes de laser para a córnea em diversas outras caracteristicas, incluindo as que se seguem. 1. Em sistemas de entrega de laser na córnea é tipicamente obrigatório que a abertura numérica não se altere durante o varrimento da profundidade focal de Z, para assegurar a simplicidade da concepção. Esta concepção é satisfatória para a cirurgia da córnea uma vez que a aberração total induzida pelo varrimento de Z típico de 1 mm não é um factor limitativo sério da precisão dos sistemas de entrega de laser na córnea. Em contraste, as concretizações do sistema de entrega de laser 1 têm uma abertura numérica variável NA para se continuar ajustando a abertura ao seu valor de abertura óptimo ao longo do intervalo cirúrgico extenso de Z de, por exemplo, 5-10 mm. Isto, evidentemente, é conseguido através da modalidade de a abertura numérica NA ser ajustável de um modo essencialmente independente da profundidade focal de Z. 2. Além disto, os sistemas existentes típicos para a córnea têm o seu Varredor de Z na Objectiva 700, ou integrando uma concretização complexa da Objectiva 700, enquanto o presente Varredor de Z 450 se encontra disposto antes da Objectiva 700. Neste caso a Objectiva 700 denota o conjunto final de lentes do sistema de entrega de laser 1, que está disposto num enquadramento mecânico funcional em separado do enquadramento mecânico funcional do Varredor de XY e do Varredor de Z. O termo enquadramento mecânico funcional refere-se não à montagem global do sistema de entrega, cuja concepção pode ser ditada por considerandos ergonómicos ou de aspecto, mas ao enquadramento que mantém em conjunto as lentes para levarem a cabo a sua função óptica actual. A Objectiva 700 nas concretizações presentes está tipicamente posicionada no caminho óptico depois do feixe de varrimento de XYZ, proveniente do Varredor de Z 450, ser deflectido pelo espelho 600. 3. As FIGS. 12A-B ilustram mais um desafio na concepção dos sistemas de lentes para cirurgia óptica. Visivelmente, a aberração total exibe uma região larga, plana, óptima para as profundidades focais de Z típicas da córnea, de 1 mm, e, portanto, (i) os parâmetros do sistema podem ser optimizados devido a outras considerações, (ii) uma gama larga de varrimento de Z pode ser utilizada, e (iii) é necessário um ajuste menos preciso dos parâmetros do sistema, todos eles sem muita deterioração das dimensões do ponto focal. Em contraste, para sistemas cirúrgicos da lente, a dimensão do ponto focal deteriora-se rapidamente quando (i) os parâmetros do sistema foram optimizados devido a outras considerações, (ii) se implemente uma gama de varrimento de Z mais larga, e (iii) os parâmetros do sistema sejam ajustados com menor precisão.

Num aspecto adicional das concretizações do Varredor de Z 450, relembra-se que os sistemas de entrega de laser que incluem um subsistema de imagiologia ou um subsistema óptico visual de observação, têm os feixes associados a qualquer um destes subsistemas acoplados ao sistema de entrega de laser 1 através do espelho 600. O espelho 600 pode ser um espelho dicróico, por exemplo. Em sistemas cirúrgicos típicos, a Objectiva 700 refere-se ao conjunto de lentes posicionado depois do espelho 600 no percurso óptico. A montagem do Varredor de Z 450 antes do espelho 600 e em separado da Objectiva 700 é também uma consideração importante na concepção porque o peso da Objectiva 700 é um factor critico, uma vez que a Objectiva 700 está em contacto essencialmente directo com o tecido alvo, tal como o olho do doente. Portanto, minimizar o peso ou a massa da Objectiva 700 faz com que as concretizações do sistema de entrega de laser 1 imponham uma pressão diminuída sobre o olho. E uma vez que esta pressão deforma o próprio olho e, portanto, diminui a precisão do processo cirúrgico, as concepções diminuindo a pressão sobre o olho aumentam consideravelmente a precisão da cirurgia oftálmica.

As Tabelas 8-9 ilustram gamas de alguns parâmetros relevantes para diversas concretizações do bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 e do bloco do Expansor Amovível do Feixe 500. Os blocos Expansores do Feixe podem ter cada um deles 2-10 lentes, em algumas concretizações 3-5 lentes, que são configuradas para levar a cabo as funcionalidades acima. A Tabela 8 ilustra uma concretização com cinco lentes do bloco Primeiro Expansor do Feixe 400 utilizando uma convenção padrão na indústria, descrever conjuntos de lentes espessas em termos das superfícies individuais. O bloco Primeiro Expansor do Feixe 400 pode incluir as lentes 411, 412, 413, 414 e 415 com parâmetros adentro das gamas seguintes (indicadas entre parênteses):

Tabela 8

Em algumas concretizações, o bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 inclui, sequencialmente a partir do lado da entrada face ao Varredor de XY 300: m primeiro conjunto de lentes com uma potência de refracção positiva, uma lente menisco, com uma superfície convexa virada para o lado da entrada, e uma segunda lente, com uma superfície côncava para o lado da entrada.

Outras concretizações dizem respeito às concretizações da Tabela 8 por um factor de escala a, possuindo cinco lentes à escala, sendo as curvaturas da segunda coluna multiplicadas por a, as distâncias da terceira coluna multiplicadas por 1/a, e possuindo índices de refracção inalterados η. O factor de escala a pode assumir valores de entre 0,3 e 3. A Tabela 9 ilustra uma concretização com quatro lentes do bloco Expansor Amovível do Feixe 500, incluindo as lentes 511, 512, 513, e 514, com parâmetros adentro das seguintes gamas:

Tabela 9

Algumas concretizações do bloco Expansor Amovível do Feixe 500 incluem, sequencialmente a partir do lado da entrada em frente do bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400: uma lente menisco, com uma superfície côncava para o lado da entrada, uma lente negativa com uma potência de refracção negativa, e um conjunto de lentes positivas com uma potência de refracção positiva.

Outras concretizações dizem respeito às concretizações da Tabela 9 através de um factor de escala a, possuindo quatro lentes à escala, em que as curvaturas na segunda coluna foram multiplicadas por a, as distâncias na terceira coluna foram multiplicadas por 1/a, e com índices de refracção inalterados η. O factor de escala pode assumir valores de entre 0,3 e 3.

As FIGS. 13A-B ilustram concretizações das Tabelas 8-9 em duas configurações com distâncias diferentes entre o bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 e o bloco do Expansor Amovível do Feixe 500. Em algumas concretizações, pode mover-se o bloco do Expansor Amovível do Feixe 500 em relação ao bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 de uma distância na gama de d=5-50 mm.

Estas figuras ilustram as considerações da concepção do Varrimento de Z 450 para o trabalho. A FIG. 13A ilustra o caso em que o bloco do Expansor Amovível do Feixe 500 está numa posição relativamente longe do bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400. Neste caso o feixe que sai da montagem combinada tem (i) raios convergentes, (ii) um diâmetro relativamente grande numa pupila de saída ExP, (iii) uma profundidade mais rasa de Z no ponto focal quando se coloca uma lente objectiva com uma distância focal na proximidade da pupila de saída do Varre dor de Z 450, e, portanto, (iv) o ponto focal é formado por um feixe com uma abertura numérica maior NA. A FIG. 13B ilustra o caso em que o bloco Expansor Amovível do Feixe 500 está mais perto do bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 do que no caso da FIG. 13A. Neste caso o feixe tem (i) raios divergentes, (ii) um diâmetro menor na pupila de saída ExP, (iii) uma profundidade maior de Z no ponto focal quando se coloca uma objectiva com comprimento focal fixo na pupila de saída do Varredor de Z 450, e, portanto, (iv) o ponto focal é formado por um feixe com uma abertura numérica menor, NA.

Em resumo, a profundidades focais com Z mais rasas o ponto focal é criado por um feixe com uma NA mais larga, enquanto para aumentar as profundidades focais Z a abertura numérica NA diminui. A alteração relativa da abertura numérica NA pode ser optimizada optimizando a localização da pupila de saída ExP dos blocos Expansores do Feixe 400 e 500 e a localização da pupila de entrada da Objectiva 700 focante. Estas concretizações são maneiras alternativas de optimizar a abertura numérica a diferentes profundidades focais mesmo sem utilizar as funcionalidades do pré-compensador 200.

Tal como se descreveu acima, a abertura numérica NA pode ser extensamente ajustada com ou sem o Pré-compensador 200. No sistema global de entrega de laser 1 pode ajustar-se a abertura numérica NA controlando o Pré-compensador 200, o bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 ou o Bloco do Expansor Amovível do Feixe 500, ou controlando combinações destes blocos. A escolha actual da concretização na prática depende de outras necessidades de mais alto nível do sistema, tais como a gama de varrimento, a velocidade de varrimento, e a complexidade. Podem também configurar-se concretizações com outras gamas numéricas de modo a levar a cabo algumas ou todas as funcionalidades descritas acima. A FIG. 14 ilustra mais um aspecto do Varredor de Z 450. Mostram-se três feixes caracteristicos, emanando de um ponto fulcral central de saida PP(XY) do Varredor de XY 300. Notavelmente, todos estes três feixes caracteristicos estão focados num ponto fulcral de entrada PP(O) da Objectiva 700 pelo Varredor de Z 450. Pode ajustar-se a posição de PP (O) , por exemplo movendo o Expansor Amovível do Feixe 500.

Tal como se descreve adiante, os sistemas de entrega de laser que geram um ponto fulcral PP (O) localizado fora dos espelhos do Varredor de XY 300 têm caracteristicas úteis, por exemplo nas concretizações em que o ponto fulcral PP (O) se localize dentro da Objectiva 700 .

Noutras concretizações, o Varredor de XY 300 tem um ponto fulcral de saida PP(XY) mais longe do que a distância ao Varredor de Z 450. Netas concretizações, o Varredor de Z 450 só modifica o ponto fulcral de saida PP (XY) do Varredor de XY 300 para o ponto fulcral de entrada PP (O) da Objectiva 700.

Em qualquer dos casos, estas concretizações recorrem à existência de um plano focal intermédio 451, localizado entre o bloco do Primeiro Expansor do Feixe 400 e o bloco do Expansor Amovível do Feixe 500. A existência deste plano focal intermédio 451 é indicada pelos pontos focais dos três feixes caracteristicos que se alinham lateralmente essencialmente na mesma coordenada z. De forma inversa, as concretizações que não possuam um tal plano focal intermédio não são bem-adaptadas para terem um ponto fulcral ajustável PP (0) . 5. Objective 700

Em algumas concretizações, o feixe laser proveniente do Varredor de Z 450 é deflectido pelo Divisor do Feixe/Espelho Dicróico 600 para a Objectiva 700. Por intermédio deste espelho 600 podem também acoplar-se diversas luzes auxiliares com o sistema de entrega de laser 1. As fontes de luz auxiliares podem incluir luz associada a um sistema imagiológico de tomografia de coerência óptica (OCT), um sistema de iluminação e um bloco de observação visual. A Objectiva 700 pode proporcionar um caminho óptico partilhado para um feixe laser varrido XYZ, propagando-se a partir do motor de laser 100 através do Varredor de XY 300 e do Varredor de Z 450, e a luz auxiliar, para a região do alvo cirúrgico. Em diversas concretizações, a Objectiva 700 pode incluir conjuntos de lentes objectivas. Em diversas concretizações as lentes dos conjuntos de lentes da objectiva não se movem umas em relação às outras. Deste modo, enquanto a Objectiva 700 é parte integral da funcionalidade de varrimento de Z, ela não contribui para o varrimento de Z de um modo variável ou dinâmico. Nestas concretizações não se ajusta a posição de nenhuma lente na Objectiva 700 para mover a profundidade focal Z do ponto focal. s concretizações da Objectiva 700 podem controlar pelo menos uma de entre aberração esférica, coma, e aberrações de ordem mais elevada, no feixe laser pulsado cirúrgico.

Uma vez que a Objectiva 700 conduz luzes com diferentes comprimentos de onda, as concretizações da Objectiva 700 utilizam conjuntos de lentes acromatizadas. O comprimento de onda da luz auxiliar pode ser por exemplo adentro da gama de 0,4 micron a 0,9 micron, e o comprimento de onda da luz cirúrgica pode ser de entre 1,0-1,1 micron. A concretização da Objectiva 700 mantém as aberrações cromáticas abaixo de um valor predeterminado ao longo da gama de comprimentos de onda das luzes utilizadas, tal como entre 0,4 micron e 1,1 micron no exemplo acima. O peso ou massa da Objectiva 700 é uma consideração importante. Em algumas concretizações a objectiva está em contacto mecânico com o olho do doente. Nestas condições, exerce pressão sobre o olho. Esta pressão pode distorcer o olho da sua configuração relaxada, tornando mais difícil seleccionar alvos e dirigir o feixe de laser cirúrgico com exactidão.

Além disto, se o doente se mover durante o processo cirúrgico, pode ser preferível que a objectiva se possa mover oferecendo uma resistência mínima em reacção ao movimento do doente. Embora o peso da objectiva possa ser estaticamente balanceado com um sistema de molas ou com um contrapeso, estas alternativas podem não diminuir as forças dinâmicas ou de inércia. De facto, estas forças até podem ser aumentadas nestas alternativas. Todas estas considerações apontam para a utilidade de diminuir o peso ou massa da Objectiva 700.

Existem muitas maneiras de identificar forças críticas e as correspondentes massas da objectiva em relação aos processos cirúrgicos no olho. Uma revisão dos diversos impactos sobre o olho foi publicada, por exemplo em Determination of Significant Parameters for Eye Injury Risk from Projectiles; Duma SM, Ng TP, Kennedy EA, Stitzel JD, Herring IP, Kuhn F., J. Trauma. 2005 Outubro; 59(4) : 960-4. Esse artigo revê objectos que impactam um olho e proporciona valores críticos da energia dos objectos em impacto, correspondendo a (i) diferentes tipos de lesões oculares, incluindo pequenas feridas tais como abrasões na córnea, feridas moderadas tais como deslocações da lente, e lesões graves tais como lesões da retina. O artigo também atribui uma probabilidade de lesão, desde (ii) pequena, representando uma pequena probabilidade de lesão, a média, representando uma probabilidade de cerca de 50 %, até alta, referindo uma quase certeza de lesão. A publicação classifica adicionalmente (iii) os cenários de impacto consoante a forma do objecto em impacto, categorizando-os consoante a energia total do impacto e a energia do impacto normalizada à área de impacto.

Podem aplicar-se estes resultados ao caso especifico da cirurgia do olho investigando a possibilidade da lesão mais gravosa, provocada por uma quebra completa do sistema de suporte mecânico da Objectiva 700. Uma tal quebra pode resultar numa queda livre da Objectiva 700 inteira ao longo de um caminho vertical tipico com 20-25 mm, transferindo toda a energia da objectiva para o próprio olho. Podem então calcular-se massas criticas a partir dos valores de energia críticos publicados, modelando a queda livre da objectiva consoante os princípios físicos conhecidos.

Um caminho vertical com este comprimento pode derivar dos seguintes princípios de concepção e montagem. Pode montar-se a Objectiva 700 sobre um apoio vertical com escorregamento para proporcionar uma montagem segura e de confiança do sistema de entrega de laser 1 por um cavalete, até ao olho. Estas concepções tornam mais fáceis as necessárias precisão e força sobre o cavalete porque o cavalete vertical acomoda a Objectiva 700 para ser posicionada ao longo da sua gama de movimentação vertical. Além disto, uma vez montado o cavalete em relação ao olho, esta concepção permite que o olho se mova na vertical em relação à fonte de laser 100 sem quebrar a ligação do olho ao sistema de entrega de laser 1. Estes movimentos podem ocorrer devido ao movimento do doente, ou ao movimento do leito cirúrgico. Uma gama de deslocação vertical de 20 a 25 mm da Objectiva 700 mitiga eficazmente e seguramente as forças a suportar pelo cavalete e devidas à movimentação do doente adentro desta gama.

Por último, (iv) uma consideração concepcional também influencia as massas criticas no sentido de que a massa ("óptica") dos elementos ópticos da Objectiva 700, taos como as lentes em vidro por si sós no conjunto de lentes da objectiva definem um limite inferior da massa total da objectiva, uma vez que há diversas maneiras de diminuir a massa dos sistemas de montagem e de controlo da objectiva, sendo mais difícil diminuir a massa das lentes. Nos sistemas presentes a massa total da objectiva pode ser entre duas e três vezes a massa "óptica" das lentes apenas.

Alguns destes critérios proporcionam definições mais finas das massas críticas, outros apenas uma dependência suave cruzada, não se prestando a uma definição exacta.

De todas as combinações possíveis das classificações (i)-(iv) acima, podem identificar-se quatro definições relativamente exactas e que fazem sentido para as massas críticas MC, como se segue: (1) MCI ~ 400 gramas: objectivas com massas M < MCI não constituem essencialmente nenhum risco para o doente, mesmo num cenário de quebra no pior caso; (2) MC2 ~ 750 gramas: massas M na gama de MCI < M < MC2 podem apresentar um risco 10 % de provocar algumas abrasões na córnea através da energia total do impacto; (3) MC3 ~ 1.300-1.400 gramas: massas M na gama MC2 < M < MC3 podem apresentar uma percentagem de 50 % de provocar abrasões na córnea em qualquer cenário envolvendo um impacto; e por último (4) MC4 ~ 3.300 gramas: massas M na gama MC3 < M < MC4 em alguns cenários de impacto podem provocar uma abrasão na córnea quase com certeza, e podem desenvolver uma probabilidade não numa de lesões de severidade média ou piores.

Todas estas probabilidades, claro, devem ser multiplicadas pela pequena probabilidade da quebra total do sistema de suporte mecânico da objectiva ocorrer de facto. No entanto, em aplicações oftálmicas é necessário tomarem-se medidas extremas de precaução contra todos os cenários possíveis de lesões, ainda que improváveis, tornando as massas críticas acima relevantes.

As considerações acima identificam, portanto, quatro valores críticos de massa segundo critérios claros, em relação às massas total e óptica da Objectiva 700. Deste modo, concretizações da Objectiva 700 cujos processos de concepção consigam diminuir a massa da objectiva a valores inferiores a qualquer uma das massas críticas acima, MC4, ... , MCI, proporcionam probabilidades qualitativamente melhores de processos cirúrgicos seguros.

As objectivas existentes para lasers oftálmicos de femtossegundos têm uma massa maior do que 5.000 gramas, consideravelmente acima de qualquer uma destas massas críticas acima. Uma excepção pode encontrar-se no pedido de patente US 2003/0 053.219 de Manzi, que descreve um sistema de lentes no qual a massa óptica das lentes por elas próprias é de cerca de 1.000 gramas, levando possivelmente a uma massa total de 2.000-3.000 gramas. Embora a concepção de Manzi seja mais leve do que a de outras objectivas existentes, ainda é razoavelmente pesada. Isto deve-se sobretudo a que um varredor de Z é uma parte integral da objectiva uma vez que os elementos lentes dentro da objectiva são utilizados para controlar o controlo do foco em Z. Manzi necessita de uma massa adicional para o sistema de montagem de precisão, para um guia linear preciso para as lentes, e para um servomotor, todos estes aumentando a massa total até valores de novo acima dos 5.000 gramas.

Em contraste, uma massa para as diversas concretizações da Objectiva 700 pode ser de qualquer uma das gamas de massa acima: 0-400 gramas, 400-750 gramas, 750-1.350 gramas, e 1.350-3.300 gramas. A massa pode ser quer a massa óptica, quer a massa total. Por exemplo, as lentes numa concretização da Objectiva 700 podem ter uma massa inferior a 130 gramas. É possível montar estas lentes numa armadura metálica de precisão proporcionando uma massa total montada inferior a 400 gramas.

As concretizações da Objectiva 700 conseguem este tipo de diminuição notável de massa até menos do que 400 gramas, 750 gramas, 1.350 gramas e 3.300 gramas removendo-se a funcionalidade de varrimento de Z para o Varredor de Z 450 em separado, montado num mecanismo funcional ou armadura mecânica em separado. O termo "montagem funcional ou mecânica" refere-se neste caso ao facto de que as considerações globais não funcionais da concepção podem resultar na disposição do Varredor de Z 450 em separado no mesmo contentor em geral do que a Objectiva 700, mas que esse contentor em geral não serve nenhuma função óptica nem propósito mecânico.

Em algumas concretizações, a massa da Objectiva 700 pode ser diminuída de uma percentagem P (massa) em comparação com a de objectivas análogas, que desempenham pelo menos uma parte da funcionalidade de varrimento dinâmico de Z, ajustando uma característica óptica da Objectiva 700. Essa característica pode ser a integração completa do Varredor de Z 450 na Objectiva 700, ou a integração do bloco do Expansor Amovível do Feixe 500 na

Objectiva 700, ou a integração de uma ou mais lentes amovíveis na Objectiva 700. P (massa) pode ser 10 %, 50 %, ou 100 % .

Outro aspecto relacionado da Objectiva 700 e da concepção correspondente do sistema cirúrgico de laser 1 foi descrita relativamente à FIG. 14, na qual se mostrou que as concretizações do Varredor de Z 450 podem focar o feixe de laser varrido XYZ no ponto fulcral da entrada da objectiva, PP (O) . As concretizações que possuem o ponto fulcral de entrada PP (O) dentro da Objectiva 700 apresentam um raio do feixe muito menor rb, ao longo de uma grande fracção do caminho óptico, quando o feixe converge para este ponto fulcral PP (O) . Por sua vez, um feixe com um raio de feixe menor, rb, pode ser controlado por lentes mais pequenas, resultando uma diminuição significativa da massa total da Objectiva 700.

Resume-se uma concretização da Objectiva 700 consoante as revelações supra e termos de conceito na Tabela 10, e ilustra-se na FIG. 15. As concretizações da Objectiva 700 incluem um primeiro conjunto de lentes, para receber o feixe laser pulsado cirúrgico do Varredor de Z 450, e um segundo conjunto de lentes, para receber o feixe laser pulsado cirúrgico do primeiro conjunto de lentes e focar o feixe laser pulsado cirúrgico numa região alvo. A Tabela 10 ilustra a Objectiva 700 da FIG. 15 em mais pormenor através das superfícies 1 a 16. A Objectiva 700 tem nove lentes L1-L9 e uma interface com a Interface do Doente 800 através da superfície 17. Tal como acima, os parênteses indicam as gamas que os parâmetros correspondentes podem assumir. (As superfícies 1 e 2 definem um doblete de lentes L1/L2 e as superfícies 8 e 9 definem um doblete de lentes L5/L6, e, portanto, a superfície 16 em vez da 18.)

Tabela 10

Noutras concretizações, pode utilizar-se um número de lentes diferente com gamas de parâmetros diferentes, que satisfazem as considerações concepcionais acima comparativamente bem.

Em algumas concretizações a Objectiva 700 pode ser descrita em termos de conjuntos de lentes. Por exemplo, a Objectiva 700 pode incluir um primeiro conjunto de lentes, para receber o feixe laser que varreu XYZ do Varredor de Z 450, e um segundo conjunto de lentes, para receber um feixe laser do primeiro conjunto de lentes. O segundo conjunto de lentes pode incluir uma primeira lente com um índice de refracção na gama de 1,54 a 1,72, uma superfície de entrada com uma curvatura na gama de 37,9 a 65 m_1 e uma superfície de saída com uma curvatura na gama de -15,4 a 5,2 m_1. Além disto, o segundo conjunto de lentes pode também incluir uma segunda lente, separada da primeira lente por uma distância na gama de entre 0 e 6,5 mm, com um índice de refracção na gama de 1,56 a 1,85, uma superfície de entrada com uma curvatura na gama de -55,1 a -21,8 m_1 e uma superfície de saída com uma curvatura na gama de 11,4 a 26,8 m_1. A Objectiva 700 pode transmitir o feixe laser até à interface do doente 800 através da segunda lente.

Em algumas concretizações um comprimento focal eficaz da Objectiva 700 é inferior a 70 mm.

Em algumas concretizações, a distância entre a Objectiva 700 e a interface do doente 800 é inferior a 20 mm.

Em algumas concepções a curvatura de um plano focal do sistema de entrega de laser 1 é mais do que 20 m_ i

Podem também criar-se muitas outras concretizações da Objectiva 700 e o sistema cirúrgico de laser 1 completo de modo a aderir aos princípios de concepção expressos ao longo deste pedido, utilizando programas computacionais comercialmente disponíveis tais como o Zemax da Zemax Development Corporation ou o Code V da Optical Research Associates. 6. Desempenho Global do Sistema Óptico

Nas diversas concretizações, os parâmetros dos subsistemas Pré-compensador 200, Varredor de XY 300, varredor de Z 450 e Objectiva 700 podem ser optimizados de um modo interdependente de tal forma que o desempenho óptico do sistema global de entrega de laser 1 possa exibir propriedades que tenha uma utilidade única por exemplo para aplicações cirúrgicas oftálmicas.

As Tabelas 11A-B resumem o desempenho óptico do sistema global de entrega de laser 1 numa primeira e numa segunda concretizações, em termos da abertura numérica NA e a razão de Strehl S. O desempenho óptico é mais uma vez caracterizado em pontos de referência, por analogia aos pontos de referência acima Pl, ... P5. As Tabelas 11A-B mostram o desempenho óptico do sistema de entrega de laser 1 com as suas componentes nas configurações A, B, C, e D, entregando o feixe laser respectivamente ao centro da córnea (A), à periferia da córnea (B), ao centro da lente (C) e à periferia da lente (D). Estes pontos de referência representam um grande volume cirúrgico, associado ao desafio de levar a cabo cirurgia oftálmica na lente cristalina.

As Tabelas 11A-B mostram as coordenadas radiais dos pontos de referência com valores específicos. No entanto, noutras concretizações NA e S assumem valores nas mesmas gamas respectivas "próximos" destas coordenadas radiais específicas. Em alguns casos o termo "próximos" refere-se a uma gama de coordenadas radiais adentro da percentagem P(radial) dos valores das coordenadas radiais que se mostram, em que P(radial) pode ser um de entre 10 %, 20 % e 30 %. Por exemplo os pontos com uma coordenada radial z na gama de entre 7,2 mm e 8,8 mm estão adentro da vizinhança com P(radial) =10 % da coordenada radial z=8,0 mm do ponto de referência "lente, centro".

Além disto, em algumas concretizações, NA e S cabem em apenas uma das suas três gamas respectivas listadas para as configurações B, C, e D. Em algumas outras concretizações, NA e S caem em duas das suas gamas respectivas, listadas para as configurações B, C, e D nas Tabelas 11A-B.

Visivelmente, o sistema de entrega de laser descrito está bem corrigido a essencialmente um desempenho óptico limitado pela difracção ao longo do volume total cirúrgico da lente.

Tabela 11A

Tabela 11B

Podem considerar-se concepções análogas, com uma razão de Strehl S maior do que 0,8, como equivalentes às concepções listadas acima, uma vez que todas estas concepções são consideradas como sistemas limitados pela difracção.

Também se podem utilizar outras medidas de aberração, tais como o raio do ponto focal rf, para além da razão de Strehl S, para caracterizar o desempenho óptico global do sistema de entrega de laser 1. Uma vez que razões de Strehl grandes combinadas com aberturas numéricas grandes NA se traduzem em pequenos raios de ponto focal rf, ao longo das configurações A-D o raio do ponto focal rf pode manter-se inferior a 2 micron em algumas concretizações, noutras inferior a 4 micron, e noutras ainda inferiores a 10 micron na região do alvo ocular.

Para caracterizar o desempenho do sistema de entrega de laser com mais exactidão, e para representar o impacto substancial da córnea e da lente sobre a propagação do feixe, os valores de NA e de S nas Tabelas 11A-B foram derivados concebendo o sistema incluindo o olho como parte integral da concepção óptica. Em algumas concepções, modela-se o olho na sua forma natural. Noutras, inclui-se um grau de aplanação do olho, para representar condições cirúrgicas autênticas. A Tabela 12 resume um modelo simples dos tecidos oculares relevantes, tal como ilustrados pelo Modelo de Olho Humano 850 na FIG. 15. (A numeração das superficies foi escolhida para continuar a numeração da Tabela 10, partindo da superfície 18, a superfície ligando a Interface do Doente 800 ao tecido da córnea) . Pode modelar-se o tecido ocular por uma córnea com a espessura de 0,6 mm (na qual se entra através da Interface do Doente através da superfície 18 partilhada), humor aquoso (em que se entra a partir da córnea pela superfície 19) e a lente do cristalino (na qual se entra a partir do humor aquoso através da superfície 20). As separações das superfícies oculares são tratadas de modo semelhante às separações das superfícies das lentes 1-16.

Tabela 12

Os valores de NA e de S das Tabelas 11A-B foram calculados utilizando este modelo do tecido ocular. Modelos relacionados do olho originam medidas de aberração comparáveis.

Num aspecto adicional em separado, em algumas concretizações da concepção da óptica para o sistema de entrega de laser 1 total pode simplificar-se deixando algumas das distorções de das curvaturas dos campos por corrigir, por meios ópticos. A FIG. 16 ilustra que em alguns sistemas este princípio concepcional tornaria a precisão posicionai do sistema cirúrgico menos vantajosa. Os pontos quadrados indicam a posição do ponto focal como um espelho do Varredor de XY 300 em passos de 1 grau e a profundidade focal do Varredor de Z 450 movendo o Expansor de Feixe amovível 500 em passos de 5 mm. Visivelmente, o "plano focal", definido através das localizações XY varridas do pinto focal enquanto se mantém a profundidade focal Z constante, é curvo. Na periferia lateral a profundidade de corte é mais rasa, consistente com o comportamento conhecido das lentes com curvatura de campo não corrigida.

De igual forma, quando os espelhos do Varredor XY 300 são mantidos fixo e o Varredor de Z 450 varre a profundidade focal Z, a posição lateral do ponto focal muda. Complicando adicionalmente a concepção, nem a posição radial lateral de XY nem a profundidade focal Z exibem dependências lineares das posições dos varredores correspondentes. No plano XY estas distorções são denominadas distorções em barril e almofada de alfinetes. (Em muitas concretizações, a terceira coordenada, o ângulo de azimute do Varredor de XY 300, transfere-se inalterado para o ângulo de azimute das posições focais, e, portanto, será suprimido). A FIG. 17 ilustra como algumas concretizações do sistema de entrega de laser 1 proporcionam novas soluções computacionais para os desafios descritos. As coordenadas do varredor são dadas em coordenadas esféricas (ζ, χ, φ), em que ζ é a posição do Varredor de Z 450, χ é um ângulo de inclinação do Varredor de XY 300 em relação ao eixo óptico, e φ é o ângulo de azimute. As posições do ponto focal são dadas pelas coordenadas focais cilíndricas (z, r, φ) , em que z é a profundidade focal Z, r é a distância radial do eixo óptico, e φ é o ângulo de azimute. 0 ângulo de azimute da posição focal pode ser essencialmente o mesmo que o ângulo de azimute dos varredores e, portanto, nem se mostra. As restantes coordenadas XY e do varredor de Z (ζ, χ) podem ser discretizadas adentro dos intervalos de varrimento respectivos, definindo uma grelha de varrimento e uma matriz de varredor correspondente C±j, em que se definem C±j = (ζΐΓ Xj) · Quando as coordenadas actuais do varredor assumem um valor (ζ±0, Xjo), então o elemento da matriz C2j é 1 para este par específico (10, jO) e é zero para todos os outros pares (i, j) .

De modo semelhante, as posições do ponto focal podem ser caracterizadas por uma matriz focal bidimensional Skl, em que Ski se relaciona com as coordenadas discretizadas radial e de profundidade Z focais (zk, r2). Em termos da matriz do varredor C±j e da matriz focal Ski, o desempenho óptico do sistema de entrega de laser 1 pode ser caracterizado através de uma matriz tetradimensional T±jki, que exprime como as coordenadas do varredor (ζ±, Xj) se transformam nas coordenadas focais (zk, r2) em geral: S=TC, ou em pormenor: (5)

Enquanto a matriz de transferência Tijki representa uma ligação linear entre a matriz do varredor C±j e matriz focal Ski, em algumas outras concretizações pode existir uma relação não linear entre a matriz do varredor C±j e a matriz focal Skl. Nessas concretizações Eq. (5) é substituída por uma ligação não linear. 0 sistema de entrega de laser 1 pode ser concebido de modo a optimizar os elementos da matriz de transferência por rastreio computacional de dados, calibração física, ou uma combinação de ambas. Uma concretização de um método de calibração está descrita no Pedido de Patente US 2009/0131.921, que poderia ser utilizado com um tal propósito.

Tipicamente, a matriz de transferência T pode ser invertida e utilizada para se criar a matriz de transferência inversa, T^1, que liga elementos da matriz focal Skl aos da matriz do varredor C±j.

Em alternativa, em algumas concretizações, a matriz inversa T^1 pode ser directamente determinada iniciando um processo de concepção computacional com a matriz focal pretendida Skl na região alvo e utilizando, por exemplo, um rastreio com raios para reconstruir a matriz do varredor correspondente, C±j.

As FIGS. 17-18 ilustram estas relações. Estas FIGS. são nomogramas, ilustrando quais as coordenadas (ζ±, Xj) do varredor às quais se devem ajustar o Varredor XY 300 ou o Varredor Z 450 para se focar o feixe nas coordenadas focais (zkr r±) , que se mostram nos eixos z e r. A FIG. 17 mostra o ângulo de inclinação χ do Varredor de XY 300, correspondendo às coordenadas focais (z, r) . A titulo de exemplo, para se conseguir uma profundidade Z de z=6 mm e uma posição radial de r=4 mm, as linhas a tracejado indicam que se pode utilizar um ângulo de inclinação do varredor XY de χ=6,4 graus. A FIG. 18 mostra que, para se conseguirem as mesmas (z, r) = (4, 6) coordenadas focais, se pode utilizar uma posição do varredor de Z ζ = 15,5 mm. Do ponto de vista computacional, os nomogramas podem ser armazenados numa memória de um computador sob a forma de Tabelas a consultar. Os valores entretanto armazenados das coordenadas a consultar podem ser rapidamente determinados por interpolação linear ou quadrática bidimensional. O conhecimento da matriz de transferência T e da sua inversa T^1 permite concretizações do sistema de entrega de laser 1 para corrigir as aberrações da FIG. 16 por métodos computacionais em vez dos métodos ópticos. Estas concretizações podem incluir um controlador computacional, que pode controlar pelo menos um de entre o

Varredor XY 300 e o Varredor de Z 450 para controlar uma distorção óptica do sistema de entrega de laser 1. A FIG. 19 ilustra que, por exemplo, quando se faça o varrimento ao longo de um perfil de varrimento com menor distorção óptica que se pretende numa região alvo, por exemplo ao longo de um plano focal chato a uma profundidade focal de Z previamente determinada z, o controlador computacional pode levar a cabo os passos do seguinte método de controlo computacional 900: (910) : recebendo pelo menos uma das entradas (zk,r1), coordenadas focais e elementos de uma matriz focal Skl correspondendo a um perfil de varrimento com uma distorção óptica diminuída na região alvo; (920) : computando, ou recuperando de uma memória armazenada, pelo menos uma das coordenadas (ζ±, Xj) do varredor e os elementos da matriz do varredor C±j, correspondendo à entrada (zk, r±) de coordenadas focais ou elementos da matriz focal Ski, utilizando uma matriz de transferência inversa predeterminada (T 1) ijki", e (930) : controlando pelo menos um de entre o Varredor Z 450 e o Varredor XY 300 de acordo com as coordenadas calculadas (ζ±, Xj) do varredor para varrer o ponto focal consoante a entrada (zk, r±) das coordenadas focais ou elementos da matriz focal Skl.

Os sistemas de entrega de laser com um tal controlador computacional podem diminuir uma distorção óptica em relação a sistemas laser iguais ou semelhantes que não tenham esses controladores. 0 grau de diminuição pode ser de tanto como 10 % em algumas concretizações, e de tanto como 30 % noutras concretizações. A distorção óptica diminuída pode ser qualquer uma de entre uma aberração, uma curvatura de um campo, uma distorção em barril, uma distorção em almofada de alfinetes, um plano focal curvo, e uma linha de varrimento angulosa, pretendendo ser paralela ao eixo Z.

Em algumas concretizações, o controlador computacional leva a cabo estas funções em cooperação com os outros blocos do sistema de entrega do laser, incluindo o Pré-compensador 200, o Varredor de XY 300, o Varredor de Z 450 e a Objectiva 700, possivelmente utilizando qualquer uma das suas características que se descreveram. O número de concretizações análogas possíveis é muito grande, confiando no princípio do controlo computacional para se diminuírem as aberrações ópticas. Por exemplo o controlador computacional em algumas concretizações pode ser capaz de varrer o ponto focal num plano focal com uma curvatura inferior a um determinado valor crítico de curvatura. Em algumas outras concretizações, superfícies com formas predeterminas podem ser varridas com uma operação apropriada do controlador computacional.

Claims (18)

REIVINDICAÇÕES

1. Um sistema laser oftálmico para cirurgia do segmento anterior do olho, incluindo: uma fonte de laser, para gerar um feixe laser pulsado; um Varredor de XY (300), configurado para receber o feixe laser pulsado; e para emitir um feixe de varrimento XY, varrido em duas direcções essencialmente transversas ao eixo óptico; e um varredor multifuncional de Z (450), configurado para receber o feixe do varrimento XY; para emitir um feixe do varrimento XYZ, com uma abertura numérica NA e um ponto focal com uma profundidade focal Z ao longo do eixo óptico numa região alvo; e caracterizado por o varredor multifuncional e Z ser adicionalmente configurado para modificar a abertura numérica NA a um valor predeterminado da abertura numérica NA(Z) em função da profundidade focal Z.

2. O sistema oftámico laser da reivindicação 1, em que o varredor de Z inclua: um bloco primeiro expansor do feixe (400); um bloco expansor amovível do feixe (500); e um controlador óptico secundário.

3. O sistema oftámico laser da reivindicação 1, em que: o feixe do varrimento XYZ emitido possua uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, que iguale a soma da aberração geométrica com a aberração de difracção; a aberração total tenha um óptimo em função da abertura numérica NA e uma abertura numérica óptima NAopt(z) para uma profundidade focal Z; e o varredor de Z (450) seja ajustável para modificar a abertura numérica NA ao valor da abertura numérica óptima NAopt (z) à profundidade focal Z.

4. O sistema laser da reivindicação 3, em que: a aberração total óptima corresponda a uma medida da aberração óptima, na qual a medida da aberração óptima é um mínimo de um de entre um raio do ponto focal rf, um erro de uma frente de onda RMS ω, e um coeficiente de aberração esférica a40, ou um máximo de uma razão de Strehl S.

5. 0 sistema oftálmico laser da reivindicação 4, em que: a medida da aberração óptima corresponda a um de entre cinco pontos de referência P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4= (8, 0) , P5=(8,3) em localizações (z, r) , todas em milímetros, a qualquer ângulo de azimute φ, em que z denota uma distância ao longo do eixo óptico e r denota a correspondente coordenada radial cilíndrica, e o (0,0) do sistema de coordenadas cilíndrico denota uma frente e um ponto central da região alvo.

6. O sistema oftálmico laser da reivindicação 1, em que: O feixe emitido de varrimento XYZ tem uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, igual à soma da aberração geométrica com a aberração de difracção; e a abertura numérica NA é ajustável para diminuir, a uma profundidade focal Z, a aberração total do sistema de laser em pelo menos uma percentagem de P (Expansor Amovível) relativa à aberração total de um sistema laser análogo com um varredor de Z com uma abertura numérica não ajustável NA; em que a percentagem de P (Expansor Amovível) seja uma de entre 20 %, 30 %, 40 %, e 50 %.

7. O sistema laser oftálmico da reivindicação 6, em que: a aberração total seja caracterizada por uma medida de aberração, sendo a medida de aberração uma de entre um raio do ponto focal rf, um erro na frente de onda RMS ω, e um coeficiente de aberração esférica a40.

8. O sistema laser oftálmico da reivindicação 6, em que: a medida da aberração corresponda a um de entre cinco pontos de referência P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3) em localizações (z, r) , todas em milímetros, a qualquer ângulo de azimute φ, em que z denota uma distância ao longo do eixo óptico e r denota a correspondente coordenada radial cilíndrica, e o (0,0) do sistema de coordenadas cilíndrico denota uma frente e um ponto central da região alvo.

9. 0 sistema de laser oftálmico da reivindicação 1, em que: o feixe de varrimento de XYZ tenha uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, igual à soma da aberração geométrica com a aberração de difracção; e a abertura numérica NA possa ser ajustada para aumentar, a uma profundidade focal Z, uma razão de Strehl S correspondendo à aberração total do sistema de laser, de pelo menos uma percentagem de P (Expansor Amovível) mais elevada do que a razão de Strehl S de um sistema laser em que o varredor de Z não tenha uma abertura numérica ajustável NA; em que a percentagem de P (Expansor Amovível) seja uma de entre 20 %, 30 %, 40 %, e 50 %.

10. O sistema de laser oftálmico da reivindicação 1, em que: o feixe de varrimento de XYZ tenha uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, igual à soma da aberração geométrica com a aberração de difracção; e a abertura numérica NA possa ser ajustada para aumentar, a uma profundidade focal Z, uma razão de Strehl S correspondendo à aberração total a um valor acima de 0,8, e que a razão de Strehl S de um sistema laser análogo, apenas diferindo o varredor de Z sem uma abertura numérica ajustável NA, seja inferior a 0,8.

11. O sistema laser oftálmico da reivindicação 10, em que: a razão de Strehl S corresponda a um de entre cinco pontos de referência P1=(0,0), P2=(2,6), P3=(5,0), P4=(8,0), P5=(8,3), em localizações (z, r), todas em milímetros, a qualquer ângulo de azimute φ, em que z denote uma distância ao longo do eixo óptico e r denota a correspondente coordenada cilíndrica, e o (0,0) do sistema de coordenadas cilíndricas denota um ponto da frente e central da região alvo.

12. O sistema laser oftálmico da reivindicação 1, em que: se configure o Varredor de Z (450) para varrer uma profundidade focal Z do sistema laser adentro de uma gama de varrimento de Z, em que a gama de varrimento de Z seja uma de entre 5 milímetros a 10 milímetros e 0 milímetros a 15 milímetros .

13. O sistema laser oftálmico da reivindicação 1, em que: o feixe de varrimento de XYZ tenha uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, igual à soma da aberração geométrica com a aberração de difracção; a aberração total tenha uma sequência de valores de aberração total óptimos a uma sequência de aberturas numéricas óptimas NAopt (z) correspondendo a uma sequência de profundidades focais Z; em que o varredor de Z (450) possa ser ajustado para modificar a abertura numérica NA à sequência das aberturas numéricas óptimas NAopt (z) na sequência das profundidades focais Z .

14. O sistema laser oftálmico da reivindicação 13, em que: a aberração seja caracterizada por uma medida de aberração, sendo a medida de aberração uma de entre um raio de um ponto focal rf, uma razão de Strehl S, um erro numa frente de onda RMS 0), e um coeficiente de aberração esférica a4o, correspondendo à sequência de profundidades focais Z.

15. 0 sistema laser oftálmico da reivindicação 1, em que: o feixe de varrimento de XYZ tenha uma aberração geométrica, uma aberração de difracção, e uma aberração total, igual à soma da aberração geométrica com a aberração de difracção; em que a abertura numérica NA possa ser ajustada a uma sequência de aberturas numéricas NA (z) a uma sequência de profundidades focais Z, para diminuir uma aberração total representativa em pelo menos uma percentagem P(varrimento) em relação a um sistema laser análogo e que o Varredor de Z (450) não possua uma abertura numérica ajustável NA.

16. 0 sistema laser oftálmico da reivindicação 1, em que: a percentagem de P(varrimento) seja uma de entre 20 %, 30 %, 40 %, e 50 %.

17. O sistema laser oftálmico da reivindicação 1, incluindo: um actuador, um controlador ajustável, controlado pelo actuador, estando o controlador configurado para controlar a profundidade focal Z, e para ajustar a abertura numérica NA a um valor predeterminado NA(Z) ao longo de um varrimento de Z.

18. O sistema laser oftálmico da reivindicação 1, em que: O valor predeterminado NA(Z) corresponda a uma abertura numérica óptima NAopt(Z), em que a aberração total tenha um óptimo em função da abertura numérica NA a NAopt (Z) para uma profundidade focal Z.