ES2528651T3

ES2528651T3 - Pantalla de protección inducida por láser en cirugía láser

Info

Publication number: ES2528651T3
Application number: ES08829584.5T
Authority: ES
Inventors: Ronald M. Kurtz
Original assignee: Alcon Lensx Inc
Current assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2007-09-05
Filing date: 2008-09-05
Publication date: 2015-02-11
Anticipated expiration: 2028-09-05
Also published as: US8764736B2; DE112008002380T5; US20090143772A1; JP5623907B2; WO2009033110A2; JP2010537794A; EP2197400A2; EP2197400B1; WO2009033110A3; EP2197400A4

Abstract

Sistema láser para fragmentar el cristalino de un ojo, que comprende: un láser pulsado (1010; 2130) configurado para generar un haz de láser de impulsos láser; un sistema de suministro de haz de láser (1020; 2140; 5100-5200-5600; 6420-6430-5600) configurado para suministrar el haz de láser al ojo; y un controlador de láser (1040; 2120; 3100; 6100; 9200), caracterizado por que el controlador de láser (1040; 2120; 3100; 6100; 9200) está configurado para controlar el láser pulsado durante un procedimiento - para aplicar, en primer lugar, unos impulsos láser preliminares a una región de protección en el ojo con parámetros entre un umbral de daño de un tejido fotosensible y un umbral de protección de la región de protección para formar una barrera de protección; y - para aplicar posteriormente impulsos de láser quirúrgico a una región objetivo quirúrgica anterior a la barrera de protección para realizar una cirugía láser, presentando los impulsos de láser quirúrgico mayor energía que los impulsos láser preliminares.

Description

E08829584

23-01-2015

DESCRIPCIÓN

Pantalla de protección inducida por láser en cirugía láser.

5 Antecedentes

La presente solicitud se refiere a cirugía láser, incluyendo cirugía oftálmica láser.

La fotodisrupción inducida por láser se utiliza ampliamente en cirugía oftálmica láser. Diversos sistemas quirúrgicos

10 de láser oftálmicos basados en fotodisrupción utilizan láseres de duración de impulso relativamente larga en modos de disparo único o de ráfaga. Por ejemplo, puede utilizarse un láser de Nd:YAG para generar un haz de láser con una serie de unos pocos impulsos, por ejemplo, aproximadamente tres impulsos láser secuenciales en algunos procedimientos. En procedimientos quirúrgicos que utilizan tales dispositivos de láser, la potencia de láser promedio del haz de láser quirúrgico suministrado al ojo es baja y la potencia promedio de la luz residual del haz de láser

15 quirúrgico que alcanza la retina u otras estructuras en el ojo puede estar por debajo del nivel de potencia umbral que puede producir lesión en la retina u otras estructuras.

En algunos procedimientos quirúrgicos, aunque se establezcan cientos de impulsos láser, éstos se establecen a menudo con una precisión inferior, por ejemplo, del orden de cientos de micrómetros.

20 Por tanto, los impulsos láser a menudo presentan energía de impacto baja y están separados de manera suficientemente amplia de modo que el riesgo de lesión térmica o luminosa en la retina y otras estructuras adyacentes a un objetivo quirúrgico deseado por tales impulsos láser es bajo y pueden no requerirse precauciones especiales para proteger la retina cuando se operan estos sistemas quirúrgicos de láser.

25 El documento WO2006074469 se refiere a un sistema y a un método para practicar incisiones en tejido ocular a diferentes profundidades. El sistema y el método enfocan luz, posiblemente en un patrón, en diversos puntos focales que están a diversas profundidades dentro del tejido ocular. Puede utilizarse una lente segmentada para crear múltiples puntos focales simultáneamente. Pueden lograrse incisiones óptimas enfocando luces secuencial o

30 simultáneamente a diferentes profundidades, creando una columna de plasma expandida y creando un haz con una cintura alargada. El documento EP1302186 se refiere a un dispositivo para realizar cirugía refractiva y proporciona un dispositivo para alterar las propiedades refractivas de la córnea mediante la fotodisrupción de las lamelas estromales, lo que implica enfocar un haz de láser dentro del estroma. Para efectuar la alteración tisular con energías de láser mínimas, el punto focal del haz de láser se mantiene dentro de las lamelas estromales, en lugar de

35 en una superficie de contacto entre capas de lamelas. RPELDING T N et al: “Bubble-based acoustic radiation force for monitoring intraocular lens elasticity”, ULTRASONICS SYMPOSIUM, 2004 IEEE MONTREAL, CANADÁ 23-27 de agosto de 2004, PISCATAWAY, NJ, EE.UU., IEEE, vol. 1, 23 de agosto de 2004 (2004-08-23), páginas 732-735, XP010786579, DOI: 10.1109/ULTSYM.2004.1417826 ISBN: 978-0-7803-8412-5 se refiere a una fuerza de radiación acústica basada en burbujas para monitorizar la elasticidad de la lente intraocular. El documento US2004199149

40 (A1) se refiere a una cirugía refractiva lenticular de presbicia, otros errores refractivos y retardo de cataratas.

Sumario

Se describen técnicas, un aparato y sistemas para cirugía láser para proporcionar protección de tejidos sensibles 45 frente a impulsos de láser quirúrgico.

Un método quirúrgico oftálmico puede incluir determinar una región objetivo quirúrgica en un ojo, seleccionar una región de protección entre la región objetivo quirúrgica y un tejido fotosensible, estimar un umbral de daño del tejido fotosensible y un umbral de protección de la región de protección, aplicar impulsos láser preliminares a la región de

50 protección con parámetros entre el umbral de daño y el umbral de protección para formar una barrera de protección, y aplicar impulsos de láser quirúrgico a la región objetivo quirúrgica.

La selección de la región de protección puede incluir seleccionar una ubicación y conformación de la región de protección de modo que una barrera de protección formada en la región de protección pueda proteger el tejido

55 fotosensible del daño por impulsos de láser quirúrgico residuales.

La protección del tejido fotosensible puede incluir bloquear, dispersar o absorber los impulsos de láser quirúrgico residuales.

60 La selección de la región de protección puede incluir determinar una parte de un límite de un núcleo del ojo.

La estimación del umbral de daño del tejido fotosensible puede incluir estimar parámetros de láser de umbral de daño, en los que los impulsos láser aplicados con los parámetros de láser de umbral de daño pueden dañar el tejido fotosensible.

65

E08829584

23-01-2015

La estimación del umbral de protección de la región de protección puede incluir estimar parámetros de láser de umbral de protección, en los que los impulsos láser aplicados con los parámetros de láser de umbral de protección pueden formar una barrera de protección en la región de protección.

5 La estimación del umbral de protección y el umbral de daño puede incluir analizar características de elementos de un sistema de láser quirúrgico, mediciones preparatorias y preoperatorias, observaciones del ojo del paciente, utilizar cálculos, utilizar un algoritmo basado en la edad, utilizar datos obtenidos de experimentos en cadáveres y consultar bases de datos.

10 La estimación del umbral de daño y el umbral de protección puede incluir estimar una energía de impulso de láser en el intervalo de 0,5 microJ a 50 microJ, estimar una duración de un impulso de láser en el intervalo de 0,01 picosegundos a 50 picosegundos, estimar una frecuencia de aplicación de impulsos láser en el intervalo de 10 kHz a 100 MHz y estimar una distancia de separación de regiones objetivo de impulsos láser en el intervalo de 1 micrómetro a 50 micrómetros.

15 La aplicación de los impulsos láser preliminares con parámetros entre el umbral de daño y el umbral de protección puede incluir aplicar los impulsos láser preliminares con parámetros de láser adecuados para evitar dañar el tejido fotosensible.

20 Un método de cirugía ocular puede incluir identificar una parte de un límite de un núcleo en un cristalino de un ojo, estimar un umbral de daño de una retina y un umbral de protección del núcleo, aplicar impulsos láser preliminares con parámetros de láser entre el umbral de daño y el umbral de protección a una región de protección en una región posterior del núcleo para formar una barrera de protección y aplicar impulsos de láser quirúrgico a una región objetivo anterior a la barrera de protección en el núcleo.

25 La identificación de la parte del límite del núcleo puede incluir generar burbujas-sonda separadas dentro del cristalino, observar una propiedad de las burbujas-sonda generadas, identificar la parte del límite en relación con la propiedad observada de las burbujas-sonda.

30 La observación de una propiedad de las burbujas generadas puede incluir identificar una o más burbujas-sonda que presentan una primera tasa de crecimiento, e identificar una o más burbujas-sonda que presentan una segunda tasa de crecimiento diferente de la primera tasa de crecimiento, y la identificación de la parte del límite puede incluir identificar un límite entre las burbujas-sonda que presentan la primera tasa de crecimiento y las burbujas-sonda que presentan la segunda tasa de crecimiento.

35 La observación de una propiedad de las burbujas-sonda generadas puede incluir aplicar ultrasonidos al cristalino, identificar una o más burbujas-sonda que presentan una primera respuesta a los ultrasonidos e identificar una o más burbujas-sonda que presentan una segunda respuesta diferente de la primera respuesta, y la identificación de la parte del límite puede incluir identificar un límite entre las burbujas-sonda que presentan la primera respuesta y las

40 burbujas-sonda que presentan la segunda respuesta.

La identificación del límite puede incluir observar las burbujas-sonda con un método de obtención de imágenes ópticas, y observar las burbujas-sonda con una tomografía de coherencia óptica.

45 La identificación del límite puede incluir una identificación del límite preoperatoria e intraoperatoria, consultar una base de datos que correlaciona el límite del núcleo con una característica medible del ojo, realizar un cálculo basado en una característica medible y realizar una determinación del límite basada en la edad.

La estimación del umbral de daño de la retina puede incluir estimar parámetros de láser de umbral de daño, en los 50 que impulsos láser aplicados con los parámetros de láser de umbral de daño pueden dañar la retina.

La estimación del umbral de protección del núcleo puede incluir estimar parámetros de láser de umbral de protección, en los que impulsos láser aplicados con los parámetros de láser de umbral de protección a la región de protección pueden formar una barrera de protección.

55 La estimación de un umbral de protección y un umbral de daño puede incluir analizar características de elementos de un sistema de láser quirúrgico, mediciones preparatorias y preoperatorias, observaciones del ojo del paciente, utilizar cálculos, utilizar un algoritmo basado en la edad, experimentos en cadáveres y consultar bases de datos.

60 La estimación del umbral de daño y el umbral de protección puede incluir estimar una energía de impulso de láser en el intervalo de 0,5 microJ a 50 microJ, estimar una duración de un impulso de láser en el intervalo de 0,01 picosegundos a 50 picosegundos, estimar una frecuencia de aplicación de impulsos láser en el intervalo de 10 kHz a 100 MHz y estimar una distancia de separación de regiones objetivo de impulsos láser en el intervalo de 1 micrómetro a 50 micrómetros.

65

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

La aplicación de los impulsos láser preliminares puede incluir aplicar los impulsos láser preliminares con parámetros de láser que garantizan que los impulsos láser preliminares dañan la retina sólo en un grado insustancial, y formar la barrera de protección así situada y conformada que puede proteger la retina de impulsos de láser quirúrgico residuales.

La aplicación de impulsos de láser quirúrgico puede incluir alterar, fragmentar y emulsificar una parte del núcleo.

La invención consiste de un sistema láser para fragmentar el cristalino de un ojo, tal como se define en las reivindicaciones adjuntas.

El controlador de láser puede estar configurado para controlar el láser pulsado para generar impulsos láser con una energía en el intervalo de aproximadamente 0,5 microJ a 50 microJ, una separación de zonas objetivo adyacentes en el intervalo de aproximadamente 1 micrómetro a 50 micrómetros, una duración en el intervalo de aproximadamente 0,01 picosegundos a 50 picosegundos y una tasa de repetición en el intervalo de 10 kHz a 100 MHz.

El sistema láser puede incluir además un sistema óptico, configurado para observar una propiedad de burbujassonda, generadas en un cristalino del ojo, y un procesador, configurado para identificar un núcleo dentro del cristalino utilizando la propiedad observada de las burbujas-sonda.

Se describe un método quirúrgico que no forma parte de la invención para proteger un tejido fotosensible distal con respecto a un objetivo de fotodisrupción, que incluye determinar una región objetivo quirúrgica en un cuerpo de un sujeto, seleccionar una región de protección entre la región objetivo quirúrgica y el tejido fotosensible, estimar un umbral de daño del tejido fotosensible y un umbral de protección de la región de protección, aplicar impulsos láser preliminares a la región de protección con parámetros entre el umbral de daño y el umbral de protección para formar una barrera de protección, y aplicar impulsos de láser quirúrgico a la región objetivo quirúrgica.

Se describe otro método que no forma parte de la invención para proteger la retina en cirugía láser que incluye seleccionar una región objetivo quirúrgica en un ojo y dirigir un haz de láser preliminar de uno o más impulsos láser preliminares al ojo para enfocar el haz de láser preliminar en o cerca de una región en el ojo entre la región objetivo quirúrgica seleccionada y la retina o en la región posterior de la región objetivo quirúrgica seleccionada para crear fotodisrupción sin dañar la retina o un tejido sensible adyacente. El subproducto de fotodisrupción producido por el uno o más impulsos láser preliminares en la región forma una región de protección entre el objetivo quirúrgico seleccionado y la retina. En este método, tras suministrar el haz de láser preliminar, se dirige un haz de láser quirúrgico de uno o más impulsos de láser quirúrgico a la región objetivo quirúrgica seleccionada para realizar la cirugía.

Se describe otro método que no forma parte de la invención para proteger tejido sensible distal con respecto a un objetivo de fotodisrupción deseado. Este método incluye seleccionar una región objetivo quirúrgica en un cuerpo de un sujeto y dirigir un haz de láser preliminar de uno o más impulsos láser preliminares al cuerpo para enfocar el haz de láser preliminar en o cerca de una región en el cuerpo entre la región objetivo quirúrgica seleccionada y el tejido sensible o en una región de la región objetivo quirúrgica seleccionada ópticamente más cerca del tejido sensible para crear fotodisrupción sin dañar el tejido sensible. El subproducto de fotodisrupción producido por el uno o más impulsos láser preliminares en la región forma una región de protección entre el objetivo quirúrgico seleccionado y el tejido sensible. Tras suministrar el haz de láser preliminar, se dirige un haz de láser quirúrgico de uno o más impulsos de láser quirúrgico a la región objetivo quirúrgica seleccionada para realizar la cirugía.

Se da a conocer un sistema quirúrgico de láser para realizar cirugía láser que incluye medios para seleccionar una región objetivo quirúrgica en un ojo; medios para producir un haz de láser preliminar de uno o más impulsos láser preliminares que pueden hacerse funcionar para crear fotodisrupción en una región en el ojo sin dañar la retina o un tejido sensible adyacente; y medios para dirigir el haz de láser preliminar al ojo para enfocar el haz de láser preliminar en o cerca de una región en el ojo entre la región objetivo quirúrgica seleccionada y la retina o en una región de la región objetivo quirúrgica seleccionada ópticamente más cerca del tejido sensible para crear fotodisrupción. El subproducto de fotodisrupción producido por el uno o más impulsos láser preliminares en la región forma una región de protección entre el objetivo quirúrgico seleccionado y la retina. Este sistema también incluye medios para producir y dirigir un haz de láser quirúrgico de uno o más impulsos de láser quirúrgico a la región objetivo quirúrgica seleccionada para realizar la cirugía tras suministrar el haz de láser preliminar.

Aún se da a conocer otro sistema quirúrgico de láser para realizar cirugía láser que incluye una fuente de láser que puede hacerse funcionar para producir impulsos láser, pudiendo ajustarse el láser para variar parámetros de los impulsos láser producidos; un módulo de óptica para recibir los impulsos láser procedentes de la fuente de láser y para guiar y dirigir los impulsos láser a un objetivo quirúrgico en un cuerpo de un sujeto sometido a cirugía; una unidad de monitor colocada para monitorizar una ubicación de los impulsos láser en el sujeto; y un controlador en comunicación con la fuente de láser y el módulo de óptica para controlar la fuente de láser y el módulo de óptica. El controlador puede hacerse funcionar para controlar la fuente de láser para operar en un primer modo en el que se fijan los parámetros de láser de los impulsos láser para producir fotodisrupción en el sujeto sin provocar daño a un

E08829584

23-01-2015

tejido sensible distal con respecto a una ubicación a la que se dirigen los impulsos láser, y un segundo modo en el que se fijan los parámetros de láser de los impulsos láser para producir operaciones quirúrgicas en el sujeto dañando un tejido en una ubicación a la que se dirigen los impulsos láser. El controlador puede hacerse funcionar para controlar el módulo de óptica para ajustar la dirección y ubicación de los impulsos láser, información basada en

5 la unidad de monitor, para colocar impulsos láser producidos por la fuente de láser en el primer modo en una ubicación entre un objetivo quirúrgico y tejido sensible para producir una región de fotodisrupción protectora y posteriormente para colocar un láser pulsado producido por la fuente de láser en el segundo modo en el objetivo quirúrgico.

10 Éstas y otras características se describen en mayor detalle en la descripción, los dibujos y las reivindicaciones.

Breve descripción de las figuras

La figura 1 ilustra una vista general de un ojo.

15 La figura 2 ilustra un ejemplo de un procedimiento quirúrgico oftálmico sin la introducción de una región de protección.

Las figuras 3A a 3B ilustran un ejemplo de un procedimiento quirúrgico oftálmico análogo con la introducción de una 20 región de protección.

La figura 4 ilustra las etapas de un procedimiento quirúrgico oftálmico a modo de ejemplo con la introducción de una región de protección.

25 La figura 5 ilustra el núcleo de un ojo.

La figura 6 ilustra un ejemplo de un procedimiento quirúrgico oftálmico.

Las figuras 7A a 7C ilustran el procedimiento de la figura 6. 30 La figura 8 ilustra la etapa 610.

La figura 9 muestra un ejemplo de un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes en el que se proporciona un módulo de obtención de imágenes para proporcionar las imágenes de un objetivo al control de láser.

35 Las figuras 10 a 18 muestran ejemplos de sistemas quirúrgicos de láser guiados por obtención de imágenes con grados variables de integración de un sistema quirúrgico de láser y un sistema de obtención de imágenes.

La figura 19 muestra un ejemplo de un método para realizar cirugía láser mediante la utilización de un sistema 40 quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes.

La figura 20 muestra un ejemplo de una imagen de un ojo a partir de un módulo de obtención de imágenes de tomografía de coherencia óptica (OCT).

45 Las figuras 21A, 21B, 21C y 21D muestran dos ejemplos de muestras de calibración para calibrar un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes.

La figura 22 muestra un ejemplo de unión de un material de muestra de calibración a una interfaz de paciente en un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes para calibrar el sistema.

50 La figura 23 muestra un ejemplo de marcas de referencia creadas por un haz de láser quirúrgico sobre una superficie de vidrio.

La figura 24 muestra un ejemplo del procedimiento de calibración y la operación quirúrgica tras la calibración para un 55 sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes.

Las figuras 25A y 25B muestran dos modos de funcionamiento de un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes a modo de ejemplo que captura imágenes de subproducto de fotodisrupción inducida por láser y el elemento objetivo para guiar la alineación de láser.

60 Las figuras 26 y 27 muestran ejemplos de operaciones de alineación de láser en sistemas quirúrgicos de láser guiados por obtención de imágenes.

La figura 28 muestra un sistema quirúrgico de láser a modo de ejemplo basado en la alineación de láser utilizando la 65 imagen del subproducto de fotodisrupción.

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

Descripción detallada

La figura 1 ilustra la estructura global del ojo. La luz incidente se propaga a través de la trayectoria óptica que incluye la córnea, la cámara anterior, la pupila, la cámara posterior, el cristalino y el humor vítreo. Estos elementos ópticos guían la luz sobre la retina.

Diversos sistemas quirúrgicos de láser oftálmicos utilizan láseres de alta tasa de repetición con un nivel de energía de impulso inferior para lograr un control más preciso del direccionamiento de láser, por ejemplo, micrómetros o decenas de micrómetros. En estos procedimientos, las altas tasas de repetición pueden suministrar una potencia promedio relativamente alta al objetivo y las estructuras adyacentes. Sólo una parte de la energía óptica suministrada de un impulso de láser se absorbe en la región objetivo quirúrgica. Por tanto, la luz de láser no absorbida o residual puede continuar propagándose en el ojo hasta alcanzar estructuras más profundas en el ojo y puede dañar una o más otras estructuras en el ojo que no son el objetivo quirúrgico deseado.

Por ejemplo, la retina en la parte posterior del ojo es una estructura sensible debido a su naturaleza altamente absorbente en la longitud de onda de luz visible y otras. Por tanto, en los sistemas quirúrgicos de láser de alta tasa de repetición descritos anteriormente, hay un riesgo potencial de que la luz residual que no se absorbe en la región objetivo quirúrgica pueda alcanzar la retina y dañarla. Por ejemplo, en cirugía corneal o de cristalino, la luz residual puede alcanzar la retina a un nivel de potencia peligrosamente alto tras pasar por las estructuras entre la córnea y la retina, incluyendo el iris y el cristalino. Además, el enfoque inadvertido de estos impulsos múltiples también podría dañar directamente estructuras sensibles que no son objetivos deseados.

Esta solicitud describe implementaciones de una técnica protectora que reduce el riesgo de dañar la retina u otras estructuras no objetivo sensibles dentro del ojo por la luz residual en sistemas de cirugía oftálmica de láser fotodisruptor de potencia promedio alta. Además, la presente técnica protectora también puede implementarse para reducir el riesgo de daño directo a partir de la fotodisrupción más allá del objetivo deseado.

El método protector descrito también puede implementarse en otras zonas fotosensibles del cuerpo, no sólo en el ojo.

En algunas implementaciones, antes de la aplicación de impulsos de láser quirúrgico, pueden enfocarse impulsos láser preliminares a una región de protección entre la región objetivo quirúrgica y la retina u otro objetivo sensible, con el fin de producir fotodisrupción en la región de protección. Este procedimiento puede crear un subproducto de fotodisrupción para servir como barrera de protección.

Por ejemplo, puede crearse un conjunto de burbujas de cavitación mediante láser en la región de protección como barrera de protección antes de realizar una cirugía oftálmica. La barrera de protección inducida por láser dispersa o absorbe luz y por tanto proporciona una pantalla de protección para la retina u otro tejido sensible frente a la fotodisrupción inadvertida por la luz utilizada durante el procedimiento oftálmico.

Tras la aplicación de los impulsos preliminares para formar la barrera o pantalla de protección, pueden aplicarse impulsos quirúrgicos a la región objetivo quirúrgica para realizar una cirugía fotodisruptora. En algunas situaciones, los impulsos láser preliminares pueden dirigirse a la región objetivo quirúrgica para formar la barrera de protección dentro del objetivo quirúrgico o de manera adyacente a su límite. Los parámetros de impulso de los impulsos láser preliminares, tales como energía, tasa de repetición, separación de puntos y otros, pueden elegirse para minimizar el riesgo de dañar la retina u otro tejido sensible. Tras los impulsos preliminares, pueden suministrarse impulsos de láser quirúrgico para realizar la cirugía.

La figura 2 ilustra un procedimiento fotodisruptor con láser sin haberse formado la barrera de protección descrita anteriormente entre la región objetivo quirúrgica y la retina. Puede utilizarse un láser pulsado 110 para generar un haz de láser 112, que consiste en impulsos láser. El haz de láser 112 puede enfocarse y dirigirse a un objetivo ocular 101 para realizar una cirugía láser. Pueden crearse subproductos de fotodisrupción 120 en el objetivo ocular 101 como resultado de la fotodisrupción inducida por láser. Los subproductos de fotodisrupción 120 pueden incluir burbujas de gas con un tamaño que varía ampliamente desde por debajo de 1 micrómetro hasta cientos de micrómetros, así como tejido cuyas propiedades ópticas se alteraron por el haz de láser 112. La luz residual 130 que no participó en la fotodisrupción del objetivo ocular 101 y no se absorbió por el mismo, o que se dispersó por el subproducto de fotodisrupción 120 puede alcanzar la retina 102 y, si es suficientemente potente, puede dañar la retina 102.

Las figuras 3A a 3B ilustran un procedimiento fotodisruptor con láser habiéndose formado la barrera de protección descrita anteriormente. En una etapa preparatoria, puede estimarse el potencial de lesión retiniana basándose en las características de un sistema de láser quirúrgico, en mediciones preparatorias y en observaciones del ojo del paciente y en la naturaleza del problema ocular, entre otros factores.

Pueden estimarse uno o más parámetros de láser de umbral de daño dentro de esta etapa preparatoria, representado las condiciones en las que el haz de láser 112 puede producir daño a la retina 102 u otro tejido

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

fotosensible preseleccionado. Los parámetros de láser incluyen energía, duración de impulso, separación espacial y tasa de repetición de impulsos láser.

Además, también pueden estimarse uno o más parámetros de láser de umbral de protección en esta etapa preparatoria, que representan las condiciones en las que un haz de láser puede crear subproductos de fotodisrupción 120 en una región preseleccionada, que puede proteger la retina 102 u otro tejido fotosensible. El umbral de protección puede depender del tejido o la región en la va a generarse el subproducto de fotodisrupción

120.

La figura 3A ilustra que antes de aplicar impulsos de láser quirúrgico al objetivo ocular 101, el laser 110 puede hacerse funcionar y controlarse para suministrar impulsos láser fotodisruptor preliminares 112-1 a una región de protección seleccionada 210 entre la retina 102 y un objetivo quirúrgico 101. Puede seleccionarse que los parámetros de láser de los impulsos láser fotodisruptor preliminares 112-1 estén entre el umbral de daño y los parámetros de umbral de protección estimados en la etapa preparatoria. Con una elección de este tipo, los impulsos láser preliminares 112-1 pueden realizar fotodisrupción o alterar ópticamente un tejido en la región de protección 210, mientras se evita provocar daño a la retina 102.

Un resultado de la aplicación de los impulsos láser preliminares 112-1 puede ser la creación de una barrera 220 de protección en la región de protección 210, formada por subproductos de fotodisrupción 120. Los subproductos de fotodisrupción 120 pueden incluir burbujas de gas de diversos tamaños, así como tejido con propiedades ópticas alteradas, tales como transparencia u opacidad. Estas barrera 220 de protección puede proteger la retina 102, u otro tejido fotosensible de la aplicación posterior de impulsos de láser quirúrgico 112-2, cuyos parámetros de láser pueden estar más allá del umbral de daño.

Dado que la retina 102 es curva, puede hacerse que la conformación de la barrera 220 de protección rodee parcialmente la región objetivo ocular 101 como una barrera entre el objetivo ocular 101 y la retina 102. Puede que tales barreras de protección 220 puedan bloquear la luz residual de los impulsos de láser quirúrgico 112-2.

La figura 3B ilustra que una vez que se forma la barrera 220 de protección, puede hacerse funcionar el láser 110 para suministrar impulsos de láser quirúrgico de alta potencia 112-2 al objetivo ocular 101 para realizar cirugía ocular en el objetivo ocular 101. Aunque los parámetros de láser de los impulsos de láser quirúrgico 112-2 pueden estar más allá del umbral de daño, debido al bloqueo o la dispersión de la luz residual 130 por la barrera 220 de protección formada previamente, la retina 102 permanece protegida por los impulsos de láser quirúrgico 112-2.

La figura 4 ilustra etapas de una implementación del método de cirugía oftálmica 400 descrito anteriormente.

La etapa 410 incluye determinar una región objetivo quirúrgica 101 en un ojo. Además, los parámetros de láser quirúrgico pueden elegirse para impulsos de láser quirúrgico para una cirugía oftálmica en la región objetivo quirúrgica de modo que los impulsos de láser quirúrgico sean suficientes para lograr la cirugía deseada, mientras que presentan un impacto limitado sobre la retina.

La etapa 420 incluye identificar una región de protección 210. Puede seleccionarse la región de protección 210 para que se ubique entre la región objetivo quirúrgica 101 y un tejido fotosensible, tal como la retina 102.

También puede seleccionarse que la región de protección 210 esté en las proximidades de, o incluso adyacente a, la parte más posterior de la región objetivo quirúrgica 101. La conformación de la región de protección 210 puede ser plana o curva, siguiendo posiblemente la superficie de la retina 102.

La etapa 420 incluye en algunos casos determinar una parte de un límite de un núcleo del ojo tal como se detalla en relación con la etapa 610 de la figura 6 a continuación.

La etapa 430 incluye estimar un umbral de daño del tejido fotosensible y un umbral de protección de la región de protección de los parámetros de láser en relación con la cirugía oftálmica. Esta etapa 430 puede incluir analizar las características de elementos de un sistema de láser quirúrgico, mediciones preparatorias y preoperatorias, observaciones del ojo del paciente, utilizar cálculos, utilizar un algoritmo basado en la edad, experimentos en cadáveres, consultar bases de datos y la naturaleza del problema ocular, entre otros factores.

Pueden estimarse uno o más parámetros de láser de umbral de daño que representan las condiciones en las que el haz de láser 112 puede producir daño a la retina 102 u otro tejido fotosensible. Los parámetros de láser incluyen energía, duración de impulso, separación espacial de impulsos, tasa de repetición y el número o la duración total de repeticiones de impulsos láser del haz de láser 112. El umbral de daño puede depender de las características de la retina 102 o el tejido fotosensible.

Además, también pueden estimarse uno o más parámetros de láser de umbral de protección que representan las condiciones en las que un haz de láser puede crear subproductos de fotodisrupción 120 en la región de protección, que pueden proteger la retina 102 u otro tejido fotosensible. Tales subproductos pueden incluir burbujas de gas o un

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

tejido cuyas propiedades ópticas se hayan alterado. Estas propiedades ópticas pueden incluir la transparencia y la opacidad de un tejido o de las burbujas de gas. El umbral de protección puede seleccionarse de modo que los subproductos de fotodisrupción 120, producidos por un haz de láser con estos parámetros de umbral de protección puedan bloquearse, desviarse, dispersarse, absorberse o mitigarse de alguna otra manera frente al potencial de lesión retiniana cuando se aplican los impulsos quirúrgicos. Por ejemplo, los parámetros de láser de umbral de protección pueden elegirse de modo que se generen burbujas de cavitación, generadas por un haz de láser con estos parámetros de umbral de protección con densidad suficiente de manera que puedan bloquear un haz de láser con parámetros quirúrgicos.

La identificación de la región de protección en la etapa 420 y la estimación del umbral de protección en la etapa 430 pueden realizarse de manera iterativa. En un ejemplo, el operario del láser 110 puede elegir una región de protección deseada 210, luego realizar una medición preparatoria en esa región para estimar un umbral de protección, entonces encontrar el umbral de protección no deseado, cambiar la región de protección deseada 210 y estimar nuevamente el umbral de protección.

La etapa 440 incluye aplicar un conjunto de impulsos láser preliminares 112-1 enfocados en o cerca de la región de protección identificada 210, en la que los parámetros de láser de los impulsos láser preliminares 112-1 están entre el umbral de daño y el umbral de protección. La etapa 440 puede incluir aplicar los impulsos láser preliminares 112-1 para formar una barrera 220 de protección en la región de protección 210. La barrera 220 de protección puede incluir subproductos de fotodisrupción 120, tales como burbujas de gas o tejido cuyas propiedades ópticas se han alterado. La conformación de la barrera 220 de protección puede ser plana o curva, siguiendo posiblemente la superficie de la retina 102.

La barrera 220 de protección puede incluir burbujas que son esencialmente permanentes, o burbujas que sólo son temporales y que finalmente se disuelven.

La etapa 450 incluye aplicar impulsos de láser quirúrgico 112-2 superando posiblemente los parámetros de láser quirúrgico el umbral de daño para la región objetivo ocular seleccionada 101.

Como resultado del método descrito anteriormente 400, pueden suministrarse impulsos láser de alta tasa de repetición a objetivos oculares 101 a energías y tasas de repetición que son óptimas para cirugía en estos objetivos, pero que en cualquier caso representarían un potencial de lesión retiniana en ausencia de la barrera 220 de protección formada por los impulsos láser preliminares 112-1. Esta técnica puede ser especialmente beneficiosa cuando la cirugía se realiza detrás de los protectores naturales de la retina, tales como el iris. Otros ejemplos incluyen cirugía realizada en el cristalino o el humor vítreo o estructuras en la cavidad vítrea del ojo.

En una forma de realización del método 400, el láser 110 se controla en primer lugar para suministrar impulsos láser preliminares 112-1 y se controla luego para suministrar impulsos de láser quirúrgico 112-2. En una implementación de una cirugía ocular utilizando fotodisrupción, puede utilizarse un láser 110 para producir impulsos láser que pueden generar fotodisrupción a tasas de repetición de cientos de impulsos por segundo a miles de millones de impulsos por segundo. Puede utilizarse un módulo de óptica para enfocar y dirigir los impulsos láser a estructuras oculares.

Los parámetros de impulso de láser pueden seleccionarse para la aplicación de uno o más impulsos láser preliminares 112-1 que no presentan un riesgo de lesión retiniana. El uno o más impulsos láser preliminares 112-1 pueden dirigirse a una región de protección seleccionada 210 entre la retina 102 y el objetivo quirúrgico deseado 101, posiblemente incluso en la parte posterior del propio objetivo quirúrgico 101. Los impulsos láser preliminares 112-1 pueden generar subproductos de fotodisrupción 120 dentro de la región de protección 210 para crear la barrera 220 de protección.

Tras suministrar uno o más impulsos láser preliminares 112-1, pueden seleccionarse los parámetros de impulso de láser quirúrgico para uno o más impulsos de láser quirúrgico 112-2 que pueden presentar un riesgo de lesión retiniana. El láser quirúrgico 110 y el módulo de óptica pueden controlarse para suministrar el uno o más impulsos de láser quirúrgico 112-2 al objetivo 101 para realizar la cirugía. Los subproductos de fotodisrupción 120, generados por los impulsos láser preliminares 112-1 pueden proteger la retina 102 de la luz residual 130 y otros efectos de los impulsos de láser quirúrgico 112-2 durante la cirugía.

Las figuras 5 a 8 ilustran un ejemplo específico del método anterior 400. Este ejemplo se refiere a realizar una cirugía de cataratas que incluye tratar el núcleo del ojo.

La figura 5 ilustra que en un cristalino 500 del ojo humano, una región puede desarrollar una transparencia reducida. El cristalino 500 se denomina en ocasiones lente cristalina debido a las proteínas cristalinas α, β y γ, que constituyen aproximadamente el 90% del cristalino. El cristalino presenta múltiples funciones ópticas en el ojo, incluyendo su capacidad de enfoque dinámico. El cristalino es un tejido único del cuerpo humano porque continúa aumentando de tamaño durante la gestación, tras el nacimiento y durante toda la vida. El cristalino crece desarrollando nuevas células fibrosas del cristalino comenzando desde el centro germinal ubicado en la periferia ecuatorial del cristalino.

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65 E08829584

23-01-2015

El nuevo crecimiento alrededor de un núcleo 501, denominado corteza 503, se desarrolla en capas, regiones o zonas elipsoidales concéntricas. Dado que el núcleo 501 y la corteza 503 se forman en diferentes fases del desarrollo humano, sus propiedades ópticas son distintas.

Como resultado de este proceso de crecimiento complejo, un cristalino típico 500 incluye el núcleo 501 más duro con una extensión axial de aproximadamente 2 mm, rodeado por la corteza 503 más blanda de anchura axial de 12 mm, contenida por una membrana 505 de cápsula mucho más fina, de anchura típica de aproximadamente 20 micrómetros. Estos valores pueden cambiar de una persona a otra en un grado considerable.

Las células fibrosas del cristalino experimentan una pérdida progresiva de elementos citoplasmáticos con el paso del tiempo. Puesto que ninguna vena sanguínea ni vaso linfático alcanza el cristalino para alimentar su zona interna, con el avance de la edad, en ocasiones se deterioran la claridad óptica, la flexibilidad y otras propiedades funcionales del cristalino.

En algunas circunstancias, incluyendo exposición a luz ultravioleta a largo plazo, exposición a radiación en general, desnaturalización de proteínas del cristalino, efectos secundarios de enfermedades tales como diabetes, hipertensión y edad avanzada, una región del núcleo 501 puede convertirse en una región de transparencia reducida

507. Un resultado de tales cambios es el desarrollo de presbicia y cataratas que aumentan en gravedad e incidencia con la edad.

La región de transparencia reducida o cataratas 507 puede retirarse a través de una cirugía de cataratas. Un procedimiento común es practicar una incisión en la cápsula 505 del cristalino turbio (capsulotomía), y retirar quirúrgicamente el interior, es decir la corteza 503 y el núcleo 501, mientras se deja la cápsula 505 del cristalino esencialmente intacta. Aunque la corteza 503 presenta dinámica de fluidos viscosos y por tanto puede retirarse mediante aspiración o incluso mediante simple succión, el núcleo es demasiado duro para este enfoque. En procedimientos previos, el núcleo 501 se retiraba normalmente como un todo. Este procedimiento requería practicar una incisión bastante grande en la capsule 505, por ejemplo con una longitud de de 12 mm. Finalmente, a menudo se insertaba una lente “intraocular” de plástico en la cápsula 505 como sustitución del núcleo 501. Sin embargo, una intervención a gran escala de este tipo en un órgano tan sensible a menudo conduce a consecuencias no deseadas, que por ejemplo hacen necesaria cirugía adicional.

La cirugía de cataratas puede realizarse eficazmente mediante la utilización del método descrito anteriormente 400. La presente solicitud describe métodos fotodisruptores para romper el núcleo 501 con el fin de facilitar su retirada a través de una incisión mucho más pequeña de la cápsula 505. Esto puede reducir los efectos secundarios no deseados y puede reducir el porcentaje de pacientes que necesitan cirugía de cataratas secundaria.

Los métodos fotodisruptores se aplican a una región dura del cristalino, que puede diferir en cierto grado del núcleo

501. Puede incluir sólo una parte del núcleo 501, por ejemplo cuando el núcleo va a modelarse en lugar de retirarse. En otros casos, también puede tratarse una región alrededor del núcleo 501 con métodos fotodisruptores. Todas las variaciones de la región dura del cristalino se denominarán colectivamente el núcleo 501. En algunos casos, este núcleo 501 puede ocupar una región de tipo elipsoide de aproximadamente 6-8 mm en el diámetro ecuatorial y de aproximadamente 2-3,5 mm en el diámetro o extensión axial. El tamaño de esta región puede ser diferente para pacientes diferentes, para enfermedad diferente y para procedimientos diferentes.

En un procedimiento de fragmentación del cristalino inducido por láser, los impulsos láser ionizan y gasifican la región objetivo, lo que conduce a la formación de burbujas de cavitación como subproductos fotodisruptores 120. Estas burbujas pueden formarse con un diámetro de algunos micrómetros y expandirse con velocidades supersónicas hasta 50-100 micrómetros. A medida que la expansión de las burbujas se desacelera hasta velocidades subsónicas, pueden inducir ondas de choque en el tejido circundante, produciendo disrupción secundaria. Tanto las propias burbujas como las ondas de choque inducidas llevan a cabo un objetivo del procedimiento: la disrupción, fragmentación o emulsificación del núcleo 501 seleccionado como objetivo sin tener que practicar una incisión en la cápsula 505. El núcleo 501 sometido a disrupción puede retirarse entonces a través de una incisión mucho más pequeña, posiblemente sin insertar un dispositivo quirúrgico en el propio cristalino.

Sin embargo, los impulsos láser en este procedimiento pueden presentar energía, duración de impulso, separación espacial, tasa de repetición u otro parámetro de láser que puede producir daño a la retina 102.

El peligro del daño potencial a la retina 102 puede reducirse aplicando impulsos de energía inferior o reduciendo las tasas de repetición de los impulsos láser. Sin embargo, hacer esto también reduce el impacto de los impulsos láser 112 y esto aumenta el tiempo requerido para completar la cirugía ocular.

A menudo se da el caso de que el tiempo disponible para la cirugía es limitado, ya que el ojo del paciente comienza a moverse de manera cada vez más incontrolable por una variedad de motivos. Tiempos de cirugía típicos son del orden de un minuto y raramente superan los dos minutos.

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

Aplicar el método descrito anteriormente 400 o sus variantes para formar en primer lugar una barrera 220 de protección con impulsos láser preliminares 112-1 permite que el operario del láser quirúrgico ocular 110 aplique impulsos de láser quirúrgico posteriores 112-2 con mayor energía y en densidad superior. Sin la barrera 220 de protección los impulsos láser con tales parámetros de láser quirúrgico habrían dañado la retina 102. Este método puede reducir por tanto el tiempo necesario para la cirugía.

La figura 6 ilustra un procedimiento quirúrgico ocular 600 para someter a fotodisrupción el núcleo 501 en relación con una cirugía de cataratas, desarrollada a partir de las consideraciones anteriores.

La figura 7 ilustra el método de la figura 6, en el que los subproductos de fotodisrupción 120 son principalmente burbujas de gas. También son posibles otros subproductos de fotodisrupción 120.

En la etapa 610 puede determinarse un límite 702 del núcleo 501 a partir de la medición de una característica mecánica u óptica del cristalino 500. El método 600 puede incluir la etapa 610 porque si los impulsos láser se aplican fuera del núcleo 501, las burbujas generadas pueden expandirse considerablemente y de una manera difícil de controlar. Por tanto, algunos ejemplos pueden incluir en primer lugar una determinación del límite 702 del núcleo 501 de modo que los impulsos láser preliminares 112-1 pueden enfocarse dentro del núcleo 501 en una región de protección 210 para formar una barrera 220 de protección bien controlada.

La figura 8 muestra un ejemplo de la etapa 610 basándose en las características mecánicas de las burbujas. Puede generarse una serie de burbujas-sonda 810 en el cristalino 500, por ejemplo, sustancialmente paralelas con el eje principal del ojo, separadas una distancia adecuada, tal como de 10 a 100 micrómetros. Pueden generarse otras series de burbujas en otras zonas del cristalino. Tal como se muestra, puesto que el núcleo 501 más duro muestra más resistencia frente a la expansión de las burbujas que la corteza 503 blanda, las burbujas-sonda 810-1 dentro del núcleo 501 duro pueden expandirse más lentamente que en la corteza 503. Del mismo modo, la corteza 503 puede ejercer menos resistencia frente a la expansión de las burbujas que el núcleo 501 y por tanto las burbujas-sonda 810-2 en la corteza 503 pueden expandirse más rápido. Entonces puede identificarse una parte del límite 702 entre el núcleo 501 y la corteza 503 como la línea o región que separa las burbujas-sonda que se expanden lentamente 810-1 de las burbujas-sonda que se expanden rápidamente 810-2.

La expansión de las burbujas-sonda 810 y la línea de separación identificada pueden observarse y seguirse mediante un método de observación óptico. Muchos de tales métodos se conocen, incluyendo todos los tipos de técnicas de obtención de imágenes. Puede utilizarse el mapeo o registro de otro modo de estos puntos de separación para establecer el límite 702, o por lo menos una parte del mismo entre las regiones de cristalino del núcleo 501 más duro y la corteza 503 más blanda. La etapa 610 puede ser preoperatoria, es decir realizarse antes del procedimiento quirúrgico, o intraoperatoria, es decir realizarse como una fase inicial del procedimiento quirúrgico.

También pueden aplicarse otros métodos diversos para la etapa 610. Por ejemplo, pueden realizarse mediciones ópticas o estructurales antes del procedimiento quirúrgico en el paciente. O puede utilizarse alguna base de datos, que correlaciona alguna otra característica medible del ojo con el tamaño del núcleo, por ejemplo utilizando un algoritmo dependiente de la edad. En algunos casos, también puede emplearse un cálculo explícito. En algunos casos pueden utilizarse incluso datos de cadáveres. También es posible generar la serie de burbujas anterior, entonces aplicar una agitación por ultrasonidos y observar la oscilación inducida de las burbujas, especialmente su frecuencia. A partir de estas observaciones, también puede inferirse la dureza del tejido circundante.

En algunos casos, puede utilizarse el método de tomografía de coherencia óptica (OCT) en la etapa 610. Entre otros aspectos, la OCT puede medir la opacidad del tejido del que se obtienen imágenes. A partir de esta medición, pueden inferirse de nuevo el tamaño de las burbujas y la dureza de la región.

Además, el núcleo 501 puede seleccionarse basándose en alguna otra consideración, por ejemplo cuando sólo va al retirarse la región de cataratas, o sólo va a modelarse el núcleo 501. Todos estos métodos están dentro del alcance de la etapa 610 de la figura 6, y se ilustran en la figura 7A, indicando la línea discontinua el límite 702 del núcleo

501.

La figura 6 ilustra que en la etapa 620 puede determinarse un umbral de daño de la retina 102 y un umbral de protección del núcleo 501. Tal como se describió anteriormente en relación con la etapa 430, puede seleccionarse la energía, separación de puntos, duración y frecuencia de repetición de los impulsos láser preliminares 112-1 basándose en una medición preoperatoria de las propiedades ópticas o estructurales del cristalino. Alternativamente, la selección de la energía de láser y la separación de objetivos puede basarse en una medición preoperatoria de las dimensiones globales del cristalino y la utilización de un algoritmo dependiente de la edad, cálculos, mediciones en cadáveres, bases de datos o cualquier método adecuado equivalente.

Los umbrales pueden referirse a cualquiera de los parámetros de láser. Por ejemplo, en algunas implementaciones, la duración de los impulsos láser preliminares 112-1 puede variar entre los umbrales de 0,01 picosegundos y 50 picosegundos. En algunas implementaciones, la energía de láser por impulso de láser preliminar puede variar entre los umbrales de 0,5 microJ y 50 microJ. Algunos procedimientos pueden utilizar una energía por impulso en el

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65 E08829584

23-01-2015

intervalo de 5 microJ a 25 microJ. La tasa de repetición del impulso de láser puede variar entre los umbrales de 10 kHz y 100 MHz.

La etapa 630 incluye aplicar impulsos láser preliminares 112-1 con parámetros de láser entre los umbrales determinados a una región de protección 210 en una región posterior del núcleo 501 para formar una barrera 220 de protección. La barrera 220 de protección puede incluir subproductos de fotodisrupción 120 tales como burbujas de gas. Puesto que los parámetros de láser de los impulsos láser preliminares 112-1 están entre el umbral de daño y el umbral de protección, no dañan la retina 102 de manera apreciable, mientras que pueden formar la barrera 220 de protección.

La figura 7B ilustra la etapa 630, en la que una región de protección 210 se identifica en una región posterior del núcleo 501 en las proximidades del límite 702, seguido por aplicar los impulsos láser preliminares 112-1 para formar la barrera 220 de protección. La etapa 630 puede incluir generar burbujas para someter a fotodisrupción, fragmentar

o incluso emulsificar el tejido de la barrera 220 de protección del núcleo 501.

La etapa 640 incluye aplicar impulsos láser de quirúrgico 112-2 a una región objetivo quirúrgica 101 antes de la barrera 220 de protección en el núcleo 501. Puesto que la barrera 220 de protección se ha formado en la etapa 630, los parámetros de láser de los impulsos de láser quirúrgico 112-2 pueden seleccionarse para superar el umbral de daño. Tales impulsos láser podrían haber dañado la retina 102 sin la barrera 220 de protección formada en la etapa anterior 630.

La figura 7C ilustra la etapa 640, en la que se genera un segundo set de burbujas en la región objetivo quirúrgica 101 mediante impulsos de láser quirúrgico 112-2. La región objetivo quirúrgica 101 puede ser anterior a la barrera 220 de protección ya formada.

En ambas etapas 630 y 640, los impulsos láser 112 pueden enfocarse a una pequeña región (por ejemplo con un diámetro de 1-10 micrómetros) y luego el punto focal puede moverse de manera sistémica, tal como en una trayectoria espiral o concéntrica. En otros ejemplos, los impulsos láser 112 se aplican a regiones más extendidas, tales como a una región con un diámetro de cientos de micrómetros, en cuyo caso puede ser necesario un movimiento limitado o ausencia del mismo en la región focal.

En implementaciones del método 600 la etapa quirúrgica 640 puede aplicarse repetidamente moviendo la región focal u objetivo de los impulsos de láser quirúrgico 112-2 a lo largo de una dirección desde la parte posterior del núcleo 501 hasta la parte anterior del núcleo 501. Esta secuencia de las etapas quirúrgicas 640 controla y limita la acumulación y propagación de burbujas en la trayectoria óptica de los impulsos de láser quirúrgico posteriores 112

2. Estas implementaciones permiten que los impulsos de láser quirúrgico posteriores 112-2 suministren toda su energía a la zona objetivo, permiten un mejor control de los impulsos de láser quirúrgico posteriores 112-2, así como la obtención de imágenes más clara de la zona quirúrgica beneficiando a la persona que realiza el procedimiento.

Estas etapas 610-640 pueden ir seguidas por la retirada del núcleo 501 fragmentado, sometido a disrupción, emulsificado o modificado de otro modo, si se requiere o se desea, tal como en una cirugía de cataratas. Un método de retirar el núcleo 501 fragmentado, sometido a disrupción o modificado de otro modo es crear una o más pequeñas aberturas o incisiones en la cápsula 505 del cristalino, y luego insertar una sonda de aspiración para retirar el material fragmentado mediante aspiración. En otros ejemplos, una simple succión puede extraer el material fragmentado, así como el material viscoso no fragmentado, tal como la corteza, sin insertar una sonda en la cápsula. Aún en otros ejemplos, pueden utilizarse medios de retirada mecánicos, de succión, ultrasónicos, de láser, de fluido calentado u otros.

Las figuras 9 a 28 ilustran diversos sistemas de cirugía oftálmica láser que pueden utilizarse para implementar las técnicas y procedimientos descritos anteriormente.

Un aspecto importante de los procedimientos quirúrgicos de láser es el control preciso y el direccionamiento de un haz de láser, por ejemplo, la posición del haz y el enfoque del haz. Los sistemas de cirugía láser pueden diseñarse para incluir herramientas de direccionamiento y control de láser para dirigir de manera precisa los impulsos láser hacia un objetivo particular dentro del tejido. En diversos sistemas quirúrgicos de láser fotodisruptor de nanosegundo, tales como los sistemas de láser de Nd:YAG, el nivel requerido de precisión de direccionamiento es relativamente bajo. Esto se debe en parte a que la energía de láser utilizada es relativamente alta y por tanto la zona tisular afectada también es relativamente grande, cubriendo a menudo una zona afectada con una dimensión en los cientos de micrómetros. El tiempo entre impulsos láser en tales sistemas tiende a ser largo y el direccionamiento controlado manualmente es factible y se utiliza comúnmente. Un ejemplo de tales mecanismos de direccionamiento manual es un biomicroscopio para visualizar el tejido objetivo en combinación con una fuente de láser secundaria utilizada como haz de direccionamiento. El cirujano mueve manualmente el enfoque de una lente de enfoque de láser, habitualmente con un control de joystick, que es parfocal (con o sin desviación) con su imagen a través del microscopio, de modo que el haz quirúrgico o haz de direccionamiento está en la mejor posición de enfoque en el objetivo deseado.

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

Tales técnicas diseñadas para su utilización con sistemas quirúrgicos de láser de baja tasa de repetición pueden ser difíciles de utilizar con láseres de alta tasa de repetición que operan a miles de disparos por segundo y energía relativamente baja por impulso. En operaciones quirúrgicas con láseres de alta tasa de repetición, puede requerirse una precisión mucho más alta debido a los pequeños efectos de cada impulso de láser individual y puede requerirse una velocidad de posicionamiento mucho más alta debido a la necesidad de suministrar miles de impulsos a nuevas zonas de tratamiento muy rápidamente.

Los ejemplos de láseres pulsados de alta tasa de repetición para sistemas quirúrgicos de láser incluyen láseres pulsados a una tasa de repetición de impulso de miles de disparos por segundo o más con una energía relativamente baja por impulso. Tales láseres utilizan energía relativamente baja por impulso para localizar el efecto tisular producido por la fotodisrupción inducida por láser, por ejemplo, la zona tisular sometida a impacto por la fotodisrupción del orden de micrómetros o decenas de micrómetros. Este efecto tisular localizado puede mejorar la precisión de la cirugía láser y puede ser deseable en determinados procedimientos quirúrgicos tales como la cirugía ocular láser. En un ejemplo de una cirugía de este tipo, puede utilizarse la colocación de muchos cientos, miles o millones de impulsos contiguos, casi contiguos o separados por distancias conocidas, para lograr determinados efectos quirúrgicos deseados, tales como incisiones, separaciones o fragmentación tisulares.

Diversos procedimientos quirúrgicos que utilizan sistemas quirúrgicos de láser fotodisruptor de alta tasa de repetición con duraciones de impulso de láser más cortas pueden requerir alta precisión en el posicionamiento de cada impulso en el tejido objetivo sometido a cirugía tanto en una posición absoluta con respecto a una ubicación objetivo en el tejido objetivo como en una posición relativa con respecto a los impulsos precedentes. Por ejemplo, en algunos casos, puede requerirse que se suministren impulsos láser próximos entre sí con una exactitud de unos pocos micrómetros dentro del tiempo entre impulsos, que puede ser del orden de microsegundos. Puesto que el tiempo entre dos impulsos secuenciales es corto y el requisito de precisión para la alineación de impulsos es alta, puede que ya no sea adecuado o factible el direccionamiento manual tal como se utiliza en sistemas de láser pulsado de baja tasa de repetición.

Una técnica para facilitar y controlar el requisito de posicionamiento preciso, de alta velocidad, para suministrar impulsos láser al tejido es unir una placa de aplanamiento compuesta por un material transparente tal como un vidrio con una superficie de contacto predefinida con el tejido de modo que la superficie de contacto de la placa de aplanamiento forme una interfaz óptica bien definida con el tejido. Esta interfaz bien definida puede facilitar la transmisión y el enfoque de la luz de láser al tejido para controlar o reducir aberraciones o variaciones ópticas (tales como las debidas a propiedades o cambios ópticos oculares específicos que se producen con el secado de la superficie) que son el punto más crítico en la superficie de contacto aire-tejido, que en el ojo está en la superficie anterior de la córnea. Las lentes de contacto pueden diseñarse para diversas aplicaciones y objetivos dentro del ojo y otros tejidos, incluyendo las que son desechables o reutilizables. El vidrio de contacto o la placa de aplanamiento sobre la superficie del tejido objetivo puede utilizarse como placa de referencia en relación con la cual se enfocan impulsos láser a través del ajuste de elementos de enfoque dentro del sistema de suministro de láser. Esta utilización de un vidrio de contacto o placa de aplanamiento proporciona un mejor control de las calidades ópticas de la superficie tisular y por tanto permite que los impulsos láser se coloquen con exactitud a alta velocidad en una ubicación deseada (punto de interacción) en el tejido objetivo en relación con la placa de referencia de aplanamiento con poca distorsión óptica de los impulsos láser.

Un modo de implementar una placa de aplanamiento en un ojo es utilizar la placa de aplanamiento para proporcionar una referencia posicional para suministrar los impulsos láser en un tejido objetivo en el ojo. Esta utilización de la placa de aplanamiento como referencia posicional puede basarse en la ubicación deseada conocida del enfoque de impulsos láser en el objetivo con suficiente exactitud antes de disparar los impulsos láser y en que las posiciones relativas de la placa de referencia y el objetivo tisular interno individual deben permanecer constantes durante el disparo del láser. Además, este método puede requerir que el enfoque del impulso de láser a la ubicación deseada sea predecible y repetible entre los ojos o en diferentes regiones dentro del mismo ojo. En sistemas prácticos, puede ser difícil utilizar la placa de aplanamiento como referencia posicional para localizar con precisión impulsos láser de modo intraocular debido a que puede que no se cumplan las condiciones anteriores en sistemas prácticos.

Por ejemplo, si el cristalino es el objetivo quirúrgico, la distancia precisa desde la placa de referencia en la superficie del ojo hasta el objetivo tiende a variar debido a la presencia de estructuras comprimibles, tales como la propia córnea, la cámara anterior y el iris. No sólo es su variabilidad considerable en la distancia entre la córnea aplanada y el cristalino entre ojos individuales, sino que también puede haber variación dentro del mismo ojo dependiendo de la técnica quirúrgica y de aplanamiento específica utilizada por el cirujano. Además, puede haber movimiento del tejido del cristalino seleccionado como objetivo en relación con la superficie aplanada durante el disparo de los miles de impulsos láser requeridos para lograr el efecto quirúrgico, complicando adicionalmente el suministro exacto de los impulsos. Además, la estructura dentro del ojo puede moverse debido a la acumulación de subproductos fotodisruptores, tales como burbujas de cavitación. Por ejemplo, los impulsos láser suministrados al cristalino pueden hacer que la cápsula del cristalino sobresalga hacia fuera, requiriendo ajuste para seleccionar como objetivo este tejido para la colocación posterior de impulsos láser. Además, puede ser difícil utilizar modelos y simulaciones informáticas para predecir, con suficiente exactitud, la ubicación real de los tejidos objetivo una vez retirada la placa

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65 E08829584

23-01-2015

de aplanamiento y para ajustar la colocación de los impulsos láser para lograr la localización deseada sin aplanamiento en parte debido a la naturaleza altamente variable de los efectos de aplanamiento, que pueden depender de factores particulares para la córnea o el ojo individual, y la técnica quirúrgica y de aplanamiento específica utilizada por un cirujano.

Además de los efectos físicos del aplanamiento que afectan de manera desproporcionada a la localización de estructuras tisulares internas, en algunos procedimientos quirúrgicos, puede ser deseable que un sistema de direccionamiento anticipe o tenga en cuenta las características no lineales de la fotodisrupción que pueden producirse cuando se utilizan láseres de corta duración de impulso. La fotodisrupción es un procedimiento óptico no lineal en el material tisular y puede producir complicaciones en la alineación de haz y el direccionamiento de haz. Por ejemplo, uno de los efectos ópticos no lineales en el material tisular cuando interacciona con impulsos láser durante la fotodisrupción es que el índice de refracción del material tisular experimentado por los impulsos láser ya no es constante sino que varía con la intensidad de la luz. Puesto que la intensidad de la luz en los impulsos láser varía espacialmente dentro del haz de láser pulsado, a lo largo y a través de la dirección de propagación del haz de láser pulsado, el índice de refracción del material tisular también varía espacialmente. Una consecuencia de este índice de refracción no lineal es el autoenfoque o el autodesenfoque en el material tisular que cambia el enfoque real y desvía la posición del enfoque del haz de láser pulsado dentro del tejido. Por tanto, también puede ser necesaria una alineación precisa del haz de láser pulsado con cada posición de tejido objetivo en el tejido objetivo para tener en cuenta los efectos ópticos no lineales del material tisular sobre el haz de láser. Además, puede ser necesario ajustar la energía en cada impulso para suministrar el mismo efecto físico en diferentes regiones del objetivo debido a las diferentes características físicas, tales como dureza, o debido a consideraciones ópticas tales como absorpción

o dispersión de la luz de impulso de láser que se desplaza hasta una región particular. En tales casos, las diferencias en los efectos de enfoque no lineales entre impulsos de diferentes valores de energía también pueden afectar a la alineación de láser y el direccionamiento de láser de los impulsos quirúrgicos.

Por tanto, en procedimientos quirúrgicos en los que se seleccionan como objetivo estructuras no superficiales, la utilización de una placa de aplanamiento superficial basándose en una referencia posicional proporcionada por la placa de aplanamiento puede ser insuficiente para lograr la localización de impulsos láser precisa en objetivos tisulares internos. La utilización de la placa de aplanamiento como referencia para guiar el suministro de láser puede requerir mediciones del grosor y la posición de placa de la placa de aplanamiento con alta exactitud debido a que la desviación con respecto al valor nominal se traduce directamente en un error de precisión de profundidad. Las lentes de aplanamiento de alta precisión pueden ser costosas, especialmente para placas de aplanamiento desechables de utilización única.

Las técnicas, el aparato y los sistemas descritos en este documento pueden implementarse en modos que proporcionen un mecanismo de direccionamiento para suministrar impulsos láser cortos a través de una placa de aplanamiento a una ubicación deseada dentro del ojo con precisión y a alta velocidad sin requerir la ubicación deseada conocida del enfoque de impulso de láser en el objetivo con exactitud suficiente antes de disparar los impulsos láser y sin requerir que las posiciones relativas de la placa de referencia y del objetivo tisular interno individual permanezcan constantes durante el disparo del láser. Como tal, pueden utilizarse las presentes técnicas, aparato y sistemas para diversos procedimientos quirúrgicos en los que las condiciones físicas del tejido objetivo sometido a cirugía tienden a variar y son difíciles de controlar y la dimensión de la lente de aplanamiento tiende a variar de una lente a otra. Las presentes técnicas, aparato y sistemas también pueden utilizarse para otros objetivos quirúrgicos en los que está presente distorsión o movimiento del objetivo quirúrgico en relación con la superficie de la estructura o los efectos ópticos no lineales hacen que el direccionamiento preciso sea problemático.

Los ejemplos para tales objetivos quirúrgicos diferentes del ojo incluyen el corazón, tejido más profundo en la piel y otros.

Las presentes técnicas, aparato y sistemas pueden implementarse en modos que mantienen los beneficios proporcionados por una placa de aplanamiento, incluyendo, por ejemplo, el control de la conformación y la hidratación de la superficie, así como reducciones en la distorsión óptica, mientras que se proporciona la localización precisa de la fotodisrupción a estructuras internas de la superficie aplanada. Esto puede lograrse a través de la utilización de un dispositivo de obtención de imágenes integrado para localizar el tejido objetivo en relación con la óptica de enfoque del sistema de suministro. El tipo exacto de dispositivo y método de obtención de imágenes puede variar y puede depender de la naturaleza específica del objetivo y del nivel de precisión requerido.

Una lente de aplanamiento puede implementarse con otro mecanismo para fijar el ojo para evitar el movimiento de traslación y rotación del ojo. Los ejemplos de tales dispositivos de fijación incluyen la utilización de un anillo de succión. Tal mecanismo de fijación también puede conducir a la distorsión o el movimiento no deseados del objetivo quirúrgico. Las presentes técnicas, aparato y sistemas pueden implementarse para proporcionar, para sistemas quirúrgicos de láser de alta tasa de repetición que utilizan una placa de aplanamiento y/o medios de fijación para objetivos quirúrgicos no superficiales, un mecanismo de direccionamiento para proporcionar obtención de imágenes intraoperatoria para monitorizar tal distorsión y movimiento del objetivo quirúrgico.

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

Se describen a continuación ejemplos específicos de técnicas, aparato y sistemas quirúrgicos de láser que utilizan un módulo de obtención de imágenes óptico para capturar imágenes de un tejido objetivo para obtener información de posicionamiento del tejido objetivo, por ejemplo, antes y durante un procedimiento quirúrgico. Una información de posicionamiento obtenida de este tipo puede utilizarse para controlar el posicionamiento y el enfoque del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo para proporcionar un control exacto de la colocación de los impulsos de láser quirúrgico en sistemas de láser de alta tasa de repetición. En un ejemplo, durante un procedimiento quirúrgico, las imágenes obtenidas por el módulo de obtención de imágenes óptico pueden utilizarse para controlar dinámicamente la posición y el enfoque del haz de láser quirúrgico. Además, puesto que los impulsos láser disparados y de baja energía tienden a ser sensibles a distorsiones ópticas, un sistema quirúrgico de láser de este tipo puede implementar una placa de aplanamiento con una superficie de contacto plana o curva que se une al tejido objetivo para proporcionar una interfaz óptica controlada y estable entre el tejido objetivo y el sistema de láser quirúrgico y para mitigar y controlar las aberraciones ópticas en la superficie tisular.

Como ejemplo, la figura 9 muestra un sistema quirúrgico de láser basado en aplanamiento y obtención de imágenes óptica. Este sistema incluye un láser pulsado 1010 para producir un haz de láser quirúrgico 1012 de impulsos láser, y un módulo de óptica 1020 para recibir el haz de láser quirúrgico 1012 y para enfocar y dirigir el haz de láser quirúrgico enfocado 1022 sobre un tejido objetivo 1001, tal como un ojo, para producir fotodisrupción en el tejido objetivo 1001. Puede proporcionarse una placa de aplanamiento que esté en contacto con el tejido objetivo 1001 para producir una superficie de contacto para transmitir impulsos láser al tejido objetivo 1001 y la luz que procede del tejido objetivo 1001 a través de la superficie de contacto. De manera notable, se proporciona un dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 para capturar la luz 1050 que porta imágenes 1050 de tejido objetivo o información de obtención de imágenes desde el tejido objetivo 1001 para crear una imagen del tejido objetivo 1001. La señal de obtención de imágenes 1032 del dispositivo de obtención de imágenes 1030 se envía a un módulo de control del sistema 1040. El módulo de control del sistema 1040 funciona procesando las imágenes capturadas del dispositivo de obtención de imágenes 1030 y controlando el módulo de óptica 1020 para ajustar la posición y el enfoque del haz de láser quirúrgico 1022 en el tejido objetivo 101 basándose en la información de las imágenes capturadas. El módulo de óptica 120 puede incluir una o más lentes y puede incluir además uno o más reflectores. Puede incluirse un actuador de control en el módulo de óptica 1020 para ajustar el enfoque y la dirección del haz en respuesta a una señal de control de haz 1044 desde el módulo de control del sistema 1040. El módulo de control 1040 también puede controlar el láser pulsado 1010 por medio de una señal de control de láser 1042.

El dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 puede implementarse para producir un haz de obtención de imágenes óptico que está separado del haz de láser quirúrgico 1022 para estudiar mediante sonda el tejido objetivo 1001 y la luz devuelta del haz de obtención de imágenes óptico se captura por el dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 para obtener las imágenes del tejido objetivo 1001. Un ejemplo de un dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 de este tipo es un módulo de obtención de imágenes de tomografía de coherencia óptica (OCT) que utiliza dos haces de obtención de imágenes, un haz de sonda dirigido al tejido objetivo 1001 a través de la placa de aplanamiento y otro haz de referencia en una trayectoria óptica de referencia, para interferir ópticamente entre sí para obtener imágenes del tejido objetivo 1001. En otros ejemplos, el dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 puede utilizar luz dispersada o reflejada del tejido objetivo 1001 para capturar imágenes sin enviar un haz de obtención de imágenes óptico designado al tejido objetivo 1001. Por ejemplo, el dispositivo de obtención de imágenes 1030 puede ser una matriz de detección de elementos de detección tales como sensores CCD o CMS. Por ejemplo, las imágenes de subproducto de fotodisrupción producidas por el haz de láser quirúrgico 1022 pueden capturarse por el dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 para controlar el enfoque y el posicionamiento del haz de láser quirúrgico 1022. Cuando el dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 está diseñado para guiar la alineación del haz de láser quirúrgico utilizando la imagen del subproducto de fotodisrupción, el dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 captura imágenes del subproducto de fotodisrupción tal como las burbujas o cavidades inducidas por el láser. El dispositivo de obtención de imágenes 1030 también puede ser un dispositivo de obtención de imágenes por ultrasonidos para capturar imágenes basándose en imágenes acústicas.

El módulo de control del sistema 1040 procesa los datos de imágenes del dispositivo de obtención de imágenes 1030 que incluye la información de desviación de posición para el subproducto de fotodisrupción con respecto a la posición de tejido objetivo en el tejido objetivo 1001. Basándose en la información obtenida de la imagen, se genera la señal de control de haz 1044 para controlar el módulo de óptica 1020 que ajusta el haz de láser 1022. Puede incluirse una unidad de procesamiento digital en el módulo de control del sistema 1040 para realizar diversos procesamientos de datos para la alineación de láser.

Las técnicas y sistemas anteriores pueden utilizarse para suministrar impulsos láser de alta tasa de repetición a objetivos bajo la superficie con una precisión requerida para la colocación de impulsos contiguos, según sea necesario para aplicaciones de corte o alteración de volumen. Esto puede llevarse a cabo con o sin la utilización de una fuente de referencia sobre la superficie del objetivo y puede tenerse en cuenta el movimiento del objetivo tras el aplanamiento o durante la colocación de los impulsos láser.

La placa de aplanamiento en los presentes sistemas se proporciona para facilitar y controlar el requisito de posicionamiento preciso, de alta velocidad, para suministrar impulsos láser al tejido. Una placa de aplanamiento de este tipo puede estar compuesta por un material transparente tal como un vidrio con una superficie de contacto

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

predefinida para el tejido de modo que la superficie de contacto de la placa de aplanamiento forme una interfaz óptica bien definida con el tejido. Esta interfaz bien definida puede facilitar la transmisión y el enfoque de la luz de láser al tejido para controlar o reducir aberraciones o variaciones ópticas (tales como las debidas a propiedades o cambios ópticos oculares específicos que se producen con el secado de la superficie) que son el punto más crítico en la superficie de contacto aire-tejido, que en el ojo está en la superficie anterior de la córnea. Se han diseñado varias lentes de contacto para diversas aplicaciones y objetivos dentro del ojo y otros tejidos, incluyendo las que son desechables o reutilizables. El vidrio de contacto o placa de aplanamiento sobre la superficie del tejido objetivo se utiliza como placa de referencia en relación con la cual se enfocan impulsos láser a través del ajuste de elementos de enfoque dentro del sistema de suministro de láser. Inherente a un enfoque de este tipo son los beneficios adicionales proporcionados por el vidrio de contacto o la placa de aplanamiento descritos anteriormente, incluyendo el control de las calidades ópticas de la superficie tisular. Por consiguiente, los impulsos láser pueden colocarse con exactitud a una alta velocidad en una ubicación deseada (punto de interacción) en el tejido objetivo en relación con la placa de referencia de aplanamiento con poca distorsión óptica de los impulsos láser.

El dispositivo de obtención de imágenes óptico 1030 en la figura 9 captura imágenes del tejido objetivo 1001 a través de la placa de aplanamiento. El módulo de control 1040 procesa las imágenes capturadas para extraer la información de posición de las imágenes capturadas y utiliza la información de posición extraída como referencia o guía de posición para controlar la posición y el enfoque del haz de láser quirúrgico 1022. Esta cirugía láser guiada por obtención de imágenes puede implementarse sin basarse en la placa de aplanamiento como referencia de posición porque la posición de la placa de aplanamiento tiende a cambiar debido a diversos factores tal como se comentó anteriormente. Por tanto, aunque la placa de aplanamiento proporciona una interfaz óptica deseada para que el haz de láser quirúrgico entre en el tejido objetivo y capture imágenes del tejido objetivo, puede ser difícil utilizar la placa de aplanamiento como referencia de posición para alinear y controlar la posición y el enfoque del haz de láser quirúrgico para el suministro con exactitud de impulsos láser. El control guiado por obtención de imágenes de la posición y el enfoque del haz de láser quirúrgico basado en el dispositivo de obtención de imágenes 1030 y el módulo de control 1040 permite que se utilicen las imágenes del tejido objetivo 1001, por ejemplo, imágenes de estructuras internas de un ojo, como referencias de posición, sin utilizar la placa de aplanamiento para proporcionar una referencia de posición.

Además de los efectos físicos del aplanamiento que afectan de manera desproporcionada a la localización de estructuras tisulares internas, en algunos procedimientos quirúrgicos, puede ser deseable que un sistema de direccionamiento anticipe o tenga en cuenta las características no lineales de la fotodisrupción que pueden producirse cuando se utilizan láseres de corta duración de impulso. La fotodisrupción puede producir complicaciones en la alineación de haz y el direccionamiento de haz. Por ejemplo, uno de los efectos ópticos no lineales en el material tisular cuando interacciona con impulsos láser durante la fotodisrupción es que el índice de refracción del material tisular experimentado por los impulsos láser ya no es constante sino que varía con la intensidad de la luz. Puesto que la intensidad de la luz en los impulsos láser varía espacialmente dentro del haz de láser pulsado, a lo largo y a través de la dirección de propagación del haz de láser pulsado, el índice de refracción del material tisular también varía espacialmente. Una consecuencia de este índice de refracción no lineal es el autoenfoque o el autodesenfoque en el material tisular que cambia el enfoque real y desvía la posición del enfoque del haz de láser pulsado dentro del tejido. Por tanto, también puede ser necesaria una alineación precisa del haz de láser pulsado con cada posición de tejido objetivo en el tejido objetivo para tener en cuenta los efectos ópticos no lineales del material tisular sobre el haz de láser. La energía de los impulsos láser puede ajustarse para suministrar el mismo efecto físico en diferentes regiones del objetivo debido a las diferentes características físicas, tales como dureza, o debido a consideraciones ópticas tales como absorpción o dispersión de la luz de impulso de láser que se desplaza hasta una región particular. En tales casos, las diferencias en los efectos de enfoque no lineales entre impulsos de diferentes valores de energía también pueden afectar a la alineación de láser y el direccionamiento de láser de los impulsos quirúrgicos. En este sentido, las imágenes directas obtenidas del elemento objetivo por el dispositivo de obtención de imágenes 1030 pueden utilizarse para monitorizar la posición real del haz de láser quirúrgico 1022 que refleja los efectos combinados de los efectos ópticos no lineales en el tejido objetivo y proporcionan referencias de posición para controlar la posición de haz y el enfoque de haz.

Las técnicas, el aparato y los sistemas descritos en la presente memoria pueden utilizarse en combinación con una placa de aplanamiento para proporcionar el control de la conformación e hidratación de la superficie, para reducir la distorsión óptica y para proporcionar la localización precisa de la fotodisrupción para estructuras internas a través de la superficie aplanada. El control guiado por obtención de imágenes de la posición y el enfoque de haz descrito en la presente memoria puede aplicarse a sistemas y procedimientos quirúrgicos que utilizan medios distintos de las placas de aplanamiento para fijar el ojo, incluyendo la utilización de un anillo de succión ring que puede conducir a distorsión o movimiento del objetivo quirúrgico.

Las siguientes secciones describen en primer lugar ejemplos de técnicas, aparato y sistemas para cirugía láser guiada por obtención de imágenes automatizada basada en grados variables de integración de funciones de obtención de imágenes en la parte de control de láser de los sistemas. Puede utilizarse un módulo de obtención de imágenes óptico o de otra modalidad, tal como un módulo de obtención de imágenes de OCT, para dirigir una luz de sonda u otro tipo de haz para capturar imágenes de un tejido objetivo, por ejemplo, estructuras dentro de un ojo. Un haz de láser quirúrgico de impulsos láser tales como impulsos láser de femtosegundo o picosegundo puede guiarse

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

mediante la información de posición en las imágenes capturadas para controlar el enfoque y el posicionamiento del haz de láser quirúrgico durante la cirugía. Tanto el haz de láser quirúrgico como el haz de luz de sonda pueden dirigirse secuencial o simultáneamente al tejido objetivo durante la cirugía, de modo que el haz de láser quirúrgico puede controlarse basándose en las imágenes capturadas para garantizar la precisión y exactitud de la cirugía.

Una cirugía láser guiada por obtención de imágenes de este tipo puede utilizarse para proporcionar el enfoque y la colocación exactos y precisos del haz de láser quirúrgico durante la cirugía porque el control del haz se basa en imágenes del tejido objetivo tras el aplanamiento o la fijación del tejido objetivo, o bien justo antes o bien casi simultáneamente con el suministro de los impulsos quirúrgicos. De manera notable, determinados parámetros del tejido objetivo tales como el ojo medidos antes de la cirugía pueden cambiar durante la cirugía debido a diversos factores tales como la preparación del tejido objetivo (por ejemplo, fijación del ojo a una lente de aplanamiento) y la alteración del tejido objetivo por las operaciones quirúrgicas. Por tanto, los parámetros medidos del tejido objetivo antes de tales factores y/o la cirugía ya no pueden reflejar las condiciones físicas del tejido objetivo durante la cirugía. La presente cirugía láser guiada por obtención de imágenes puede mitigar los problemas técnicos en relación con tales cambios para enfocar y posicionar el haz de láser quirúrgico antes y durante la cirugía.

La presente cirugía láser guiada por obtención de imágenes puede utilizarse eficazmente para operaciones quirúrgicas de exactitud dentro de un tejido objetivo. Por ejemplo, cuando se realiza cirugía láser dentro del ojo, la luz de láser se enfoca dentro del ojo para logar la descomposición óptica del tejido seleccionado como objetivo y tales interacciones ópticas pueden cambiar la estructura interna del ojo. Por ejemplo, el cristalino puede cambiar su posición, conformación, grosor y diámetro durante la adaptación, no sólo entre la medición anterior y la cirugía, sino también durante la cirugía. La unión del ojo al instrumento quirúrgico por medios mecánicos puede cambiar la conformación del ojo de un modo no bien definido y además, el cambio puede variar durante la cirugía debido a diversos factores, por ejemplo, el movimiento del paciente. Los medios de unión incluyen fijar el ojo con un anillo de succión y aplanar el ojo con una lente plana o curva. Estos cambios ascienden hasta unos cuantos milímetros. La ubicación y fijación mecánicas de la superficie del ojo tal como la superficie anterior de la córnea o el limbo no funciona bien cuando se realiza microcirugía láser de precisión dentro del ojo.

La preparación posterior u obtención de imágenes casi simultánea en la presente cirugía láser guiada por obtención de imágenes puede utilizarse para establecer referencias posicionales tridimensionales entre las características internas del ojo y el instrumento quirúrgico en un entorno en el que se producen cambios antes y durante la cirugía. La información de referencia posicional proporcionada por la obtención de imágenes antes del aplanamiento y/o la fijación del ojo, o durante la cirugía real refleja los efectos de los cambios en el ojo y por tanto proporciona una guía exacta para enfocar y posicionar el haz de láser quirúrgico. Un sistema basado en la presente cirugía láser guiada por obtención de imágenes puede configurarse para que sea de estructura sencilla y rentable. Por ejemplo, una parte de los componentes ópticos asociados con el guiado del haz de láser quirúrgico puede compartirse con los componentes ópticos para guiar el haz de luz de sonda para obtener imágenes del tejido objetivo para simplificar la estructura del dispositivo y la calibración y alineación ópticas de los haces de luz quirúrgico y de obtención de imágenes.

Los sistemas quirúrgicos de láser guiados por obtención de imágenes descritos a continuación utilizan la obtención de imágenes de OCT como ejemplo de un instrumento de obtención de imágenes y también puede utilizarse otros dispositivo de obtención de imágenes distintos de OCT para capturar imágenes para controlar los láseres quirúrgicos durante la cirugía. Tal como se ilustra en los ejemplos a continuación, la integración de los subsistemas de obtención de imágenes y quirúrgico puede implementarse en diversos grados. En la forma más sencilla sin integrar hardware, los subsistemas de obtención de imágenes y quirúrgico de láser están separados y pueden comunicarse entre sí a través de interfaces. Tales diseños pueden proporcionar flexibilidad en los diseños de los dos subsistemas. La integración entre los dos subsistemas, por algunos componentes de hardware tales como una interfaz de paciente, amplía adicionalmente la funcionalidad ofreciendo un mejor registro de la zona quirúrgica a los componentes de hardware, una calibración más exacta y puede mejorar el flujo de trabajo. A medida que aumenta el grado de integración entre los dos subsistemas, un sistema de este tipo puede hacerse cada vez más rentable y compacto y la calibración del sistema se simplificará adicionalmente y será más estable a lo largo del tiempo. Ejemplos para los sistemas de láser guiados por obtención de imágenes en las figuras 10 a 18 se integran en diversos grados de integración.

Un ejemplo de un presente sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes, por ejemplo, incluye un láser quirúrgico que produce un haz de láser quirúrgico de impulsos de láser quirúrgico que producen cambios quirúrgicos en un tejido objetivo sometido a cirugía; un soporte de interfaz de paciente que se acopla con una interfaz de paciente en contacto con el tejido objetivo para sujetar el tejido objetivo en posición; y un módulo de suministro de haz de láser ubicado entre el láser quirúrgico y la interfaz de paciente y configurado para dirigir el haz de láser quirúrgico al tejido objetivo a través de la interfaz de paciente. Este módulo de suministro de haz de láser puede hacerse funcionar para explorar el tejido objetivo con el haz de láser quirúrgico a lo largo de un patrón quirúrgico predeterminado. Este sistema también incluye un módulo de control de láser que controla el funcionamiento del láser quirúrgico y controla el módulo de suministro de haz de láser para producir el patrón quirúrgico predeterminado y un módulo de OCT colocado en relación con la interfaz de paciente para que presente una relación espacial conocida con respecto a la interfaz de paciente y el elemento objetivo fijado a la interfaz de

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65 E08829584

23-01-2015

paciente. El módulo de OCT está configurado para dirigir un haz de sonda óptico al tejido objetivo y recibir la luz de sonda devuelta del haz de sonda óptico del tejido objetivo para capturar imágenes de OCT del tejido objetivo mientras que el haz de láser quirúrgico está dirigiéndose al tejido objetivo para realizar una operación quirúrgica de modo que el haz de sonda óptico y el haz de láser quirúrgico están presentes simultáneamente en el tejido objetivo. El módulo de OCT está en comunicación con el módulo de control de láser para enviar información de las imágenes de OCT capturadas al módulo de control de láser.

Además, el módulo de control de láser en este sistema particular responde a la información de las imágenes de OCT capturadas para hacer funcionar el módulo de suministro de haz de láser en el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico y ajusta el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo basándose en la información de posicionamiento en las imágenes de OCT capturadas.

En algunos ejemplos, puede no ser necesario adquirir una imagen completa de un tejido objetivo para registrar el objetivo en el instrumento quirúrgico y puede ser suficiente adquirir una parte del tejido objetivo, por ejemplo, algunos puntos de la región quirúrgica tales como puntos de referencia naturales o artificiales. Por ejemplo, un cuerpo rígido presenta 6 grados de libertad en el espacio tridimensional y seis puntos independientes podrían ser suficientes para definir el cuerpo rígido. Cuando no se conoce el tamaño exacto de la región quirúrgica, se necesitan puntos adicionales para proporcionar la referencia de posición. En este sentido, pueden utilizarse varios puntos para determinar la posición y la curvatura de las superficies anterior y posterior, que normalmente son diferentes, y el grosor y diámetro del cristalino del ojo humano. Basándose en estos datos, un cuerpo compuesto por dos mitades de cuerpos elipsoidales con parámetros dados puede aproximarse a y visualizar un cristalino para fines prácticos. En otro ejemplo, la información de la imagen capturada puede combinarse con información de otras fuentes, tales como mediciones preoperatorias del grosor del cristalino que se utilizan como entrada para el controlador.

La figura 10 muestra un ejemplo de un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes con sistema quirúrgico de láser 2100 y sistema de obtención de imágenes 2200 separados. El sistema quirúrgico de láser 2100 incluye un motor de láser 2130 con un láser quirúrgico que produce un haz de láser quirúrgico 2160 de impulsos de láser quirúrgico. Se proporciona un módulo de suministro de haz de láser 2140 para dirigir el haz de láser quirúrgico 2160 del motor de láser 2130 al tejido objetivo 1001 a través de una interfaz de paciente 2150 y que puede hacerse funcionar para explorar el tejido objetivo 1001 con el haz de láser quirúrgico 2160 a lo largo de un patrón quirúrgico predeterminado. Se proporciona un módulo de control de láser 2120 para controlar el funcionamiento del láser quirúrgico en el motor de láser 2130 por medio de un canal de comunicación 2121 y controla el módulo de suministro de haz de láser 2140 por medio de un canal de comunicación 2122 para producir el patrón quirúrgico predeterminado. Se proporciona un soporte de interfaz de paciente para acoplar la interfaz de paciente 2150 en contacto con el tejido objetivo 1001 para sujetar el tejido objetivo 1001 en posición. La interfaz de paciente 2150 puede implementarse para incluir una lente de contacto o lente de aplanamiento con una superficie plana o curva para acoplarse de manera conforme a la superficie anterior del ojo y sujetar el ojo en posición.

El sistema de obtención de imágenes 2200 en la figura 10 puede ser un módulo de OCT colocado en relación con la interfaz de paciente 2150 del sistema quirúrgico 2100 para que presente una relación espacial conocida con respecto a la interfaz de paciente 2150 y el elemento objetivo 1001 fijado a la interfaz de paciente 2150. Este módulo de OCT 2200 puede estar configurado para que presente su propia interfaz de paciente 2240 para interaccionar con el tejido objetivo 1001. El sistema de obtención de imágenes 2200 incluye un módulo de control de la obtención de imágenes 2220 y un subsistema de obtención de imágenes 2230. El subsistema 2230 incluye una fuente de luz para generar un haz de obtención de imágenes 2250 para obtener imágenes del objetivo 1001 y un módulo de suministro de haz de obtención de imágenes para dirigir el haz de sonda óptico o haz de obtención de imágenes 2250 al tejido objetivo 1001 y recibir la luz de sonda devuelta 2260 del haz de obtención de imágenes óptico 2250 del tejido objetivo 1001 para capturar imágenes de OCT del tejido objetivo 1001. Tanto el haz de obtención de imágenes óptico 2250 como el haz quirúrgico 2160 pueden dirigirse simultáneamente al tejido objetivo 1001 para permitir la operación quirúrgica y la obtención de imágenes simultáneas o secuenciales.

Tal como se ilustra en la figura 10, se proporcionan interfaces de comunicación 2110 y 2210 tanto en el sistema quirúrgico de láser 2100 como en el sistema de obtención de imágenes 2200 para facilitar las comunicaciones entre el control de láser por el módulo de control de láser 2120 y la obtención de imágenes por el sistema de obtención de imágenes 2200 de modo que el módulo de OCT 2200 pueda enviar información de las imágenes de OCT capturadas al módulo de control de láser 2120. El módulo de control de láser 2120 en este sistema responde a la información de las imágenes de OCT capturadas para hacer funcionar el módulo de suministro de haz de láser 2140 en el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico 2160 y ajusta de manera dinámica el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico 2160 en el tejido objetivo 1001 basándose en la información de posicionamiento en las imágenes de OCT capturadas. La integración entre el sistema quirúrgico de láser 2100 y el sistema de obtención de imágenes 2200 es principalmente a través de la comunicación entre las interfaces de comunicación 2110 y 2210 al nivel de software.

En este y otros ejemplos, también pueden integrarse diversos subsistemas o dispositivos. Por ejemplo, pueden proporcionarse en el sistema determinados instrumentos de diagnóstico tales como aberrómetros de frente de onda,

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65 E08829584

23-01-2015

dispositivos de medición de la topografía de la córnea, o puede utilizarse la información preoperatoria de estos dispositivos para aumentar la obtención de imágenes intraoperatoria.

La figura 11 muestra un ejemplo de un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes con características de integración adicionales. Los sistemas quirúrgico y de obtención de imágenes comparten una interfaz de paciente común 3300 que inmoviliza el tejido objetivo 1001 (por ejemplo, el ojo) sin presentar dos interfaces de paciente separadas como en la figura 10. El haz quirúrgico 3210 y el haz de obtención de imágenes 3220 se combinan en la interfaz de paciente 3300 y se dirigen al objetivo 1001 mediante la interfaz de paciente común 3300. Además, se proporciona un módulo de control común 3100 para controlar tanto el subsistema de obtención de imágenes 2230 como la parte quirúrgica (el motor de láser 2130 y el sistema de suministro de haz 2140). Este aumento de la integración entre las partes quirúrgica y de obtención de imágenes permite una calibración exacta de los dos subsistemas y la estabilidad de la posición del paciente y el volumen quirúrgico. Se proporciona un alojamiento 3400 común para encerrar los subsistemas tanto de obtención de imágenes como quirúrgico. Cuando los dos sistemas no están integrados en un alojamiento común, la interfaz de paciente común 3300 puede ser parte del subsistema o bien quirúrgico o bien de obtención de imágenes.

La figura 12 muestra un ejemplo de un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes en el que el sistema quirúrgico de láser y el sistema de obtención de imágenes comparten ambos un módulo de suministro de haz común 4100 y una interfaz de paciente común 4200. Esta integración simplifica adicionalmente la estructura del sistema y la operación de control del sistema.

En una implementación, el sistema de obtención de imágenes en los ejemplos anteriores y otros puede ser un sistema de tomografía computarizada óptica (OCT) y el sistema quirúrgico de láser es un sistema quirúrgico oftálmico basado en láser de femtosegundo o picosegundo. En OCT, la luz de una fuente de luz de baja coherencia, de banda ancha tal como un diodo superluminiscente se divide en haces de señal y de referencia separados. El haz de señal es el haz de obtención de imágenes enviado al objetivo quirúrgico y la luz devuelta del haz de obtención de imágenes se recoge y se recombina de manera coherente con el haz de referencia para formar un interferómetro. La exploración del haz de señal de manera perpendicular al eje óptico del tren óptico o la dirección de propagación de la luz proporciona resolución espacial en la dirección x-y mientras que la resolución en profundidad procede de las diferencias de extracción entre las longitudes de trayectoria del brazo de referencia y el haz de señal devuelto en el brazo de señal del interferómetro. Aunque el escáner x-y de diferentes implementaciones de OCT es esencialmente el mismo, la comparación de las longitudes de trayectoria y la obtención de información de exploración de z puede suceder de diferente modos. En una implementación conocida como OCT de dominio temporal, por ejemplo, el brazo de referencia varía de manera continua cambiando su longitud de trayectoria mientras que un fotodetector detecta la modulación de la interferencia en la intensidad del haz recombinado. En una implementación diferente, el brazo de referencia es esencialmente estático y el espectro de la luz combinada se analiza para detectar la interferencia. La transformada de Fourier del espectro del haz combinado proporciona información espacial sobre la dispersión del interior de la muestra. Este método se conoce como método de OCT de Fourier o de dominio espectral. En una implementación diferente conocida como OCT de barrido de frecuencia (S. R. Chinn, et al. Opt. Lett. 22 (1997), se utiliza una fuente de luz de banda estrecha con su frecuencia barrida rápidamente a lo largo de un intervalo espectral. Se detecta la interferencia entre los brazos de señal y de referencia mediante un detector rápido y un analizador de señal dinámico. Puede utilizarse un láser de diodo sintonizado de cavidad externa o una frecuencia sintonizada de láser de modo bloqueado de dominio de frecuencia (FDML) desarrollado para este fin (R. Huber et al. Opt. Express, 13, 2005) (S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) págs. 1087-1096, 1997) en estos ejemplos como fuente de luz. Un láser de femtosegundo utilizando como fuente de luz en un sistema de OCT puede presentar una anchura de banda suficiente y puede proporcionar beneficios adicionales de aumento de la relaciones señal a ruido.

El dispositivo de obtención de imágenes de OCT en los sistemas en este documento puede utilizarse para realizar diversas funciones de obtención de imágenes. Por ejemplo, la OCT puede utilizarse para suprimir conjugados de complejos que resultan de la configuración óptica del sistema o de la presencia de la placa de aplanamiento, imágenes de OCT de captura de ubicaciones seleccionadas dentro del tejido objetivo para proporcionar información de posicionamiento tridimensional para controlar el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico dentro del tejido objetivo o imágenes de OCT de captura de ubicaciones seleccionadas en la superficie del tejido objetivo o en la placa de aplanamiento para proporcionar el registro del posicionamiento para controlar cambios en la orientación que se producen con los cambios de posición del objetivo, tal como desde posición vertical hasta en decúbito supino. La OCT puede calibrarse mediante un procedimiento de registro del posicionamiento basado en la colocación de marcas o marcadores en una orientación posicional del objetivo que puede detectarse por el módulo de OCT cuando el objetivo está en otra orientación posicional. En otras implementaciones, el sistema de obtención de imágenes de OCT puede utilizarse para producir un haz de luz de sonda que está polarizado para reunir de manera óptica la información sobre la estructura interna del ojo. El haz de láser y el haz de luz de sonda pueden estar polarizados en diferentes polarizaciones. La OCT puede incluir un mecanismo de control de la polarización que controla la luz de sonda utilizada para dicha tomografía óptica para polarizar en una polarización cuando se desplaza hacia el ojo y en una polarización diferente cuando se desplaza lejos del ojo. El mecanismo de control de la polarización puede incluir, por ejemplo, una placa de ondas o un rotador Faraday.

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65 E08829584

23-01-2015

El sistema en la figura 12 se muestra como una configuración de OCT espectral y puede configurarse para compartir la parte de óptica de enfoque del módulo de suministro de haz entre los sistemas de obtención de imágenes y quirúrgico. Los principales requisitos para la óptica están relacionados con la longitud de onda de funcionamiento, la calidad de la imagen, la resolución, la distorsión, etc. El sistema quirúrgico de láser puede ser un sistema láser de femtosegundo con un sistema de apertura numérica alta diseñado para lograr tamaños de puntos focales limitados por difracción, por ejemplo, de aproximadamente 2 a 3 micrómetros. Pueden hacerse funcionar diversos láseres quirúrgicos oftálmicos de femtosegundo a diversas longitudes de onda tales como longitudes de onda de alrededor de 1,05 micrómetros. La longitud de onda de funcionamiento del dispositivo de obtención de imágenes puede seleccionarse para aproximarse a la longitud de onda del láser de modo que la óptica se compense de manera cromática para ambas longitudes de onda. Un sistema de este tipo puede incluir un tercer canal óptico, un canal de observación visual tal como un microscopio quirúrgico, para proporcionar un dispositivo de obtención de imágenes adicional para capturar imágenes del tejido objetivo. Si la trayectoria óptica para este tercer canal óptico comparte la óptica con el haz de láser quirúrgico y la luz del dispositivo de obtención de imágenes de OCT, la óptica compartida puede estar configurada con compensación cromática en la banda del espectro visible para el tercer canal óptico y las bandas del espectro para el haz de láser quirúrgico y el haz de obtención de imágenes de OCT.

La figura 13 muestra un ejemplo particular del diseño en la figura 11 en el que el escáner 5100 para explorar el haz de láser quirúrgico y el acondicionador de haz 5200 para acondicionar (colimar y enfocar) el haz de láser quirúrgico están separados de la óptica en el módulo de obtención de imágenes de OCT 5300 para controlar el haz de obtención de imágenes para el OCT. Los sistemas de obtención de imágenes y quirúrgico comparten un módulo de lente de objetivo 5600 y la interfaz de paciente 3300. La lente de objetivo 5600 dirige y enfoca tanto el haz de láser quirúrgico como el haz de obtención de imágenes a la interfaz de paciente 3300 y su enfoque se controla por el módulo de control 3100. Se proporcionan dos divisores del haz 5410 y 5420 para dirigir los haces de obtención de imágenes y quirúrgico. El divisor del haz 5420 también se utiliza para dirigir el haz de obtención de imágenes devuelto de vuelta al módulo de obtención de imágenes de OCT 5300. Dos divisores del haz 5410 y 5420 también dirigen la luz del objetivo 1001 a una unidad de óptica de observación visual 5500 para proporcionar imagen o visión directa del objetivo 1001. La unidad 5500 puede ser un sistema de obtención de imágenes de lente para que el cirujano visualice el objetivo 1001 o una cámara para capturar la imagen o el vídeo del objetivo 1001. Pueden utilizarse diversos divisores del haz, tales como divisores del haz dicroicos y de polarización, rejilla óptica, divisor del haz holográfico o combinaciones de éstos.

En algunas implementaciones, los componentes ópticos pueden recubrirse apropiadamente con un recubrimiento antirreflexión para la longitud de onda tanto quirúrgica como de OCT para reducir el brillo de múltiples superficies de la trayectoria del haz óptico. Los reflejos reducirían de lo contrario el rendimiento del sistema y reducirían la relación señal a ruido aumentando la luz de fondo en la unidad de obtención de imágenes de OCT. Un modo de reducir el brillo en la OCT es rotar la polarización de la luz devuelta desde la muestra mediante una placa de ondas de un aislador de Faraday colocado cerca del tejido objetivo y orientar un polarizador delante del detector de OCT para detectar preferentemente la luz devuelta desde la muestra y suprimir la luz dispersada desde los componentes ópticos.

En un sistema quirúrgico de láser, cada uno del láser quirúrgico y el sistema de OCT puede presentar un escáner de haz para cubrir la misma región quirúrgica en el tejido objetivo. Por tanto, la exploración del haz para el haz de láser quirúrgico y la exploración del haz para el haz de obtención de imágenes pueden integrarse para compartir dispositivos de exploración comunes.

La figura 14 muestra un ejemplo de un sistema de este tipo en detalle. En esta implementación, el escáner x-y 6410 y el escáner z 6420 están compartidos por ambos subsistemas. Se proporciona un control 6100 común para controlar las operaciones del sistema para las operaciones tanto quirúrgica como de obtención de imágenes. El subsistema de OCT incluye una fuente 6200 de luz de OCT que produce la luz de obtención de imágenes que se divide en un haz de obtención de imágenes y un haz de referencia por un divisor del haz 6210. El haz de obtención de imágenes se combina con el haz quirúrgico en el divisor del haz 6310 para propagarse a lo largo de una trayectoria óptica común que conduce al objetivo 1001. Los escáneres 6410 y 6420 y la unidad de acondicionador de haz 6430 están ubicados aguas abajo del divisor del haz 6310. Se utiliza un divisor del haz 6440 para dirigir los haces de obtención de imágenes y quirúrgico a la lente de objetivo 5600 y la interfaz de paciente 3300.

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

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

Si el sistema de OCT es un sistema de dominio temporal, los dos subsistemas utilizan dos escáneres z diferentes porque los dos escáneres funcionan en modos diferentes. En este ejemplo, el escáner z del sistema quirúrgico funciona cambiando la divergencia del haz quirúrgico en la unidad de acondicionador de haz sin cambiar las longitudes de trayectoria del haz en la trayectoria de haz quirúrgico. Por otro lado, la OCT de dominio temporal explora la dirección z cambiando físicamente la trayectoria del haz mediante un retardo variable o moviendo la posición del espejo de devolución del haz de referencia. Tras la calibración, los dos escáneres z pueden sincronizarse mediante el módulo de control de láser. La relación entre los dos movimientos puede simplificarse a una dependencia lineal o polinómica, que el módulo de control puede manejar, o alternativamente puntos de calibración pueden definir una tabla de consulta para proporcionar un ajuste a escala apropiado. Los dispositivos de OCT de fuente de barrido de frecuencia y de dominio espectral / de Fourier no presentan escáner z, la longitud del brazo de referencia es estática. Además de reducir los costes, la calibración cruzada de los dos sistemas será relativamente sencilla. No hay necesidad de compensar las diferencias que surgen de distorsiones de la imagen en la óptica de enfoque o de las diferencias de los escáneres de los dos sistemas puesto que se comparten.

En implementaciones prácticas de los sistemas quirúrgicos, la lente de objetivo de enfoque 5600 está montada de manera deslizable o móvil sobre una base y el peso de la lente de objetivo se compensa para limitar la fuerza sobre el ojo del paciente. La interfaz de paciente 3300 puede incluir una lente de aplanamiento unida a un soporte de interfaz de paciente. El soporte de interfaz de paciente está unido a una unidad de montaje, que sujeta la lente de objetivo de enfoque. Esta unidad de montaje está diseñada para garantizar una conexión estable entre la interfaz de paciente y el sistema en caso de un movimiento inevitable del paciente y permite un acoplamiento más suave de la interfaz de paciente sobre el ojo. Pueden utilizarse diversas implementaciones para la lente de objetivo de enfoque. Esta presencia de una lente de objetivo de enfoque ajustable puede cambiar la longitud de trayectoria óptica de la luz de sonda óptica como parte del interferómetro óptico para el subsistema de OCT. El movimiento de la lente de objetivo 5600 y la interfaz de paciente 3300 puede cambiar las diferencias de longitud de trayectoria entre el haz de referencia y el haz de señal de obtención de imágenes de la OCT de un modo no controlado y esto puede degradar la información de profundidad de OCT detectada por la OCT. Esto sucedería no sólo en los sistemas de OCT de dominio temporal sino también en sistemas de OCT de dominio espectral / de Fourier y de barrido de frecuencia.

Las figuras 15 y 16 muestran sistemas quirúrgicos de láser guiados por obtención de imágenes a modo de ejemplo que abordan el problema técnico asociado con la lente de objetivo de enfoque ajustable.

El sistema en la figura 15 proporciona un dispositivo de detección de la posición 7110 acoplado a la lente de objetivo de enfoque móvil 7100 para medir la posición de la lente de objetivo 7100 sobre un soporte deslizable y comunica la posición medida a un módulo de control 7200 en el sistema de OCT. El sistema de control 6100 puede controlar y mover la posición de la lente de objetivo 7100 para ajustar la longitud de trayectoria óptica recorrida por el haz de señal de obtención de imágenes para la operación de OCT y la posición de la lente 7100 se mide y se monitoriza mediante el codificador 7110 de posición y se alimenta directamente al control de OCT 7200. El módulo de control 7200 en el sistema de OCT aplica un logaritmo, cuando se ensambla una imagen tridimensional en el procesamiento de datos de OCT, para compensar las diferencias entre el brazo de referencia y el brazo de señal del interferómetro dentro de la OCT producidas por el movimiento de la lente de objetivo de enfoque 7100 en relación con la interfaz de paciente 3300. Se envía la cantidad apropiada del cambio en la posición de la lente 7100 calculada por el módulo de control de OCT 7200 al control 6100 que controla la lente 7100 para cambiar su posición.

La figura 16 muestra otro sistema a modo de ejemplo en el que el espejo 6230 de devolución en el brazo de referencia del interferómetro del sistema de OCT o por lo menos una parte en un conjunto de retardo de longitud de trayectoria óptica del sistema de OCT está unido de manera rígida a la lente de objetivo de enfoque móvil 7100, por lo que el brazo de señal y el brazo de referencia experimentan la misma cantidad de cambio en la longitud de trayectoria óptica cuando se mueve la lente de objetivo 7100. Como tal, el movimiento de la lente de objetivo 7100 sobre la guía de deslizamiento se compensa automáticamente para diferencias en la longitud de trayectoria en el sistema de OCT sin necesidad adicional de una compensación computacional.

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

La figura 17 muestra un ejemplo en el que se utiliza un láser de impulsos de femtosegundo en un módulo de luz 9100 para generar tanto el haz de láser quirúrgico para operaciones quirúrgicas como el haz de luz de sonda para la obtención de imágenes de OCT. Se proporciona un divisor del haz 9300 para dividir el haz de láser en un primer haz como tanto el haz de láser quirúrgico como el haz de señal para la OCT y un segundo haz como haz de referencia para la OCT. El primer haz se dirige a través de un escáner x-y 6410 que explora con el haz en las direcciones x e y perpendiculares a la dirección de propagación del primer haz y un segundo escáner (escáner z) 6420 que cambia la divergencia del haz para ajustar el enfoque del primer haz al tejido objetivo 1001. El primer haz realiza las operaciones quirúrgicas en el tejido objetivo 1001 y una parte de este primer haz se dispersa de vuelta a la interfaz de paciente y se recoge por la lente de objetivo como haz de señal para el brazo de señal del interferómetro óptico del sistema de OCT. Esta luz devuelta se combina con el segundo haz que se refleja por un espejo 6230 de

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

devolución en el brazo de referencia y se retarda mediante un elemento 6220 de retardo óptico ajustable para una OCT de dominio temporal para controlar la diferencia de trayectoria entre los haces de referencia y de señal en profundidades diferentes de obtención de imágenes del tejido objetivo 1001. El sistema de control 9200 controla las operaciones del sistema.

La práctica quirúrgica en la córnea ha mostrado que una duración del impulso de varios cientos de femtosegundos puede ser suficiente para lograr un buen rendimiento quirúrgico, mientras que para OCT de una resolución de profundidad suficiente se necesita una anchura de banda espectral más ancha generada por impulsos más cortos, por ejemplo, por debajo de varias decenas de femtosegundos. En este contexto, el diseño del dispositivo de OCT dicta la duración de los impulsos del láser quirúrgico de femtosegundo.

La figura 18 muestra otro sistema guiado por obtención de imágenes que utiliza un único láser pulsado 9100 para producir la luz quirúrgica y la luz de obtención de imágenes. Se colocan medios 9400 de ensanchamiento espectral no lineales en la trayectoria óptica de salida del láser pulsado de femtosegundo para utilizar un procedimiento óptico no lineal tal como generación de luz blanca o ensanchamiento espectral para ensanchar la anchura de banda espectral de los impulsos de una fuente de láser de impulsos relativamente más largos, de varios cientos de femtosegundos utilizado normalmente en cirugía. Los medios 9400 pueden ser un material de fibra óptica, por ejemplo. Los requisitos de intensidad de luz de los dos sistemas son diferentes y puede implementarse un mecanismo para ajustar las intensidades de haz para cumplir tales requisitos en los dos sistemas. Por ejemplo, pueden proporcionarse espejos de dirección del haz, atenuadores u obturadores del haz en las trayectorias ópticas de los dos sistemas para controlar apropiadamente la presencia e intensidad del haz cuando se toma una imagen de OCT o se realiza una cirugía con el fin de proteger al paciente e instrumentos sensibles de la intensidad de luz excesiva.

En funcionamiento, los ejemplos anteriores en las figuras 10 a 18 pueden utilizarse para realizar cirugía láser guiada por obtención de imágenes. La figura 19 muestra un ejemplo de un método para realizar cirugía láser utilizando un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes. Este método utiliza una interfaz de paciente en el sistema para acoplarse con y sujetar un tejido objetivo sometido a cirugía en posición y dirige simultáneamente un haz de láser quirúrgico de impulsos láser desde un láser en el sistema y un haz de sonda óptico desde el módulo de OCT en el sistema hasta la interfaz de paciente en el tejido objetivo. El haz de láser quirúrgico se controla para realizar cirugía láser en el tejido objetivo y se hace funcionar el módulo de OCT para obtener imágenes de OCT dentro del tejido objetivo a partir de la luz del haz de sonda óptico que se devuelve desde el tejido objetivo. La información de posición en las imágenes de OCT obtenida se aplica en el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico para ajustar el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo antes de o durante la cirugía.

La figura 20 muestra un ejemplo de una imagen de OCT de un ojo. La superficie en contacto de la lente de aplanamiento en la interfaz de paciente puede configurarse para que presente una curvatura que minimice distorsiones o plegamientos en la córnea debidos a la presión ejercida sobre el ojo durante el aplanamiento. Tras aplanarse satisfactoriamente el ojo en la interfaz de paciente, puede obtenerse una imagen de OCT. Tal como se ilustra en la figura 20, la curvatura del cristalino y la córnea así como las distancias entre el cristalino y la córnea pueden identificarse en la imagen de OCT. Pueden detectarse características más sutiles tales como la superficie de contacto epitelio-córnea. Cada una de estas características identificables puede utilizarse como referencia interna de las coordenadas del láser con el ojo. Las coordenadas de la córnea y el cristalino pueden digitalizarse utilizando algoritmos de visión informáticos bien establecidos tales como detección Edge o Blob. Una vez que se establecen las coordenadas del cristalino, pueden utilizarse para controlar el enfoque y el posicionamiento del haz de láser quirúrgico para la cirugía.

Alternativamente, puede utilizarse un material de muestra de calibración para formar una matriz tridimensional de marcas de referencia en ubicaciones con coordenadas de posición conocidas. La imagen de OCT del material de muestra de calibración puede obtenerse para establecer una relación de mapeo entre las coordenadas de posición conocidas de las marcas de referencia y las imágenes de OCT de las marcas de referencia en la imagen de OCT obtenida. Esta relación de mapeo se almacena como datos de calibración digitales y se aplica en el control del enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico durante la cirugía en el tejido objetivo basándose en las imágenes de OCT del tejido objetivo obtenidas durante la cirugía. El sistema de obtención de imágenes de OCT se utiliza en este caso como ejemplo y esta calibración puede aplicarse a imágenes obtenidas por medio de otras técnicas de obtención de imágenes.

En un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes descrito en la presente memoria, el láser quirúrgico puede producir potencias pico relativamente altas suficientes para impulsar una ionización multifotónica/de campo fuerte dentro del ojo (es decir, dentro de la córnea y el cristalino) bajo un enfoque de apertura numérica alta. En estas condiciones, un impulso del láser quirúrgico genera un plasma dentro del volumen focal. El enfriamiento del plasma da como resultado una zona de daño bien definida o “burbuja” que puede utilizarse como punto de referencia. Las siguientes secciones describen un procedimiento de calibración para calibrar el láser quirúrgico frente a un sistema de obtención de imágenes basado en OCT utilizando las zonas de daño creadas por el láser quirúrgico.

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

Antes de que pueda realizarse la cirugía, la OCT se calibra frente al láser quirúrgico para establecer una relación de posicionamiento relativo de modo que el láser quirúrgico pueda controlarse en posición en el tejido objetivo con respecto a la posición asociada con imágenes en la imagen de OCT del tejido objetivo obtenida mediante la OCT. Un modo para realizar esta calibración utiliza un objetivo precalibrado o “imaginario” que puede dañarse mediante el láser así como tomarse imágenes de la misma con la OCT. El objetivo imaginario puede fabricarse de diversos materiales tales como un vidrio o plástico duro (por ejemplo PMMA) de manera que el material pueda registrar de manera permanente el daño óptico creado por el láser quirúrgico. El objetivo imaginario también puede seleccionarse para que presente propiedades ópticas u otras (tal como contenido en agua) que sean similares al objetivo quirúrgico.

El objetivo imaginario puede ser, por ejemplo, un material cilíndrico que presenta un diámetro de por lo menos 10 mm (o el del intervalo de exploración del sistema de suministro) y una longitud cilíndrica de por lo menos 10 mm de largo que abarca la distancia del epitelio al cristalino del ojo, o tan larga como la profundidad de exploración del sistema quirúrgico. La superficie superior del objetivo imaginario puede ser curvada para acoplarse a la perfección con la interfaz de paciente o el material objetivo imaginario puede comprimirse para permitir un aplanamiento completo. El objetivo imaginario puede presentar una rejilla tridimensional que sirve como referencia tanto para la posición del láser (en x e y) como para el foco (z), así como para la imagen de OCT frente al objetivo imaginario.

Las figuras 21A a 21D ilustran dos configuraciones a modo de ejemplo para el objetivo imaginario. La figura 21A ilustra un objetivo imaginario que está segmentado en discos finos. La figura 21B muestra un único disco con un patrón que presenta una rejilla de marcas de referencia como referencia para determinar la posición del láser a través del objetivo imaginario (es decir, las coordenadas x e y). La coordenada z (profundidad) puede determinarse retirando un disco individual de la pila y obteniendo imágenes del mismo bajo un microscopio confocal.

La figura 21C ilustra un objetivo imaginario que puede separarse en dos mitades. Similar al objetivo imaginario segmentado en la figura 21A, este objetivo imaginario está estructurado para contener una rejilla de marcas de referencia como referencia para determinar la posición del laser en las coordenadas x e y. La información de profundidad puede extraerse separando el objetivo imaginario en las dos mitades y midiendo la distancia entre zonas de daño. La información combinada puede proporcionar los parámetros para la cirugía guiada por imágenes.

La figura 22 muestra una parte de sistema quirúrgico del sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes. Este sistema incluye espejos de dirección que pueden accionarse por actuadores tales como galvanómetros o bobinas de voz, una lente de objetivo e y una interfaz de paciente desechable. El haz de láser quirúrgico se refleja desde los espejos de dirección a través de la lente de objetivo. La lente de objetivo enfoca el haz junto tras la interfaz de paciente. Se realiza la exploración en las coordenadas x e y cambiando el ángulo del haz en relación con la lente de objetivo. Se logra la exploración en el plano z cambiando la divergencia del haz entrante utilizando un sistema de lentes aguas arriba de los espejos de dirección.

En este ejemplo, la sección cónica de la interfaz de paciente desechable puede ser o bien hueca o bien sólida y la sección de interfaz con el paciente incluye un lente de contacto curva. La lente de contacto curva puede fabricarse de sílice fundida u otro material resistente a la formación de centros de color cuando se irradia con radiación ionizante. El radio de curvatura está en el límite superior de lo que es compatible con el ojo, por ejemplo, aproximadamente 10 mm.

La primera etapa en el procedimiento de calibración es el acoplamiento de la interfaz de paciente con el objetivo imaginario. La curvatura del objetivo imaginario coincide con la curvatura de la interfaz de paciente. Tras el acoplamiento, la siguiente etapa en el procedimiento implica crear daño óptico dentro del objetivo imaginario para producir las marcas de referencia.

La figura 23 muestra ejemplos de zonas de daño reales producidas por un láser de femtosegundo en vidrio. La separación entre las zonas de daño es en promedio de 8 µm (la energía de impulso es de 2,2 µJ con una duración de 580 fs a anchura completa a la mitad del máximo). El daño óptico representado en la figura 23 muestra que las zonas de daño creadas por el láser de femtosegundo están bien definidas y diferenciadas. En el ejemplo mostrado, las zonas de daño presentan un diámetro de aproximadamente 2,5 µm. Se crean zonas de daño óptico similares a la mostrada en la figura 22 en el objetivo imaginario a diversas profundidades para formar una matriz tridimensional de las marcas de referencia. Se obtienen referencias de estas zonas de daño frente al objetivo imaginario calibrado o bien extrayendo los discos apropiados y obteniendo imágenes del mismo bajo un microscopio confocal (figura 21A)

o bien dividiendo el objetivo imaginario en dos mitades y midiendo la profundidad utilizando un micrómetro (figura 21C). Pueden establecerse las coordenadas x e y a partir de la rejilla precalibrada.

Tras dañar el objetivo imaginario con el láser quirúrgico, se realiza OCT sobre el objetivo imaginario. El sistema de obtención de imágenes de OCT proporciona una interpretación tridimensional del objetivo imaginario que establece una relación entre el sistema de coordenadas de OCT y el objetivo imaginario. Las zonas de daño pueden detectarse con el sistema de obtención de imágenes. La OCT y el laser pueden calibrarse de manera cruzada

15

25

35

45

55

65 E08829584

23-01-2015

utilizando el patrón interno del objetivo imaginario. Tras obtener referencias de la OCT y el láser uno frente al otro, el objetivo imaginario puede desecharse.

Antes de la cirugía, puede verificarse la calibración. Esta etapa de verificación implica crear daño óptico en diversas posiciones dentro de un segundo objetivo imaginario. El daño óptico debe ser suficientemente intenso de manera que puedan obtenerse imágenes mediante la OCT de las múltiples zonas de daño que crean un patrón circular. Tras crearse el patrón, se obtienen imágenes del segundo objetivo imaginario con la OCT. La comparación de la imagen de OCT con las coordenadas del láser proporciona la comprobación final del sistema calibración antes de la cirugía.

Una vez que se alimentan las coordenadas en el láser, puede realizarse la cirugía láser dentro del ojo. Esto implica la fotoemulsificación del cristalino utilizando el láser, así como otros tratamientos con láser al ojo. La cirugía puede detenerse en cualquier momento y pueden volverse a obtener imágenes del segmento anterior del ojo (figura 19) para monitorizar el progreso de la cirugía; además, tras insertarse una lente intraocular (IOL), la obtención de imágenes de la IOL (con luz o sin aplanamiento) proporciona información referente a la posición de la IOL en el ojo. Esta información puede utilizarse por el médico para refinar la posición de la IOL.

La figura 24 muestra un ejemplo del procedimiento de calibración y la operación quirúrgica tras la calibración. Este ejemplo ilustra un método para realizar cirugía láser utilizando un sistema quirúrgico de láser guiado por obtención de imágenes que puede incluir utilizar una interfaz de paciente en el sistema, que se acopla para sujetar un tejido objetivo sometido a cirugía en posición, para sujetar un material de muestra de calibración durante un procedimiento de calibración antes de realizar una cirugía; dirigir un haz de láser quirúrgico de impulsos láser desde un láser en el sistema hasta la interfaz de paciente en el material de muestra de calibración para quemar marcas de referencia en ubicaciones de referencia tridimensionales seleccionadas; dirigir un haz de sonda óptico a partir de un módulo de tomografía de coherencia óptica (OCT) en el sistema a la interfaz de paciente en el material de muestra de calibración para capturar imágenes de OCT de las marcas de referencia quemadas; y establecer una relación entre las coordenadas de posicionamiento del módulo de OCT y las marcas de referencia quemadas. Tras el establecimiento de la relación, se utiliza una interfaz de paciente en el sistema para acoplarse con y sujetar un tejido objetivo sometido a cirugía en posición. El haz de láser quirúrgico de impulsos láser y el haz de sonda óptico se dirigen a la interfaz de paciente en el tejido objetivo. El haz de láser quirúrgico se controla para realizar la cirugía láser en el tejido objetivo. El módulo de OCT se hace funcionar para obtener imágenes de OCT dentro del tejido objetivo a partir de la luz del haz de sonda óptico que se devuelve desde el tejido objetivo y la información de posición en las imágenes de OCT obtenidas y la relación establecida se aplican en el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico para ajustar el enfoque y la exploración del haz de láser quirúrgico en el tejido objetivo durante la cirugía. Aunque tales calibraciones pueden realizarse inmediatamente antes de la cirugía láser, también pueden realizarse a diversos intervalos antes de un procedimiento, utilizando validaciones de calibración que demuestran una falta de desviación o cambio en la calibración durante tales intervalos.

Los siguientes ejemplos describen sistemas y técnicas quirúrgicas de láser guiadas por obtención de imágenes que utilizan imágenes de subproductos de fotodisrupción inducida por láser para la alineación del haz de láser quirúrgico.

Las figuras 25A y 25B ilustran otro ejemplo de la presente técnica en la que se utilizan subproductos de fotodisrupción reales en el tejido objetivo para guiar adicionalmente la colocación del láser. Se utiliza un láser pulsado 1710, tal como un láser de femtosegundo o picosegundo, para producir un haz de láser 1712 con impulsos láser para provocar la fotodisrupción en un tejido objetivo 1001. El tejido objetivo 1001 puede ser una parte de una parte 1700 del cuerpo de un sujeto, por ejemplo, una parte del cristalino de un ojo. El haz de láser 1712 se enfoca y se dirige mediante un módulo de óptica para el láser 1710 a una posición de tejido objetivo en el tejido objetivo 1001 para lograr un determinado efecto quirúrgico. La superficie objetivo está acoplada ópticamente al módulo de óptica de láser mediante una placa 1730 de aplanamiento que transmite la longitud de onda del láser, así como longitudes de onda de imágenes desde el tejido objetivo. La placa 1730 de aplanamiento puede ser una lente de aplanamiento. Se proporciona un dispositivo 1720 de obtención de imágenes para recoger luz o sonido reflejado o dispersado del tejido objetivo 1001 para capturar imágenes del tejido objetivo 1001 o bien antes o bien después (o ambos) de que se aplique la placa de aplanamiento. Los datos de obtención de imágenes capturados se procesan entonces por el módulo de control del sistema láser para determinar la posición del tejido objetivo deseado. El módulo de control del sistema láser mueve o ajusta los elementos de láser u ópticos basándose en modelos ópticos convencionales para garantizar que el centro del subproducto de fotodisrupción 1702 se solape con la posición del tejido objetivo. Éste puede ser un procedimiento de alineación dinámico en el que las imágenes del subproducto de fotodisrupción 1702 y el tejido objetivo 1001 se monitorizan de manera continua durante el procedimiento quirúrgico para garantizar que el haz de láser se coloca de manera apropiada en cada posición de tejido objetivo.

En un ejemplo, el sistema láser puede hacerse funcionar en dos modos: en primer lugar en un modo de diagnóstico en el que el haz de láser 1712 se alinea inicialmente utilizando impulsos láser de alineación para crear un subproducto de fotodisrupción 1702 para la alineación y luego en un modo quirúrgico en el que se generan impulsos de láser quirúrgico para realizar la operación quirúrgica real. En ambos modos, las imágenes del subproducto de disrupción 1702 y el tejido objetivo 1001 se monitorizan para controlar la alineación del haz. La figura 25A muestra el modo de diagnóstico en el que los impulsos láser de alineación en el haz de láser 1712 pueden ajustarse a un nivel de energía diferente que el nivel de energía de los impulsos de láser quirúrgico. Por ejemplo, los impulsos láser de

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65 E08829584

23-01-2015

alineación pueden ser menos energéticos que los impulsos de láser quirúrgico pero suficientes para provocar una fotodisrupción significativa en el tejido para capturar el subproducto de fotodisrupción 1702 en el dispositivo de obtención de imágenes 1720. La resolución de este direccionamiento tosco puede no ser suficiente para proporcionar el efecto quirúrgico deseado. Basándose en las imágenes capturadas, el haz de láser 1712 puede alinearse apropiadamente. Tras esta alineación inicial, el láser 1710 puede controlarse para producir los impulsos de láser quirúrgico a un nivel de energía superior para realizar la cirugía. Debido a que los impulsos de láser quirúrgico están a un nivel de energía diferente que los impulsos láser de alineación, los efectos no lineales en el material de tejido en la fotodisrupción pueden hacer que el haz de láser 1712 se enfoque en una posición diferente de la posición del haz durante el modo de diagnóstico. Por tanto, la alineación lograda durante el modo de diagnóstico es una alineación tosca y puede realizarse además una alineación adicional para colocar de manera precisa cada impulso de láser quirúrgico durante el modo quirúrgico cuando los impulsos de láser quirúrgico realizan la cirugía real. En referencia a la figura 25A, el dispositivo de obtención de imágenes 1720 captura las imágenes del tejido objetivo 1001 durante el modo quirúrgico y el módulo de control de láser ajusta el haz de láser 1712 para colocar la posición 1714 del foco del haz de láser 1712 sobre la posición de tejido objetivo deseada en el tejido objetivo 1001. Este procedimiento se realiza para cada posición de tejido objetivo.

La figura 26 muestra un ejemplo de la alineación de láser cuando el haz de láser se dirige en primer lugar aproximadamente al tejido objetivo y entonces se captura la imagen del subproducto de fotodisrupción y se utiliza para alinear el haz de láser. La imagen del tejido objetivo de la parte del cuerpo como tejido objetivo y la imagen de una referencia sobre la parte del cuerpo se monitorizan para dirigir el haz de láser pulsado al tejido objetivo. Las imágenes del subproducto de fotodisrupción y el tejido objetivo se utilizan para ajustar el haz de láser pulsado para solapar la ubicación del subproducto de fotodisrupción con el tejido objetivo.

La figura 27 muestra un método de alineación de láser basado en la obtención de imágenes del subproducto de fotodisrupción en el tejido objetivo en cirugía láser. En este método, se dirige un haz de láser pulsado a una ubicación de tejido objetivo dentro del tejido objetivo para suministrar una secuencia de impulsos láser de alineación iniciales a la ubicación de tejido objetivo. Las imágenes de la ubicación de tejido objetivo y el subproducto de fotodisrupción producido por los impulsos láser de alineación iniciales se monitorizan para obtener una ubicación del subproducto de fotodisrupción en relación con la ubicación del tejido objetivo. La ubicación del subproducto de fotodisrupción producido por los impulsos de láser quirúrgico a un nivel de energía de impulso quirúrgico diferente de los impulsos láser de alineación iniciales se determina cuando el haz de láser pulsado de los impulsos de láser quirúrgico se coloca en la ubicación de tejido objetivo. El haz de láser pulsado se controla para que porte impulsos de láser quirúrgico al nivel de energía de impulso quirúrgico. La posición del haz de láser pulsado se ajusta al nivel de energía de impulso quirúrgico para colocar la ubicación del subproducto de fotodisrupción en la ubicación determinada. Mientras se monitorizan las imágenes del tejido objetivo y el subproducto de fotodisrupción, se ajusta la posición del haz de láser pulsado al nivel de energía de impulso quirúrgico para colocar la ubicación del subproducto de fotodisrupción en una ubicación determinada respectiva cuando se mueve el haz de láser pulsado a una nueva ubicación de tejido objetivo dentro del tejido objetivo.

La figura 28 muestra un sistema quirúrgico de láser a modo de ejemplo basado en la alineación de láser utilizando la imagen del subproducto de fotodisrupción. Se proporciona un módulo de óptica 2010 para enfocar y dirigir el haz de láser al tejido objetivo 1700. El módulo de óptica 2010 puede incluir una o más lentes y puede incluir además uno o más reflectores. Se incluye un actuador de control en el módulo de óptica 2010 para ajustar el enfoque y la dirección del haz en respuesta a una señal de control de haz. Se proporciona un módulo de control del sistema 2020 para controlar tanto el láser pulsado 1010 por medio de una señal de control de láser como el módulo de óptica 2010 por medio de la señal de control de haz. El módulo de control del sistema 2020 procesa datos de imágenes del dispositivo de obtención de imágenes 2030 que incluye la información de desviación de la posición para el subproducto de fotodisrupción 1702 con respecto a la posición de tejido objetivo en el tejido objetivo 1700. Basándose en la información obtenida a partir de la imagen, se genera la señal de control de haz para controlar el módulo de óptica 2010 que ajusta el haz de láser. Se incluye una unidad de procesamiento digital en el módulo de control del sistema 2020 para realizar el procesamiento de diversos datos para la alineación del láser.

El dispositivo de obtención de imágenes 2030 puede implementarse en diversas formas, incluyendo un dispositivo de tomografía coherente óptica (OCT). Además, también puede utilizarse un dispositivo de obtención de imágenes por ultrasonidos. La posición del foco de láser se mueve para colocarlo de manera aproximada en el objetivo a la resolución del dispositivo de obtención de imágenes. El error en la toma de referencia del foco de láser con respecto al objetivo y posibles efectos ópticos no lineales tales como autoenfoque hacen difícil predecir de manera precisa la ubicación del foco del láser y el acontecimiento de fotodisrupción posterior. Pueden utilizarse diversos métodos de calibración, incluyendo la utilización de un sistema de modelo o programa de software para predecir el enfoque del láser dentro de un material para conseguir un direccionamiento tosco del láser dentro del tejido del que se toman imágenes. La obtención de imágenes del objetivo puede realizarse antes y después de la fotodisrupción. La posición de los subproductos de fotodisrupción en relación con el objetivo se utiliza para desplazar el punto focal del láser para localizar mejor el foco del láser y el proceso de fotodisrupción en o en relación con el objetivo. Por tanto, se utiliza el acontecimiento de fotodisrupción real para proporcionar un direccionamiento preciso para el establecimiento de los impulsos quirúrgicos posteriores.

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55 E08829584

23-01-2015

La fotodisrupción para el direccionamiento durante el modo de diagnóstico puede realizarse a un nivel de energía inferior, superior o igual que el que se requiere para el procesamiento quirúrgico posterior en el modo quirúrgico del sistema. Puede utilizarse una calibración para correlacionar la localización del acontecimiento fotodisruptor realizado a una energía diferente en el modo de diagnóstico con la localización predicha a la energía quirúrgica debido a que el nivel de energía de impulso óptico puede afectar a la ubicación exacta del acontecimiento fotodisruptor. Una vez que se realiza esta localización y alineación iniciales, puede suministrarse un volumen o patrón de impulsos láser (o un único impulso) en relación con este posicionamiento. Puede realizarse imágenes de muestreo adicionales durante el transcurso del suministro de impulsos láser adicionales para garantizar una localización apropiada del láser (las imágenes de muestreo pueden obtenerse con la utilización de impulsos de energía inferiores, superiores o iguales). En una implementación, se utiliza un dispositivo de ultrasonidos para detectar la burbuja de cavitación o la onda de choque u otro subproducto de fotodisrupción. La localización de esto puede correlacionarse entonces con la obtención de imágenes del objetivo, obtenidas por medio de ultrasonidos u otra modalidad. En otra forma de realización, el dispositivo de obtención de imágenes es simplemente un biomicroscopio u otra visualización óptica del acontecimiento fotodisruptor por el operario, tal como tomografía de coherencia óptica. Con la observación inicial, el foco del láser se mueve a la posición objetivo deseada, tras lo cual se suministra un patrón o volumen de impulsos en relación con esta posición inicial.

Como ejemplo específico, un sistema láser para una fotodisrupción bajo la superficie precisa puede incluir medios para generar impulsos láser que pueden generar fotodisrupción a tasas de repetición de 100-1000 millones de impulsos por segundo, medios para enfocar de manera tosca impulsos láser a un objetivo por debajo de una superficie utilizando una imagen del objetivo y una calibración del foco de láser a esa imagen sin crear un efecto quirúrgico, medios para detectar o visualizar por debajo de una superficie para proporcionar una imagen o la visualización de un objetivo en el espacio adyacente o el material alrededor del objetivo y los subproductos de por lo menos un acontecimiento fotodisruptor localizado de manera tosca cerca del objetivo, medios para correlacionar la posición de los subproductos de fotodisrupción con la del objetivo bajo la superficie por lo menos una vez y mover el foco del impulso de láser para situar los subproductos de fotodisrupción en el objetivo bajo la superficie o en una posición relativa en relación con el objetivo, medios para suministrar un tren posterior de por lo menos un impulso de láser adicional en un patrón en relación con la posición indicada por la correlación fina anterior de los subproductos de fotodisrupción con la del objetivo bajo la superficie, y medios para continuar monitorizando los acontecimientos fotodisruptores durante el establecimiento del tren de impulsos posterior para la sintonización fina adicional de la posición de los impulsos láser posteriores en relación con el mismo objetivo o el objetivo revisado del que están tomándose imágenes.

Las técnicas y sistemas anteriores pueden utilizarse para suministrar impulsos láser a una alta tasa de repetición a objetivos bajo la superficie con una precisión requerida para el establecimiento de impulsos contiguos, tal como se necesita para aplicaciones de corte o de disrupción del volumen. Esto puede lograrse con o sin la utilización de una fuente de referencia sobre la superficie del objetivo y puede tener en cuenta el movimiento del objetivo tras el aplanamiento o durante el establecimiento de impulsos láser.

Aunque esta memoria descriptiva describió diversas formas de realización e implementaciones, éstas no deben interpretarse como limitaciones en el alcance de una invención o de lo que puede reivindicarse, sino más bien como descripciones de características específicas para formas de realización particulares de la invención. Determinadas características que se describen en esta memoria descriptiva en el contexto de formas de realización separadas también pueden implementarse en combinación en una única forma de realización. A la inversa, diversas características que se describen en el contexto de una única forma de realización también pueden implementarse en múltiples formas de realización por separado o en cualquier subcombinación adecuada. Además, aunque puede describirse anteriormente que las características actúan en determinadas combinaciones e incluso reivindicarse inicialmente como tales, una o más características de una combinación reivindicada pueden suprimirse en algunos casos de la combinación, y la combinación reivindicada puede referirse a una subcombinación o una variación de una subcombinación.

Se dan a conocer varias implementaciones de técnicas quirúrgicas de láser, un aparato y sistemas. Sin embargo, pueden realizarse variaciones y mejoras de las implementaciones descritas, y otras implementaciones basándose en lo que se describe y se ilustra.

Claims

E08829584

23-01-2015

REIVINDICACIONES

1. Sistema láser para fragmentar el cristalino de un ojo, que comprende:

5 un láser pulsado (1010; 2130) configurado para generar un haz de láser de impulsos láser;

un sistema de suministro de haz de láser (1020; 2140; 5100-5200-5600; 6420-6430-5600) configurado para suministrar el haz de láser al ojo; y

10 un controlador de láser (1040; 2120; 3100; 6100; 9200), caracterizado por que el controlador de láser (1040; 2120; 3100; 6100; 9200) está configurado para controlar el láser pulsado durante un procedimiento

-para aplicar, en primer lugar, unos impulsos láser preliminares a una región de protección en el ojo con parámetros entre un umbral de daño de un tejido fotosensible y un umbral de protección de la región de 15 protección para formar una barrera de protección;

y

-para aplicar posteriormente impulsos de láser quirúrgico a una región objetivo quirúrgica anterior a la barrera 20 de protección para realizar una cirugía láser, presentando los impulsos de láser quirúrgico mayor energía que los impulsos láser preliminares.
2. Sistema láser según la reivindicación 1, en el que: el controlador de láser está configurado para controlar el láser pulsado para generar impulsos láser con por lo menos uno de entre:

25 -una energía en el intervalo comprendido entre aproximadamente 0,5 microJ y 50 microJ;

-una separación de zonas objetivo adyacentes en el intervalo comprendido entre aproximadamente 1 micrómetro y 50 micrómetros; 30 -una duración en el intervalo comprendido entre aproximadamente 0,01 picosegundos y 50 picosegundos; y

- una tasa de repetición en el intervalo comprendido entre 10 kHz y 100 MHz.

35 3. Sistema láser según la reivindicación 1, que comprende: un sistema óptico (1030; 2200; 2230; 5300), configurado para observar una propiedad de burbujas-sonda, generadas en el cristalino del ojo.
4. Sistema láser según la reivindicación 3, que comprende: un procesador (1040; 2220; 3100; 6100; 7200; 9200),

configurado para identificar un núcleo dentro del cristalino utilizando la propiedad observada de las burbujas-sonda. 40
5. Sistema láser según las reivindicaciones 3 ó 4, en el que: el sistema láser está configurado

-para observar la propiedad de las burbujas-sonda generadas identificando una o más burbujas-sonda que presentan una primera tasa de crecimiento; e identificar una o más burbujas-sonda que presentan una 45 segunda tasa de crecimiento diferente de la primera tasa de crecimiento; y

- para identificar una parte de un límite del núcleo identificando un límite entre las burbujas-sonda que presentan la primera tasa de crecimiento y las burbujas-sonda que presentan la segunda tasa de crecimiento.

50 6. Sistema láser según las reivindicaciones 3 a 5, en el que el sistema óptico comprende:

por lo menos uno de entre un sistema de tomografía de coherencia óptica (1030; 2230; 5300) y un microscopio.

55 7. Sistema láser según las reivindicaciones 3 a 5, que comprende: un dispositivo de obtención de imágenes por ultrasonidos configurado para aplicar ultrasonidos al cristalino; en el que

el dispositivo de obtención de imágenes está configurado para detectar una respuesta de las burbujas-sonda

al ultrasonido; y

60 el dispositivo de obtención de imágenes está configurado para determinar una parte de límite del núcleo basándose en la respuesta detectada de las burbujas-sonda.
8. Sistema láser según la reivindicación 1, en el que: 65

26 E08829584

23-01-2015

el sistema láser está configurado para formar la región de protección, pudiendo proteger la región de protección el tejido fotosensible mediante por lo menos uno de entre bloqueo, dispersión o absorción de los impulsos de láser quirúrgico.
9. Sistema láser según una de las reivindicaciones anteriores, en el que: el sistema láser está configurado para aplicar impulsos de láser quirúrgico para la disrupción, fragmentación o emulsificación de una parte del núcleo.

27