Dispositivo para la medición y la corrección quirúrgica de aberraciones en el ojo humano.

Dispositivo para la medición y la corrección quirúrgica de aberraciones en el ojo humano,

en el que el sistema óptico del ojo (A) se puede explorar completamente con un haz luminoso de un diodo láser (LD 1) y los haces luminosos reflectados se pueden medir y evaluar, estando insertado en la trayectoria del haz de medición o representación entre el diodo láser (LD 1) y el ojo (A) un primer divisor de haz (S 1), mediante el que se puede acoplar un haz luminoso de un láser de tratamiento (LD 2) para una corrección quirúrgica de la córnea y/o la lente y/o la retina del ojo (A), estando insertado además en la trayectoria del haz de medición entre el diodo láser (LD 1) y el primer divisor de haz (S 1) un espejo basculante (KS), con el que el haz de medición se puede desviar en dos dimensiones para la exploración completa del sistema óptico del ojo (A) con frecuencias de 150 Hz a 32 kHz, y estando insertada una primera lente (L 1) en la trayectoria del haz de medición entre el espejo basculante (KS) y el primer divisor de haz (S 1), caracterizado por que la distancia de la lente respecto al espejo basculante (KS) se puede variar mediante un primer motor piezoeléctrico (PM 1) para la compensación previa del haz de medición.

Dispositivo para la medición y la corrección quirúrgica de aberraciones en el ojo humano La invención se refiere a un dispositivo para la medición y la corrección quirúrgica de aberraciones en el ojo humano, en el que el sistema óptico del ojo se puede explorar completamente con un haz luminoso de un diodo láser y los haces luminosos reflectados se pueden medir y evaluar, estando insertado en la trayectoria del haz de medición o representación entre el diodo láser y el ojo un primer divisor de haz, mediante el que se puede acoplar un haz luminoso de un láser de tratamiento para una corrección quirúrgica de la córnea y/o la lente y/o la retina del ojo, estando insertado además un espejo basculante, desviable en dos dimensiones, en la trayectoria del haz de medición entre el diodo láser y el primer divisor de haz para la exploración completa del sistema óptico del ojo.

Del documento US 2003/0179344 A1 se conoce un dispositivo del tipo mencionado al inicio que forma parte de un sistema de exploración oftalmológica de la retina por haz láser, en el que se ha optimizado la exploración para una microcoagulación selectiva de la retina con aberraciones ópticas mínimas.

Del documento EP 1 231 496 A2 se conoce un dispositivo del tipo mencionado al inicio que forma parte de un dispositivo oftalmológico de cirugía y funciona con un dispositivo de tomografía de coherencia óptica a fin de determinar secciones del sistema óptico que han sido modificadas por el uso de haces láser.

Del documento DE 102 07 535 A1 se conoce un dispositivo del tipo mencionado al inicio, en el que el haz de medición y el haz de tratamiento no proceden, sin embargo, de dos diodos láser separados, sino que el haz luminoso de un único diodo láser se divide mediante un divisor de haz en un haz de medición y un haz de mecanizado. La relación temporal, en especial la relación de coherencia de los dos haces suministra una información de distancia que describe la estructura superficial del objeto de medición tratado.

En el estado conocido de la técnica no existe en ningún caso la posibilidad de compensar previamente y adaptar el haz de medición a la potencia refractiva promedio del ojo que se va a medir, por lo que es imposible un enfoque óptimo del haz de medición.

La invención tiene el objetivo de mejorar un dispositivo del tipo mencionado al inicio de modo que sea posible comprobar con una exactitud óptima el resultado del tratamiento durante una medición y un tratamiento del ojo con un sistema láser.

Este objetivo se consigue mediante un dispositivo con las características de la reivindicación 1. Otras configuraciones ventajosas de la invención aparecen en las reivindicaciones secundarias.

Las ventajas obtenidas con la invención radican especialmente en que mediante el enfoque óptimo del haz de medición durante el tratamiento quirúrgico del ojo se puede leer de inmediato, con la máxima exactitud, el resultado de cada etapa individual de corrección y si es necesario, se puede mejorar a la vez.

En el dibujo está representado un ejemplo de realización de la invención que se explica detalladamente a continuación. Éste muestra la trayectoria del haz de medición, representación y tratamiento de un dispositivo según la invención.

Para medir las aberraciones, incluso de orden superior, en el ojo humano A, su sistema óptico se explora completamente con un haz de medición de un diodo láser LD 1. Los haces reflectados de representación se miden y se evalúan a fin de realizar una intervención quirúrgica en el ojo A sobe la base del resultado. A tal efecto, en la trayectoria del haz de medición o representación entre el diodo láser LD 1 y el ojo A está situado un divisor de haz S 1, mediante el que se puede acoplar un haz de tratamiento de un láser de tratamiento LD 2 para una corrección quirúrgica de la córnea y/o la lente y/o la retina del ojo A.

Para realizar la exploración del ojo A, entre el diodo láser LD 1 y el divisor de haz S 1 está insertado un microespejo basculante KS en forma de un microespejo escáner de 2D en la trayectoria del haz de medición, con el que el haz de medición se puede desviar en dos dimensiones para la exploración completa del ojo A con frecuencias de 150 Hz a 32 kHz.

A fin de garantizar en toda la zona de medición una medición con una exactitud constantemente alta, la divergencia del haz láser suministrado por el diodo láser LD 1 se ajusta con una lente líquida FL 1 controlable por electricidad en dependencia de los defectos visuales del ojo que se va a medir, lo que proporciona un diámetro constante del haz menor que 200 μm.

Entre el espejo basculante KS y el primer divisor de haz S 1 está insertada una lente L 1 en la trayectoria del haz de medición, cuya distancia respecto al espejo basculante KZ se puede variar para compensar previamente y adaptar el haz de medición a la potencia refractiva promedio del ojo A mediante un motor piezoeléctrico PM 1. A este respecto, el espejo basculante KS estará en el punto focal, delante del punto focal o detrás del punto focal de la lente L 1, en

dependencia de la potencia refractiva medida. El desplazamiento axial mediante el motor piezoeléctrico PM 1 posiciona el espejo basculante en el intervalo nm, de modo que la compensación previa del haz de medición se lleva a cabo en el intervalo de menos de 0, 1 dpt.

Además, entre la lente L 1 y el divisor de haz S 1 está insertado otro divisor de haz S 2 en la trayectoria del haz de medición o representación que desacopla una parte del haz de medición y la envía a un detector de posición PSD 1 que se puede sustituir por una cámara rápida sensible, se encuentra a la misma distancia del divisor de haz S 2 que el ojo A (no aparece representado a escala en el dibujo) y detecta la posición del haz de medición que incide sobre la córnea del ojo A. El detector de posición PSD 1 supervisa simultáneamente la potencia del láser y la energía del láser del haz de medición. La trayectoria del haz de medición está representada en el dibujo con líneas discontinuas grandes.

A continuación se describe la trayectoria del haz de representación representada en el dibujo con líneas discontinuas pequeñas. Entre los divisores de haz S 1 y S 2 está insertado en la trayectoria del haz de medición o representación otro divisor de haz S 3 que divide la trayectoria de haz de los haces de representación dispersados por la retina del ojo A. A este respecto, para la medición de la potencia refractiva del sistema óptico del ojo A, la primera parte de los haces de representación llega a otro detector de posición PSD 2 u otra cámara rápida con o sin amplificador de imagen a través de otra lente L 2 y un diafragma B que delimita el ángulo espacial de la trayectoria del haz de representación, así como a través de una lente líquida FL 2 controlable por electricidad. El diafragma B deja pasar sólo la luz que abandona el ojo A a lo largo del eje óptico (eje visual) . La potencia refractiva local del ojo A sobre el eje óptico se define como punto de referencia. La posición real del haz de medición captado se compara con la posición nominal. La desviación respecto a la posición nominal es una medida de la potencia refractiva local del ojo A que se va a medir. El haz de representación se puede adaptar mediante un control correspondiente de la lente líquida FL 2 al detector de posición PSD 2 o a la cámara.

La segunda parte de los haces de representación llega a una cámara de observación BK 1 que está equipada con un aparato para registrar los movimientos del ojo o movimientos oculares de la persona examinada (eye tracking, seguimiento del ojo) o se puede sustituir opcionalmente por otros aparatos ópticos, por ejemplo, un microscopio o un medidor de espesor de capas.

A fin de garantizar en toda la zona de medición una exactitud de medición constantemente alta, el detector de posición PSD 2 como receptor de medición se ajusta con un motor piezoeléctrico PM 2 a aquella posición que proporciona un tamaño constante de la imagen y, por tanto, una resolución constante en dependencia de la potencia refractiva promedio que se va a medir. Cuando se usa la lente líquida controlable FL 2, se puede prescindir del motor piezoeléctrico PM 2. La lente líquida FL 2 garantiza un tamaño constante de la imagen y, por tanto, una exactitud constante de la medición en toda la zona de medición. La dinámica del medidor se puede aumentar al combinarse el motor piezoeléctrico PM 2 con la lente líquida FL 2.... [Seguir leyendo]

1. Dispositivo para la medición y la corrección quirúrgica de aberraciones en el ojo humano, en el que el sistema óptico del ojo (A) se puede explorar completamente con un haz luminoso de un diodo láser (LD 1) y los haces luminosos reflectados se pueden medir y evaluar, estando insertado en la trayectoria del haz de medición o representación entre el diodo láser (LD 1) y el ojo (A) un primer divisor de haz (S 1) , mediante el que se puede acoplar un haz luminoso de un láser de tratamiento (LD 2) para una corrección quirúrgica de la córnea y/o la lente y/o la retina del ojo (A) , estando insertado además en la trayectoria del haz de medición entre el diodo láser (LD 1) y el primer divisor de haz (S 1) un espejo basculante (KS) , con el que el haz de medición se puede desviar en dos dimensiones para la exploración completa del sistema óptico del ojo (A) con frecuencias de 150 Hz a 32 kHz, y estando insertada una primera lente (L 1) en la trayectoria del haz de medición entre el espejo basculante (KS) y el primer divisor de haz (S 1) , caracterizado por que la distancia de la lente respecto al espejo basculante (KS) se puede variar mediante un primer motor piezoeléctrico (PM 1) para la compensación previa del haz de medición.

2. Dispositivo según la reivindicación 1, caracterizado por que el espejo basculante (KS) , insertado en la trayectoria del haz de medición entre el diodo láser (LD 1) y el primer divisor de haz (S 1) , está configurado como microespejo escáner 2D, con el se puede desviar el haz de medición en dos dimensiones para la exploración completa del sistema óptico del ojo (A) con frecuencias de 150 Hz a 32 kHz.

3. Dispositivo según la reivindicación 1 ó 2, caracterizado por que en la trayectoria del haz de medición entre el diodo láser (LD 1) y el espejo basculante (KS) está insertada una primera lente líquida (FL 1) controlable por electricidad, con la que se puede ajustar la divergencia y el diámetro del haz de medición.

4. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado por que en la trayectoria del haz de medición

o representación entre la primera lente (L 1) y el primer divisor de haz (S 1) está insertado un segundo divisor de haz (S 2) , mediante el que puede desacoplar una parte del haz de medición y enviar a un primer detector de posición (PSD 1) o a una primera cámara rápida sensible con o sin amplificador de imagen, que se encuentra a la misma distancia del divisor de haz (S 2) que el sistema óptico del ojo A y permite detectar la posición del haz de medición que incide sobre la córnea del ojo (A) .

5. Dispositivo según la reivindicación 4, caracterizado por que en la trayectoria del haz de medición o representación entre el segundo divisor de haz (S 2) y el primer divisor de haz (S 1) está insertado un tercer divisor de haz (S 3) , con el que se puede dividir la trayectoria de haces de los haces de representación dispersados por la retina del ojo (A) , pudiéndose enviar una primera parte de los haces de representación para delimitar el ángulo espacial de la trayectoria del haz de representación mediante una segunda lente (L 2) y un diafragma (B) , así como para medir la potencia refractiva del sistema óptico del ojo (A) mediante una segunda lente líquida (FL 2) controlable por electricidad a un segundo detector de posición (PSD 2) o a una segunda cámara rápida sensible con o sin amplificador de imagen, pudiéndose adaptar el haz de representación con la segunda lente líquida (FL 2) al segundo detector de posición (PSD 2) o a la segunda cámara, mientras que una segunda parte de los haces de representación se puede enviar a una primera cámara de observación (BK 1) que está equipada con un aparato para registrar los movimientos del ojo o movimientos oculares de una persona examinada o se puede sustituir opcionalmente por otros aparatos ópticos, por ejemplo, un microscopio o un medidor de espesor de capas.

6. Dispositivo según la reivindicación 5, caracterizado por que en la trayectoria del haz de medición entre la primera lente (L 1) y el segundo divisor de haz (S 2) está insertado un cuarto divisor de haz (S 4) que puede desviar la segunda parte de los haces de representación, reflectados por el tercer y el segundo divisor de haz (S 3, S 4) , hacia una segunda cámara de observación (BK 2) con objetivo telecéntrico para medir la distancia entre el visor (E) del medidor y el ojo (A) y para comprobar el radio de curvatura de la córnea del ojo (A) .

7. Dispositivo según la reivindicación 5 ó 6, caracterizado por que el ojo (A) se puede fijar con un optotipo en forma de un anillo o un punto parpadeante incorporado mediante el espejo basculante (KS) , pudiéndose ajustar el diámetro del anillo o del punto con la primera lente líquida (FL 1) y el espejo basculante (KS) .

8. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 7, caracterizado por que el segundo detector de posición (PSD 2) o la segunda cámara se puede desplazar axialmente para la adaptación del haz de representación mediante un segundo motor piezoeléctrico (PM 2) .

9. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 8, caracterizado por que en la trayectoria del haz de medición

o representación entre el segundo divisor de haz (S 2) y el primer detector de posición (PSD 1) o la primera cámara está insertado un quinto divisor de haz (S 5) , con el que se puede desacoplar una parte del haz de medición y se puede enviar mediante un primer obturador (V 1) para la autocalibración a un ojo artificial que se encuentra a la misma distancia del segundo divisor de haz (S 2) que el sistema óptico del ojo (A) y está compuesto de una tercera lente (L 3) , un disco difusor (SL) desplazable axialmente mediante un tercer motor piezoeléctrico (PM 3) y un tercer detector de posición (PSD 3) desplazable axialmente mediante un cuarto motor piezoeléctrico (PM 4) o una tercera cámara rápida sensible con o sin amplificador de imagen.

10. Dispositivo según la reivindicación 9, caracterizado por que las distorsiones de las señales eléctricas del primer, del segundo y del tercer detector de posición (PSD 1, PSD 2, PSD 3) se pueden compensar y amplificar mediante circuitos electrónicos de corrección o por medio de software, pudiéndose determinar la potencia refractiva local del sistema óptico del ojo (A) al calcularse la diferencia entre el valor de medición del segundo detector de posición (PSD 2) y el valor nominal almacenado.

11. Dispositivo según la reivindicación 9, caracterizado por que la potencia refractiva local del sistema óptico del ojo (A) se puede determinar al calcularse la diferencia entre los valores de medición del segundo y del tercer detector de posición (PSD 2, PSD 3) o de la segunda o la tercera cámara.

12. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 11, caracterizado por que en vez de la primera lente (L 1) y de la segunda lente (L 2) , una única lente está insertada en la trayectoria del haz de medición o representación entre el segundo divisor de haz (S 2) y el tercer divisor de haz (S 3) .

13. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 12, caracterizado por que la posición del espejo basculante (KS) se puede determinar mediante sensores instalados en el espejo basculante (KS) , en vez de mediante el primer detector de posición (PDS 1) o la primera cámara.

14. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 13, caracterizado por que en la trayectoria de haces del haz de tratamiento entre el láser de tratamiento (LD 2) y el primer divisor de haz (S 1) están insertados dos escáneres (SC) para desviar el haz de tratamiento en dos direcciones (X, Y) que discurren en ángulo recto entre sí, así como una cuarta lente (L 4) para ajustar la distancia de trabajo entre el láser de tratamiento (LD 2) y el ojo (A) .

15. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 14, caracterizado por que con el primer divisor de haz (S 1) se puede desacoplar una parte del haz de tratamiento y enviar a un cuarto detector de posición (PSD 4) o a una cuarta cámara rápida sensible con o sin amplificador de imagen, que presenta la misma distancia respecto al primer divisor de haz (S 1) que el sistema óptico del ojo (A) , permite supervisar la energía de la anchura de impulso y la potencia del láser de tratamiento (LD 2) , medir simultáneamente además la posición actual del haz de tratamiento y se puede usar para ajustar la trayectoria del haz de tratamiento, medición y representación.

16. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 15, caracterizado por que en la trayectoria del haz de medición o representación entre el primer y el tercer divisor de haz (S 1, S 3) están insertadas una quinta y una sexta lente (L 5, L 6) para adaptar la distancia de medición a la distancia de tratamiento, cuya relación de representación está ajustada a 1 : 1.

17. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 16, caracterizado por que a fin de medir la potencia refractiva local de cualquier lente, el diámetro de la primera lente (L 1) está adaptado al diámetro de las lentes que se van medir.

18. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 17, caracterizado por que el diafragma (B) , la segunda lente líquida (FL 2) y el segundo detector de posición (PSD 2) están montados junto con el diodo láser (LD 1) , la primera lente líquida (FL 1) , el espejo basculante (KS) y el primer motor piezoeléctrico (PM 1) sobre un sistema de posicionamiento de tal modo que el eje óptico del haz de representación, que entra a través del orificio del diafragma (B) , discurre en paralelo al eje óptico del haz de medición que abandona el espejo basculante (KS) , pudiéndose desplazar el sistema de posicionamiento en dirección de los ejes ópticos mediante otro motor piezoeléctrico.

19. Dispositivo según una de las reivindicaciones 5 a 17, caracterizado por que el diafragma (B) , la segunda lente líquida (FL 2) y el segundo detector de posición (PSD 2) están montados junto con el espejo basculante (KS) sobre un sistema de posicionamiento de tal modo que el eje óptico del haz de representación, que entra a través del orificio del diafragma (B) , discurre en paralelo al eje óptico del haz de medición que abandona el espejo basculante (KS) , llegando el haz de medición procedente del diodo láser (LD 1) al espejo basculante KS por el mismo eje óptico, por el que el haz desviado de medición abandona el espejo basculante (KS) , y pudiéndose desplazar el sistema de posicionamiento en dirección de los ejes ópticos mediante otro motor piezoeléctrico.

20. Dispositivo según la reivindicación 19, caracterizado por que el haz de medición se puede desviar después de abandonar el diodo láser (LD 1) mediante la primera lente líquida (FL 1) y después de reflectarse en un cubo de polarización mediante una placa λ4 por el eje óptico mediante el espejo basculante (KS) y se puede enviar mediante el eje óptico, mediante la placa λ4, mediante el cubo de divisor de haz y mediante una lente al ojo (A) que se va a medir, y a partir de aquí los haces de representación dispersados en la retina se pueden enviar al detector de posición (PSD 2) mediante esta lente y después de reflectarse en el cubo de polarización mediante otra lente y un divisor de haz reflectante a través del diafragma (B) y la lente líquida (FL 2) , mientras que los haces reflectados en la córnea del ojo (A) se pueden enviar en el mismo recorrido que los haces de representación después de pasar el divisor de haz mediante otra lente a la cámara de observación (BK 2) con objetivo telecéntrico.