BR112021004197A2

BR112021004197A2 - cirurgia a laser não invasiva e minimamente invasiva para redução de pressão intraocular no olho

Info

Publication number: BR112021004197A2
Application number: BR112021004197-4A
Authority: BR
Inventors: Ferenc Raksi
Original assignee: Vialase, Inc.
Priority date: 2018-09-07
Filing date: 2019-07-19
Publication date: 2021-05-25
Also published as: JP7349495B2; JP7441360B2; US11110006B2; AU2022204252B2; US11583445B2; WO2020050915A1; AU2019336593B2; JP2023116458A; US20200078216A1; CA3111508C; EP3846750A1; AU2019336593A1; US20230157886A1; JP2021535788A; CA3111508A1; AU2022204252A1; CA3204562A1; US20200405541A1

Abstract

CIRURGIA A LASER NÃO INVASIVA E MINIMAMENTE INVASIVA PARA REDUÇÃO DE PRESSÃO INTRAOCULAR NO OLHO. A pressão intraocular em um olho é reduzida através da aplicação de um feixe de tomografia de coerência óptica (OCT) de alta resolução e um feixe de laser de alta resolução através da córnea e da câmara anterior no ângulo iridocorneano ao longo de um via de feixe angular. O feixe de OCT provê imagiologia OCT para planejamento e monitoramento de cirurgia, enquanto o feixe de laser é configurado para modificar o tecido ou afetar o fluido ocular por meio de interação fotodisruptiva. Em uma implementação, um volume de tecido ocular dentro de uma via de fluxo de saída no ângulo iridocorneano é modificado para criar uma abertura de canal em uma ou mais camadas da malha trabecular. Em outra implementação, um volume de fluido no canal de Schlemm é afetado pelo laser para provocar uma expansão pneumática do canal. Em qualquer uma das implementações, a resistência ao fluxo aquoso através do olho é reduzida.

Description

“CIRURGIA A LASER NÃO INVASIVA E MINIMAMENTE INVASIVA PARA REDUÇÃO DE PRESSÃO INTRAOCULAR NO OLHO” CAMPO TÉCNICO

[0001] A presente divulgação refere-se geralmente ao campo de dispositivos médicos e tratamento de doenças em oftalmologia e, mais particularmente, a sistemas, aparelhos e métodos para tratamento não invasivo e minimamente invasivo de tecidos, especialmente estruturas de tecido ocular no ângulo iridocorneano do olho, para o tratamento cirúrgico a laser de glaucoma.

FUNDAMENTOS

[0002] Antes de descrever os diferentes tipos de glaucoma e as opções de diagnóstico e tratamento atuais, é provida uma breve visão geral da anatomia do olho. Anatomia do Olho

[0003] Com referência às Figuras 1-3, a camada de tecido externa do olho 1 inclui uma esclera 2 que provê a estrutura do formato do olho. Na frente da esclera 2 está uma córnea 3 que é composta por camadas transparentes de tecido que permitem que a luz entre no interior do olho. Dentro do olho 1 está uma lente cristalina 4 que está conectada ao olho por zônulas de fibra 5, que estão conectadas ao corpo ciliar 6. Entre a lente cristalina 4 e a córnea 3 está uma câmara anterior 7 que contém um líquido claro fluindo chamado humor aquoso 8. Circundando o perímetro do cristalino 4 está uma íris 9 que forma uma pupila em torno do centro aproximado do cristalino. Uma câmara posterior 10 está localizada entre a lente cristalina 4 e a retina 11. A luz que entra através da córnea 3 é focalizada opticamente através da lente cristalina 4.

[0004] Com referência à Figura 2, a junção corneoescleral do olho é a porção da câmara anterior 7 na intersecção da íris 9 e a esclera 2. A anatomia do olho 1 na junção corneoescleral inclui uma malha trabecular 12. A malha trabecular 12 é uma rede fibrosa de tecido que circunda a íris 9 dentro do olho 1. A base da malha trabecular 12 e a borda da íris 9 estão unidas no esporão escleral 14. A rede de camadas de tecido que compõem a malha trabecular 12 é porosa e, assim, apresenta uma via para a saída do humor aquoso 8 fluindo da câmara anterior

7. Esta via pode ser referida aqui como uma via de fluxo de saída do humor aquoso, uma via de fluxo de saída aquosa ou simplesmente uma via de fluxo de saída.

[0005] Com referência à Figura 3, a via formada pelos poros na malha trabecular 12 conecta-se a um conjunto de finas camadas de tecido poroso chamadas úvea 15, a malha corneoescleral 16 e o tecido justacanalicular 17. O tecido justacanalicular 17, por sua vez, confina com uma estrutura chamada Canal de Schlemm 18. O canal de Schlemm 18 transporta uma mistura de humor aquoso 8 e sangue do tecido circundante para drenar para o sistema venoso através de um sistema de canais coletores 19. Como mostrado na Figura 2, a camada vascular do olho, referida como a coroide 20, está próxima à esclera 2. Um espaço, denominado espaço supracoroidal 21, pode estar presente entre a coroide 20 e o espaço supracoroidal 21. A região geral perto da periferia da cunha entre a córnea 3 e a íris 9, correndo circunferencialmente é chamada de ângulo iridocorneano 13. O ângulo iridocorneano 13 também pode ser referido como o ângulo corneano do olho ou simplesmente o ângulo do olho. Os tecidos oculares ilustrados na Figura 3 são todos considerados dentro do ângulo iridocorneano 13.

[0006] Com referência à Figura 4, duas vias de saída possíveis para o movimento do humor aquoso 8 incluem uma via de fluxo de saída trabecular 40 e uma via de fluxo de saída uveoscleral 42. O humor aquoso 8, que é produzido pelo corpo ciliar 6, flui da câmara posterior 10 através da pupila para o câmara anterior 7 e, em seguida, sai do olho através de uma ou mais das duas vias de saída diferentes 40, 42. Aproximadamente 90% do humor aquoso 8 sai através da via de fluxo de saída trabecular 40 passando através da malha trabecular 12, para o canal de Schlemm 18 e através de um ou mais plexos de canais coletores 19 antes de drenar através de uma via de drenagem 41 para o sistema venoso. Qualquer humor aquoso restante 8 sai principalmente através da via de fluxo de saída uveoscleral 42. A via de fluxo de saída uveoscleral 42 passa através da face do corpo ciliar 6 e raiz da íris para o espaço supracoroidal 21 (mostrado na Figura 2). O humor aquoso 8 drena do espaço supracoroidal 21, a partir de onde pode ser drenado através da esclera 2.

[0007] O fluxo de saída do humor aquoso 8 através da via de fluxo de saída trabecular 40 é dependente de pressão em que o fluxo de saída aumenta conforme a pressão intraocular aumenta, enquanto o fluxo de saída do humor aquoso 8 através da via de fluxo de saída uveoscleral 42 é independente de pressão. A resistência ao fluxo de saída de humor aquoso 8 através da via de fluxo de saída trabecular 40 pode levar à elevação da pressão intraocular do olho,

que é um fator de risco amplamente reconhecido para glaucoma. A resistência através da via de fluxo de saída trabecular 40 pode aumentar devido a um colapso do canal de Schlemm 18 ou à presença de uma alta densidade de canais coletores 19.

[0008] Com referência à Figura 5, como um sistema óptico, o olho 1 é representado por um modelo óptico descrito por superfícies idealizadas centradas e rotativamente simétricas, pupilas de entrada e saída, e seis pontos cardeais: pontos focais de espaço de objetos e imagem, primeiro e segundo planos principais, e primeiro e segundos pontos nodais. As direções angulares em relação ao olho humano são frequentemente definidas em relação a um eixo óptico 24, um eixo visual 26, um eixo pupilar 28 e uma linha de visão 29 do olho. O eixo óptico 24 é o eixo de simetria, a linha que conecta os vértices das superfícies idealizadas do olho. O eixo visual 26 conecta o centro foveal 22 com o primeiro e segundo pontos nodais ao objeto. A linha de visão 29 conecta a fóvea através das pupilas de saída e entrada ao objeto. O eixo pupilar 28 é normal à superfície anterior da córnea 3 e direcionado para o centro da pupila de entrada. Esses eixos do olho diferem uns dos outros apenas por alguns graus e estão dentro de uma faixa da qual é geralmente referida como a direção de visão. Glaucoma

[0009] Glaucoma é um grupo de doenças que podem lesar o nervo óptico e causar perda de visão ou cegueira. É a principal causa de cegueira irreversível. Estima-se que aproximadamente 80 milhões de pessoas tenham glaucoma em todo o mundo e, destas, aproximadamente 6,7 milhões sejam cegas bilateralmente. Mais de 2,7 milhões de americanos com mais de 40 anos têm glaucoma. Os sintomas começam com perda de visão periférica e podem evoluir para cegueira.

[0010] Existem duas formas de glaucoma, uma é referida como glaucoma de ângulo fechado e a outra como glaucoma de ângulo aberto. Com referência às Figuras 1-4, no glaucoma de ângulo fechado, a íris 9 em uma câmara anterior colapsada 7 pode obstruir e fechar o fluxo do humor aquoso 8. No glaucoma de ângulo aberto, que é a forma mais comum de glaucoma, a permeabilidade ocular o tecido pode ser afetado pelo bloqueio do tecido no ângulo iridocorneano 13 ao longo da via de fluxo de saída trabecular 40 ou pelo colapso do canal de Schlemm 18 ou canais coletores 19.

[0011] Como afirmado anteriormente, a pressão intraocular (IOP) elevada do olho, que danifica o nervo óptico, é um fator de risco amplamente reconhecido para o glaucoma. No entanto, nem todas as pessoas com pressão ocular aumentada desenvolverão glaucoma, e o glaucoma pode se desenvolver sem aumento da pressão ocular. No entanto, é desejável reduzir a IOP elevada do olho para reduzir o risco de glaucoma.

[0012] Os métodos de diagnóstico de condições do olho de um paciente com glaucoma incluem testes de acuidade visual e testes de campo visual, exames de dilatação dos olhos, tonometria, ou seja, medição da pressão intraocular do olho e paquimetria, ou seja, medição da espessura da córnea. A deterioração da visão começa com o estreitamento do campo visual e progride para a cegueira total. Os métodos de imagem incluem exame de lâmpada de fenda,

observação do ângulo iridocorneano com uma lente gonioscópica e imagiologia por tomografia de coerência óptica (OCT) da câmara anterior e da retina.

[0013] Uma vez diagnosticados, alguns tratamentos clinicamente comprovados estão disponíveis para controlar ou diminuir a pressão intraocular do olho para retardar ou parar o progresso do glaucoma. Os tratamentos mais comuns incluem: 1) medicamentos, tal como colírios ou comprimidos, 2) cirurgia a laser e 3) cirurgia tradicional. O tratamento geralmente começa com medicação. No entanto, a eficácia da medicação é frequentemente prejudicada pela não adesão do paciente. Quando a medicação não funciona para o paciente, a cirurgia a laser é normalmente o próximo tratamento a ser tentado. A cirurgia tradicional é invasiva, de maior risco do que a medicação e a cirurgia a laser e tem uma janela de tempo limitada de eficácia. A cirurgia tradicional é geralmente reservada como a última opção para pacientes cuja pressão ocular não pode ser controlada com medicação ou cirurgia a laser. Cirurgia a Laser

[0014] Com referência à Figura 2, a cirurgia a laser para glaucoma visa à malha trabecular 12 para diminuir a resistência ao fluxo do humor aquoso 8 e aumentar o fluxo do humor aquoso. Os tratamentos a laser comuns incluem Trabeculoplastia a Laser Argônio (ALT), Trabeculoplastia Seletiva a Laser (SLT) e Trabeculostomia a Laser Excimer (ELT).

[0015] ALT foi o primeiro procedimento de trabeculoplastia a laser. Durante o procedimento, um laser argônio de comprimento de onda de 514 nm é aplicado à malha trabecular 12 em torno de 180 graus da circunferência do ângulo iridocorneano 13. O laser de argônio induz uma interação térmica com o tecido ocular que produz aberturas na malha trabecular 12. ALT, entretanto, causa cicatrização no tecido ocular, seguida por respostas inflamatórias e cicatrização do tecido que podem, em última instância, fechar a abertura através da malha trabecular 12 formada pelo tratamento com ALT, reduzindo assim a eficácia do tratamento. Além disso, por causa dessa cicatriz, a terapia com ALT normalmente não pode ser repetida.

[0016] SLT é projetada para reduzir o efeito de cicatriz, direcionando seletivamente os pigmentos na malha trabecular 12 e reduzindo a quantidade de calor entregue ao tecido ocular circundante. Durante o procedimento, um laser de estado sólido de comprimento de onda de 532 nm é aplicado à malha trabecular 12 entre 180 a 360 graus em torno da circunferência do ângulo iridocorneano 13 para produzir aberturas através da malha trabecular 12. O tratamento com SLT pode ser repetido, mas os tratamentos subsequentes têm efeitos menores na redução da IOP.

[0017] ELT usa um laser excimer ultravioleta (UV) de comprimento de onda de 308 nm e interação não térmica com tecido ocular para tratar a malha trabecular 12 de uma maneira que não invoca uma resposta de cura. Portanto, o efeito de redução da IOP dura mais. No entanto, como a luz ultravioleta do laser não pode penetrar profundamente no olho, a luz laser é provida à malha trabecular 12 por meio de uma fibra óptica inserida no olho 1 através de uma abertura e a fibra é colocada em contato com a malha trabecular. O procedimento é altamente invasivo e geralmente praticado simultaneamente com procedimentos de catarata, quando o olho já está aberto cirurgicamente. Como ALT e SLT, ELT também carece de controle sobre a quantidade de redução de IOP.

[0018] Nenhum desses tratamentos a laser existentes representa um tratamento ideal para o glaucoma. Consequentemente, o que é necessário são sistemas, aparelhos e método para tratamento de cirurgia a laser de glaucoma que efetivamente reduzam a IOP sem cicatrizes significativas de tecido, de modo que o tratamento pode ser concluído em um único procedimento e repetido posteriormente, se necessário.

SUMÁRIO

[0019] A presente divulgação refere-se a um método para reduzir a pressão intraocular em um olho tendo uma córnea, uma câmara anterior e um ângulo iridocorneano compreendendo uma via de fluxo de saída de humor aquoso formada por uma malha trabecular, um canal de Schlemm e um ou mais canais coletores ramificando-se do canal de Schlemm. O método inclui entregar cada um de um feixe de tomografia de coerência óptica (OCT) e um feixe de laser através da córnea e da câmara anterior no ângulo iridocorneano. O método inclui ainda a modificação de um volume de tecido ocular dentro da via de fluxo de saída para reduzir a resistência da via presente em uma ou mais da malha trabecular, o canal de Schlemm, e um ou mais canais coletores aplicando o feixe de laser ao tecido ocular definindo o volume para, assim, causar interação fotodisruptiva com o tecido ocular para reduzir a resistência da via ou criar uma nova via de fluxo de saída.

O volume modificado de tecido ocular provê uma abertura de canal, pelo menos parcialmente, através da malha trabecular.

[0020] Em um aspecto deste método, pelo menos uma porção do volume modificado de tecido ocular estende-se entre uma parede do canal de Schlemm e a câmara anterior, e a abertura de canal tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com o canal de Schlemm e uma segunda extremidade em comunicação de fluido com a câmara anterior. Em outro aspecto, o volume modificado de tecido ocular estende-se entre uma parede do canal de Schlemm e uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm, e a abertura de canal tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com o canal de Schlemm canal e uma segunda extremidade que termina em uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm. Ainda em outro aspecto, o volume modificado de tecido ocular estende-se entre uma parede da câmara anterior e uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm, e a abertura de canal tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com a câmara anterior e um segundo extremidade que termina em uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm.

[0021] A presente divulgação também refere-se a um sistema cirúrgico integrado para reduzir a pressão intraocular em um olho tendo uma córnea, uma câmara anterior e um ângulo iridocorneano compreendendo uma via de fluxo de saída do humor aquoso formada por uma malha trabecular, um canal de Schlemm e um ou mais canais coletores ramificando a partir do canal de Schlemm. O sistema inclui um primeiro subsistema óptico, um segundo, um primeiro subsistema óptico e um sistema de controle. O primeiro subsistema óptico inclui uma objetiva de focagem configurada para ser acoplada à córnea. O segundo subsistema óptico inclui uma fonte de laser configurada para emitir um feixe de laser e uma pluralidade de componentes configurados para um ou mais de condição, varredura e direcionamento do feixe de laser.

[0022] O sistema de controle é acoplado ao segundo subsistema óptico e está configurado para instruir a fonte de laser a emitir um feixe de laser, para entrega através da córnea e da câmara anterior no ângulo iridocorneano. O sistema de controle também está configurado para instruir a fonte de laser a modificar um volume de tecido ocular dentro da via de fluxo de saída para reduzir uma resistência da via presente em um ou mais dentre a malha trabecular, o canal de Schlemm e um ou mais canais coletores aplicando o feixe de laser ao tecido ocular definindo o volume para, assim, causar interação fotodisruptiva com o tecido ocular para reduzir a resistência da via ou criar uma nova via de fluxo de saída. O volume modificado de tecido ocular provê uma abertura de canal, pelo menos parcialmente, através da malha trabecular.

[0023] A presente divulgação também refere-se a um método de um método para reduzir a pressão intraocular em um olho que tem um canal de Schlemm com fluido nele e um ou mais canais coletores se ramificando a partir do canal de Schlemm. O método inclui entregar um feixe de laser no canal de Schlemm e permitir que gases criados pela interação fotodisruptiva do feixe de laser com o fluido dentro do canal de Schlemm tenham um efeito pneumático que expande o canal de Schlemm. A entrega do feixe de laser no canal de Schlemm modifica o tecido apenas dentro do canal de Schlemm, sem modificar o tecido circundante.

[0024] Em um aspecto deste método, as localizações do canal de Schlemm no qual o feixe de laser é provido são determinadas. O olho compreende um ângulo circunferencial e ou mais locais do canal de Schlemm para entrega do feixe de laser são determinados pela obtenção de imagens do canal de Schlemm em uma pluralidade de locais em torno de pelo menos uma porção do ângulo circunferencial, processando cada uma das imagens para determinar uma medida de uma característica anatômica do canal de Schlemm, e designando o local de onde a imagem foi obtida como uma localização do canal de Schlemm para entrega do feixe de laser com base na avaliação da medida determinada em relação a uma medida limite.

[0025] Em outro aspecto, o método inclui ainda monitorar o canal de Schlemm para uma expansão pneumática aceitável e interromper a entrega do feixe de laser quando uma expansão pneumática aceitável for detectada. Tal monitoramento pode envolver a obtenção de imagiologia OCT do canal de Schlemm enquanto o feixe de laser está sendo provido, processamento das imagens para obter medidas indicativas de expansão pneumática do canal, e avaliação das imagens em relação a um critério de expansão pneumática aceitável.

[0026] A presente divulgação também refere-se a um sistema cirúrgico integrado para reduzir a pressão intraocular em um olho tendo uma córnea, um canal de Schlemm com fluido nele e um ou mais canais coletores que se ramificam do canal de Schlemm. O sistema inclui um primeiro subsistema óptico, um segundo, um primeiro subsistema óptico e um sistema de controle. O primeiro subsistema óptico inclui uma objetiva de focagem configurada para ser acoplada à córnea. O segundo subsistema óptico inclui uma fonte de laser configurada para emitir um feixe de laser e uma pluralidade de componentes configurados para um ou mais de condição, varredura e direcionamento do feixe de laser; e

[0027] O sistema de controle é acoplado ao segundo subsistema óptico e configurado para instruir a fonte de laser a emitir um feixe de laser, para entrega através do primeiro subsistema óptico e da córnea, e para o canal de Schlemm. O sistema de controle também está configurado para permitir que gases criados pela interação fotodisruptiva do feixe de laser com o fluido dentro do canal de Schlemm tenham um efeito pneumático que expande o canal de Schlemm. A entrega do feixe de laser no canal de Schlemm modifica o tecido apenas dentro do canal de Schlemm, sem modificar o tecido circundante.

[0028] Em um aspecto deste sistema, o sistema de controle é adicionalmente configurado para identificar um ou mais locais do canal de Schlemm no qual entregar o feixe de laser. Em outro aspecto, o sistema de controle é adicionalmente configurado para monitorar o canal de Schlemm quanto a uma expansão pneumática aceitável e para instruir a fonte de laser a interromper a saída do feixe de laser quando uma expansão pneumática aceitável for detectada.

[0029] Entende-se que outros aspectos dos aparelhos e métodos se tornarão evidentes para os versados na técnica a partir da seguinte descrição detalhada, em que vários aspectos dos aparelhos e métodos são mostrados e descritos por meio de ilustração. Como será percebido, esses aspectos podem ser implementados em outras e diferentes formas e seus vários detalhes são capazes de modificação em vários outros aspectos. Por conseguinte, os desenhos e a descrição detalhada devem ser considerados como ilustrativos por natureza e não como restritivos.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[0030] Vários aspectos de sistemas, aparelhos e métodos serão agora apresentados na descrição detalhada a título de exemplo, e não como forma de limitação, com referência aos desenhos anexos, em que:

[0031] Figura 1 é uma ilustração esquemática em corte de um olho humano e suas estruturas anatômicas internas.

[0032] Figura 2 é uma ilustração esquemática em corte do ângulo iridocorneano do olho da Figura 1

[0033] Figura 3 é uma ilustração esquemática em corte que detalha as estruturas anatômicas no ângulo iridocorneano da Figura 2, incluindo a malha trabecular, o canal de Schlemm e um ou mais canais coletores que se ramificam do canal de Schlemm.

[0034] Figura 4 é uma ilustração esquemática em corte de várias vias de fluxo de saída para humor aquoso através da malha trabecular, canal de Schlemm e canais coletores da Figura 3.

[0035] A Figura 5 é uma ilustração esquemática em corte de um olho humano mostrando vários eixos associados ao olho.

[0036] Figura 6 é uma ilustração esquemática em corte de uma via de feixe angular ao longo do qual um ou mais feixes de luz podem acessar o ângulo iridocorneano do olho.

[0037] Figura 7 é um diagrama de blocos de um sistema cirúrgico integrado para cirurgia de glaucoma não invasiva, incluindo um sistema de controle, uma fonte de laser de femtossegundo, um aparelho de imagiologia OCT, um microscópio, condicionadores e escâneres de feixe, combinadores de feixe, uma objetiva de focagem e uma interface de paciente.

[0038] Figura 8 é um diagrama de blocos detalhado do sistema cirúrgico integrado da Figura 7.

[0039] Figura 9a e 9b são ilustrações esquemáticas de objetiva de focagem do sistema cirúrgico integrado da Figura 7 acoplado a (Figura 9a) e desacoplado (Figura 9b) da interface do paciente do sistema cirúrgico integrado da Figura 7.

[0040] Figura 9c é uma ilustração esquemática de componentes da objetiva de focagem e da interface do paciente incluída nas Figuras 9a e 9b.

[0041] As Figuras 10a e 10b são ilustrações esquemáticas de componentes do sistema cirúrgico integrado das Figuras 7 e 8 funcionalmente dispostos para formar um primeiro sistema óptico e um segundo subsistema óptico que permite o acesso ao ângulo iridocorneano ao longo da via de feixe angular da Figura 6.

[0042] Figura 10c é uma ilustração esquemática de um feixe que passa através do primeiro subsistema óptico das Figuras 10a e 10b e no olho.

[0043] A Figura 11a é uma ilustração esquemática de um padrão de tratamento projetado pelo sistema cirúrgico integrado da Figura 7 para afetar um volume cirúrgico de tecido ocular.

[0044] Figura 11b é uma ilustração esquemática de uma via de fluxo de saída caracterizada por uma abertura de canal profunda que resulta da aplicação de laser do padrão de tratamento da Figura 11a.

[0045] Figura 11c é uma ilustração esquemática tridimensional da via de fluxo de saída da Figura 11b.

[0046] Figura 12 é um fluxograma de um método de modificação do tecido ocular no ângulo iridocorneano do olho.

[0047] Figura 13 é um fluxograma de um método de entrega de feixes de luz para o ângulo iridocorneano do olho ao longo da via de feixe angular da Figura 6.

[0048] Figura l4a é uma ilustração esquemática de um padrão de tratamento projetado pelo sistema cirúrgico integrado da Figura 7 para afetar um volume cirúrgico de tecido ocular.

[0049] Figura l4b é uma ilustração esquemática de uma via de fluxo de saída caracterizada por uma abertura de canal rasa que resulta da aplicação de laser do padrão de tratamento da Figura l4a.

[0050] Figura l4c é uma ilustração esquemática tridimensional da via de fluxo de saída da Figura l4b.

[0051] Figura l5a é uma ilustração esquemática de um padrão de tratamento projetado pelo sistema cirúrgico integrado da Figura 7 para afetar uma arrajo de volumes cirúrgicos de tecido ocular.

[0052] Figura l5b é uma ilustração esquemática de um arranjo de vias de fluxo de saída, cada um caracterizado por uma abertura de canal rasa, que resulta da aplicação de laser do padrão de tratamento da Figura l5a.

[0053] Figura l5c é uma ilustração esquemática tridimensional da arranjo de vias de fluxo de saída da Figura l5b.

[0054] Figura 16a é uma ilustração esquemática de um canal de Schlemm parcialmente destruído.

[0058] Figura l6b é uma ilustração esquemática de um padrão de tratamento projetado pelo sistema cirúrgico integrado da Figura 7 para induzir uma expansão pneumática do canal de Schlemm.

[0055] Figura 17 é um gráfico que mostra a dependência entre a taxa de entrada do humor aquoso recém- formado na câmara anterior (F) e a taxa de saída do humor aquoso (𝐼𝐼) como uma função de um diferencial de pressão (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃) e condutividade hidráulica coletiva (𝐶𝐶).

[0056] Figura 18 é um modelo de circuito elétrico para fluxo aquoso.

[0057] Figura 19a é um modelo de circuito elétrico de fluxo aquoso, em que os valores dos resistores são alterados para modelar o padrão de tratamento resultando na abertura de canal profundo mostrada na Figura 11b.

[0058] Figura 19b é um modelo de circuito elétrico de fluxo aquoso, em que os valores dos resistores são alterados para modelar o padrão de tratamento resultando na abertura de canal rasa mostrada na Figura l4b.

[0059] A Figura 19c é um modelo de circuito elétrico de fluxo aquoso, em que os valores dos resistores são alterados para modelar o padrão de tratamento, resultando na expansão pneumática do canal de Schlemm mostrado na Figura l6b.

[0060] As Figuras 20a-20c são variações do modelo de circuito elétrico da Figura 18, em que os componentes do circuito são removidos com base em uma ou mais suposições relacionadas ao fluxo aquoso.

[0061] Figura 21 é um fluxograma de um método para projetar um padrão de tratamento usando o modelo de fluxo aquoso da Figura 18

[0062] A Figura 22 é um fluxograma de um método de modificação do tecido ocular no ângulo iridocorneano do olho usando o padrão de tratamento projetado pelo método da Figura 21

DESCRIÇÃO DETALHADA

[0063] São divulgados aqui sistemas, aparelhos e métodos para reduzir com segurança e eficácia a pressão intraocular (IOP) no olho para tratar ou reduzir o risco de glaucoma. Os sistemas, aparelhos e métodos permitem o acesso ao ângulo iridocorneano do olho e integram técnicas de cirurgia a laser com imagens de alta resolução para diagnosticar, localizar e tratar com precisão as condições anormais do tecido ocular dentro do ângulo iridocorneano que podem estar causando IOP elevada.

[0064] Um sistema cirúrgico integrado divulgado neste documento é configurado para reduzir a pressão intraocular em um olho tendo uma córnea, uma câmara anterior e um ângulo iridocorneano que compreende uma via de fluxo de saída do humor aquoso formada por uma malha trabecular, um canal de Schlemm e um ou mais canais coletores ramificando-se do canal de Schlemm. O sistema cirúrgico integrado também inclui um primeiro subsistema óptico e um segundo subsistema óptico. O primeiro subsistema óptico inclui uma janela configurada para ser acoplada à córnea e uma lente de saída configurada para ser acoplada à janela. O segundo subsistema óptico inclui um aparelho de imagiologia por tomografia de coerência óptica (OCT) configurado para emitir um feixe de OCT, uma fonte de laser configurada para emitir um feixe de laser e uma pluralidade de componentes, por exemplo, lentes e espelhos, configurados para condicionar, combinar, ou direcionar o feixe de OCT e o feixe de laser em direção ao primeiro subsistema ótico.

[0065] O sistema cirúrgico integrado também inclui um sistema de controle acoplado ao aparelho de imagiologia OCT, à fonte de laser e ao segundo subsistema óptico. O controlador é configurado para instruir o aparelho de imagiologia OCT a emitir um feixe de OCT e a fonte de laser a emitir um feixe de laser, para entrega através da córnea e da câmara anterior no ângulo iridocorneano. Em uma configuração, o sistema de controle controla o segundo subsistema óptico, de modo que o feixe de OCT e o feixe de laser são direcionados para o primeiro subsistema óptico ao longo de um segundo eixo óptico que é deslocado do primeiro eixo óptico e que estende-se para o ângulo iridocorneano ao longo de um via de feixe angular

30.

[0066] Direcionar cada um de um feixe de OCT e um feixe de laser ao longo do mesmo segundo eixo óptico para o ângulo iridocorneano do olho é benéfico na medida em que permite a aplicação direta do resultado da avaliação da condição no plano de tratamento e cirurgia com precisão em um ambiente clínico. Além disso, a combinação de imagiologia OCT e tratamento a laser permite atingir o tecido ocular com uma precisão não disponível em nenhum sistema e método cirúrgico existente. Precisão cirúrgica proporcionada pelo sistema cirúrgico integrado permite afetar apenas o tecido alvo de tamanho microscópico e deixa o tecido circundante intacto. A escala de tamanho microscópico do tecido ocular afetado a ser tratado no ângulo iridocorneano do olho varia de alguns micrômetros a algumas centenas de micrômetros. Por exemplo, com referência às Figuras 2 e 3, o tamanho da seção transversal do canal de Schlemm normal 18 é um formato oval de algumas dezenas de micrômetros por algumas centenas de micrômetros. O diâmetro dos canais coletores 19 e veias é de algumas dezenas de micrômetros. A espessura do tecido justacanalicular 17 é de alguns micrômetros, a espessura da malha trabecular 12 é de cerca de cem micrômetros.

[0067] O sistema de controle do sistema cirúrgico integrado é adicionalmente configurado para instruir a fonte de laser a modificar um volume de tecido ocular dentro da via de fluxo de saída para reduzir uma resistência da via presente em uma ou mais da malha trabecular, o canal de Schlemm e os um ou mais canais coletores aplicando o feixe de laser ao tecido ocular definindo o volume para, assim, causar interação fotodisruptiva com o tecido ocular para reduzir a resistência da via ou criar uma nova via de fluxo de saída.

[0068] A fonte de laser pode ser um laser de femtossegundo. Os lasers de femtossegundo proveem interação fotodisruptiva não térmica com o tecido ocular para evitar danos térmicos ao tecido circundante. Além disso, ao contrário de outros métodos cirúrgicos, com o tratamento com laser de femtossegundo, as incisões da superfície que penetram no olho podem ser evitadas, permitindo um tratamento não invasivo. Em vez de realizar o tratamento em uma sala cirúrgica estéril, o tratamento não invasivo pode ser realizado em uma instalação ambulatorial não estéril.

[0069] Um componente de imagiologia adicional pode ser incluído no sistema cirúrgico integrado para prover observação visual direta do ângulo iridocorneano ao longo de um ângulo de observação visual. Por exemplo, um microscópio ou câmera de imagem pode ser incluída para auxiliar o cirurgião no processo de encaixar o olho na interface do paciente ou um dispositivo de imobilização, localização de tecidos oculares no olho e observação do progresso da cirurgia. O ângulo de observação visual também pode ser ao longo da via de feixe angular 30 para o ângulo iridocorneano 13 através da córnea 3 e da câmara anterior

7.

[0070] Imagens do aparelho de imagiologia OCT e do componente de imagem adicional que provê observação visual, por exemplo, microscópio, são combinados em um dispositivo de exibição, como um monitor de computador. Imagens diferentes podem ser registradas e sobrepostas em uma única janela, aprimoradas, processadas, diferenciadas por cores falsas para facilitar o entendimento. Certos recursos são reconhecidos computacionalmente por um processador de computador, reconhecimento de algoritmo e algoritmo de segmentação pode ser aprimorado, destacado, marcado para exibição. A geometria do plano de tratamento também pode ser combinada e registrada com informações de imagem no dispositivo de exibição e marcada com informações geométricas, numéricas e textuais. O mesmo display também pode ser usado para entrada de usuário de natureza numérica, textual e geométrica para selecionar, destacar e marcar recursos, inserir informações de localização para direcionamento cirúrgico por teclado, mouse, cursor, tela de toque, áudio ou outros dispositivos de interface de usuário. Imagiologia OCT

[0071] O principal componente de imagem do sistema cirúrgico integrado divulgado neste documento é um aparelho de imagiologia OCT. A tecnologia OCT pode ser usada para diagnosticar, localizar e orientar a cirurgia a laser direcionada ao ângulo iridocorneano do olho. Por exemplo, com referência às Figuras 1-3, a imagiologia OCT pode ser usada para determinar as condições estruturais e geométricas da câmara anterior 7, para avaliar a possível obstrução da via de fluxo de saída trabecular 40 e para determinar a acessibilidade do tecido ocular para tratamento. Conforme descrito anteriormente, a íris 9 em uma câmara anterior colapsada 7 pode obstruir e fechar o fluxo do humor aquoso 8, resultando em glaucoma de ângulo fechado. No glaucoma de ângulo aberto, onde a geometria macroscópica do ângulo é normal, a permeabilidade do tecido ocular pode ser afetada, por bloqueio de tecido ao longo da vai de saída de fluxo trabecular 40 ou pelo colapso do canal de Schlemm 18 ou canais coletores 19.

[0072] A imagiologia OCT pode prover a resolução espacial necessária, a penetração no tecido e o contraste para resolver os detalhes microscópicos do tecido ocular. Quando escaneada, a imagiologia OCT pode prover imagens bidimensionais (2D) em seção transversal do tecido ocular. Como outro aspecto do sistema cirúrgico integrado, imagens 2D em seção transversal podem ser processadas e analisadas para determinar o tamanho, o formato e a localização das estruturas no olho para direcionamento cirúrgico. Também é possível reconstruir imagens tridimensionais (3D) a partir de uma infinidade de imagens 2D em seção transversal, mas muitas vezes não é necessário. Adquirir, analisar e exibir imagens 2D é mais rápido e ainda pode prover todas as informações necessárias para um direcionamento cirúrgico preciso.

[0073] OCT é uma modalidade de imagem capaz de prover imagens de alta resolução de materiais e tecidos. A imagem é baseada na reconstrução da informação espacial da amostra a partir da informação espectral da luz espalhada de dentro da amostra. A informação espectral é extraída usando um método interferométrico para comparar o espectro de luz que entra na amostra com o espectro de luz espalhado da amostra. As informações espectrais ao longo da direção em que a luz está se propagando dentro da amostra são então convertidas em informações espaciais ao longo do mesmo eixo por meio da transformada de Fourier. As informações laterais à propagação do feixe de OCT são geralmente coletadas escaneando o feixe lateralmente e repetindo sondagem axial durante o escaneamento. Imagens 2D e 3D das amostras podem ser adquiridas desta forma. A aquisição de imagem é mais rápida quando o interferômetro não é escaneado mecanicamente em uma OCT no domínio do tempo, mas a interferência de um amplo espectro de luz é registrada simultaneamente. Essa implementação é chamada de OCT no domínio espectral. A aquisição de imagem mais rápida também pode ser obtida por escaneamento do comprimento de onda da luz rapidamente de um laser de escaneamento de comprimento de onda em um arranjo denominado OCT de fonte de varredura.

[0074] O limite de resolução espacial axial da OCT é inversamente proporcional à largura de banda da luz de sondagem usada. Ambas OCTs de domínio espectral e de fonte de varredura são capazes de resolução espacial axial abaixo de 5 micrômetros (µm) com largura de banda suficientemente ampla de 100 nanômetros (nm) ou mais. Na OCT de domínio espectral, o padrão de interferência espectral é registrado simultaneamente em um detector multicanal, como um dispositivo de carga acoplada (CCD) ou câmera semicondutora de óxido de metal complementar (CMOS), enquanto na OCT de fonte de varredura o padrão de interferência é registrado em intervalos de tempo sequenciais com um detector óptico rápido e digitalizador eletrônico. Há alguma vantagem na velocidade de aquisição da OCT de fonte de varredura, mas ambos os tipos de sistemas estão evoluindo e melhorando rapidamente, e a resolução e a velocidade são suficientes para fins do sistema cirúrgico integrado divulgado neste documento. Sistemas OCT autônomos e componentes OEM estão agora disponíveis comercialmente de vários fornecedores, como Optovue Inc., Fremont, CA, Topcon Medical Systems, Oakland, NJ, Carl Zeiss Meditec AG, Alemanha, Nidek, Aichi, Japão, Thorlabs, Newton, NJ, Santec, Aichi, Japão, Axsun, Billercia, MA e outros fornecedores. Fonte de laser de femtossegundo

[0075] O componente cirúrgico preferido do sistema cirúrgico integrado divulgado aqui é um laser de femtossegundo. Um laser de femtossegundo provê uma interação laser-tecido altamente localizada, não térmica e fotodisruptiva, com dano colateral mínimo ao tecido ocular circundante. A interação fotodisruptiva do laser é utilizada em tecido opticamente transparente. O principal mecanismo de deposição de energia do laser no tecido ocular não é por absorção, mas por um processo multifóton altamente não linear. Este processo é eficaz apenas no foco do laser pulsado onde a intensidade de pico é alta. As regiões onde o feixe é atravessado, mas não no foco, não são afetadas pelo laser. Portanto, a região de interação com o tecido ocular é altamente localizada transversal e axialmente ao longo do feixe de laser. O processo também pode ser usado em tecido com baixa absorção ou dispersão fraca. Embora os lasers de femtossegundo com interações fotodisruptivas tenham sido usados com sucesso em sistemas cirúrgicos oftálmicos e comercializados em outros procedimentos de laser oftálmico, nenhum foi usado em um sistema cirúrgico integrado que acessa o ângulo iridocorneano.

[0076] Em procedimentos refrativos conhecidos, lasers de femtossegundo são usados para criar flaps (finos cortes) corneanos, bolsas, túneis, incisões arqueadas, incisões em forma de lentícula, incisões corneanas parciais ou totalmente penetrantes para ceratoplastia. Para procedimentos de catarata, o laser cria um corte circular na bolsa capsular do olho para capsulotomia e incisões de vários padrões na lente para frear o interior do cristalino em fragmentos menores para facilitar a extração. As incisões de entrada através da córnea abrem o olho para acesso com dispositivos cirúrgicos manuais e para inserções de dispositivos de facoemulsificação e dispositivos de inserção de lente intraocular. Várias empresas comercializaram esses sistemas cirúrgicos, entre eles o sistema Intralase agora disponível na Johnson & Johnson Vision, Santa Ana, CA, The LenSx e sistemas Wavelight da Alcon, Fort Worth, TX, outros sistemas cirúrgicos da Bausch and Lomb, Rochester, Nova Iorque, Carl Zeiss Meditec AG, Alemanha, Ziemer, Port, Suiça, e LensAR, Orlando, FL.

[0077] Estes sistemas existentes são desenvolvidos para suas aplicações específicas, para cirurgia na córnea, e no cristalino e sua bolsa capsular e não são capazes de realizar cirurgia no ângulo iridocorneano 13 por vários motivos. Em primeiro lugar, o ângulo iridocorneano 13 não é acessível com esses sistemas de laser cirúrgico porque o ângulo iridocorneano está muito fora da periferia e está fora do alcance cirúrgico desses sistemas. Em segundo lugar, o ângulo do feixe de laser desses sistemas, que está ao longo do eixo óptico para o olho 24, não é apropriado para atingir o ângulo iridocorneano 13, onde há espalhamento e distorção óptica significativos no comprimento de onda aplicado. Terceiro, quaisquer recursos de imagiologia que esses sistemas possam ter não têm acessibilidade, profundidade de penetração e resolução para imagem do tecido ao longo da via de saída de fluxo trabecular 40 com detalhe e contraste suficientes.

[0078] De acordo com o sistema cirúrgico integrado divulgado neste documento, o acesso claro ao ângulo iridocorneano 13 é provido ao longo do via de feixe angular 30. O tecido, por exemplo, córnea 3 e o humor aquoso 8 na câmara anterior 7, ao longo desta via de feixe angular 30 é transparente para comprimentos de onda de aproximadamente 400 nm a 2500 nm e lasers de femtossegundo operando nesta região podem ser usados. Esses lasers de modo bloqueado funcionam em seu comprimento de onda fundamental com material ativo de titânio, neodímio ou itérbio. Técnicas de conversão de frequência não linear conhecidas na área, técnicas de duplicação, triplicação, soma e diferença de frequência de mistura de frequência, conversão paramétrica óptica podem converter o comprimento de onda fundamental destes lasers em praticamente qualquer comprimento de onda na faixa de comprimento de onda transparente acima mencionada da córnea.

[0079] Os sistemas cirúrgicos oftálmicos existentes aplicam lasers com durações de pulso maiores que 1 ns, têm maior energia limite fotodisruptiva, requerem energia de pulso mais alta e a dimensão da região de interação fotodisruptiva é maior, resultando em perda de precisão do tratamento cirúrgico. Ao tratar o ângulo iridocorneano 13, entretanto, é necessária maior precisão cirúrgica. Para este fim, o sistema cirúrgico integrado pode ser configurado para aplicar lasers com durações de pulso de 10 femtossegundos (fs) a 1 nanossegundo (ns) para gerar interação fotodisruptiva do feixe de laser com tecido ocular no ângulo iridocorneano 13. Embora lasers com duração de pulso menor que 10 fs estejam disponíveis, essas fontes de laser são mais complexas e mais caras. Lasers com as características desejáveis descritas, por exemplo, durações de pulso de 10 femtosegundo (fs) a 1 nanossegundo (ns), estão disponíveis comercialmente em vários fornecedores, como Newport, Irvine, CA, Coherent, Santa Clara, CA, Amplitude Systems, Pessac, França, NKT Photonics, Birkerod, Dinamarca e outros fornecedores. Acessando o Ângulo Iridocorneano

[0080] Uma característica importante proporcionada pelo sistema cirúrgico integrado é o acesso ao tecido ocular alvo no ângulo iridocorneano 13. Com referência à Figura 6, o ângulo iridocorneano 13 do olho pode ser acessado através do sistema cirúrgico integrado ao longo de um via de feixe angular 30 que passa através da córnea 3 e através do humor aquoso 8 na câmara anterior 7. Por exemplo, um ou mais de um feixe de imagem, por exemplo, um feixe de OCT e/ou um feixe de observação visual, e um feixe de laser pode acessar o ângulo iridocorneano 13 do olho ao longo da via de feixe angular 30.

[0081] Um sistema óptico divulgado neste documento é configurado para direcionar um feixe de luz para um ângulo iridocorneano 13 de um olho ao longo de uma via de feixe angular 30. O sistema óptico inclui um primeiro subsistema óptico e um segundo subsistema óptico. O primeiro subsistema óptico inclui uma janela formada de um material com um índice de refração nw e possui superfícies côncavas e convexas opostas. O primeiro subsistema óptico também inclui uma lente de saída formada de um material com um índice de refração nx. A lente de saída também possui superfícies côncavas e convexas opostas. A superfície côncava da lente de saída é configurada para acoplar-se à superfície convexa da janela para definir um primeiro eixo óptico que estende-se através da janela e da lente de saída. A superfície côncava da janela é configurada para acoplar-se amovivelmente a uma córnea do olho com um índice de refracção nc tal que, quando acoplado ao olho, o primeiro eixo óptico está geralmente alinhado com a direção de visão do olho.

[0082] O segundo subsistema óptico é configurado para emitir um feixe de luz, por exemplo, um feixe de OCT ou um feixe de laser. O sistema óptico é configurado de modo que o feixe de luz seja direcionado para incidir na superfície convexa da lente de saída ao longo de um segundo eixo óptico em um ângulo α que está desviado do primeiro eixo óptico. As respectivas geometrias e respectivos índices de refração nx, e nw da lente de saída e janela são configuradas para compensar a refração e distorção do feixe de luz dobrando o feixe de luz de modo que seja direcionado através da córnea 3 do olho em direção ao ângulo iridocorneano 13. Mais especificamente, o primeiro sistema óptico dobra o feixe de luz para que o feixe de luz saia do primeiro subsistema óptico e entre na córnea 3 em um ângulo apropriado de modo que o feixe de luz progrida através da córnea e do humor aquoso 8 em uma direção ao longo do via de feixe angular 30 em direção ao ângulo iridocorneano da córnea 13.

[0083] Acessar o ângulo iridocorneano 13 ao longo do via de feixe angular 30 provê várias vantagens. Uma vantagem deste via de feixe angular 30 para o ângulo iridocorneano 13 é que o feixe de OCT e o feixe de laser passam através de tecido principalmente claro, por exemplo, a córnea 3 e o humor aquoso 8 na câmara anterior 7. Assim, o espalhamento destes feixes por tecido não é significativo. Com relação à imagiologia OCT, isso permite o uso de comprimentos de onda mais curtos, menos de aproximadamente 1 micrômetro, para que a OCT alcance uma resolução espacial mais alta. Uma vantagem adicional do via de feixe angular 30 para o ângulo iridocorneano 13 através da córnea 3 e da câmara anterior 7 é evitar o feixe de laser direto ou luz de feixe de OCT iluminando a retina 11. Como resultado, luz de laser de potência média mais alta e a luz OCT podem ser usadas para imagiologia e cirurgia, resultando em procedimentos mais rápidos e menos movimento de tecido durante o procedimento.

[0084] Outra característica importante proporcionada pelo sistema cirúrgico integrado é o acesso ao tecido ocular visado no ângulo iridocorneano 13 de uma forma que reduz a descontinuidade do feixe. Para este fim, os componentes da janela e da lente de saída do primeiro subsistema óptico são configurados para reduzir a descontinuidade do índice de refração óptico entre a córnea 3 e o material vizinho e facilitar a entrada da luz através da córnea em um ângulo acentuado.

[0085] Tendo assim descrito genericamente o sistema cirúrgico integrado e algumas de suas características e vantagens, segue-se uma descrição mais detalhada do sistema e de seus componentes. Sistema Cirúrgico Integrado

[0086] Com referência à Figura 7, um sistema cirúrgico integrado 1000 para cirurgia não invasiva de glaucoma inclui um sistema de controle 100, um componente cirúrgico 200, um primeiro componente de imagem 300 e um segundo componente de imagem opcional 400. Na modalidade da Figura 7, o componente cirúrgico 200 é uma fonte de laser de femtossegundo, o primeiro componente de imagem 300 é um aparelho de imagiologia OCT e o segundo componente de imagem opcional 400 é um aparelho de observação visual, por exemplo, um microscópio, para visualização direta ou visualização com uma câmera. Outros componentes do sistema cirúrgico integrado 1000 incluem condicionadores de feixe e escâneres 500, combinadores de feixe 600, uma objetiva de focagem 700 e uma interface de paciente 800.

[0087] O sistema de controle 100 pode ser um único computador ou uma pluralidade de computadores interconectados configurados para controlar os componentes de hardware e software dos outros componentes do sistema cirúrgico integrado 1000. Uma interface de usuário 110 do sistema de controle 100 aceita instruções de um usuário e exibe informações para observação pelo usuário. As informações e comandos de entrada do usuário incluem, mas não estão limitados a comandos do sistema, controles de movimento para ancorar o olho do paciente ao sistema, seleção de planos cirúrgicos pré-programados ou gerados ao vivo, navegação pelas opções de menu, configuração de parâmetros cirúrgicos, respostas a mensagens do sistema, determinação e aceitação de planos cirúrgicos e comandos para executar o plano cirúrgico. As saídas do sistema para o usuário incluem, mas não se limitam a, exibição de parâmetros e mensagens do sistema, exibição de imagens do olho, exibição gráfica, numérica e textual do plano cirúrgico e do andamento da cirurgia.

[0088] O sistema de controle 100 está conectado aos outros componentes 200, 300, 400, 500 do sistema cirúrgico integrado 1000. Os sinais de controle do sistema de controle 100 para a fonte de laser de femtossegundo 200 funcionam para controlar os parâmetros de operação internos e externos da fonte de laser, incluindo, por exemplo, potência, taxa de repetição e obturador do feixe. Os sinais de controle do sistema de controle 100 para o aparelho de imagiologia OCT 300 funcionam para controlar os parâmetros de escaneamento de feixe de OCT e a aquisição, análise e exibição de imagens OCT.

[0089] Os feixes de laser 201 da fonte de laser de femtossegundo 200 e os feixes de OCT 301 do aparelho de imagiologia OCT 300 são direcionados para uma unidade de condicionadores de feixe e escâneres 500. Diferentes tipos de escâneres podem ser usados para fins de escaneamento do feixe de laser 201 e o feixe de OCT 301. Para escaneamento transversal a um feixe 201, 301, escâneres de galvanômetro de escaneamento angular estão disponíveis, por exemplo, em Cambridge Technology, Bedford, MA, Scanlab, Munique, Alamenha. Para otimizar a velocidade de escaneamento, os espelhos do escâner são normalmente dimensionados para o menor tamanho, que ainda suporta os ângulos de escaneamento necessários e aberturas numéricas dos feixes nos locais alvo. O tamanho ideal do feixe nos escâneres é normalmente diferente do tamanho de feixe do feixe de laser 201 ou do feixe de OCT 301, e diferente do que é necessário na entrada de uma objetiva de focagem 700. Portanto, os condicionadores de feixe são aplicados antes, depois ou entre os escâneres individuais. O condicionador de feixe e os escâneres 500 incluem escâneres para escanear o feixe transversal e axialmente. O escaneamento axial altera a profundidade do foco na região de destino. O escaneamento axial pode ser realizado movendo uma lente axialmente na via de feixe com um servo motor ou de etapa.

[0090] O feixe de laser 201 e o feixe de OCT 301 são combinados com dicróico, polarização ou outro tipo de combinadores de feixe 600 para atingir um volume alvo comum ou volume cirúrgico no olho. Em um sistema cirúrgico integrado 1000 tendo uma fonte de laser de femtossegundo 200, um aparelho de imagiologia OCT 300 e um dispositivo de observação visual 400, os feixes individuais 201, 301, 401 para cada um desses componentes podem ser otimizados individualmente e podem ser colineares ou não colineares entre si. O combinador de feixe 600 usa divisores de feixe dicróico ou de polarização para dividir e recombinar a luz com diferentes comprimentos de onda e/ou polarização. O combinador de feixe 600 também pode incluir óptica para alterar certos parâmetros dos feixes individuais 201, 301, 401, como tamanho do feixe, ângulo do feixe e divergência. Iluminação visual integrada, dispositivos de observação ou de imagem auxiliam o cirurgião a acoplar o olho ao sistema e identificar os locais cirúrgicos.

[0091] Para resolver as estruturas do tecido ocular do olho em detalhes suficientes, os componentes de imagem 300, 400 do sistema cirúrgico integrado 1000 podem prover um feixe de OCT e um feixe de observação visual com uma resolução espacial de vários micrômetros. A resolução do feixe de OCT é a dimensão espacial do menor recurso que pode ser reconhecida na imagiologia OCT. Ela é determinada principalmente pelo comprimento de onda e largura de banda espectral da fonte de OCT, a qualidade da ótica que entrega o feixe de OCT ao local alvo no olho, a abertura numérica do feixe de OCT e a resolução espacial do aparelho de imagiologia OCT no local de destino. Em uma modalidade, o feixe de OCT do sistema cirúrgico integrado tem uma resolução de não mais do que 5 µm.

[0092] Da mesma forma, o feixe de laser cirúrgico provido pela fonte de laser de femtossegundo 200 pode ser entregue a locais alvo com precisão de vários micrômetros. A resolução do feixe de laser é a dimensão espacial do menor recurso no local alvo que pode ser modificada pelo feixe de laser sem afetar significativamente o tecido ocular circundante. É determinado principalmente pelo comprimento de onda do feixe de laser, a qualidade da ótica que provê o feixe de laser para o local alvo no olho, a abertura numérica do feixe de laser, a energia dos pulsos de laser no feixe de laser e a resolução espacial do sistema de escaneamento a laser no local de destino. Além disso, para minimizar a energia limite do laser para interação fotodisruptiva, o tamanho do ponto do laser não deve ser superior a aproximadamente 5 µm.

[0093] Deve-se notar que, enquanto o feixe de observação visual 401 é adquirido pelo dispositivo de observação visual 400 usando óptica fixa de não escaneamento, o feixe de OCT 301 do aparelho de imagiologia OCT 300 é escaneado lateralmente em duas direções transversais. O feixe de laser 201 da fonte de laser de femtossegundo 200 é escaneado em duas dimensões laterais e a profundidade do foco é escaneada axialmente.

[0094] Para modalidades práticas, o condicionamento do feixe, a varredura e a combinação das vias ópticas são certas funções realizadas nos feixes de laser, OCT e ópticos de observação visual. A implementação dessas funções pode acontecer em uma ordem diferente daquela indicada na Figura 7. Hardware óptico específico que manipula os feixes para implementar essas funções pode ter vários arranjos no que diz respeito a como o hardware óptico é organizado. Eles podem ser dispostos de forma a manipular feixes ópticos individuais separadamente; em outra modalidade, um componente pode combinar funções e manipular feixes diferentes. Por exemplo, um único conjunto de escâneres pode escanear o feixe de laser 201 e o feixe de OCT 301. Neste caso, condicionadores de feixe separados definem os parâmetros de feixe para o feixe de laser 201 e o feixe de OCT 301, em seguida, um combinador de feixe combina os dois feixes para um único conjunto de escâneres para digitalizar os feixes. Embora muitas combinações de arranjos de hardware óptico sejam possíveis para o sistema cirúrgico integrado, a seção a seguir descreve em detalhes um arranjo exemplar.

Entrega de feixe

[0095] Na descrição a seguir, o termo feixe pode - dependendo do contexto - referir-se a um de um feixe de laser, um feixe de OCT ou um feixe de observação visual. Um feixe combinado refere-se a dois ou mais feixes de laser, feixe de OCT ou feixe de observação visual que são combinados colinearmente ou não. Os feixes combinados exemplares incluem um feixe de OCT/laser combinado, que é uma combinação colinear ou não colinear de um feixe de OCT e um feixe de laser, e um feixe de OCT/laser/visual combinado, que é uma combinação colinear ou não colinear de um feixe de OCT, um feixe de laser e um feixe visual. Em um feixe combinado colinearmente, os diferentes feixes podem ser combinados por divisores de feixe dicróicos ou de polarização e providos ao longo de uma mesma via óptica por meio de uma entrega multiplexada dos diferentes feixes. Em um feixe combinado não colinear, os diferentes feixes são entregues ao mesmo tempo ao longo de diferentes vias ópticas que são separadas espacialmente ou por um ângulo entre elas. Na descrição a seguir, qualquer um dos feixes anteriores ou feixes combinados pode ser genericamente referido como um feixe de luz. Os termos distal e proximal podem ser usados para designar a direção de deslocamento de um feixe ou a localização física de componentes em relação uns aos outros dentro do sistema cirúrgico integrado. A direção distal refere-se a uma direção em direção ao olho; assim, uma saída de feixe de OCT pelo aparelho de imagiologia OCT se move na direção distal em direção ao olho. A direção proximal refere-se a uma direção afastada do olho; assim, um feixe de retorno de OCT do olho se move na direção proximal em direção ao aparelho de imagiologia OCT.

[0096] Com referência à Figura 8, um sistema cirúrgico integrado exemplar é configurado para entregar cada um de um feixe de laser 201 e um feixe de OCT 301 na direção distal em direção a um olho 1 e receber cada um de um feixe de retorno de OCT e o feixe de observação visual 401 de volta do olho 1. Com relação à entrega de um feixe de laser, um feixe de laser 201 emitido pela fonte de laser de femtossegundo 200 passa através de um condicionador de feixe 510, onde os parâmetros básicos do feixe, tamanho do feixe, divergência são definidos. O condicionador de feixe 510 também pode incluir funções adicionais, definir a potência do feixe ou energia de pulso e fechar o feixe para ligá-lo ou desligá-lo. Depois de existir o condicionador de feixe 510, o feixe de laser 210 entra em uma lente de escaneamento axial 520. A lente de escaneamento axial 520, que pode incluir uma única lente ou um grupo de lentes, é móvel na direção axial 522 por um servo motor, motor de etapa ou outro mecanismo de controle. O movimento da lente de escaneamento axial 520 na direção axial 522 muda a distância axial do foco do feixe de laser 210 em um ponto focal.

[0097] De acordo com uma modalidade particular do sistema cirúrgico integrado, um ponto focal intermediário 722 é definido para se enquadrar, e é escaneável, no volume cirúrgico conjugado 721, que é um conjugado de imagem do volume cirúrgico 720, determinado pela objetiva de focagem

700. O volume cirúrgico 720 é a extensão espacial da região de interesse dentro do olho onde a imagem e a cirurgia são realizadas. Para a cirurgia de glaucoma, o volume cirúrgico 720 é a vizinhança do ângulo iridocorneano 13 do olho.

[0098] Um par de espelhos de escaneamento transversais 530, 532 girados por um escâner de galvanômetro escaneia o feixe de laser 201 em duas direções transversais essencialmente ortogonais, por exemplo, nas direções x e y. Em seguida, o feixe de laser 201 é direcionado para um divisor de feixe dicróico ou de polarização 540, onde é refletido em direção a um espelho de combinação de feixe 601 configurado para combinar o feixe de laser 201 com um feixe de OCT 301.

[0099] Em relação à entrega de um feixe de OCT, um feixe de OCT 301 emitido pelo aparelho de imagiologia OCT 300 passa através de um condicionador de feixe 511, uma lente de focagem axialmente móvel 521 e um escâner transversal com espelhos de escaneamento 531 e 533. A lente de focagem 521 é usada para definir a posição focal do feixe de OCT no volume cirúrgico conjugado 721 e no volume cirúrgico real 720. A lente de focagem 521 não é escaneada para obter uma escaneamento axial de OCT. A informação espacial axial da imagiologia OCT é obtida por Fourier transformando o espectro do feixe de retorno de OCT recombinado interferometricamente 301 e feixes de referência 302. No entanto, a lente de focagem 521 pode ser usada para reajustar o foco quando o volume cirúrgico 720 é dividido em vários segmentos axiais. Dessa forma, a resolução espacial ideal de imagiologia da imagem de OCT pode ser estendida além da faixa de Rayleigh do feixe de sinal de OCT, às custas do tempo gasto no escaneamento em várias faixas.

[00100] Prosseguindo na direção distal em direção ao olho 1, após os espelhos de escaneamento 531 e 533, o feixe de OCT 301 é combinado com o feixe de laser 201 pelo espelho combinador de feixe 601. O feixe de OCT 301 e os componentes do feixe de laser 201 do feixe de laser/OCT combinado 550 são multiplexados e se deslocam na mesma direção para serem focados em um ponto focal intermediário 722 dentro do volume cirúrgico conjugado 721. Depois de ter sido focado no volume cirúrgico conjugado 721, o feixe de laser/OCT combinado 550 se propaga para um segundo espelho de combinação de feixe 602 onde é combinado com um feixe de observação visual 401 para formar um feixe de laser/OCT/visual combinado 701.

[00101] O feixe de laser/OCT/visual combinado 701 que se desloca na direção distal, então, passa através da objetiva de focagem 700, e uma janela 801 de uma interface do paciente, onde o ponto focal intermediário 722 do feixe de laser dentro do volume cirúrgico conjugado 721 é reimageado em um ponto focal no volume cirúrgico 720. A objetiva de focagem 700 reimagina o ponto focal intermediário 722, através da janela 801 de uma interface de paciente, no tecido ocular dentro do volume cirúrgico

720.

[00102] Um feixe de retorno de OCT espalhado 301 a partir do tecido ocular se desloca na direção proximal para retornar ao aparelho de imagiologia OCT 300 ao longo das mesmas vias descritas, em ordem reversa. O feixe de referência 302 do aparelho de imagiologia OCT 300 passa por uma via óptica de retardo de referência e retorna ao aparelho de imagiologia OCT a partir de um espelho móvel

330. O feixe de referência 302 é combinado interferometricamente com o feixe de retorno OCT 301 em seu retorno dentro do aparelho de imagiologia OCT 300. A quantidade de atraso na via óptica de atraso de referência é ajustável movendo o espelho móvel 330 para equalizar as vias ópticas do feixe de retorno de OCT 301 e do feixe de referência 302. Para melhor resolução de OCT axial, o feixe de retorno de OCT 301 e o feixe de referência 302 também são compensados por dispersão para equalizar a dispersão de velocidade de grupo dentro dos dois braços do interferômetro de OCT.

[00103] Quando o laser de OCT/feixe/visual combinado 701 é entregue através da córnea 3 e a câmara anterior 7, o feixe combinado passa pela superfície posterior e anterior da córnea em um ângulo acentuado, longe da incidência normal. Essas superfícies na via de feixe de laser/OCT/visual combinado 701 criam astigmatismo excessivo e aberrações de coma que precisam ser compensadas.

[00104] Com referência às Figuras 9a e 9b, em uma modalidade do sistema cirúrgico integrado 1000, componentes ópticos da objetiva de focagem 700 e interface do paciente 800 são configurados para minimizar aberrações espaciais e cromáticas e distorções espaciais e cromáticas. A Figura 9a mostra uma configuração quando o olho 1, a interface do paciente 800 e a objetiva de focagem 700 estão todos acoplados. A Figura 9b mostra uma configuração quando o olho 1, a interface do paciente 800 e a objetiva de focagem 700 estão todos separados um do outro.

[00105] A interface do paciente 800 opticamente e fisicamente acopla o olho 1 à objetiva de focagem 700, que por sua vez se acopla opticamente com outros componentes ópticos do sistema cirúrgico integrado 1000. A interface do paciente 800 tem várias funções. Imobiliza o olho em relação aos componentes do sistema cirúrgico integrado; cria uma barreira estéril entre os componentes e o paciente; e provê acesso óptico entre o olho e o instrumento. A interface do paciente 800 é um dispositivo estéril, descartável de uso único e é acoplado de forma destacável ao olho 1 e à objetiva de focagem 700 do sistema cirúrgico integrado 1000.

[00106] A interface do paciente 800 inclui uma janela 801 tendo uma superfície côncava voltada para o olho 812 e uma superfície convexa voltada para a objetiva 813 oposta à superfície côncava. A janela 801 tem, portanto, uma forma de menisco. Com referência à Figura 9c, a superfície côncava 812 é caracterizada por um raio de curvatura re, enquanto a superfície convexa 813 é caracterizada por um raio de curvatura rw. A superfície côncava 812 é configurada para acoplar-se ao olho, seja por meio de um contato direto ou por meio de material de correspondência de índice, líquido ou gel, colocado entre a superfície côncava 812 e o olho 1. A janela 801 pode ser formada de vidro e tem um índice de refração nw. Em uma modalidade, a janela 801 é formada de sílica fundida e tem um índice de refração nw de 1,45. A sílica fundida tem o índice mais baixo de vidros baratos comuns. Fluoropolímeros como o Teflon AF são outra classe de materiais de baixo índice que têm índices de refração menores do que a sílica fundida, mas sua qualidade óptica é inferior à dos vidros e são relativamente caros para produção em alto volume. Em outra modalidade, a janela 801 é formada do vidro comum BK7 e tem um índice de refração nw de 1,50. Uma versão resistente à radiação deste vidro, BK7G18 da Schott AG, Mainz, Alemanha, permite a esterilização por gama da interface do paciente 800 sem que a radiação gama altere as propriedades ópticas da janela 801.

[00107] Voltando às Figuras 9a e 9b, a janela 801 é rodeada por uma parede 803 da interface do paciente 800 e um dispositivo de imobilização, tal como um anel de sucção

804. Quando o anel de sucção 804 está em contato com o olho 1, uma cavidade anular 805 é formada entre o anel de sucção e o olho. Quando o vácuo é aplicado ao anel de sucção 804 e à cavidade por meio de um tubo de vácuo de uma bomba de vácuo (não mostrada nas Figura 9a e 9b), as forças de vácuo entre o olho e o anel de sucção fixam o olho à interface do paciente 800 durante a cirurgia. Remover o vácuo libera ou desprende o olho 1.

[00108] A extremidade da interface do paciente 800 oposta ao olho 1 inclui uma interface de fixação 806 configurada para se fixar ao compartimento 702 da objetiva de focagem 700 para assim fixar a posição do olho em relação aos outros componentes do sistema cirúrgico integrado 1000 A interface de fixação 806 pode funcionar com princípios mecânicos, de vácuo, magnéticos ou outros e também é destacável do sistema cirúrgico integrado.

[00109] A objetiva de focagem 700 inclui uma lente de saída asférica 710 tendo uma superfície côncava voltada para o olho 711 e uma superfície convexa 712 oposta à superfície côncava. A lente de saída 710 tem, portanto,

uma forma de menisco. Enquanto a lente de saída 710 mostrada nas Figuras 9a e 9b é uma lente asférica que dá mais liberdade de projeto; em outras configurações, a lente de saída pode ser uma lente esférica. Alternativamente, construir a lente de saída 710 como uma lente composta, em oposição a um singleto, permite mais liberdade de projeto para otimizar a óptica, preservando as características principais do sistema óptico, conforme apresentado aqui. Com referência à Figura 9c, a superfície côncava 711 é caracterizada por um raio de curvatura ry, enquanto a superfície convexa 712 é caracterizada por uma forma asférica. A superfície convexa asférica 712 em combinação com a superfície côncava esférica 711 resulta em uma lente de saída 710 com espessura variável, com as bordas do perímetro externo 715 da lente sendo mais finas do que a região de ápice central 717 da lente. A superfície côncava 711 está configurada para se acoplar à superfície convexa 813 da janela 801. Em uma modalidade, a lente de saída 710 é formada de sílica fundida e tem um índice de refração nx de 1,45.

[00110] As Figuras 10a e 10b são ilustrações esquemáticas de componentes do sistema cirúrgico integrado das Figuras 7 e 8 funcionalmente arranjados para formar um sistema óptico 1010 tendo um primeiro subsistema óptico 1001 e um segundo subsistema óptico 1002 que permite o acesso a um volume cirúrgico 720 no ângulo iridocorneano. Cada uma das Figuras 10a e 10b incluem componentes da objetiva de focagem 700 e da interface do paciente 800 da Figura 9a. No entanto, para simplificar, a totalidade da objetiva de focagem e da interface do paciente não está incluída nas Figuras 10a e 10b. Além disso, para simplicidade adicional na Figura 10a, o espelho planar de flexão de feixe 740 das Figuras 9a e 9b não está incluído e o feixe de laser/OCT/visual combinado 701 mostrado na Figura 9a é desdobrado ou endireitado. É entendido por aqueles versados na técnica que adicionar ou remover espelhos de flexão de feixe planar não altera o funcionamento principal do sistema óptico formado pelo primeiro subsistema óptico e o segundo subsistema óptico. A Figura 10c é uma ilustração esquemática de um feixe que passa através do primeiro subsistema óptico das Figuras 10a e 10b.

[00111] Com referência à Figura 10a, um primeiro subsistema óptico 1001 do sistema cirúrgico integrado 1000 inclui a lente de saída 710 de uma objetiva de focagem 700 e a janela 801 de uma interface de paciente 800. A lente de saída 710 e a janela 801 são dispostas em relação uma à outra para definir um primeiro eixo óptico 705. O primeiro subsistema óptico 1001 está configurado para receber um feixe, por exemplo, um feixe de laser/OCT/visual combinado 701, incidente na superfície convexa 712 da lente de saída 710 ao longo de um segundo eixo óptico 706 e para dirigir o feixe em direção a um volume cirúrgico 720 no ângulo iridocorneano 13 do olho.

[00112] Durante um procedimento cirúrgico, o primeiro subsistema óptico 1001 pode ser montado pela interface da superfície convexa 813 da janela 801 com a superfície côncava 711 da lente de saída 710. Para este fim, uma objetiva de focagem 700 é encaixada juntamente com uma interface do paciente 800. Como resultado, a superfície côncava 711 da lente de saída 710 é acoplada à superfície convexa 813 da janela 801. O acoplamento pode ser por contato direto ou através de uma camada de fluido correspondente de índice. Por exemplo, ao ancorar a interface do paciente 800 à objetiva de focagem 700, uma gota de fluido correspondente de índice pode ser aplicada entre as superfícies de contato para eliminar qualquer lacuna de ar que possa estar entre as duas superfícies 711, 813 para, assim, ajudar a passar o laser de OCT/feixe/visual combinado 701 através da lacuna com o mínimo de reflexão e distorção de Fresnel.

[00113] A fim de direcionar o feixe em direção ao volume cirúrgico 720 no ângulo iridocorneano 13 do olho, o primeiro subsistema óptico 1001 é projetado para levar em conta a refração do feixe 701 quando ele passa através da lente de saída 710, a janela 801 e a córnea 3. Para este fim, e com referência à Figura 10c, o índice de refração nx da lente de saída 710 e o índice de refração nw da janela 801 são selecionados em vista do índice de refração nc, da córnea 3 para causar a flexão de feixe apropriada através do primeiro subsistema óptico 1001 de modo que quando o feixe 701 sai do subsistema e passa através da córnea 3, a via de feixe é geralmente alinhada para se enquadrar ao ângulo iridocorneano 13.

[00114] Continuando com referência à Figura 10c e começando com a interface entre a janela 801 e a córnea 3. Muito íngreme de um ângulo de incidência na interface onde o feixe de laser/OCT/visual combinado 701 sai da janela 801 e entra na córnea 3, ou seja, na interface entre a superfície côncava 812 da janela e a superfície convexa da córnea 3, pode criar refração excessiva e distorção. Para minimizar a refração e distorção nesta interface, em uma modalidade do primeiro subsistema óptico 1001, o índice de refração da janela 801 é intimamente combinado com o índice da córnea 3. Por exemplo, como descrito acima com referência às Figuras 9a e 9b, a janela 801 pode ter um índice de refração inferior a 1,42 para se aproximar da córnea 3, que tem um índice de refração de 1,36.

[00115] A refração e distorção excessivas na interface onde o feixe de laser/OCT/visual combinado 701 sai da janela 801 e entra na córnea 3 pode ser ainda compensada pelo controle da flexão do feixe 701 conforme ele etapau através da lente de saída 710 e da janela 801. Para este fim, em uma modalidade do primeiro subsistema óptico 1001, o índice de refração nw da janela 801 é maior do que cada índice de refração nx da lente de saída 710 e o índice de refração nc da córnea 3. Como resultado, na interface onde o feixe de laser/OCT/visual combinado 701 sai da lente de saída 710 e entra na janela 801, ou seja, interface entre a superfície côncava 711 da lente de saída e a superfície convexa 813 da janela, o feixe passa por uma mudança de índice de refração de alto para baixo que faz com que o feixe flexione em uma primeira direção. Em seguida, na interface onde o feixe de laser/OCT/visual combinado 701 sai da janela 801 e entra na córnea 3, ou seja, interface entre a superfície côncava 812 da lente de saída e a superfície convexa da córnea, o feixe passa através de um mudança do índice de refração de baixo para alto que faz com que o feixe flexione em uma segunda direção oposta à primeira direção.

[00116] A forma da janela 801 é escolhida para ser uma lente de menisco. Como tal, o ângulo de incidência da luz tem valores semelhantes em ambas as superfícies 812, 813 da janela 801. O efeito geral é que na superfície convexa 813 a luz se curva para longe da superfície normal e na superfície côncava 812 a luz se curva em direção à superfície normal. O efeito é como quando a luz passa por uma placa paralela plana. A refração em uma superfície da placa é compensada pela refração na outra superfície, uma vez que a luz que passa pela placa não muda sua direção. Refração na entrada, a superfície convexa 712 da lente de saída 710 distal ao olho é minimizada ajustando a curvatura da superfície de entrada de modo que o ângulo de incidência β da luz 701 na superfície de entrada seja próximo a uma superfície normal 707 à superfície de entrada no ponto de intersecção 708.

[00117] Aqui, a lente de saída 710, a janela 801 e o olho 1 são dispostos como um sistema axialmente simétrico com um primeiro eixo óptico 705. Na prática, a simetria axial é uma aproximação devido às imprecisões de fabricação e alinhamento dos componentes ópticos, o desvio natural da simetria do olho e a imprecisão do alinhamento do olho em relação à janela 801 e a lente de saída 710 em um ambiente clínico. Mas, para fins de projeto e prática, o olho 1, a janela 801 e a lente de saída 710 são considerados um primeiro subsistema óptico axialmente simétrico 1001.

[00118] Com referência contínua à Figura 10, um segundo subsistema óptico 1002 está opticamente acoplado ao primeiro subsistema óptico 1001 em um ângulo α em relação ao primeiro eixo óptico 705 do primeiro subsistema óptico

1001. A vantagem deste arranjo é que os dois subsistemas ópticos 1001, 1002 podem ser projetado em uma abertura numérica muito menor em comparação a um sistema onde todos os componentes ópticos são projetados em um eixo com um eixo óptico comum.

[00119] O segundo subsistema óptico 1002 inclui uma lente de retransmissão 750 que, como descrito anteriormente com referência à Figura 8, gera um volume cirúrgico conjugado 721 do volume cirúrgico 720 dentro do olho. O segundo subsistema óptico 1002 inclui vários outros componentes indicados coletivamente como uma etapa do subsistema óptico 1003. Com referência à Figura 8, esses componentes podem incluir uma fonte de laser de femtossegundo 200, um aparelho de imagiologia OCT 300, um dispositivo de observação visual 400, condicionadores e escâneres de feixe 500 e combinadores de feixe 600.

[00120] O segundo subsistema óptico 1002 pode incluir peças mecânicas (não mostradas) configuradas para girar todo o subsistema em torno do primeiro eixo óptico 705 do primeiro subsistema óptico 1001. Isso permite acesso óptico a toda a circunferência de 360 graus do ângulo iridocorneano 13 do olho 1.

[00121] Com referência à Figura 10b, a flexibilidade na disposição do primeiro e do segundo subsistemas ópticos 1001, 1002, um em relação ao outro, pode ser provida por um conjunto óptico 1004 interposto entre a saída óptica do segundo subsistema óptico 1002 e a entrada óptica do primeiro subsistema óptico 1001. Em uma modalidade, o conjunto óptico 1004 pode incluir um ou mais espelhos de dobra de feixe planar 740, prismas (não mostrados) ou grades ópticas (não mostradas) configurados para receber a saída óptica, por exemplo, laser/OCT/feixe visual combinado 701, do segundo subsistema óptico 1002, altera ou ajusta a direção do feixe de laser/OCT/visual combinado e direciona o feixe para a entrada óptica do primeiro subsistema óptico 1001 enquanto preserva o ângulo α entre o primeiro eixo óptico 705 e o segundo eixo óptico eixo 706.

[00122] Em outra configuração, o conjunto óptico 1004 de espelhos de dobra de feixe planar 740 inclui ainda peças mecânicas (não mostradas) configuradas para girar o conjunto em torno do primeiro eixo óptico 705 do primeiro subsistema óptico 1001, enquanto mantém o segundo subsistema óptico 1002 estacionário. Por conseguinte, o segundo eixo óptico 706 do segundo subsistema óptico 1002 pode ser girado em torno do primeiro eixo óptico 705 do primeiro subsistema óptico 1001. Isso permite acesso óptico a toda a circunferência de 360 graus do ângulo iridocorneano 13 do olho 1.

[00123] Com as considerações descritas acima com referência às Figuras 9a, 9b e 9c, o projeto do primeiro subsistema óptico 1001 é otimizado para acesso óptico em ângulo em um ângulo α em relação ao primeiro eixo óptico 705 do primeiro subsistema óptico 1001. O acesso óptico no ângulo a compensa as aberrações ópticas do primeiro subsistema óptico 1001. A Tabela 1 mostra o resultado da otimização no ângulo de acesso α = 72 graus com o pacote de software de projeto óptico Zemax. Este projeto é uma modalidade prática para cirurgia de glaucoma de femtossegundo guiada por imagem. Tabela 1 Superfície Estrutura Índice de Raio (mm) Espessura e Material refração central (mm) superfície Lentes de 1,45 -10 4,5 côncava saída 710 711, de superfície objetiva convexa de focagem 712 superfície Janela 801 1,50 -10,9 1,0 côncava de 812, interface superfície de convexa paciente 813 NK7G18 3 Córnea 1,36 -7,83 0,54 8 Humor 1,32 -6,53 3,5 aquosos alvo Tecido 1,38 N/A 0 a 1 mm oftálmico

[00124] Este projeto produz focagem limitada por difração de feixes de laser de comprimento de onda de 1030 nm e feixes de OCT de comprimento de onda de 850 nm com abertura numérica (NA) de até 0,2. Em um projeto, as aberrações ópticas do primeiro subsistema óptico são compensadas a um grau que a razão de Strehl do primeiro subsistema óptico para um feixe com abertura numérica maior do que 0,15 no ângulo iridocorneano é maior do que 0,9. Em outro projeto, as aberrações ópticas do primeiro subsistema óptico são parcialmente compensadas, as aberrações não compensadas restantes do primeiro sistema óptico são compensadas pelo segundo subsistema óptico a um grau que a razão de Strehl do primeiro e segundo subsistema óptico combinado para um feixe com abertura numérica maior que 0,15 no ângulo iridocorneano é maior que 0,9. Calibração

[00125] A fonte de laser de femtossegundo 200, o aparelho de imagiologia OCT 300 e o dispositivo de observação visual 400 do sistema cirúrgico integrado 1000 são primeiro calibrados individualmente para garantir sua integridade interna e, em seguida, calibrados para integridade do sistema. A parte essencial da calibração do sistema é garantir que quando o foco cirúrgico de um feixe de laser 201 é comandado para uma localização de um volume cirúrgico 720, conforme identificado pelo aparelho de imagiologia OCT e/ou dispositivo de observação visual 400, o local alcançado do foco corresponde ao local comandado do foco dentro de uma certa tolerância, normalmente dentro de 5 a 10 µm. Além disso, saídas gráficas e de cursor, imagens, sobreposições exibidas em uma interface de usuário 110, como um monitor de computador, e as entradas de usuário de locais de volume cirúrgico de tecido ocular 720 aceitos a partir da interface de usuário 110 devem corresponder aos locais reais no tecido dentro de tolerâncias predeterminadas de precisão semelhante.

[00126] Uma modalidade deste procedimento de calibração espacial começa com escalas calibradas de imagem e ampliações de escala do aparelho de imagiologia OCT 300 e/ou do dispositivo de observação visual 400 e suas exibições de uma forma que o valor de escala na exibição corresponda à escala real do alvo de calibração. Em seguida, os padrões de calibração a laser são expostos ou gravados em alvos de calibração transparentes e os padrões de calibração são posteriormente criados. Em seguida, os padrões pretendidos e os padrões reais gravados são comparados com o sistema de imagem do sistema cirúrgico integrado 1000 ou por um microscópio separado. Se eles não corresponderem à tolerância especificada, os parâmetros de escala dos padrões cirúrgicos são redimensionados ajustando a escala dos escâneres de feixe de laser. Este procedimento é iterado, se necessário, até que todas as calibrações espaciais estejam dentro da tolerância. Cirurgia a Laser com Modificação do Tecido Ocular

[00127] A anatomia do olho relevante para o tratamento cirúrgico habilitado pelo sistema cirúrgico integrado 1000 aqui divulgado é ilustrada nas Figuras 1-4. Para reduzir a IOP, o tratamento a laser tem como alvo os tecidos oculares que afetam a via de fluxo de saída trabecular 40. Esses tecidos oculares podem incluir a malha trabecular 12, o esporão escleral 14, a úvea 15, a malha corneoescleral 16, o tecido justacanalicular 17, o canal de Schlemm 18, os canais coletores 19 dentro do ângulo iridocorneano 13.

[00128] É divulgado neste documento um padrão de laser particularmente eficaz em afetar a via de fluxo de saída trabecular 40. Uma vez que o volume de interação do laser é pequeno, da ordem de alguns micrômetros (µm), a interação do tecido ocular com cada disparo de laser de um laser repetitivo decompõe o tecido ocular localmente no foco do laser. A duração do pulso do laser para a interação fotodisruptiva no tecido ocular pode variar de vários femtossegundos a vários nanossegundos e energias de pulso de vários nanojoules a dezenas de microjoules. Os pulsos de laser no foco, por meio de processos multifotônicos, quebram as ligações químicas nas moléculas, fotodissociam localmente o tecido e criam bolhas de gás no tecido úmido. A quebra do material do tecido e o estresse mecânico da formação de bolhas fragmenta o tecido e cria cortes contínuos limpos quando os pulsos de laser são colocados próximos uns dos outros ao longo de linhas geométricas e superfícies.

[00129] Por causa da descrição a seguir, os volumes de interação básicos são referidos como células. O tamanho de uma célula é determinado pela extensão da influência da interação laser-tecido. Quando os pontos de laser, ou células, são espaçados próximos ao longo de uma linha, o laser cria um canal estreito e microscópico. Um canal mais amplo pode ser criado espaçando de perto uma infinidade de pontos de laser dentro da seção transversal do canal. Por exemplo, um canal cilíndrico pode ser criado calculando primeiro as coordenadas da posição geral e tamanho do cilindro. Em seguida, ao usar o tamanho das células como parâmetro, calcular as coordenadas de cada célula em um arranjo de células compactadas dentro do volume do cilindro. O arranjo das células se assemelha ao arranjo dos átomos em uma estrutura cristalina.

[00130] O mais fácil é calcular uma estrutura de célula cúbica, neste caso as células individuais são dispostas em fileiras, colunas e folhas regularmente espaçadas, e as coordenadas das células podem ser calculadas sequencialmente de vizinho para vizinho na ordem das fileiras, colunas e folhas. O hardware do escâner a laser também pode seguir esta sequência regular para escanear do feixe de laser sem saltos excessivos. Os canais podem ser criados com diferentes seções transversais, com seções transversais ovais, retangulares, quadradas ou outras regulares ou irregulares. Um corte de canal no tecido ocular pode conduzir o humor aquoso 8, sua condutividade aumentando com a área da seção transversal do canal.

[00131] As Figuras 11a e 11b ilustram vistas em corte do ângulo iridocorneano onde o laser cirúrgico escaneia para afetar um volume cirúrgico 900 (Figura 11a) para formar uma abertura de canal 920 (Figura 11b). O volume cirúrgico 900 na malha trabecular, estende-se da câmara anterior 7 e através da parede interna do canal de Schlemm 18. A varredura a laser modifica o tecido ocular no volume cirúrgico 900 para criar uma abertura de canal 920. A abertura de canal 920 reduz a resistência ao fluxo no tecido ocular para aumentar o fluxo aquoso da câmara anterior 7 para o canal de Schlemm 18 e, assim, reduzir a IOP do olho. O tamanho da abertura de canal 920 determinará a redução da resistência da via de fluxo de saída e a longevidade da eficácia.

[00132] A orientação da imagem é essencial para este procedimento localizar as estruturas com precisão e monitorar o sucesso do tratamento. Minimizar o tamanho e o volume do tecido ocular tratado também ajuda a minimizar a quantidade de gás criado e os movimentos do tecido induzidos por gás. Conforme o tecido se expande com o gás em expansão, movimentos repentinos do tecido podem ocorrer quando o gás escapa de um volume fechado e o vazio preenchido com gás entra em colapso. Esses movimentos súbitos do tecido podem criar descontinuidades nas incisões cirúrgicas e devem ser evitados ou minimizados.

[00133] Outra consideração para a criação de padrões cirúrgicos no tecido ocular é o efeito de sombra potencial das bolhas de gás à medida que a incisão avança. Em geral, os avanços da incisão devem prosseguir de um local mais longe do laser e progredir para um local mais próximo do laser para minimizar o efeito de sombra. A quantidade de gás também é menor quando o laser é focado firmemente em um ponto focal limitado por difração e a energia de pulso limite para interação fotodisruptiva é reduzida. Quando o laser é operado em limite baixo, o tamanho do volume de interação local e o tamanho das bolhas de gás são menores. Isso significa que as células que preenchem o volume cirúrgico devem ser espaçadas mais próximas.

[00134] A Tabela 2 exibe parâmetros de padrão de tratamento e laser cirúrgico para várias incisões de tamanhos diferentes. A faixa do conjunto de parâmetros é limitada pelo limite de Exposição Máxima Permissível (MPE) da luz do laser que entra no olho e faixas práticas para a taxa de repetição do laser e a velocidade de escaneamento dos escâneres.

Tabela 2 Tecido Tama-nho de Seção Tama- Potên Taxa Energia Tempo trata- canal transve nho de -cia de de pulso de do x[mm] rsal de célula média repe- do laser proce- y[mm] canal x[µm] do tição [µJ] dimento z[mm] [mm]2 y[µm] laser do [s] z[µm] [W] laser [kHz] Malha 1,5, 0,2, 0,2 0,3 3, 3, 3 0,9 300 3 7,4 trabe- cular Malha 2, 0,2, 0,2 0,4 4, 4, 4 1 200 5 6,3 trabe- cular

[00135] Com relação à MPE, a via de feixe angular 30 da Figura 6 é a mais vantajosa, uma vez que os feixes de luz da fonte de laser de femtossegundo 200 ou do aparelho de imagiologia OCT 300 transmitidos através do tecido não atingem diretamente a retina. Isso contrasta com as cirurgias conhecidas da córnea e da catarata, em que a luz direta do laser ou luz de OCT transmitida através do tecido atinge a retina. Portanto, a via de feixe angular 30 da Figura 6 pode usar uma potência média de feixe mais elevada. A potência média mais elevada para o laser cirúrgico resulta em tempo de procedimento mais rápido. A potência média mais elevada para o feixe de OCT resulta em um tempo de aquisição de imagiologia OCT mais rápido para a mesma qualidade de imagem ou em melhor qualidade de imagem para o mesmo tempo de aquisição de imagem. Com relação ao tamanho da célula e energia de pulso de laser, tamanhos de células e energias de pulso menores são preferidos para minimizar a quantidade de gás criada no tecido.

[00136] Modelos de perfusão finos, experimentais (Fiu et al., 2005) e considerações clínicas de procedimentos de ELT indicam que seções transversais de canal de 0,24 mm a 0,4 mm podem atingir redução de IOP suficiente. Como pode ser visto na Tabela 2, o procedimento cirúrgico a laser habilitado pelo sistema cirúrgico integrado divulgado neste documento pode produzir seções transversais de canal semelhantes às de Fiu et al. e pode ser concluído em menos de 10 segundos.

[00137] Figura 12 é um fluxograma de um método para reduzir a pressão intraocular em um olho tendo uma córnea, uma câmara anterior e um ângulo iridocorneano compreendendo uma via de fluxo de saída do humor aquoso formada por uma malha trabecular, um canal de Schlemm e um ou mais canais coletores que se ramificam do canal de Schlemm, o método compreendendo. O método pode ser realizado pelo sistema cirúrgico integrado 1000 das Figuras 7-10b.

[00138] Na etapa 1202, um feixe de OCT 301 é entregue através da córnea 3 e da câmara anterior 7 para o ângulo iridocorneano 13. Em uma modalidade, o feixe de OCT 301 tem uma resolução menor ou igual a aproximadamente 5 micrômetros e é entregue ao ângulo iridocorneano 13 direcionando o feixe de OCT para um primeiro subsistema óptico 1001 que inclui uma janela 801 acoplada à córnea 3 e uma lente de saída 710 acoplada à janela.

[00139] Na etapa 1204, uma imagem de OCT de uma porção do ângulo iridocorneano 13 é adquirida com base no feixe de OCT 301 entregue ao ângulo iridocorneano através do primeiro subsistema óptico 1001. Para este fim, um feixe de retorno OCT 301 é recebido através do primeiro subsistema óptico 1001 e processado em um aparelho de imagiologia OCT 300 usando técnicas de imagiologia OCT conhecidas.

[00140] Na etapa 1206, um volume cirúrgico 900 de tecido ocular a ser modificado é determinado com base na imagem de OCT. O volume cirúrgico 900 pode ser determinado com base em uma imagem de OCT transversal 2D que é exibida em um sistema de controle 100 do sistema cirúrgico integrado 1000. Um feixe de observação visual 401 também pode ser usado para determinar o volume cirúrgico 900. Para este fim, um feixe de observação visual 401 pode ser adquirido a partir do ângulo iridocorneano 13 por um microscópio 400 através do primeiro subsistema óptico 1001 e o volume 900 de tecido ocular a ser modificado pode ser determinado pela apresentação da imagem de OCT e do sinal de observação visual sobreposto em uma tela de exibição do sistema de controle 100. Alternativamente, a imagem de OCT e o sinal de observação visual podem ser registrados em uma tela de exibição.

[00141] Em uma modalidade, o canal de Schlemm 18 é caracterizado por uma circunferência e o volume cirúrgico 900 de tecido ocular a ser modificado é determinado com base na densidade dos canais coletores 19 em torno da circunferência. Neste caso, uma entrega de densidade de canais coletores 19 em torno de pelo menos uma porção da circunferência do canal de Schlemm 18 é determinada com base em imagens de OCT. Uma região do canal de Schlemm 18 tendo uma densidade acima de um critério limite é identificada e a proximidade da região identificada é incluída no volume de tecido ocular a ser modificado. O critério pode ser o 50º percentil da entrega, a 75º percentil, ou um valor numérico mais elevado do que o 75º percentil. Em outra modalidade, o volume 900 de tecido ocular a ser modificado está na proximidade de um ou mais dos canais coletores 19.

[00142] Na etapa 1208, cada um de um feixe de OCT 301 e um feixe de laser 201 é entregue através da córnea 3 e da câmara anterior 7 ao ângulo iridocorneano 13. Em uma modalidade, o feixe de OCT 301 e o feixe de laser 201 têm resoluções substancialmente iguais, por exemplo, menor ou igual a aproximadamente 5 micrômetros, e cada feixe é entregue ao ângulo iridocorneano por direcionamento de cada feixe para um primeiro subsistema óptico 1001 que inclui uma janela 801 acoplada à córnea 3 e uma lente de saída 710 acoplada à janela. O feixe de OCT 301 e o feixe de laser 201 podem ser direcionados colinearmente para o primeiro subsistema óptico 1001 ao longo de uma mesma via óptica, por exemplo, multiplexando os feixes. Alternativamente, o feixe de OCT 301 e o feixe de laser 201 podem ser direcionados de forma não colinear para o primeiro subsistema óptico ao mesmo tempo ao longo de vias ópticas separadas espacialmente ou angulares.

[00143] Distorção e aberrações dos feixes 201, 301 causadas pela entrada do ângulo oblíquo no olho são compensadas pelo direcionamento de cada feixe para o primeiro subsistema óptico 1001 em um ângulo. Para este fim, o olho 1 inclui uma direção de visão e o primeiro subsistema ótico 1001 é posicionado em relação ao olho de modo a incluir um primeiro eixo ótico 705 que está substancialmente alinhado com a direção de visão do olho. Os feixes 201, 301 são inseridos no primeiro subsistema óptico 1001 direcionando cada feixe para uma superfície convexa 713 da lente de saída 710 ao longo de um segundo eixo óptico 706 deslocado do primeiro eixo óptico 705 por um ângulo α. Além disso, cada feixe 201, 301 pode ser direcionado para a superfície convexa 713 da lente de saída 710 em um ângulo β em relação a uma superfície normal 707 para a superfície convexa.

[00144] Na etapa 1210, um volume 900 de tecido ocular dentro da via de fluxo de saída trabecular 40 é modificado para reduzir uma resistência da via presente em uma ou mais da malha trabecular 12, o canal de Schlemm 18 e um ou mais canais coletores 19 aplicando o feixe de laser 201 ao tecido ocular definindo o volume. Para este fim, um feixe de laser 201 com um comprimento de onda entre 330 nanômetros e 2000 nanômetros pode ser escaneado em múltiplas direções para interagir com o tecido ocular definindo o volume cirúrgico 900. O feixe de laser 201 pode ser aplicado de uma maneira contínua ou como uma multidão de pulsos de laser com duração de pulso entre 20 femtossegundos e 1 nanossegundo. O feixe de laser 201 provoca interação fotodisruptiva com o tecido ocular para reduzir a resistência da via ou criar uma nova via de fluxo de saída 40. Em uma modalidade, interação fotodisruptiva com o tecido ocular cria uma abertura de canal 902 aberta através da malha trabecular que conecta a câmara anterior e o canal de Schlemm.

Acessando o Ângulo Iridocorneano

[00145] Figura 13 é um fluxograma de um método para direcionar um feixe de luz para um ângulo iridocorneano de um olho tendo uma direção de visão e uma córnea com um índice de refracção nc. O método pode ser realizado pelo sistema cirúrgico integrado 1000 das Figuras 7-10b.

[00146] Na etapa 1302, um primeiro subsistema óptico 1001 e um segundo subsistema óptico 1002 estão dispostos em relação uns aos outros. O primeiro subsistema óptico 1001 inclui uma janela 801 formada de um material com um índice de refração nw. A janela 801 tem uma superfície côncava 812 e uma superfície convexa 813 oposta à superfície côncava. O primeiro subsistema óptico 1001 também inclui uma lente de saída 710 formada de um material com um índice de refração nx. A lente de saída 710 tem uma superfície côncava 711 e uma superfície convexa 712 oposta à superfície côncava. A superfície côncava 711 da lente de saída 710 é configurada para se acoplar à superfície convexa 813 da janela 801 para definir um primeiro eixo óptico 705 que estende-se através da janela e da lente de saída. A superfície côncava 812 da janela 801 está configurada para se acoplar de forma destacável à córnea 3 do olho, de modo que o primeiro eixo óptico 705 esteja geralmente alinhado com a direção de visão do olho.

[00147] Na etapa 1304, uma saída de feixe de luz pelo segundo subsistema óptico 1002 é direcionada para incidir na superfície convexa 712 da lente de saída 710 ao longo de um segundo eixo óptico 706 em um ângulo α que é deslocado do primeiro eixo óptico 705. Para este fim, o segundo subsistema óptico 1002 ou outro conjunto óptico intermediário 1004 pode ser configurado para determinar uma medida de separação de ângulo entre o primeiro eixo óptico e o segundo eixo óptico e para ajustar a orientação do segundo eixo óptico até que o ângulo de separação esteja no ângulo α. O ângulo α é normalmente maior do que 30 graus. Mais especificamente, o ângulo α pode estar entre 60 graus e 80 graus. Ainda mais especificamente, o ângulo α é de aproximadamente 72 graus.

[00148] Na etapa 1306, a feixe de luz pelo segundo emitido subsistema óptico 1002 também pode ser direcionada para interceptar a superfície convexa 712 da lente de saída 710 em um ponto de interseção e um ângulo β entre o segundo eixo óptico 706 e uma superfície normal 707 para a superfície convexa da lente de saída. Novamente, o segundo subsistema óptico 1002 ou outro conjunto óptico intermediário 1004 pode ser configurado para determinar uma medida de separação de ângulo entre o segundo eixo óptico e a superfície normal 707 e para ajustar a orientação do segundo eixo óptico até que o ângulo de separação esteja no ângulo β.

[00149] Em alguns arranjos, como mostrado, por exemplo, na Figura 10b, o segundo subsistema óptico 1002 pode ser configurado para ser arranjado em relação ao primeiro subsistema óptico 1001 de modo que o feixe de luz 701 seja emitido pelo segundo subsistema óptico ao longo de um desvio de eixo a partir do segundo eixo óptico 706. Nestes casos, no processo de direcionamento da etapa 1304, o feixe de luz 701 é recebido em um conjunto óptico 1004 interposto entre o primeiro subsistema óptico 1001 e o segundo subsistema óptico 1002 e redirecionado para alinhamento geral com o segundo eixo óptico 706. O segundo eixo óptico 706 pode ser girado em torno do primeiro eixo óptico 705, enquanto mantém o segundo eixo óptico deslocado do primeiro eixo óptico por um ângulo substancialmente igual ao ângulo α. Isso permite o tratamento em torno da circunferência do ângulo iridocorneano 13. Em configurações onde o segundo eixo óptico 706 intersecta a superfície convexa 712 da lente de saída 710 em um ponto de interseção 708 e em um ângulo β entre o segundo eixo óptico e uma superfície normal 707 à superfície convexa da lente de saída, o processo de direcionamento da etapa 1306 envolve girar o segundo eixo óptico em torno do primeiro eixo óptico, enquanto também mantém um ângulo entre o segundo eixo óptico e a superfície normal que é substancialmente igual ao ângulo β. Tratamentos Cirúrgicos Minimamente Invasivos e Não Invasivos

[00150] Os tratamentos cirúrgicos divulgados abaixo reduzem a resistência da via de fluxo de saída ao mesmo tempo em que minimizam a modificação do tecido ocular por meio de um projeto cuidadoso e seleção de padrões de tratamento a laser. Tal como aqui utilizado, um padrão de tratamento define um modelo tridimensional de tecido ocular a ser modificado por um laser ou um modelo tridimensional de fluido ocular a ser afetado por um laser. Um padrão de tratamento é normalmente definido por um conjunto de parâmetros cirúrgicos. Os parâmetros cirúrgicos podem incluir um ou mais de uma área de tratamento A que representa uma área de superfície do tecido ocular através da qual o laser irá se deslocar e uma espessura de tratamento t que representa o nível ao qual o laser cortará o tecido ocular ou o nível em qual o laser afetará o fluido ocular. Por isso, um laser aplicado de acordo com um padrão de tratamento pode afetar ou produzir um volume cirúrgico que se assemelha ao modelo tridimensional do padrão de tratamento ou pode afetar o fluido localizado em um interior de uma estrutura de olho semelhante ao modelo tridimensional.

[00151] Parâmetros cirúrgicos adicionais definem a colocação do volume cirúrgico ou volume afetado dentro do olho. Os parâmetros de colocação podem incluir um ou mais de um local l que representa onde o tratamento deve ocorrer em relação ao ângulo circunferencial do olho e uma profundidade de tratamento d que representa uma posição do modelo tridimensional de tecido ocular ou fluido ocular dentro do olho em relação a uma estrutura de olho de referência. A seguir, a profundidade de tratamento d é mostrada e descrita em relação à região onde a câmara anterior 7 encontra a malha trabecular 12. Juntos, o padrão de tratamento e os parâmetros de colocação definem um plano de tratamento.

[00152] Minimizar ou eliminar a capacidade de invasão do procedimento de tratamento cirúrgico é benéfico por várias razões. Em primeiro lugar, os tratamentos não invasivos e os tratamentos minimamente invasivos minimizam os danos ao tecido ocular saudável e, assim, preservam a função de filtragem das partes não tratadas do tecido da malha trabecular. Em segundo lugar, ao preservar a integridade estrutural mecânica do tecido da malha trabecular tanto quanto possível, o potencial de colapso e fechamento da via de fluxo de saída existente ou recém- criada é minimizado. Terceiro, os padrões de tratamento a laser divulgados fornecem mais controle sobre a quantidade de redução da IOP. Alcançar a IOP certa é importante para o resultado clínico. Uma redução de IOP muito pequena diminui a eficácia de tratamento de glaucoma, embora uma redução da IOP muito grande possa causar deflação do olho. Finalmente, minimizar o volume de tecido ocular tratado com laser resulta em tempo de procedimento mais rápido e reduz a chance de movimento indesejado do tecido durante o procedimento. Cirurgia a Laser Minimamente Invasiva

[00153] Como descrito acima, um laser de femtossegundo provê interação laser-tecido altamente localizada e não térmica fotodisruptiva com dano colateral mínimo ao tecido ocular circundante. A interação fotodisruptiva do laser é utilizada em tecido opticamente transparente. O principal mecanismo de deposição de energia do laser no tecido ocular não é por absorção, mas por um processo multifotônico altamente não linear. Este processo é eficaz apenas no foco do laser pulsado onde o pico de intensidade é alto. As regiões onde o feixe é atravessado, mas não no foco, não são afetadas pelo laser. Portanto, a região de interação com o tecido ocular é altamente localizada transversal e axialmente ao longo do feixe de laser.

[00154] Ao aplicar as capacidades de laser de femtossegundo anteriores, uma modalidade do sistema cirúrgico integrado 1000, reduz a resistência da via de fluxo de saída usando um ou mais padrões de tratamento a laser para modificar o tecido ocular de uma maneira localizada. Com referência à Figura 3, como descrito anteriormente, a malha trabecular 12 tem três camadas, a úvea 15, a malha corneoescleral 16 e o tecido justacanalicular 17. Essas camadas são porosas e permeáveis ao aquoso, com a úvea 15 sendo a mais porosa e permeável, seguida pela malha corneoescleral 16. A camada menos porosa e menos permeável da malha trabecular 12 é o tecido justacanalicular 17. A parede interna 18a do canal de Schlemm 18, que também é porosa e permeável ao aquoso, tem características semelhantes ao tecido justacanalicular 17. Com base neste conhecimento, vários padrões de tratamento que 1) selecionam uma ou mais camadas da malha trabecular 12 para modificação e 2) controlam a extensão de tais modificações, podem ser projetados. Esses padrões de tratamento são definidos por um conjunto de parâmetros cirúrgicos que, por sua vez, definem as dimensões geométricas das modificações do tecido ocular (ou cortes cirúrgicos) decorrentes da cirurgia a laser. Seguem exemplos de diferentes padrões de tratamento.

[00155] Em um exemplo, com referência às Figuras 11a, 11b e 11c, que ilustram vistas em corte e uma vista em perspectiva do ângulo iridocorneano 13, um laser cirúrgico 701 pode escanear o tecido ocular de acordo com um primeiro padrão de tratamento P1 projetado para afetar um volume cirúrgico 900 (mostrado em duas e três dimensões na Figura 11a) para formar uma abertura de canal contígua, ampla e profunda 920 (mostrada em duas dimensões na Figura 11b e três dimensões na Figura 11c). A abertura de canal profundo

920 estende-se da câmara anterior 7, através de cada úvea 15, a malha corneoescleral 16, o tecido justacanalicular 17 da malha trabecular 12 e a parede interna 18a do canal de Schlemm 18. A abertura de canal profundo, e outra abertura de canal aqui divulgada, pode ser um único lúmen definindo uma via de fluido ou um arranjo de poros adjacentes formando uma estrutura semelhante a uma esponja que define uma via de fluido ou uma combinação das mesmas.

[00156] O movimento do laser conforme ele escaneia para afetar o volume cirúrgico 900 segue o primeiro padrão de tratamento P1, que é definido por um conjunto de parâmetros cirúrgicos que incluem uma área de tratamento A e uma espessura t. A área de tratamento A é definida por uma largura w e uma altura h. A largura pode ser definida em termos de uma medida em torno do ângulo circunferencial. Por exemplo, a largura w pode ser definida em termos de um ângulo, por exemplo, 90 graus, em torno do ângulo circunferencial.

[00157] Uma colocação inicial do foco de laser dentro do olho é definida por um conjunto de parâmetros de colocação, incluindo uma profundidade d (não mostrada) e uma localização l (não mostrada). A localização l define um ponto ao redor do ângulo circunferencial do olho no qual o tratamento a laser começará, enquanto a profundidade d define um ponto entre a câmara anterior 7 e o canal de Schlemm 18 onde o tratamento começa ou termina.

[00158] A abertura de canal 920 (FIGS 11b e 11c) resultante da aplicação de laser do primeiro padrão de tratamento P1 se assemelha ao volume cirúrgico 900 e é caracterizada por uma área A e espessura t semelhantes às do volume cirúrgico e do tratamento padronizar. A profundidade d é essencialmente nula, colocando assim uma extremidade do volume cirúrgico 900 na região onde a câmara anterior 7 encontra a malha trabecular 12. A espessura t da abertura de canal profundo resultante 920 estende-se da câmara anterior 7 e através do interior parede 18a do canal de Schlemm 18, enquanto a área A é tal que a abertura de canal resultante 920 (Figuras 11b e 11c) é caracterizada por uma única abertura.

[00159] No exemplo das Figuras 11n e 11c, a abertura de canal 920 tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com o canal de Schlemm 18 e uma segunda extremidade em comunicação de fluido com a câmara anterior 7. A comunicação de fluido pode ser habilitada através um ou mais lúmens formando uma via através da abertura de canal 920 e/ou um arranjo de poros formando uma via porosa através da abertura de canal.

[00160] Em outro exemplo, com referência às Figuras l4a, l4b e l4c, que ilustram vistas em corte e uma vista em perspectiva do ângulo iridocorneano 13, um laser cirúrgico pode escanear o tecido ocular de acordo com um segundo padrão de tratamento P2 projetado para afetar um volume cirúrgico 901 (mostrado em duas e três dimensões na Figura 14a) para formar uma única abertura de canal larga e rasa 921 (mostrada em duas dimensões na Figura 14b e três dimensões na Figura 14c). A abertura de canal rasa 921 estende-se do canal de Schlemm 18, através da parede interna 18a do canal de Schlemm 18 e parcialmente através da malha trabecular 12, de modo que apenas uma porção do tecido entre a câmara anterior 7 e o canal de Schlemm é tratada. No exemplo das Figuras 14a, 14b e 14c, a abertura de canal rasa 921 estende-se através do tecido justacanalicular 17 e parcialmente para dentro da malha corneoescleral 16. Em outros padrões de tratamento, a abertura de canal rasa 921 pode se estender através da malha corneoescleral 16 e parcialmente para dentro da úvea

15.

[00161] Em ambos os casos, o movimento do laser conforme ele faz o escaneamento para afetar o volume cirúrgico 901 segue o segundo padrão de tratamento P2, que é definido por um conjunto de parâmetros cirúrgicos que incluem uma área de tratamento A e uma espessura d. A área de tratamento A é definida por uma largura w e uma altura h. Novamente, a largura pode ser definida em termos de uma medida em torno do ângulo circunferencial. Por exemplo, a largura w pode ser definida em termos de um ângulo, por exemplo, 90 graus em torno do ângulo circunferencial.

[00162] Um posicionamento inicial do foco de laser dentro do olho é definido por um conjunto de parâmetros de posicionamento, incluindo uma profundidade d e um local l (não mostrado). A localização l define um ponto ao redor do ângulo circunferencial do olho no qual o tratamento a laser começará, enquanto a profundidade d define um ponto entre a câmara anterior 7 e o canal de Schlemm 18 onde o tratamento começa ou termina.

[00163] A abertura de canal 921 (Figuras 14b e 14c) resultante da aplicação de laser do segundo padrão de tratamento P2 assemelha-se ao volume cirúrgico 902 e é caracterizada por uma área A e espessura t semelhantes às do volume cirúrgico e do padrão de tratamento. A profundidade d coloca uma extremidade do volume cirúrgico 902 na malha corneoescleral 16. A espessura t da abertura de canal raso resultante 921 estende-se do canal de Schlemm 18, através da parede interna 18a do canal de Schlemm e apenas parcialmente na malha trabecular 12, enquanto a área A é tal que a abertura de canal rasa resultante 921 (Figuras 14b e 14c) é caracterizada por uma única abertura.

[00164] Neste exemplo, a abertura de canal 921 tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com o canal de Schlemm 18 e uma segunda extremidade que termina em uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior 7 e a parede do canal de Schlemm 18. A comunicação de fluido pode ser ativada através de um ou mais lúmens formando uma via através da abertura de canal 921 e/ou um arranjo de poros formando uma via porosa através da abertura de canal. Em outra configuração, a abertura de canal 921 pode ter uma primeira extremidade em comunicação de fluido com a câmara anterior 7 e uma segunda extremidade que termina em uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm 18.

[00165] Em ainda outro exemplo, com referência às Figuras l5a, l5b e l5c, que ilustram vistas em corte e uma vista em perspectiva do ângulo iridocorneano 13, um laser cirúrgico pode escanear o tecido ocular de acordo com um terceiro padrão de tratamento P3 projetado para afetar um arranjo de volumes cirúrgicos individuais 903 (mostrado em duas e três dimensões na Figura 15a) para formar um arranjo correspondente de subaberturas rasas 923 (mostrado em duas dimensões na Figura 15b e três dimensões na Figura 15c). Cada uma das subaberturas rasas 923 estende-se do canal de

Schlemm 18, através da parede interna 18a do canal de Schlemm 18 e parcialmente através da malha trabecular 12, de modo que apenas uma porção do tecido entre a câmara anterior 7 e o canal de Schlemm é tratada. A matriz de subaberturas rasas 923 formando coletivamente uma estrutura de peneira. No exemplo das Figuras 15a, 15b e 15c, as subaberturas 923 se estendem através do tecido justacanalicular 17 e parcialmente para a malha corneoescleral 16. Em outros padrões de tratamento, as subaberturas 923 podem se estender através da malha corneoescleral 16 e parcialmente para a úvea 15.

[00166] Em ambos os casos, o movimento do laser conforme ele escaneia para afetar o arranjo de volumes cirúrgicos individuais 903 segue o terceiro padrão de tratamento P3, que é definido por um conjunto de parâmetros cirúrgicos que incluem uma área de tratamento A e uma espessura d. A área de tratamento A é definida por uma largura w e uma altura h e estabelece um limite geral dentro do qual se encontra uma série de áreas de subtratamento individuais. A largura w pode ser definida em termos de uma medida em torno do ângulo circunferencial. Por exemplo, a largura w pode ser definida em termos de um ângulo, por exemplo, 90 graus em torno do ângulo circunferencial.

[00167] Um posicionamento inicial do foco de laser dentro do olho é definido por um conjunto de parâmetros de posicionamento, incluindo uma profundidade d e um local l (não mostrado). A localização l define um ponto ao redor do ângulo circunferencial do olho no qual o tratamento a laser começará, enquanto a profundidade d define um ponto entre a câmara anterior 7 e o canal de Schlemm 18 onde o tratamento começa ou termina.

[00168] Cada área de subtratamento dentro da área de tratamento A é caracterizada por uma seção transversal definida por uma forma geométrica, por exemplo, retangular, quadrada, redonda. As subaberturas rasas individuais 923 (Figuras 15b e 15c) resultantes da aplicação de laser do terceiro padrão de tratamento P3 se assemelham aos volumes cirúrgicos individuais 903 e são caracterizadas pela subárea As e espessura t semelhantes às do volume cirúrgico e do padrão de tratamento. A profundidade d coloca uma extremidade dos volumes cirúrgicos individuais 903 na malha corneoescleral 16. A espessura t das subaberturas rasas individuais resultantes 923 estende-se do canal de Schlemm 18, através da parede interna 18a do canal de Schlemm e apenas parcialmente para dentro a malha trabecular 12.

[00169] Diferentes níveis de condutividade de fluxo aquoso entre a câmara anterior 7 e o canal de Schlemm 18 podem ser obtidos usando diferentes padrões de tratamento a laser com diferentes conjuntos de parâmetros cirúrgicos. Por exemplo, a condutividade do fluxo normalmente aumenta monotonicamente junto com aumentos em uma ou mais áreas de tratamento A e espessura d. A dependência entre a condutividade geral do fluxo e os padrões de tratamento e conjuntos de parâmetros cirúrgicos pode ser encontrada por modelagem, empiricamente por meio de estudos clínicos, aproximações sucessivas ou por uma combinação dessas técnicas. Um exemplo de modelagem de padrões de tratamento é descrito mais tarde abaixo na seção Modelo de Fluxo Aquoso.

Cirurgia a Laser não Invasiva - Canaloplastia Oneumática a Laser Fotodisruptiva

[00170] Ao aplicando as capacidades de laser de femtossegundo anteriores, outra modalidade do sistema cirúrgico integrado 1000 melhora a condutividade da via de fluxo de saída através da expansão pneumática do canal de Schlemm 18. A interação mais rápida com o tecido ocular resulta na formação de bolhas de gás microscópicas. O efeito combinado de múltiplas bolhas de gás microscópicas é a criação de excesso de gás e pressão associada em um volume macroscópico. O excesso de gás e o excesso de pressão associado podem se propagar para regiões do tecido relativamente distantes do local da interação de laser. Por exemplo, o excesso de gás pode se deslocar através do tecido ocular poroso para dentro e ao longo do canal de Schlemm 18 e ao longo dos canais coletores 19. O excesso de pressão associado ao gás resulta em uma expansão pneumática dos tecidos oculares das vias de saída do aquoso, o canal de Schelmm 18, e os canais coletores 19.

[00171] Esta expansão pneumática pode ser utilizada para abrir regiões colapsadas do canal de Schlemm 18 e os canais coletores 19 e, em geral, aumenta a vazão para um efeito de redução da IOP. Nessa modalidade, o sistema cirúrgico integrado 1000 direciona e focaliza o laser no fluido dentro do canal de Schlemm 18 ou nos canais coletores 19 ou nos vazios de tecido poroso sem efeito direto do laser no tecido ocular. Um aumento na condutividade do fluxo aquoso é alcançado apenas por meio da expansão pneumática do canal de Schlemm 18 e/ou dos canais coletores 19 e do tecido ocular sem modificação de do tecido ocular. É importante ressaltar que evitar danos diretos ao tecido pelo laser minimiza as respostas de cura e a formação de cicatrizes que, de outra forma, seriam provocadas pelo tecido danificado pelo laser. Na ausência dessa cicatriz, evita-se a possibilidade de religamento das vias de saída através das estruturas e tecidos pneumáticos expandidos.

[00172] As Figuras 16a e 16b ilustram vistas em corte antes e depois do ângulo iridocorneano, onde um feixe de laser cirúrgico 701 é direcionado para o interior de um canal de Schlemm 18 parcialmente colapsado (mostrado na Figura 16a) para afetar a expansão pneumática do canal de Schlemm 18 (mostrado na Figura 16b). Neste caso, o padrão de tratamento P4 pode ser definido por uma área de tratamento A geralmente correspondendo a uma área de seção transversal do canal de Schlemm 18 e uma largura w definida em termos de uma medida em torno do ângulo circunferencial. Por exemplo, a largura w pode ser definida em termos de um ângulo, por exemplo, 90 graus em torno do ângulo circunferencial. A área A e largura w do padrão de tratamento P4 definem um volume geralmente correspondendo e a um interior do canal de Schlemm 18.

[00173] Um posicionamento inicial do foco de laser dentro do olho é definido por um conjunto de parâmetros de posicionamento, incluindo uma profundidade d e um local l (não mostrado). O local l define um ponto em torno do ângulo circunferencial do olho no qual o tratamento a laser começará, enquanto a profundidade d posiciona o ponto do foco do laser dentro do canal de Schlemm 18. Em uma modalidade, um ou mais locais do canal de Schlemm espaçados separados em torno do ângulo circunferencial podem ser selecionados para aplicação de laser. Os locais podem ser selecionados com base em imagens do canal de Schlemm 18.

[00174] Em uma configuração, as imagens do canal de Schlemm 18 em uma pluralidade de locais em torno de pelo menos uma porção do ângulo circunferencial são obtidas usando, por exemplo, OCT. Cada uma das imagens é processada para determinar uma medida de uma característica anatômica do canal de Schlemm 18. Essa característica anatômica pode ser um seção transversal do canal de Schlemm 18 e as medidas podem corresponder a um raio, diâmetro ou circunferência do canal. As imagens são avaliadas em relação a uma medida limite para determinar se o local associado à imagem deve ser designado para entrega do laser. Em uma modalidade, a medida limite é o raio, diâmetro ou circunferência de um canal de Schlemm 18 que é indicativo de um canal pelo menos parcialmente colapsado. Se a medida correspondente derivada da imagem do paciente for menor do que a medida limite, o local de onde a imagem foi obtida é designado um local para entrega do feixe de laser. A medida limite pode ser um valor predeterminado derivado de um banco de dados clínico de medidas de pacientes semelhantes ao paciente sendo tratado. A medida limite também pode ser derivada por meio de uma análise de todas as imagens coletadas para o paciente. Por exemplo, a medida limite pode corresponder à maior medida determinada a partir das imagens do canal de Schlemm do paciente ou à média das medidas determinadas a partir das imagens do canal de Schlemm do paciente.

[00175] Durante o tratamento, bolhas de gás microscópicas criadas pelo feixe de laser 701 coalescem para formar bolhas de gás de volumes maiores 930. À medida que esta bolha se expande, ela expande o canal de Schlemm 18 e o tecido circundante. As bolhas de gás 930 irão se dissolver em alguns minutos nos fluidos do tecido, deixando o canal de Schlemm expandido para trás sem gás e fragmentos de tecido nele. O tratamento é não invasivo e pode ser repetido para obter reduções incrementais na IOP até que uma redução geral da IOP desejada seja alcançada, tudo sem a diminuição de longo prazo da eficácia do tratamento que geralmente resulta de tratamentos envolvendo modificação do tecido.

[00176] Expansão pneumática do canal de Schlemm 18 e/ou dos canais coletores 19 normalmente resulta em uma redução da IOP. Por conseguinte, em uma modalidade do sistema cirúrgico integrado 1000, a expansão do canal de Schlemm 18 e/ou dos canais coletores 19 pode ser monitorada e usada para controlar o tratamento a laser, por exemplo, parar o tratamento quando uma expansão aceitável for alcançada ou quando uma expansão pneumática permitida máxima é alcançada. A expansão pneumática permitida máxima é um nível de expansão no qual ou acima do qual o tecido ocular e as estruturas podem ser danificados.

[00177] Por exemplo, em uma configuração, o sistema cirúrgico integrado 1000 pode prover imagens do canal de Schlemm 18 a partir do qual mudanças na expansão podem ser observadas. Para este fim, um ou ambos os aparelhos de imagiologia OCT 300 e o dispositivo de observação visual 400 podem emitir continuamente imagens de

OCT transversais atuais ou imagens visuais do canal de Schlemm 18 para exibição em uma tela durante o tratamento a laser. O cirurgião pode observar essas imagens durante o tratamento, e determinar a interrupção do tratamento a laser quando as imagens indicarem que uma dimensão da seção transversal, por exemplo, diâmetro, raio, circunferência, do canal de Schlemm 18: 1) aumentou em relação a seu tamanho pré-operatório em uma quantidade desejável, ou 2) está se aproximando de uma medida correspondente a um nível de expansão no qual ou acima do qual o tecido ocular e as estruturas podem ser danificados.

[00178] Em outra configuração, o controle do tratamento a laser é implementado pelo sistema cirúrgico integrado 1000. Para este fim, um processador do sistema cirúrgico integrado 1000 executa um algoritmo que processa continuamente imagens de seção transversal de OCT ou imagens visuais do canal de Schlemm 18 durante o tratamento para obter medidas indicativas de expansão pneumática do canal. As medidas podem ser uma dimensão de seção transversal, por exemplo, diâmetro, raio, circunferência do canal de Schlemm 18. O processador então avalia as medidas para determinar se um critério é satisfeito. Por exemplo, um critério pode ser um valor de dimensão de seção transversal alvo ou pode ser um aumento percentual de um valor de dimensão de seção transversal de linha de base. O valor da linha de base pode corresponder a, por exemplo, um valor de dimensão de seção transversal pré-operatória. Se o critério for satisfeito, por exemplo, se o valor alvo ou o aumento da porcentagem for atingido, o processador interromperá o tratamento a laser. Se o critério não for satisfeito, por exemplo, o valor alvo ou o aumento percentual não for alcançado, o processador permite que o tratamento a laser continue. Modelo de Fluxo Aquoso

[00179] De acordo com as modalidades aqui divulgadas, os padrões de tratamento para modificação de tecido a laser podem ser modelados usando um modelo de fluxo aquoso derivado do modelo de Goldmann. O modelo de Goldmann (R.F. Brubaker, Experimental Eye Research 78 (2004) 633-637) descreve a relação entre a IOP, a taxa de fluxo aquoso e a resistência ao fluxo. O modelo é descrito pela equação: 𝐹𝐹 = (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃) ∗ 𝐶𝐶 + 𝑈𝑈, onde: 𝐹𝐹 é a taxa de entrada do humor aquoso recém- formado na câmara anterior 7, 𝑈𝑈 é a taxa de saída do humor aquoso por meio de todos os canais que são independentes de IOP, como o fluxo uveoscleral, 𝑃𝑃𝑃𝑃 é a IOP, definida como a pressão dentro da câmara anterior 7 em relação à pressão atmosférica, 𝐶𝐶 é a condutividade hidráulica coletiva de todas as vias dependentes de pressão para fora da câmara anterior 7, e 𝑃𝑃𝑃𝑃 é a pressão extraocular, isto é, uma soma em vários canais microscópicos de pressão que drenam o humor aquoso.

[00180] Esta equação é essencialmente a lei de Ohm para fluxo de fluido estacionário. Em uma analogia com a eletrônica, 𝐹𝐹 e 𝑈𝑈 são análogos às correntes elétricas,

os diferenciais de pressão hidráulica são análogos às tensões e a condutividade hidráulica é análoga à condutividade eletrônica, que é o inverso da resistência eletrônica. A equação de Goldmann sob uma condição (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃) ∗ 𝐶𝐶 = 𝐹𝐹 − 𝑈𝑈 = 𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐, mostra que, em condições estacionárias, quando a taxa de influxo aquoso 𝐹𝐹 é constante, o diferencial de pressão entre a câmara anterior 7 e a pressão de drenagem de saída (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃) é inversamente proporcional à condutividade hidráulica coletiva 𝐶𝐶.

[00181] Figura 17 exibe essa dependência como um conjunto de hipérboles, cada linha correspondendo a um parâmetro constante diferente 𝐹𝐹 − 𝑈𝑈. Três parâmetros do modelo de Goldmann podem ser medidos em pacientes humanos: 1) 𝑃𝑃𝑃𝑃, a IOP dentro da câmara anterior 1, 2) 𝐹𝐹, a taxa de fluxo através da câmara anterior 7, e 3) 𝐶𝐶, a condutividade hidráulica coletiva de todas vias dependentes da pressão para fora da câmara anterior 7. Além disso, o principal componente da pressão extraocular 𝑃𝑃𝑃𝑃, ou seja, a pressão venosa episcleral, pode ser estimada. Estes dados permitem que um médico determine um diagnóstico de fluxo aquoso para um determinado paciente, representado por uma curva particular do conjunto de curvas na Figura 17. Esta curva pode ser usada como linha de base para o tratamento.

[00182] A pressão intraocular 𝑃𝑃𝑃𝑃 pode ser medida com tonometria. O fluxo de humor aquoso 𝐹𝐹 pode ser medido por fluorofotometria (Vide, por exemplo, Jones, R.F., Maurice, D.M., 1966. New Methods of measuring the rate of aqueous flow in man with fluorescein. Exp. Eye Res. 5, 208- 220). A condutividade hidráulica coletiva 𝐶𝐶 ou instalação de vazão pode ser medida por tonografia, por exemplo, pela técnica de tonômetro ponderado (Vide, por exemplo, Grant, W.M., 1950. Tonographic method for measuring the facility and rate of aqueous flow in human eyes. Arch. Ophthalmol. 44, 204-214). A medição tonográfica leva aproximadamente 4 minutos para ser obtida, o que geralmente corresponde ao tempo necessário para o olho se estabilizar após ser submetido à pressão adicional do tonômetro ponderado. Para avaliação pré-operatória, é importante diagnosticar o paciente nas condições certas. O tratamento com droga para glaucoma reduz a taxa de influxo do aquoso 𝐹𝐹. Portanto, a medição da taxa de influxo do aquoso 𝐹𝐹 deve ser feita com o paciente temporariamente sem drogas, ou a medição do fluxo deve ser corrigida para quaisquer efeitos dos medicamentos redutores da IOP.

[00183] Uma vez que os parâmetros do modelo de Goldmann foram estabelecidos por medições pré-operatórias, a curva de hipérbole (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃) vs. 𝐶𝐶 pode ser construída como mostrado na Figura 17. Essa curva forma a base para a seleção dos parâmetros do padrão de tratamento cirúrgico, como a área de tratamento A e a espessura d, para uma modificação desejada do fluxo de saída e redução da IOP.

[00184] Outros estudos (M.A. Johnstone; The Aqueous Outflow System as a Mechanical Pump; J Glaucoma 2004; 13: 421-438) indicam evidências de estruturas de tecido e mecanismos de mecanotransdução dentro da malha trabecular 12 e do canal de Schlemm 18, que, através da deformação do tecido acoplado ao fluxo aquoso, são capazes de prover mecanismos de retorno para regular a IOP. Esses mecanismos de controle ainda não são totalmente compreendidos e não podem ser descritos com o modelo simples de Goldmann. Um modelo combinado pode incluir uma porção controlada do fluxo aquoso adicionado ao modelo de Goldmann.

[00185] Com referência à Figura 18, ao desenvolver ainda mais a analogia eletrônica, um diagrama de circuito pode ser construído para o fluxo aquoso. O diagrama de circuito pode ser descrito em termos de fileiras e colunas, onde cada fileira é apresentada por tipos semelhantes de componentes de circuito, por exemplo, Ru1 + Ru2 .... + Run, Rsc1 + Rsc2 ... + Rscn, etc., e cada coluna por um de cada tipo de componente de circuito, por exemplo, Ru1 + Rsc1 + Rj1 + Rs1 + Rc1. Neste diagrama, fontes de corrente constante com correntes F e U, respectivamente, representam a taxa de influxo aquoso 𝐹𝐹 e a parte independente da pressão do fluxo de saída 𝑈𝑈. A corrente de influxo F é dividida em três vias, Uc, U e T. Estes quatro componentes são definidos pela seguinte equação: T = F - U - Uc, onde F é a taxa de entrada do humor aquoso recém- formado na câmara anterior 7 (F da equação de Goldmann) U é a taxa de fluxo de saída do humor aquoso por meio de todos os canais que são independentes de IOP, como a saída de fluxo uveoescleral (U da equação de Goldmann) Uc é a porção 1400 do fluxo trabecular, que é controlada por mecanismos de retorno do olho, e T é a corrente de fluxo trabecular, representada na Figura 18 por um ponto de teste de medidor de corrente

1401.

[00186] Com referência à Figura 4, T é representado pela seta gráfica 40 e U é representado pela seta 42. Esta representação na Figura 4 é esquemática, uma vez que no modelo de Goldmann U representa todos os canais de saída independentes da pressão, não apenas a saída uveoscleral 42. Vários estudos clínicos indicam que a quantidade de fluxo independente da pressão U é de aproximadamente 10 por cento da taxa de entrada aquosa F. No entanto, U e T também são marcados na Figura 18 com referências 42 e 40. No diagrama de circuito, a linha equipotencial inferior 7 representa a IOP Pi, enquanto a linha equipotencial superior 31 representa a pressão extraocular Pe. Uma fonte de tensão 1402 representa uma fonte de tensão constante mantendo a diferença de potencial Pi - Pe. Os resistores representam o inverso das condutividades hidráulicas do tecido.

[00187] No que diz respeito às propriedades biomecânicas, o tecido ocular é contínuo. A figura 18 é um modelo discretizado do meio de tecido contínuo. O volume de tecido é dividido em pequenos segmentos, marcados com um índice i, i = 1 ... n. Se os segmentos forem suficientemente pequenos, as representações discretas descrevem com precisão as propriedades contínuas do meio. Por exemplo, no caso em que n = 360, o diagrama de circuito pode representar a totalidade do ângulo circunferencial, onde cada segmento indexado de i = 1 a 360 corresponde a um segmento de um grau do ângulo circunferencial de 360 graus. A divisão e indexação do tecido podem incluir ainda a divisão ao longo de outras dimensões geométricas. O software de modelagem de elemento finito, como ANSYS da

Ansys Inc., Canonsburg, PA ou COMSOL da COMSOL Inc., Burlington, MA pode lidar rotineiramente com esse tipo de modelagem e a solução das equações correspondentes. Os resistores Ru, Res e Rj representam respectivamente as três subcamadas da malha trabecular 12: a úvea 15, a malha corneoescleral 16 e o tecido justacanalicular 17. Os resistores Rsi representam o canal de Schlemm 18. Observe que Rs1 e Rsn estão conectados por uma linha, indicando que os resistores Rsi formam um círculo, modelando assim a forma circular do canal de Schlemm 18. Os resistores Rc representam os canais coletores 19. Controle Preciso de IOP com Cirurgia

[00188] Com referência às Figuras 19a, 19b e 19c, diferentes padrões de tratamento podem ser modelados usando o diagrama de circuito da Figura 18. Por exemplo, o padrão de tratamento P1 resultando na abertura de canal profundo 920 mostrado na Figura 11b pode ser modelado alterando os valores dos resistores Ru, Res e Rj (correspondendo respectivamente à úvea 15, a malha corneoescleral 16 e ao tecido justacanalicular 17) para zero na área 920 mostrada na Figura l9a. No modelo de circuito, a área 920 pode ser descrita como tendo duas colunas de largura e três linhas de profundidade, onde o número de colunas define a largura w do padrão de tratamento e o número de linhas define a espessura t do padrão de tratamento.

[00189] O padrão de tratamento P2 que resulta na abertura de canal rasa 921 mostrada na Figura l4b pode ser modelado alterando os valores dos resistores Rj (correspondentes ao tecido justacanalicular 17) para zero na área 921 mostrada na Figura l9b. No modelo de circuito,

a área 921 pode ser descrita como tendo duas colunas de largura e uma linha de profundidade, onde o número de colunas define a largura w do padrão de tratamento e o número de linhas define a espessura t do padrão de tratamento.

[00190] O padrão de tratamento P4 resultando na expansão pneumática 930 do canal de Schlemm 18 mostrado na Figura 16b pode ser modelado reduzindo o valor dos resistores Rs (correspondendo ao canal de Schlemm 18) a zero na área 931 mostrada na Figura 19c. No modelo de circuito, a área 931 pode ser descrita como tendo duas colunas de largura e uma linha de profundidade, onde o número de colunas define a largura w do padrão de tratamento e o número de linhas define a espessura t do padrão de tratamento.

[00191] Padrões com outras formas geométricas podem ser modelados no diagrama de circuito e por meio de análise de elementos finitos de uma maneira semelhante.

[00192] Em modalidades aqui divulgadas, é determinado um padrão de tratamento inicial caracterizado por um conjunto de parâmetros cirúrgicos que definem o tamanho e a forma das modificações do tecido (ou cortes cirúrgicos) para uma mudança desejada no fluxo aquoso. O tratamento a laser de acordo com o padrão de tratamento inicial é administrado e o resultado clínico é determinado. Se o resultado clínico for aceitável, o tratamento é encerrado; caso contrário, um padrão de tratamento subsequente é determinado e o tratamento a laser é repetido.

[00193] Figura 21 é um fluxograma de um método para projetar um padrão de tratamento usando o modelo de fluxo aquoso da Figura 18. O método pode ser realizado por um ou mais componentes do sistema cirúrgico integrado 1000 das Figuras 7-10b. Por exemplo, o sistema de controle 100 pode incluir um processador e uma memória acoplada ao processador que armazena instruções que permitem ao processador executar ou implementar o método da Figura 21. O método da Figura 21 também pode ser realizado por um processador e memória que são separados do sistema cirúrgico integrado 1000.

[00194] Na etapa 1500, os parâmetros de fluxo de saída pré-operatórios do olho a ser tratado são obtidos ou derivados. Essas medidas incluem medidas pré-operatórias de: 1) a IOP dentro da câmara anterior, 2) a condutividade hidráulica coletiva C e 3) a resistência ao fluxo do canal de Schlemm Rs. A IOP pode ser obtida usando técnicas conhecidas. A condutividade hidráulica coletiva C pode ser determinada a partir de medições de IOP pré-operatórias e tonometria ponderada. A resistência ao fluxo do canal Rs de Schlemm pode ser determinada medindo a seção transversal do canal com o aparelho de imagiologia OCT 300 e aplicando a equação de fluxo hidrodinâmico para laminar fluxo do aquoso dentro do canal. Para um canal de Schlemm 18 assumido como tendo uma seção transversal circular, a fórmula analítica pode ser aplicada. Para seções transversais arbitrárias, a resistência ao fluxo pode ser calculada por análise de elemento finito, por exemplo, por ANSYS ou COMSOL.

[00195] Na etapa 1502, os parâmetros de fluxo de saída são aplicados a um modelo de circuito elétrico de fluxo aquoso. Para este fim, o modelo de fluxo da Figura 18 pode ser simplificado, com base nas medidas pré-operatórias e nos dados de estudos sobre a contribuição relativa da resistência ao fluxo de diferentes tecidos do olho. Por exemplo, estudos indicam que a resistência através da malha trabecular 12 está concentrada na parede interna 18a do canal de Schlemm 18 e no tecido justacanalicular 17. Vide, por exemplo, Hann CR, Vercnocke AJ, Bentley MD, Jorgensen SM, Fautsch MP. Anatomic changes in Schlemm's canal and collector channels in normal and primary open-angle glaucoma eyes using low and high perfusion pressures. Invest Ophthalmol Vis Sci. 20l4; 55:5834 5841. DOI:lO.H67/iovs.14-14128; Rosenquist R, Epstein D, Melamed S, Johnson M, Grant WM. Outflow resistance of enucleated human eyes at two different perfusion pressures and different extents of trabeculotomy. Curr Eye Res. 1989; 8:1233-1240. Além disso, esses estudos atribuem até 50% de resistência ao fluxo de saída para o canal de Schlemm 18, canais coletores 19 e o sistema venoso episcleral em baixas pressões de perfusão e efeitos de resistência de fluxo de saída menores, mas significativos, devido a esses componentes em pressões de perfusão mais altas. Com base nesses estudos, o modelo de fluxo da Figura 18 pode ser simplificado assumindo que a úvea 15 e a malha corneoescleral 16 não contribuem para a resistência de fluxo de saída e, portanto, eliminando os resistores Ru e os resistores Res do diagrama. Este modelo simplificado é mostrado na Figura 20a.

[00196] Continuando com a etapa 1502 e o modelo simplificado da Figura 20a, o processo de modelagem continua resolvendo os componentes do diagrama de circuito.

Rci e Rji são determinados a partir da relação C = 1/R, onde R é a resistência combinada de todos os resistores indexados Rc, Rs, Rj e C corresponde à condutividade hidráulica coletiva obtida na etapa 1500. Além disso, assumindo simetria circular, então as resistências indexadas do tecido particular são todas iguais, onde a simetria circular corresponde a uma condição onde o canal de Schlemm 18 tem a mesma seção transversal ao longo do ângulo circunferencial, a malha trabecular 12 tem a mesma espessura e porosidade ao longo do ângulo circunferencial e canais coletores 19 são distribuídos uniformemente ao longo do ângulo circunferencial. Nesse caso, os resistores Rsi do canal de Schlemm estão em uma superfície equipotencial. E em uma superfície equipotencial, não há corrente fluindo paralelamente à superfície. Presume-se ainda que, no caso de uma doença que afete a resistência ao fluxo, diga-se, obstruindo os poros da malha trabecular, a doença afeta o tecido da mesma maneira ao longo do ângulo circunferencial. Com base no exposto, no diagrama da Figura 20a, Rj1 = Rj2 = ... = Rjn, Rc1 = Rc2 = ... = Ren e Rs1 = Rs2 = ... Rsn.

[00197] Um outro modelo simplificado é ilustrado na Figura 20b, em que todos os valores de Rs podem ser eliminados, uma vez que não há nenhum fluxo no canal de Schlemm 18 no caso simétrico. Neste contexto, "nenhum fluxo" refere-se à condição em que não há nenhum fluxo circunferencial de aquoso dentro do canal de Schlemm 18. Nenhum fluxo não impede o fluxo natural de aquoso da malha trabecular 12 através do canal 18 e diretamente para os canais coletores 19. Continuando com a Figura 20b, este modelo simplificado pode agora ser resolvido para determinar os valores de Rc e Rj. Com igual ponderação da resistência trabecular e do canal coletor, Rci = Rji = n/2C, onde n é um número arbitrário, por exemplo, 360 para resolução de 1 grau ao longo do ângulo circunferencial, e C é a condutividade hidráulica coletiva obtida na etapa 1500.

[00198] Na etapa 1504, o modelo simplificado da Figura 20a é modificado com base em um padrão de tratamento de teste e valores de componentes de circuito conhecidos. Por exemplo, com referência à Figura 20c, um padrão de tratamento de teste semelhante ao padrão de tratamento P2 mostrado nas Figuras l4b e l4c podem ser modelados definindo os valores dos resistores Rj para zero na área 921 e o restante dos resistores Rj para o valor obtido na etapa 1502. Os resistores Rc também são definidos para o valor obtido na etapa 1502, enquanto os resistores Rs são ajustados para o valor obtido na etapa 1500. Depois de definir os valores dos resistores Rj para zero na área 921, a suposição de simetria circular não é mais verdadeira, devido aos valores zero dos resistores Rj na área 921.

[00199] Na etapa 1506, uma medida de IOP é obtida com base no modelo. Esta medida é aqui referida como um modelo de IOP. Tendo assim modelado um padrão de tratamento de teste, como mostrado no modelo de diagrama de circuito da Figura 20c, o processo retorna ao modelo de diagrama de circuito da Figura 20a onde a pressão de drenagem de fluxo de saída (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃) da equação de Goldmann que resultaria do padrão de tratamento de teste da Figura 20c é calculado. Esta pressão de drenagem de fluxo de saída é referida aqui como pressão modificada cirurgicamente ou pressão pós- operatória e é indicada como (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜. O processo retorna ao modelo da Figura 20a porque com uma abertura cirúrgica em um local particular, como mostrado no modelo da Figura 20c, a simetria circular não pode mais ser assumida. Assim, a simplificação Rj1 = Rj2 = ... = Rjn, Rc1 = Rc2 = ... = Ren e Rs1 = Rs2 = ...

[00200] Para este fim, os respectivos valores para os resistores Rji, Rsi e Rci obtidos nas etapas 1500 e 1502 são usados nos respectivos locais dos resistores onde o tecido é deixado intacto, e o valor Rji = 0 é usado na área 921 onde o tecido seria modificado para criar uma abertura de canal. A pressão pós-operatória (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜 pode ser determinada inserindo a nova resistência combinada 𝑅𝑅𝑅𝑅ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜 = 1/𝐶𝐶𝐶𝐶ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜 e o fluxo pré-operatório F-U de volta na equação de Goldmann e resolvendo a equação (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜 = (𝐹𝐹 − 𝑈𝑈) ∗ 𝑅𝑅𝑅𝑅ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜. Neste processo, presume-se que a taxa de fluxo F-U não é modificada pela cirurgia. Da mesma forma, a pressão extraocular 𝑃𝑃𝑃𝑃, não depende dos efeitos cirúrgicos feitos na malha trabecular 12 e no canal de Schlemm 18 porque a pressão extraocular pré-operatória (𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝𝑝𝑝é − 𝑜𝑜𝑜𝑜 é igual à pressão extraocular pós-operatória (𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜𝑜𝑜. Portanto, a mudança da pressão intraocular 𝛥𝛥𝑃𝑃𝑃𝑃 = (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜 − (𝑃𝑃𝑃𝑃 − 𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝𝑝𝑝é − 𝑜𝑜𝑜𝑜. O valor real da pressão extraocular 𝑃𝑃𝑃𝑃 não é necessário para a determinação da alteração da pressão intraocular ∆𝑃𝑃𝑃𝑃. A alteração da pressão intraocular ∆𝑃𝑃𝑃𝑃 pode ser usada como a IOP modelada. Alternativamente, com base na relação ∆𝑃𝑃𝑃𝑃 = (𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝𝑝𝑝é − 𝑜𝑜𝑜𝑜 − (𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜, e tendo valores conhecidos para ∆𝑃𝑃𝑃𝑃 e (𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝𝑝𝑝é − 𝑜𝑜𝑜𝑜, um valor para (𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜 pode ser obtido.

[00201] Na etapa 1508, o modelo é avaliado em relação à IOP alvo. Por exemplo, o valor de ∆𝑃𝑃𝑃𝑃 pode ser comparado a uma IOP alvo correspondente a uma redução desejada na IOP, tal como uma redução de 5 mm Hg. Ou um valor para (𝑃𝑃𝑃𝑃)𝑝𝑝ó𝑠𝑠 − 𝑜𝑜𝑜𝑜 pode ser comparado a uma IOP alvo correspondente a um valor desejado de IOP, como 15 mm Hg. Na etapa 1510, se o resultado da avaliação for positivo, significando que a IOP modelo satisfez a IOP alvo, o processo de modelação termina na etapa 1512. Se, no entanto, o resultado da avaliação for negativo na etapa 1510, significando que a IOP modelo não satisfez a IOP alvo, o processo de modelagem retorna para a etapa 1504, onde o padrão de tratamento de teste é modificado e o restante do processo é repetido. O padrão de tratamento de teste pode ser modificado iterativamente até que a IOP alvo seja alcançada.

[00202] O método descrito para determinar um padrão de tratamento inicial é específico para pacientes individuais, com base em seu diagnóstico pré-operatório. Para realizar o tratamento cirúrgico, o padrão de tratamento inicial é programado no sistema de controle 100 do sistema cirúrgico 1000 e o tratamento a laser é entregue conforme o padrão de tratamento excisa ou afeta um volume cirúrgico, conforme descrito nos parágrafos anteriores e de acordo com o diagrama de bloco na Figura 12.

[00203] Alternativamente, o padrão de tratamento inicial pode ser determinado considerando os resultados empíricos de cirurgias anteriores com laser de femtossegundo ou cirurgia de ELT. A coleta de quantidades suficientes de dados permite a construção de um nomograma, onde os padrões de tratamento e conjuntos associados de parâmetros cirúrgicos podem ser rapidamente determinados ou pesquisados por associação gráfica a dados em gráficos ou tabulados. Algoritmos de computador também podem utilizar dados de cirurgias anteriores para construir um plano cirúrgico.

[00204] Figura 22 é um fluxograma de um método para alcançar redução precisa da IOP em múltiplas etapas sucessivas de medições de IOP e cirurgia. O método pode ser realizado por um ou mais componentes do sistema cirúrgico integrado 1000 das Figuras 7-10b. Por exemplo, o sistema de controle 100 pode incluir um processador e uma memória acoplada ao processador que armazena instruções que permitem ao processador executar ou implementar o método da Figura 22.

[00205] Na etapa 1600, um critério de IOP é determinado para o paciente. Um critério de IOP pode ser uma IOP alvo considerada um resultado aceitável para o paciente. Outro critério de IOP pode ser uma redução do limite em uma IOP atual em relação a uma IOP pré-operatória elevada do paciente, considerada um resultado aceitável para o paciente. O critério de IOP pode ser baseado em medidas reais de IOP obtidas do paciente. Por exemplo, uma IOP na faixa de 12 a 22 mm Hg é considerada normal. Consequentemente, uma IOP alvo pode corresponder a 12 a 22 mm Hg. Uma redução de limite na IOP pode corresponder a, por exemplo, pelo menos uma redução de 20% de uma IOP pré- operatória elevada do paciente. Ainda outro critério de IOP pode ser uma IOP mínima necessária para evitar prejudicar o olho. Por exemplo, a IOP não deve cair abaixo de 10 mm Hg, onde o olho é considerado hipotônico. A hipotonia pós-

operatória pode causar vasos retinianos ingurgitados, discos ópticos inchados e dobras na coroide e na retina.

[00206] Em outra configuração, o critério de IOP pode ser baseado em medidas dimensionais anatômicas que funcionam como substitutas para as medidas de IOP reais. Conforme descrito acima com referência às Figuras 16a e 16b, uma dimensão de seção transversal, por exemplo, diâmetro, raio, circunferência ou área de seção transversal do canal de Schlemm 18 pode servir como uma medida de IOP. Por exemplo, o canal de Schlemm 18 com uma área de seção transversal de 4064 +/- 1308 µm2, conforme medido por OCT de domínio espectral abrangente, é considerado normal. (Kagemann L, et al. Br J Ophthalmol 2014, 98 (Supl II): iil0-iil4). Por conseguinte, uma IOP alvo pode corresponder a uma área de seção transversal na faixa de 2756 a 5372 µm2. Uma redução de limite na IOP pode corresponder a, por exemplo, um aumento de pelo menos 30% na área da seção transversal do canal de Schlemm 18 de uma área da seção transversal pré-operatória do paciente. Outro critério de IOP pode ser um diâmetro máximo que não deve ser excedido para evitar ferir o olho.

[00207] Na etapa 1602, um feixe de OCT 301 é entregue através da córnea 3 e da câmara anterior 7 no ângulo iridocorneano 13. Em uma modalidade, o feixe de OCT 301 tem uma resolução menor ou igual a aproximadamente 5 micrômetros e é entregue ao ângulo iridocorneano 13 direcionando o feixe de OCT para um primeiro subsistema óptico 1001 que inclui uma janela 801 acoplada à córnea 3 e uma lente de saída 710 acoplada à janela.

[00208] Na etapa 1604, uma imagem de OCT de uma porção do ângulo iridocorneano 13 é adquirida com base no feixe de OCT 301 entregue ao ângulo iridocorneano através do primeiro subsistema óptico 1001. Para este fim, um feixe de retorno OCT 301 é recebido através do primeiro subsistema óptico 1001 e processado em um aparelho de imagiologia OCT 300 usando técnicas de imagiologia OCT conhecidas.

[00209] Na etapa 1606, um padrão de tratamento inicial P1, P2, P3 é determinado ou projetado em conjunto com um local correspondente dentro do olho para a aplicação de laser do padrão de tratamento inicial. O padrão de tratamento inicial pode ser projetado de acordo com o método da Figura 21. O padrão de tratamento pode ser definido por um conjunto de parâmetros incluindo uma área de tratamento A e uma espessura de tratamento t. A área de tratamento A pode ser definida por uma altura h e uma largura w, onde a largura pode ser definida em termos de uma medida em torno do ângulo circunferencial. O local l indica aquele local ao redor do ângulo circunferencial onde a aplicação do laser do padrão de tratamento deve ocorrer. O padrão pode ser projetado, por exemplo, usando o modelo de fluxo aquoso descrito acima, para satisfazer um critério de IOP. Por exemplo, um critério de IOP pode representar uma meta de reduzir a IOP pré-operatória do paciente em uma certa porcentagem. Conforme descrito anteriormente, o padrão de tratamento P1, P2, P3 define um modelo tridimensional de tecido ocular a ser modificado por um laser. Assim, um laser que modifica o tecido de acordo com um padrão de tratamento P1, P2, P3 afeta ou produz um volume cirúrgico 900, 901, 903 que se assemelha ao modelo tridimensional do padrão de tratamento.

[00210] Na etapa 1608, cada um de um feixe de OCT 301 e um feixe de laser 201 é entregue através da córnea 3 e da câmara anterior 7 para o ângulo iridocorneano 13. Em uma modalidade, o feixe de OCT 301 e o feixe de laser 201 têm resoluções substancialmente iguais, por exemplo, menor ou igual a aproximadamente 5 micrômetros, e cada feixe é entregue ao ângulo iridocorneano direcionando cada feixe para um primeiro subsistema óptico 1001 que inclui uma janela 801 acoplada à córnea 3 e uma lente de saída 710 acoplada à janela. O feixe de OCT 301 e o feixe de laser 201 podem ser direcionados colinearmente para o primeiro subsistema óptico 1001 ao longo de uma mesma via óptica, por exemplo, multiplexando os feixes. Alternativamente, o feixe de OCT 301 e o feixe de laser 201 podem ser direcionados de forma não colinear para o primeiro subsistema óptico ao mesmo tempo ao longo de vias ópticas angulares ou separadas espacialmente.

[00211] Na etapa 1610, em uma modalidade, um feixe de laser 201 é aplicado de acordo com o padrão de tratamento inicial P1, P2, P3 para modificar um volume 900, 901, 903 de tecido ocular dentro da via de fluxo de saída trabecular 40 para criar uma abertura de canal que reduz uma resistência de via presente em um ou mais dentre a malha trabecular 12, o canal de Schlemm 18 e um ou mais canais coletores 19. Para este fim, um feixe de laser 201 com um comprimento de onda entre 330 nanômetros e 2000 nanômetros pode ser escaneado em várias direções de acordo com o padrão de tratamento inicial para assim afetar ou produzir um volume cirúrgico 900, 901, 903 que se assemelha ao modelo tridimensional do padrão de tratamento inicial P1, P2, P3.

[00212] O feixe de laser 201 pode ser aplicado de uma maneira contínua ou como uma infinidade de pulsos de laser com uma duração de pulso entre 10 femtossegundos e 1 nanossegundo. O feixe de laser 201 provoca interação fotodisruptiva com o tecido ocular para reduzir a resistência da via ou criar uma nova via de fluxo de saída

40. Dependendo do padrão de tratamento inicial, a interação fotodisruptiva com o tecido ocular pode criar, por exemplo: 1) uma abertura de canal profunda 920 aberta através da malha trabecular conectando a câmara anterior e o canal de Schlemm, como mostrado na Figura 11b, 2) uma abertura de canal rasa 921 que estende-se através do tecido justacanalicular 17 e parcial para a malha corneoescleral 16, tal como mostrado na Figura l4b, ou 3) uma matriz de subaberturas rasas 923 que se estendem através do tecido justacanalicular 17 e parcial para a malha corneoescleral 16, como mostrado na Figura l5b. Numerosos tipos de aberturas de canal podem ser criados com base em diferentes projetos de padrões de tratamento.

[00213] Em outra modalidade, na etapa 1610, um feixe de laser 201 é aplicado de acordo com o padrão de tratamento inicial para produzir uma expansão pneumática do canal de Schlemm 18 e um ou mais canais coletores 19 aplicando o feixe de laser 201 ao interior do canal. O padrão de tratamento inicial coloca o foco do feixe de laser 201 dentro do canal de Schlemm 18 para evitar a modificação do tecido ocular. O feixe de laser 201 tem um comprimento de onda entre 330 nanômetros e 2000 nanômetros e é escaneado de acordo com os parâmetros cirúrgicos do padrão de tratamento inicial para, assim, formar bolhas de gás microscópicas que afetam uma expansão pneumática do canal de Schlemm 18, conforme descrito acima com referência à Figura 16B.

[00214] Na etapa 1612, após um curto período de tempo para permitir que o fluxo aquoso se estabilize no olho, uma medida de IOP pós-operatória atual, por exemplo, uma medida de IOP real ou uma medida anatômica, é obtida e avaliada em relação ao critério de IOP determinado na etapa

1600. Na etapa 1614, se o resultado da avaliação na etapa 1612 for aceitável, o processo segue para a etapa 1616, onde o procedimento cirúrgico é encerrado. Um resultado de avaliação pode ser aceitável, por exemplo, quando a IOP pós-operatória está igual ou abaixo de uma IOP alvo, ou quando a IOP pós-operatória representa uma redução aceitável em relação à IOP pré-operatória do paciente.

[00215] Voltando à etapa 1614, se o resultado da avaliação não for aceitável, o processo prossegue para a etapa 1618 para determinar um padrão de tratamento subsequente e localização correspondente no olho para a aplicação do laser do padrão de tratamento. As etapas 1608 e 1610 são então repetidas usando o padrão de tratamento subsequente, seguido pelas etapas de avaliação 1612 e 1614. Essas etapas sucessivas de modificação do padrão de tratamento, tratamento a laser e avaliação podem ser repetidas novamente até que o resultado da avaliação das etapas 1612 e 1614 seja aceitável.

[00216] Em relação à etapa 1618, o padrão de tratamento subsequente pode ser determinado usando o método de modelo de fluxo aquoso da Figura 21 usado para determinar o padrão de tratamento inicial. Alternativamente, o padrão de tratamento subsequente pode ser baseado no padrão de tratamento inicial com mudanças em um ou mais dos parâmetros cirúrgicos do padrão de tratamento inicial. Por exemplo, o padrão de tratamento subsequente pode ter a mesma área de tratamento A que o padrão de tratamento inicial, mas uma espessura aumentada d. Ou a espessura t do novo padrão de tratamento pode ser a mesma que o padrão de tratamento inicial com um aumento na área de tratamento A. A localização subsequente l para o padrão de tratamento subsequente pode localizar o padrão em qualquer lugar ao redor do ângulo circunferencial do olho. Por exemplo, a localização l pode colocar o padrão de tratamento subsequente 180 graus em torno do ângulo circunferencial do padrão de tratamento inicial, ou um número de graus que localiza o padrão mais próximo do padrão de tratamento inicial. Em alguns casos, o padrão de tratamento subsequente pode estar localizado imediatamente adjacente ao padrão de tratamento ou localizado de forma que se sobreponha parcialmente ao padrão de tratamento inicial. Em alguns casos, o padrão de tratamento subsequente pode ser o mesmo que o padrão de tratamento inicial, com a única mudança sendo uma mudança na localização l em torno do ângulo circunferencial.

[00217] Uma mudança na IOP pode ser observada dentro de vários minutos após a cirurgia e pode levar vários dias para que a IOP se estabilize. Portanto, é vantajoso esperar entre as etapas sucessivas da cirurgia. A estabilização da IOP envolve vários processos e há várias escalas de tempo envolvidas. Perturbações mecânicas do olho ocorrem durante a fixação do sistema cirúrgico 1000 ao olho, ou por tonometria ponderada. Demora vários minutos, até dez minutos, para o olho se estabilizar após esses distúrbios mecânicos. Bolhas de gás criadas pelo laser podem impedir a avaliação pós-operatória até que o gás seja disperso e dissolvido no tecido ocular. O gás se dissolve no tecido em menos de 30 minutos aproximadamente. A estabilização do olho após as perturbações de curto prazo permite o retratamento durante o mesmo dia, não exigindo reprogramação do paciente para uma segunda visita à unidade de tratamento. As respostas celulares ao trauma, resposta imunológica e inflamação podem levar um dia para começar e vários dias para desaparecer. Portanto, não afeta significativamente a medição da IOP feita no mesmo dia após a cirurgia. Os efeitos de cura de longo prazo podem durar vários meses após a cirurgia. Essas escalas de tempo são consideradas para o período de ponderação entre cirurgias sucessivas, reavaliações e retratamentos. Múltiplas medições em momentos diferentes facilitam a obtenção de maior precisão e previsão dos valores de IOP previstos em momentos futuros.

[00218] Os vários aspectos desta divulgação são providos para permitir que um versado na técnica pratique a presente invenção. Várias modificações em modalidades exemplares apresentadas ao longo desta divulgação serão prontamente aparentes para aqueles versados na técnica. Assim, as reivindicações não se destinam a ser limitadas aos vários aspectos desta divulgação, mas devem receber o escopo completo consistente com a linguagem das reivindicações. Todos os equivalentes estruturais e funcionais para os vários componentes das modalidades exemplares descritas ao longo desta divulgação que são conhecidos ou virão a ser conhecidos por aqueles versados na técnica são expressamente incorporados neste documento por referência e se destinam a ser abrangidos pelas reivindicações. Além disso, nada divulgado aqui se destina a ser dedicado ao público, independentemente de tal divulgação ser explicitamente citada nas reivindicações. Nenhum elemento de reivindicação deve ser interpretado de acordo com as disposições de 35 USC §112, sexto parágrafo, a menos que o elemento seja expressamente recitado usando a frase "meios para" ou, no caso de uma reivindicação de método, o elemento é recitado usando a frase "etapa para".

[00219] Deve ser entendido que as modalidades da invenção aqui descritas são meramente ilustrativas da aplicação dos princípios da invenção. A referência neste documento a detalhes das modalidades ilustradas não se destina a limitar o escopo das reivindicações, as quais recitam essas características consideradas essenciais para a invenção.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Sistema cirúrgico integrado para reduzir a pressão intraocular em um olho tendo uma córnea, câmara anterior e ângulo iridocorneano, que compreende uma via de fluxo de saída do humor aquoso formada por uma malha trabecular, um canal de Schlemm e uma ou mais ramificações de canais coletores do canal de Schlemm, o sistema compreendendo: um primeiro subsistema óptico incluindo uma objetiva de focagem configurada para ser acoplada à córnea; um segundo subsistema óptico incluindo: uma fonte de laser configurada para emitir um feixe de laser e uma pluralidade de componentes configurados para um ou mais de condição, escaneamento e direcionamento do feixe de laser; e um sistema de controle acoplado ao segundo subsistema óptico e configurado para: instruir a fonte de laser a emitir um feixe de laser, para entrega através da córnea e a câmara anterior para o ângulo iridocorneano, e instruir a fonte de laser a modificar um volume de tecido ocular dentro da via de fluxo de saída para reduzir uma resistência da via presente em uma ou mais das malhas trabeculares, o canal de Schlemm e um ou mais canais coletores aplicando o feixe de laser ao tecido ocular definindo o volume para, assim, causar interação fotodisruptiva com o tecido ocular para reduzir a resistência da via ou criar uma nova via de fluxo de saída,

em que o volume modificado de tecido ocular provê uma abertura de canal, pelo menos parcialmente, através da malha trabecular.

2. Sistema, de acordo com a reivindicação 1, em que: pelo menos uma porção do volume modificado de tecido ocular estende-se entre uma parede do canal de Schlemm e a câmara anterior, e a abertura de canal tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com o canal de Schlemm e uma segunda extremidade em comunicação de fluido com a câmara anterior.

3. Sistema, de acordo com a reivindicação 1, em que: o volume modificado de tecido ocular estende-se entre uma parede do canal de Schlemm e uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm, e a abertura de canal tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com o canal de Schlemm e uma segunda extremidade que termina em uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm.

4. Sistema, de acordo com a reivindicação 1, em que: o volume modificado de tecido ocular estende-se entre uma parede da câmara anterior e uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm, e a abertura de canal tem uma primeira extremidade em comunicação de fluido com a câmara anterior e uma segunda extremidade que termina em uma camada de tecido ocular entre a câmara anterior e a parede do canal de Schlemm.

5. Sistema cirúrgico integrado para reduzir a pressão intraocular em um olho tendo uma córnea, um canal de Schlemm com fluido nele e um ou mais canais coletores que se ramificam do canal de Schlemm, o sistema compreendendo: um primeiro subsistema óptico incluindo uma objetiva de focagem configurada para ser acoplada à córnea; um segundo subsistema óptico incluindo: uma fonte de laser configurada para emitir um feixe de laser e uma pluralidade de componentes configurados para um ou mais de condição, varredura e direcionar o feixe de laser; e um sistema de controle acoplado ao segundo subsistema óptico e configurado para: instruir a fonte de laser a emitir um feixe de laser, para entrega através do primeiro subsistema óptico e da córnea, e para o canal de Schlemm, e permitir que gases criados pela interação fotodisruptiva do feixe de laser com o fluido dentro do canal de Schlemm tenham um efeito pneumático que expande o canal de Schlemm.

6. Sistema, de acordo com a reivindicação 5, em que o feixe de laser entregue no canal de Schlemm não modifica o tecido que circunda o canal de Schlemm.

7. Sistema, de acordo com a reivindicação 5, em que o sistema de controle é adicionalmente configurado para identificar um ou mais locais do canal de Schlemm no qual distribuir o feixe de laser.

8. O sistema de acordo com a reivindicação 5, em que o olho compreende um ângulo circunferencial e o segundo subsistema óptico inclui um aparelho de imagem de tomografia de coerência óptica (OCT) configurado para emitir um feixe de OCT e o sistema de controle identifica um ou mais locais do canal de Schlemm sendo adicionalmente configurado para: instruir o aparelho de imagiologia OCT a emitir um feixe de OCT através do primeiro subsistema óptico e da córnea, e para o canal de Schlemm, obter imagens OCT do canal de Schlemm em uma pluralidade de locais em torno de pelo menos uma porção do ângulo circunferencial; e para cada uma das imagens: processar a imagem para determinar uma medida de uma característica anatômica do canal de Schlemm, e designar o local de onde a imagem foi obtida como um local do canal de Schlemm para a entrega do feixe de laser com base na avaliação da medida determinada em relação a uma medida limite.

9. Sistema, de acordo com a reivindicação 5, em que a medida limite é indicativa de um canal pelo menos parcialmente colapsado e o local a partir do qual a imagem foi obtida é designado um local para entrega do feixe de laser quando a medida da característica anatômica é menor que a medida limite.

10. Sistema, de acordo com a reivindicação 5, em que o sistema de controle é adicionalmente configurado para: monitorar o canal de Schlemm para uma expansão pneumática aceitável; e instruir a fonte de laser a interromper a saída do feixe de laser quando uma expansão pneumática aceitável for detectada.

11. Sistema, de acordo com a reivindicação 10, em que o segundo subsistema óptico inclui um aparelho de imagem de tomografia de coerência óptica (OCT) configurado para emitir um feixe de OCT e o sistema de controle monitora o canal de Schlemm para uma expansão pneumática aceitável, sendo adicionalmente configurado para: instruir o aparelho de imagiologia OCT a emitir um feixe de OCT através do primeiro subsistema óptico e da córnea, e para o canal de Schlemm, enquanto o feixe de laser está sendo entregue; obter imagens de OCT do canal de Schlemm enquanto o feixe de laser está sendo entregue; processar as imagens para obter medidas indicativas da expansão pneumática do canal; e avaliar as imagens em relação a um critério de uma expansão pneumática aceitável.