ES2313745T3 - Cirugia celular que utiliza microscopia confocal. - Google Patents
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Abstract
Sistema (10) para cirugía celular en un tejido in vivo en el cuerpo de un paciente, que comprende: elementos ópticos comunes para barrer, focalizar y transformar en imagen un haz láser a una profundidad seleccionada de dicho tejido y para recoger luz reflejada de dicho tejido; medios (28) para detectar dicha luz reflejada y para producir una imagen confocal que representa una imagen formada ópticamente en sección de dicho tejido; medios (30, 32) para visualizar dicha imagen confocal y para identificar una signatura histológica a partir de dicha imagen; medios (34) que actúan en respuesta a dicha signatura para seleccionar una o más células de dicho tejido en dicha imagen para especificar un tratamiento quirúrgico; y medios para proporcionar un tratamiento que comprende medios que utilizan al menos parte de dichos elementos ópticos para tratar dicha o más células seleccionadas en dicho tejido.
Description
Cirugía celular que utiliza microscopia
confocal.
La presente invención se refiere a un sistema
(procedimiento y aparato) para cirugía celular que utiliza
microscopia confocal, y se refiere particularmente a un sistema
para cirugía celular que proporciona formación de imagen confocal
de tejido y tratamiento de una o más células del tejido formado en
imagen. La cirugía celular se define en la presente memoria
descriptiva como excisión de superficie o
sub-superficie, ablación, termólisis, activación de
fármacos fotosensibles, o cambios fotoquímicos o fotoacústicos, en
una región de tejido caracterizada por una o más células
individuales.
La microscopia confocal comprende barrer tejido
para producir imágenes microscópicas en sección de tejido de
superficie o sub-superficie. Tales secciones
microscópicas de imágenes se pueden hacer in vivo y se puede
formar imágenes a resoluciones celulares. Ejemplos de microscopio de
barrido confocal se encuentran en la Solicitud internacional número
PCT/US97/11472, presentada el 30 de junio de 1997, Milind
Rajahhyaksha et al., "in vivo confocal Scanning
Laser Microscopy of Human Skin: Melanin provides strong contrast"
The Journal of Investigative Dermatology, Volumen 104, Nº 6, junio
de 1995, páginas 1-7, y Milind Rajahhyaksha et
al., "Confocal laser microscope images tissue in
vivo", Laser Focus World, febrero de 1997, páginas
119-127. Estos sistemas tienen elementos ópticos
confocales que dirigen la luz al tejido del paciente y forman la
imagen de la luz reflejada devuelta. Estos sistemas confocales
aunque útiles para el examen de lesiones u otros tejidos enfermos
no pueden tratar las células, tales como, por ejemplo causar
termólisis, fotólisis o ablación de células formadas en imagen.
Se ha propuesto un aparato de microscopio óptico
para dirigir un haz láser a una célula, como se describe en la
patente de los Estados Unidos Nº 4.289.378, que utiliza un haz láser
marcador visible y un haz láser de funcionamiento
no-visible focalizado a diferentes puntos de una
célula de una muestra in vitro. Este dispositivo no utiliza,
sin embargo, la microscopía confocal para la formación de imágenes
de tejidos y no proporciona un tratamiento de células de tejido
in vivo de un paciente.
Se describe un instrumento microquirúrgico con
visualización electrónica de tejido que se está tratando en la
patente de los Estados Unidos Nº 5.6453.706, en el cual se aplica
energía a partir de un único láser a emplazamientos seleccionados
bajo la piel para proporcionar una fototermólisis localizada de
tejido en tales emplazamientos. La visualización del tejido se
proporciona mediante una cámara de vídeo CCD en el instrumento. No
se utiliza microscopia confocal para la formación de imagen de
tejido.
Se describe un microscopio confocal para generar
una imagen en tiempo real a velocidad de vídeo de una muestra en el
documento WO-A-9621938. El tejido
confocal se puede usar para formar imágenes de tejido de piel humana
y usa un láser para proporcionar un campo óptico de irradiación, un
elemento de barrido tal como una lente posicionada a lo largo del
eje óptico y una serie de elementos ópticos configurados para
distribuir el campo óptico al tejido a formar en imagen. Por
ejemplo, se puede usar el microscopio confocal para detectar y
diagnosticar trastornos cutáneos. Por ejemplo, las imágenes de
microscopia confocal de una lesión cutánea sospechosa se puede
comparar con imágenes correspondientes de piel normal para el mismo
emplazamiento o profundidad corporal. Según la presente invención
se proporciona un sistema para cirugía celular en tejido in
vivo en el cuerpo de un paciente como se establece en la
reivindicación 1. Se revelan realizaciones preferidas de la
invención en las reivindicaciones dependientes.
En consecuencia, la principal característica de
la presente invención es proporcionar un sistema mejorado para
generar imágenes confocales de tejido in vivo que permite un
tratamiento quirúrgico de tejido que se está formando en
imagen.
Otra característica de la presente invención es
proporcionar un sistema mejorado para generar imágenes confocales
de tejido in vivo que permite un tratamiento quirúrgico a
localizar bien en una pequeña región de tejido formada en imagen, o
a localizar en una región de tejido que incluye la pequeña región de
tejido.
Otra característica de la presente invención es
proporcionar un sistema mejorado para generar a través de elementos
ópticos confocales imágenes de tejido in vivo que permite un
tratamiento quirúrgico láser del tejido formado en imagen, permite
la evaluación de la eficacia de tal tratamiento formado imágenes
simultánea o secuencialmente del tejido tratado, y la modificación
de los parámetros de accionamiento del láser y/o los elementos
ópticos confocales en posteriores tratamientos del tejido.
Descrita brevemente, la presente invención
materializa un sistema según la reivindicación 1 que incluye un
láser para producir un haz láser, y elementos ópticos confocales
para barrer y focalizar el haz en un tejido y recoger luz devuelta
del tejido. Se proporciona un detector que detecta confocalmente la
luz devuelta y produce señales según la luz devuelta detectada que
representa imágenes confocales. Actuando en respuesta a las
señales, tales imágenes confocales se visualizan en un visor. El
sistema incluye, además, un controlador programado para permitir
que el operador seleccione una o más células del tejido en las
imágenes confocales visualizadas para un tratamiento quirúrgico. El
controlador acciona el láser y los elementos ópticos confocales en
un primer modo en un primer conjunto de parámetros de accionamiento
para trata el tejido cuando los elementos ópticos confocales
focalizan el haz láser en al menos una región asociada a las células
seleccionadas en el tejido, pero en todas las otras veces acciona
el láser y los elementos ópticos en un segundo modo de parámetros
de accionamiento que no daña el tejido.
La región puede incluir al menos una de las
células seleccionadas y otras células del tejido que rodea la
célula seleccionada, proporcionando de este modo un tratamiento no
localizado. La región se puede localizar también en al menos una de
dichas células seleccionadas, proporcionando de este modo un
tratamiento localizado.
Los parámetros de operación anteriores pueden
incluir la densidad de energía, duración de impulso ciclo de
funcionamiento, potencia o longitud de onda del láser, y la
velocidad de barrido, campo de visión o profundidad de focalización
proporcionados por los elementos ópticos confocales. En el primer
conjunto de parámetros de accionamiento se proporciona suficiente
exposición de energía láser al tejido para efectuar un tratamiento
del tejido. Todos o algunos de los parámetros pueden diferir entre
el primer y el segundo conjuntos de parámetros de
funcionamiento.
La presente invención también se materializa en
un aparato que tiene un sistema confocal de formación de imágenes
confocales que focaliza un primer haz láser a través de elementos
ópticos confocales a un tejido y proporciona imágenes confocales
con el primer haz láser para trata una o algunas de las
localizaciones seleccionado en el tejido representado en
imagen.
\vskip1.000000\baselineskip
Las características y ventajas anteriores de la
invención se volverán evidentes a partir de la siguiente descripción
junto con los dibujos anexos, en los cuales:
La figura 1 es un diagrama de bloques de un
sistema según la presente invención
La figura 2 es un diagrama de bloques de otro
sistema según la presente invención;
La figura 3 es un diagrama de bloques de otro
sistema según la presente invención.
\vskip1.000000\baselineskip
Haciendo ahora referencia a la figura 1, se
muestra un sistema 10 de la presente invención. El sistema 10
incluye un primer láser 12 (Laser 1) para producir luz (un haz
láser) a una longitud de onda infrarroja a lo largo de una
trayectoria 13 a través del divisor de haz 14 sobre un espejo
poligonal giratorio 16. El espejo poligonal 16 tiene una pluralidad
de facetas 12 de espejo para reflejar el haz del láser 12 formando
ángulos variables que actúan en respuesta a la rotación del espejo
16, es decir, para barrer repetidamente el haz. El haz reflejado
del espejo poligonal giratorio 16 viaja a lo largo de una
trayectoria 17 a través lentes de relé y de enfoque 18 y 19 sobre
un espejo galvanométrico 20. Las lentes 18 y 19 forman imágenes del
haz reflejado por la faceta del espejo poligonal sobre el espejo
galvanométrico 20. El espejo galvanométrico 20 refleja el haz
incidente al mismo que forma un ángulo controlado a través de las
lentes 21 y 22 a lo largo de una trayectoria 23 respecto de una
lente de enfoque de objetivo 24. Las lentes 21 y 22 forman imágenes
del haz reflejado por el espejo galvanométrico 20 sobre la lente de
objetivo 24. Se proporciona una placa de cuarto de onda 29 en la
trayectoria 23 entre la lente 22 y una lente de objetivo 24. A
continuación se focaliza el haz a través de la lente de objetivo 24
en un punto en la imagen confocal/plano de tratamiento en un tejido
de un paciente. Este tejido puede representar cualquier superficie
natural o quirúrgicamente expuesta del cuerpo del paciente, tal
como piel, dientes, mucosa oral, cuello del útero o tejido corporal
interno durante la cirugía.
La luz reflejada devuelta del tejido se recoge
mediante la lente de objetivo 24. La luz reflejada viaja desde la
lente de objetivo 24 a través de las lentes 22 y 21 al espejo
galvanométrico 20. El espejo 20 refleja la luz al espejo poligonal
giratorio 16 por las lentes 19 y 18, y entonces el espejo poligonal
16 refleja la luz sobre el divisor de haz 14. el divisor de haz 14
refleja la luz a través de la lente 26 sobre un detector 28, por un
orificio confocal 27 para producir una imagen confocal en el
detector 28. El detector recibe la luz dispersa devuelta del tejido
que representa la imagen confocal. El detector 28 puede ser un
detector en estado sólido, tal como un fotodiodo de avalancha. Los
componentes anteriormente descritos proporcionan un subsistema de
formación de imagen confocal en el sistema 10, y tales componentes
se pueden situar dentro de una cabeza confocal de un
microscopio.
Preferiblemente, el haz láser de formación de
imagen se polariza linealmente, y el divisor de haz 14 es un
divisor de haz polarizador. La placa de cuarto de onda 29 se sitúa
en la trayectoria 23 entre las lentes 22 y 24 para convertir la luz
especularmente reflejada del tejido en un estado de polarización
ortogonal a la iluminación incidente del haz láser al tejido; esta
luz polarizada ortogonalmente se refleja mediante el divisor de haz
14 en el detector 28. Opcionalmente, un obturador 25 se puede
colocar enfrente del detector 28 para proteger el detector 28 de un
posible daño de la luz devuelta del tejido por el divisor de haz 14.
El obturador 25 puede ser un obturador mecánico, un obturador de
cristal líquido, un filtro de absorción u otro tipo de material o
mecanismo similar ópticamente protector.
El espejo poligonal giratorio 16 y el espejo
galvanométrico 20 proporcionan un mecanismo de barrido en el
sistema 10 para barrer el haz de láser 12 en dos dimensiones
ortogonales a través del tejido. Sin embargo, se pueden usar otros
mecanismos de barrido, tales como dos espejos galvanométricos que
dirigen el haz de láser 12 a lo largo de las trayectorias 17 y 23,
barrido holográfico o difractivo o barrido mecánico transversal de
la lente de objetivo 24.Además, se puede proporcionar una etapa de
accionador mecánico 24a a lo largo de su eje óptico para controlar
la profundidad del punto focalizado en el tejido. En el sistema 10,
el mecanismo de barrido, las lentes 18, 19, 21, 22 y 24,la placa
29, el divisor de haz 14, el obturador 25 y el orificio 27, se
denominan generalmente elementos ópticos confocales.
Un controlador programado 30, tal como un
ordenador personal, controla el funcionamiento del sistema 10. El
controlador 30 puede habilitar el láser 12 y controlar los
parámetros de accionamiento del láser, tales como la densidad de
energía (o intensidad), la duración de impulso, la potencia, el
ciclo de funcionamiento y la longitud de onda de haz emitido desde
el láser 12. el controlador 30 también controla los parámetros de
accionamiento (o distribución de haz) de los elementos ópticos
confocales, tales como la velocidad de barrido del mecanismo de
barrido, la profundidad de focalización en el tejido, el ajuste del
obturador 25 y el área de iluminación (ancho y altura de barrido),
es decir, el campo de visión de los elementos ópticos confocales. El
mecanismo de barrido se controla mediante el controlador 30
permitiendo la rotación del espejo poligonal 16 por un motor (no
mostrado), y la posición angula del espejo galvanométrico 20. El
controlador 30 controla la profundidad de focalización en el tejido
del haz láser ajustando la posición de la lente de objetivo 24 por
la etapa de accionador 24a. El controlador puede vigilar la
posición del mecanismo de barrido y/o la lente 24 durante el
barrido, o dirigir el mecanismo de barrido y/o la lente 24 para
proporcionar el punto focalizado en una posición específica en el
tejido. Preferiblemente, el controlador acciona el láser y los
elementos ópticos confocales en un modo de visualización donde el
láser no daña el tejido, y en un modo de tratamiento para tratar el
tejido. El detector 28 proporciona al controlador 30 señales que
representan imágenes confocales. A media que el mecanismo de
barrido barre el tejido se proporcionan sucesivas tramas de imágenes
confocales en tiempo real al controlador 30 desde el detector 28.
El controlador 30 conduce un visor 34 para visualizar en forma de
exploración por trama las imágenes confocales. La imagen confocal
visualizada es una imagen digital bidimensional compuesta por una
red de píxeles x-y.
Una interfaz de usuario 34, tal como un ratón,
un teclado, un lápiz óptico, o similar permite que un operador
introduzca en el controlador 30 una célula o células seleccionadas
(una región de células) mostradas en el visor 32 para un posterior
tratamiento quirúrgico. El controlador 30 se programa para trasladar
las coordenadas de píxeles x-y de las
localizaciones de una célula o células seleccionadas sobre el visor
32 en términos de posición mecánica del mecanismo de barrido del
sistema 10, es decir, la posición de los espejos 20 y 16 cuando
focalizan el haz del láser 12 en las localizaciones de tales
células. La exploración por trama de la imagen confocal sobre el
visor 32 es a una escala temporal que corresponde a la posición de
barrido a través del tejido.
En funcionamiento, un operador, tal como un
médico, posiciona en primer lugar manualmente los elementos ópticos
confocales del sistema 10 de manera que la lente de objetivo 24 se
coloque sobre el tejido a tratar. Preferiblemente, los elementos
confocales se estabilizan mecánicamente respecto de la superficie
del tejido, tal como se describe en la Solicitud internacional Nº
PCT/US97/17990 presentada el 8 de octubre de 1997. El controlador
acciona el láser 12 y los elementos ópticos confocales en un modo
de visualización en un conjunto de parámetros de accionamiento
(parámetros de modo de visualización) en los cuales la exposición de
energía del tejido al haz no daña el tejido. Los elementos ópticos
confocales proporcionan al controlador 30, por medio de señales del
detector 28, imágenes confocales del tejido. En el visor 32, una
imagen formada focalmente en sección del tejido aparece como una
imagen microscópica que muestra células de superficie o de
sub-superficie del tejido. El operador puede
ajustar la profundidad del tejido del cual se está formado la imagen
fijando la posición de la lente de objetivo 24 y a continuación
moviendo el tejido o conteniendo el tejido y moviendo la lente de
objetivo 24 a lo largo de su eje óptico a través del accionador 24a.
De esta manera, el operador visualiza el tejido para identificar el
área de tejido nominal a tratar.
A continuación, el operador identifica una
célula o grupos de células que tienen signaturas histológicas es
una característica espacial o espectral que identifica las células
en la imagen visualizada. Las características espectrales se
refieren a características fluorescentes o de absorción de las
células en la imagen visualizada, tal como un melanocito que
aparece fluorescente en tejido dérmico. Las características
espaciales se refieren a la geometría u orientación específica de
las células, tal como, por ejemplo, la relación del núcleo respecto
del área del citoplasma, la forma de dendritas melanocíticas, o
birrefringencias de estructuras tisulares.
Después de la identificación de las células, el
operador selecciona (o especifica) la célula o el grupo de células
en la imagen visualizada por la interfaz de usuario 34, es decir,
tales células muestran algunas características histológicas. El
controlador 30 traslada estas células o células seleccionadas desde
el punto de vista de la posición del mecanismo de barrido cuando se
focaliza el haz del láser 12 en localizaciones de tales células. El
usuario también puede seleccionar mediante la interfaz 34 el
conjunto de parámetros de accionamiento del láser 12 y los
elementos ópticos confocales (parámetros de modo de tratamiento)
durante un modo de tratamiento para proporcionar la exposición de
energía deseada del tejido para efectuar un tratamiento quirúrgico.
Ajustando una velocidad de barrido diferente de los elementos
ópticos confocales entre los modos de tratamiento y de
visualización, el tiempo del láser en cada localización seleccionada
se puede incrementar o reducir durante el tratamiento. Sin embargo,
si se desea, los parámetros de accionamiento de los elementos
ópticos confocales pueden ser idénticos para ambos modos de
tratamientos y visualización.
El sistema 10 puede llevar a cabo en cada
localización seleccionada bien un tratamiento localizado o
no-localizado de tejido dependiendo de los
parámetros de modo de tratamiento y la concentración o distribución
de exposición de energía láser al tejido. La exposición de energía
se define como el producto de la potencia láser y el tiempo medio
en un a localización seleccionada en el tejido. En cada localización
de célula o células seleccionadas en tratamiento localizado, el
láser 12 y los elementos ópticos confocales concentran la energía o
el efecto óptico en una pequeña región diana específica de tejido
que incluye generalmente la célula o células seleccionadas. Esta
pequeña región puede ser un volumen de tejido de aproximadamente 20
micrómetros por 20 micrómetros por 20 micrómetros o menos. Para un
tratamiento localizado de tejido de sub-superficie,
se debería elegir la longitud de onda del haz láser durante el modo
de tratamiento para proporcionar la concentración de energía a la
profundidad deseada de tratamiento en el tejido. Para un
tratamiento localizado de tejido de superficie, se debería elegir
la longitud de onda del haz láser durante el modo de tratamiento que
puede calentar o ablacionar el tejido, actuar fotoquímicamente o
fotoquímicamente en el tejido o fotoactivar un fármaco en el tejido.
Se describe más adelante con mayor detalle tal tratamiento
localizado.
En cada localización de célula o células
seleccionadas en un tratamiento no-localizado, el
láser 12 y los elementos ópticos confocales distribuyen la energía
o efecto óptico sobre una región de tejido superior a la pequeña
subregión que generalmente incluye la célula o células
seleccionadas. Esta región incluye de este modo las células que
rodean la célula o células seleccionadas. Tales células circundantes
pueden o no representadas en imagen de manera confocal. El
tratamiento no-localizado es útil cuando las células
seleccionadas definen un marcador histológico de una región más
grande que se desea tratar. La longitud de onda del láser 12 y la
focalización del haz se deberían elegir durante el modo de
tratamiento para distribuir el tratamiento a la región, que puede o
no estar dentro del campo de visión de los elementos ópticos
confocales. La distribución de la energía láser sobre la región de
tejido puede ser bien por un único disparo de láser para un
tratamiento brutos (tal como la coagulación) de la región tisular,
o múltiples disparos de láser en diversas localizaciones dentro de
la región.
Para llevar a cabo un tratamiento quirúrgico, se
modula el funcionamiento del láser 12 mediante el controlador 30
entre sus parámetros de modo de visualización y de tratamiento
durante un barrido para realizar un tratamiento localizado o
no-localizado en las localizaciones seleccionadas.
Igualmente, el funcionamiento de los elementos ópticos confocales
se pueden o bien modular entre sus parámetros de modo de
visualización y tratamiento, o mantenerse constantes durante un
barrido a sus parámetros de modo de tratamiento. Específicamente, el
controlador 30 acciona el láser y los elementos ópticos confocales
con los parámetros de modo de tratamiento. cuando el mecanismo de
barrido sitúa el punto focalizado en tales posiciones asociadas con
la célula o células seleccionadas, pero todas las otras veces
acciona el láser y los elementos ópticos en los parámetros de modo
de visualización que no causan daño al tejido. Si se desea, el
tratamiento se puede producir en localizaciones seleccionadas a lo
largo de múltiples barridos. La mayor exposición de energía del
tejido en las localizaciones seleccionadas puede producir un efecto
térmico sobre las células seleccionadas, tales como una
termólisis.
Durante el tratamiento, el controlador 30 puede
accionar el obturador 25 para proteger el detector 28 cuando el
divisor de haz 14 refleja suficientemente a la longitud de onda del
haz láser de tratamiento de manera a recibir excesiva potencia en
la luz en el detector 28. El operador puede ver simultáneamente el
tejido durante el tratamiento en el visor 32 o secuencialmente
entre tratamiento en diferentes localizaciones en el tejido.
Después del tratamiento, con láser 12 y los
elementos ópticos confocales en un modo de visualización, el
operador visiona imágenes confocales del tejido tratado en el visor
34 para determinar la eficacia del tratamiento localizado o
no-localizado. En un tratamiento
no-localizado, la célula o células seleccionadas
sirven de marcador para el tratamiento en la región tratada de
tejido. Si el tratamiento no fuese suficientemente eficaz, es
decir, el tejido recibió una exposición de energía insuficiente, el
operador puede repetir el tratamiento con los mismos o diferentes
parámetros de modo de tratamiento, tal como incrementando la
densidad de energía del láser 12. Si el operador determina que el
tratamiento es eficaz, el operador puede seleccionar otra área de
tejido para su tratamiento.
En el tratamiento quirúrgico del tejido dérmico,
el sistema 10 permite a un técnico seleccionar células individuales
o grupos de células para un tratamiento localizado o no localizado
en las capas epiteliales, estroma que da soporte o capilares que
fluyen a través de la piel. Por ejemplo, pueden tratarse células
basales, células escamosas, melanocitos o colágeno. Además, las
imágenes confocales de la piel pueden mostrar células individuales
en sangre en movimiento a través de los capilares. A medida que las
células se mueven a través de lo capilares, pueden ser
seleccionadas de forma individual por el técnico y ser tratadas.
Además, el controlador 34 puede ser programado para identificar
indicaciones histológicas de una o varias células, seleccionar
automáticamente dicha célula o células para ser tratadas y después
las células son tratadas de la forma descrita anteriormente.
El sistema 10 puede efectuar un tratamiento
quirúrgico localizado de tejido accionando el láser 12 a una
densidad de energía y longitud de onda suficiente para producir
cambios fotoquímicos o fotólisis. Por ejemplo, el láser 12 se puede
accionar en un modo para proporcionar un tratamiento con dos fotones
emitiendo impulsos láser de fentosegundo de alta energía. tales
impulsos láser causan efectos luminosos de segundo orden (dos
fotones) en la célula o las células seleccionadas que efectúan un
tratamiento destruyendo las células. Este efecto celular
destructivo se describe en "Celular response to
near-infrared femtosecond laser pulses in
two-photon microscopes" de Köning, et
al., Optics Letters, Vol.. 22, Nº 2, 15 de enero de 1997.
Haciendo referencia a la figura 2, se muestra un
sistema 40 de la presente invención. El sistema 40 es idéntico al
sistema 10, salvo que se usa otro láser 42 para llevar a cabo el
tratamiento en lugar del láser 12. De este modo, el controlador 30
en el sistema 40, preferiblemente, en combinación con los elementos
ópticos confocales, utiliza el láser 12 solamente con los
parámetros de accionamiento (es decir, sus parámetros de modo de
visualización) que no causan daño al tejido. El láser 42
proporciona luz (un haz láser) bien a la misma longitud de onda que
el láser 12 durante el tratamiento o una longitud de onda diferente.
La longitud de onda del láser 42 puede ir desde el ultravioleta
extremo hasta el infrarrojo de los 192 nanómetros a los 10,6
micrómetros. Cuando se utiliza en este intervalo, la lente de
objetivo refractiva 24 y otras lentes de los elementos ópticos
confocales se pueden sustituir por elementos ópticos que funcionan
en este intervalo de longitud de onda, tales como materiales de
superficie reflectiva o materiales refractivos transmisivos tanto a
las longitudes de onda del haz de tratamiento (del láser 42) como
del haz de visualización (del láser 12). El haz del láser 42 cuando
está habilitado se refleja mediante un divisor de haz 44 a través de
los elementos ópticos confocales coaxialmente al haz del láser 12,
y el haz del láser 12 cuando está habilitado atraviesa el divisor de
haz 44 a lo largo de la trayectoria 13. Como el accionamiento de
láser 12, el controlador 30 puede habilitar el láser 42 y controlar
los parámetros de accionamiento del láser. El punto focalizado del
haz del láser 42 se forma en la proximidad del punto focalizado del
haz del láser 12 en el tejido. El funcionamiento del sistema 40 es
idéntico al del sistema 10 para producir imágenes confocales y para
seleccionar y tratar tejido, salvo que el controlador 30 en lugar
del láser de tratamiento 12 para efectuar un tratamiento localizado
o no-localizado del tejido, utiliza el láser 42
para efectuar tal tratamiento. El láser 42, el divisor de haz 44 y
los elementos ópticos confocales, sobre los cuales incide el haz
del láser 42, proporcionan un subsistema de tratamiento en el
sistema 40 controlado por el controlador
30.
30.
En referencia a la figura 3, se muestra un
sistema 50 de la presente invención. El sistema 50 es idéntico al
sistema 10, salvo que se usa otro láser 52 para llevar a cabo el
tratamiento en lugar del láser 12. El controlador 30 en el sistema
50, preferiblemente, en combinación con los elementos ópticos
confocales, utiliza el láser 12 solamente con los parámetros de
accionamiento (es decir, sus parámetros de modo de visualización)
que no causan daño al tejido. El láser 52 proporciona luz (un haz
láser) bien a la misma longitud de onda que el láser 12 durante el
tratamiento o una longitud de onda diferente. La longitud de onda
del láser 52 puede ir desde el ultravioleta extremo hasta el
infrarrojo, de los 192 nanómetros a los 10,6 micrómetros. Cuando se
utiliza en este intervalo, la lente de objetivo refractiva 24 y
otras lentes de los elementos ópticos confocales se pueden
sustituir por elementos ópticos que funcionan en este intervalo de
longitud de onda, tales como materiales de superficie reflectiva o
materiales refractivos transmisivos tanto a las longitudes de onda
del haz de tratamiento (del láser 52) como del haz de visualización
(del láser 12).
Dos espejos galvanométricos 54 y 56 proporcionan
un mecanismo de barrido para el haz del láser 52. Las lentes de
relé y de focalización 58 y 59 se sitúan en la trayectoria del haz
reflejado desde el espejo 54 para formar la imagen de la luz a
partir del espejo 54 en el espeso 56. Las lentes de relé y de
focalización 60 y 61 se sitúan en la trayectoria del haz reflejado
desde el espejo 56 para formar la imagen de la luz procedente del
espejo 56 sobre un divisor de haz 62. El divisor de haz 62 refleja
el haz procedente del espejo 56 coaxialmente a la trayectoria del
haz del láser 12 a través de los elementos ópticos confocales, es
decir, la lente de objetivo 24. De manera similar al funcionamiento
del láser 12, el controlador 30 puede habilitar el láser 52 y
controlar los parámetros de accionamiento del láser. El punto
focalizado del haz del láser 52 se forma en la cercanía del punto
focalizado del haz del láser 12 en el tejido. El láser 52, los
espejos 54 y 56,las lentes 58-61 y el divisor de
haz 62, y la lente de objetivo 24 proporcionan un subsistema de
tratamiento en el sistema 40 controlado por el controlador 30.
En funcionamiento, el sistema 50 funciona igual
que el sistema 10 para producir imágenes confocales y para
seleccionar y tratar tejido, salvo que después de que el operador
haya seleccionado la célula o células a trata quirúrgicamente, el
controlador 30 traslada la posición x-y de las
células sobre el visor 32 en términos de posiciones de los espejos
54 y 56. Los espejos 54 y 56 se posicionan entonces para proyectar
selectivamente el haz del láser 52 en la localización de tal célula
o células seleccionadas, mientras que el láser 52 es utilizado por
el controlador 30 en los parámetros de modo de tratamiento para
efectuar el tratamiento.
Se pueden utilizar tanto los sistemas 40 como 50
para proporcionar el mismo tratamiento localizado o
no-localizado que el mencionado en el sistema 10
usando sus respectivos láseres 42 o 52. Además, los sistemas 40 y 50
pueden proporcionar activación de fármacos fotosensibles localizada
de células seleccionadas representadas en imagen confocal en las
cuales los láseres 42 o 52, respectivamente, están con los
parámetros de accionamiento (longitud de onda) durante el
tratamiento que fotoactiva un fármaco fotodinámico presente en tales
células. Este fármaco no está activo cuando se introduce en el
paciente antes del tratamiento, pero se activa en el tejido mediante
el haz láser de tratamiento. Tales fármacos fotodinámicos se usan a
menudo en alguna terapia del cáncer. La activación por el haz láser
de tratamiento también se puede realizar mediante el proceso de dos
fotones, que se ha descrito
anteriormente.
anteriormente.
Los sistemas 10, 40 o 50 se pueden usar para
llevar a cabo la ablación sobre áreas formadas en imagen confocal
sobre la superficie de la piel, tal como en la eliminación de placa
dérmica o carcinoma de células basales. Estos sistemas pueden
tratar iterativamente tejido de superficie para eliminar
sucesivamente partes de la placa hasta que se haya ablasionado por
completo. Entre cada iteración, la superficie de la piel se forma
en imagen confocal sobre el viso 32 para determinar la localización
del siguiente tratamiento. En los sistemas 40 o 50, sus respectivos
láseres 42 o 52 de tratamiento proporcionan un haz láser que es
absortivo. Los láseres 42 o 52 pueden ser un láser de excímero,
holmio, erbio o CO_{2}. En el sistema 10, el láser 12 para
efectuar el tratamiento se puede utilizar a una potencia de
pico
elevado.
elevado.
Además, los sistemas 10, 40 o 50 se pueden usar
para realizar la termólisis selectiva localizada en la cual el haz
láser que efectúa el tratamiento se utiliza a una longitud de onda
que es absorbida selectivamente por algunos cromóforos de célula o
células seleccionadas en el tejido formado en imagen confocal, pero
sólo se absorbe nominalmente, es decir, que no daña las células
circundantes. De este modo, la energía del haz de tratamiento se
localiza en las células a tratar. Se describe la termólisis
selectiva localizada por un láser en la publicación de Jeffrey
Dover y Kenneth Arndt, "Illustrated Cutaneous Laser Surgery, A
Practitioner's guide", Appleton and Lange, Norwalk, Conn.
(1990), página 17.
Ausentes el controlador 30, el visor 32 y la
interfaz 34, los sistemas 10, 40 o 50 se pueden adaptar para ser
manejados manualmente por un operador.
De la descripción anterior, será evidente que se
ha proporcionado un sistema mejorado para cirugía celular que
utiliza microscopia confocal. Las variaciones y modificaciones en el
sistema descrito en la presente memoria descriptiva según la
invención se propondrán sin duda a los expertos en la técnica. En
consecuencia, la descripción anterior se ha de tomar en un sentido
ilustrativo y no limitativo.
Claims (25)
1. Sistema (10) para cirugía celular en un
tejido in vivo en el cuerpo de un paciente, que
comprende:
- elementos ópticos comunes para barrer, focalizar y transformar en imagen un haz láser a una profundidad seleccionada de dicho tejido y para recoger luz reflejada de dicho tejido;
- medios (28) para detectar dicha luz reflejada y para producir una imagen confocal que representa una imagen formada ópticamente en sección de dicho tejido; medios (30, 32) para visualizar dicha imagen confocal y para identificar una signatura histológica a partir de dicha imagen;
- medios (34) que actúan en respuesta a dicha signatura para seleccionar una o más células de dicho tejido en dicha imagen para especificar un tratamiento quirúrgico; y
- medios para proporcionar un tratamiento que comprende medios que utilizan al menos parte de dichos elementos ópticos para tratar dicha o más células seleccionadas en dicho tejido.
2. Sistema según la reivindicación 1, en el cual
dichas células seleccionadas se asocian con otras células de dicho
tejido que rodea dicha una de dichas células seleccionadas.
3. Sistema según la reivindicación 1, en el cual
las localizaciones de dichas células seleccionadas en dicho tejido
corresponden a una o más posiciones de dichos elementos ópticos
durante el barrido del haz, y un láser emisor de haz (12) y
elementos ópticos, cuando se utilizan para tratar l tejido, se
accionan a dichas posiciones para efectuar un tratamiento a dichas
células seleccionadas.
4. Sistema según la reivindicación 1, en el cual
la profundidad de dicho tratamiento en el tejido está en
consonancia con la longitud de onda de dicho haz.
5. Sistema según la reivindicación 3, en el cual
dicho láser y dichos elementos ópticos cuando son accionados para
tratar un tejido exponen dicho tejido a la energía de dicho haz
suficientemente para tratar dichas células seleccionadas en dicho
tejido.
6. Sistema según la reivindicación 3, en el cual
dicho elementos ópticos del láser cuando se accionan para tratar un
tejido, permiten una de las siguientes operaciones termólisis,
fotólisis, tratamiento con dos fotones, activación de fármacos
fotosensibles, ablación y termólisis dependiente de longitud de
onda.
7. Sistema según la reivindicación 1, en el cual
dichos medios de detección (28) comprenden para detectar focalmente
luz dispersada de la luz reflejada recogida por dichos elementos
ópticos que representa imágenes.
8. Sistema según la reivindicación 1, en el cual
dichos medios de visualización (30, 32) comprenden un controlador
(30) para recibir dichas señales que representan imágenes, y un
visor que actúa en respuesta al controlador para visualizar dichas
imágenes.
9. Sistema según la reivindicación 8, en el cual
dichos medios de selección (34) comprenden dicho controlador (30) y
una interfaz de usuario (34) acoplada a dicho controlador (30) para
permitir la selección de dichas células en dichas imágenes en dicho
visor (32).
10. Sistema según la reivindicación 8, en el
cual se proporcionan medios de accionamiento para accionar dicho
láser u dichos elementos ópticos en un primer modo para tratar dicho
tejido cuando dichos elementos ópticos focalizan el haz al menos en
al menos una región en el tejido asociada a dichas células
seleccionadas, y todas las otras veces para accionar dicho láser y
elementos ópticos en un segundo modo para no dañar el tejido, y en
el cual dichos medios de accionamiento comprenden dicho controlador
(30) en el cual dicho láser y dichos elementos ópticos actúan en
respuesta a dicho controlador.
11. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dichos elementos ópticos comprenden un mecanismo para barrer
dicho haz y una lente de objetivo (24) para focalizar dicho haz
barrido hacia dicho tejido.
12. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dichos elementos ópticos focalizan dicho haz dentro de un
punto en dicho tejido y barren dicho punto a través de un plano en
dicho tejido.
13. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dichos elementos ópticos comprenden un obturador (25) para
proteger dichos medios de detección y dichos medios de provisión
contra posibles daños cuando dicho láser y dichos elementos ópticos
se accionan para tratar dichas células seleccionadas en dicho
tejido.
14. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dicha signatura en dichas imágenes representa características
espaciales o espectrales.
15. Sistema según la reivindicación 14, en el
cual una de dichas características espectrales es la
fluorescencia.
16. Sistema según la reivindicación 10, en el
cual dichos medios de accionamiento en dicho primer modo activan un
fármaco fotodinámico presente en dicho tejido.
17. Sistema según la reivindicación 16, en el
cual dichos medios de accionamiento en dicho primer modo accionan
dicho láser para activar dicho fármaco fotodinámico por un efecto de
dos fotones en dicho tejido.
18. Sistema según la reivindicación 10, en el
cual dichos medios de accionamiento en dicho primer modo producen
un efecto térmico para tratar dicho tejido.
19. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dichas células seleccionadas están dentro de dicho tejido.
20. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dicha parte de dichos elementos ópticos representa una lente
de objetivo (24).
21. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dichos medios de utilización accionan dicho haz láser de
formación de imagen para tratar dicha una o más células
seleccionadas.
22. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dichos medios de utilización proporcionar otros haz láser para
tratar dicha una o más células seleccionadas.
23. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dicho haz láser de formación de imagen se produce mediante un
láser (12) y dichos medios de utilización accionan dicho láser para
tratar dicha una o más células seleccionadas.
24. Sistema según la reivindicación 1, en el
cual dicho haz láser de formación de imagen se produce mediante un
primer láser (12) y dichos medios de utilización accionan un segundo
láser (42; 52) que proporciona un haz láser de tratamiento para
tratar dicha una o más células seleccionadas.
25. Sistema según la reivindicación 24, en el
cual dicho segundo haz láser es coaxial con el primer haz láser,
y/o en el cual dicha parte de dichos elementos ópticos representa
una lente de objetivo, y dicho segundo haz láser es focalizado por
dicha lente de objetivo en el entorno de dicho haz láser de
formación de imagen focalizado en el tejido para tratar dicha una o
más células seleccionadas.
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