ES2537205T3

ES2537205T3 - Fragmentación de tejido por láser fotodisruptor

Info

Publication number: ES2537205T3
Application number: ES09700876.7T
Authority: ES
Inventors: Ferenc Raksi
Original assignee: Alcon Lensx Inc
Current assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2008-01-09
Filing date: 2009-01-09
Publication date: 2015-06-03
Anticipated expiration: 2029-01-09
Also published as: US20140350531A1; DK3363415T3; EP2240108A2; EP3363415B1; ES2690975T3; EP3363415A1; JP2011509162A; PL2926780T3; PT2926780T; DE112009000064T5; EP2240108A4; PL3363415T3; US20210322219A1; US20090177189A1; TR201815101T4; PT3363415T; ES2757628T3; EP2926780B1; WO2009089504A3; EP2926780A1

Abstract

Sistema láser para fragmentar tejido biológico con un láser fotodisruptor, que comprende: un láser (302) pulsado para producir un haz láser de impulsos; un módulo de óptica (310); y un modulo de control de sistema láser (320) que comprende una unidad de procesamiento digital configurada para controlar el láser (302) pulsado por medio de una señal de control de láser y el módulo de óptica (310) por medio de una señal de control de haz, y adaptado para dirigir el haz láser de impulsos a una región diana seleccionada del tejido; caracterizado por que comprende un escáner de láser adaptado para controlar la aplicación del haz láser en capas de impulsos y de manera repetitiva en un patrón de red cristalina densamente empaquetada seleccionado de entre cúbico centrado en las caras simple, empaquetamiento más denso hexagonal, dodecaedro rómbico truncado y células poliédricas que se aproximan a esferas, para generar una matriz regular de células dentro de un volumen de tejido en la región diana seleccionada, siendo cada célula definida por unos límites celulares sometidos a fotodisrupción de modo que el tejido pueda romperse posteriormente a lo largo de las superficies y los límites de las células en gránulos de tejido fragmentado.

Description

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DESCRIPCIÓN

Fragmentación de tejido por láser fotodisruptor.

5 Antecedentes

La presente solicitud se refiere a técnicas y sistemas de cirugía láser para operar los ojos.

La luz láser puede utilizarse para realizar operaciones quirúrgicas en diversas partes de un ojo para lograr una 10 corrección de la visión y otro tratamiento médico. Técnicas parar realizar tales procedimientos con eficacia superior pueden proporcionar beneficios deseados.

Sumario

15 La presente invención proporciona un sistema de cirugía por láser fotodisruptor según las reivindicaciones que siguen. En algunas implementaciones, se proporciona un sistema diseñado para fragmentar tejido biológico con un láser fotodisruptor que incluye seleccionar una región diana del tejido para su fragmentación, dirigir un haz de impulsos láser a la región diana seleccionada del tejido y formar células en la región diana del tejido dirigiendo el haz láser para generar límites celulares.

20 En algunas implementaciones, el tejido es un tejido de un ojo.

En algunas implementaciones, el tejido es un cristalino del ojo.

25 En algunas implementaciones, la formación de las células incluye formar células con tamaño suficientemente pequeño como para pasar a través de la aguja de aspiración.

En algunas implementaciones, la formación de las células incluye formar las células dispuestas en una matriz.

30 En algunas implementaciones, la matriz es una matriz regular.

En algunas implementaciones, la matriz regular es una de una red cristalina cúbica simple, una red cristalina centrada en las caras, una red cristalina centrada en el cuerpo, una red cristalina hexagonal, una red cristalina de Bravais y una pila de redes cristalinas bidimensionales.

35 En algunas implementaciones, la matriz es esencialmente una matriz al azar.

En algunas implementaciones, la formación de las células incluye fragmentar el tejido diana en células de esferas o poliedros.

40 En algunas implementaciones, la formación de las células incluye realizar exploraciones con el haz láser para formar múltiples células en paralelo en una capa.

En algunas implementaciones, la formación de las células incluye dirigir el haz láser para formar células individuales 45 sucesivamente.

En algunas implementaciones, la formación de las células incluye realizar exploraciones con el haz láser para formar una matriz celular avanzando desde una dirección posterior hasta una anterior, o realizar exploraciones con el haz láser para formar una matriz celular avanzando desde una dirección anterior hasta una posterior.

50 En algunas implementaciones, dirigir el haz láser para generar límites celulares incluye generar los límites celulares creando capas de burbujas en la región diana del tejido.

En algunas implementaciones, crear capas de burbujas incluye crear una capa de burbujas aplicando un haz láser 55 con una potencia esencialmente constante, o con una potencia variable.

En algunas implementaciones, dirigir el haz de impulsos láser incluye aplicar los impulsos láser con un parámetro láser de por lo menos uno de entre: una duración de impulso comprendida entre 0,01 picosegundos y 50 picosegundos, una tasa de repetición comprendida entre 10 kilohercios y 100 megahercios, una energía de impulso

60 comprendida entre 1 microjulio y 25 microjulios, y una separación de dianas de impulsos comprendida entre 0,1 micrómetros y 50 micrómetros.

En algunas implementaciones, dirigir el haz de impulsos láser comprende aplicar los impulsos láser con un parámetro láser basado en una medición preoperatoria de propiedades estructurales de la región diana del tejido, o 65 un algoritmo que depende la edad.

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En algunas implementaciones, un sistema láser para fragmentar tejido biológico incluye un láser pulsado para producir un haz láser de impulsos, y un módulo de control de láser para dirigir el haz láser a una región diana seleccionada del tejido y para dirigir el haz láser para generar límites celulares para formar células en la región diana del tejido.

En algunas implementaciones, el módulo de control de láser está configurado para formar células en una matriz regular.

En algunas implementaciones, el módulo de control de láser está formado para generar los impulsos láser con parámetros láser de por lo menos uno de entre: una duración de impulso comprendido entre 0,01 y 50 picosegundos, una tasa de repetición comprendida entre 10 kHz y 100 megahercios, una energía de impulso comprendida entre 1 microjulio y 25 microjulios, y una separación de dianas de impulsos comprendida entre 0,1 micrómetros y 50 micrómetros.

En algunas implementaciones, los parámetros láser son por lo menos uno de una duración de impulso de entre 0,01 y 50 picosegundos, una tasa de repetición comprendida entre 10 kHz y 100 MHz, una energía de impulso comprendida entre 1 microjulio y 25 microjulios, y una separación de dianas de impulsos comprendida entre 0,1 micrómetros y 50 micrómetros, y el tamaño celular es comprendido entre 1 micrómetro y 50 micrómetros.

Breve descripción de los dibujos

Las figuras 1a a c ilustran un procedimiento de disrupción de un ojo volumétrico.

La figura 2 ilustra una etapa de aspiración.

La figura 3 ilustra un sistema de cirugía oftálmica.

Las figuras 4a a b ilustran una matriz celular regular.

Las figuras 5a a d ilustran una formación capa a capa de una matriz celular.

Las figuras 6a a b ilustran una formación de una matriz celular, célula a célula.

Las figuras 7a a c ilustran estructuras celulares esféricas y poliédricas.

Descripción detallada

Esta solicitud describe ejemplos e implementaciones de técnicas y sistemas para cirugía láser en el cristalino por medio de fotodisrupción provocada por impulsos láser. Diversos procedimientos quirúrgicos del cristalino para la eliminación del cristalino utilizan diversas técnicas para romper el cristalino en pequeños fragmentos que pueden retirarse del ojo a través de pequeñas incisiones. Estos procedimientos pueden utilizar instrumentos mecánicos manuales, ultrasonidos, fluidos calentados o láseres y tienden a presentar desventajas significativas, incluyendo la necesidad de entrar en el ojo con sondas con el fin de lograr la fragmentación, y la precisión limitada asociada con tales técnicas de fragmentación del cristalino. La tecnología láser fotodisruptor puede suministrar impulsos láser al interior del cristalino para fragmentar ópticamente el cristalino sin la inserción de una sonda y por tanto puede ofrecer la posibilidad de retirar el cristalino con control y eficacia mejorados. La fotodisrupción inducida por láser se ha utilizado ampliamente en cirugía oftálmica con láser. En particular, se han utilizado láseres de Nd:YAG frecuentemente como fuentes de láser, incluyendo fragmentación del cristalino por medio de fotodisrupción inducida por láser.

En un procedimiento de fragmentación del cristalino inducida por láser, los impulsos láser interaccionan con el tejido del cristalino generando gas en forma de burbujas de cavitación y disminuyen la transparencia del tejido del cristalino. Debido a que los impulsos láser se suministran secuencialmente al cristalino, las burbujas de cavitación y la transparencia reducida del tejido del cristalino provocadas por los impulsos láser iniciales pueden dificultar la trayectoria óptica de impulsos láser posteriores y por tanto, pueden interferir con el suministro de los impulsos láser posteriores dirigidos a posiciones diana adicionales en el cristalino bloqueando, atenuando o dispersando los impulsos láser posteriores. Este efecto puede reducir el nivel de potencia óptica real de los impulsos láser posteriores y por tanto afectar de manera adversa a la fragmentación en ubicaciones más profundas en el cristalino. Algunos procedimientos de fragmentación del cristalino inducida por láser conocidos no proporcionan soluciones eficaces para abordar este problema técnico.

Basándose en los efectos de distintas propiedades regionales del cristalino y parámetros de impulso láser sobre la propagación del gas producido durante la fotodisrupción, pueden utilizarse técnicas, un aparato y sistemas descritos en esta solicitud para fragmentar de manera efectiva el cristalino para retirar una parte de o la totalidad del cristalino utilizando impulsos láser fotodisruptor con interferencia reducida provocada por burbujas de aire inducidas por láser en el ojo durante el proceso de fotodisrupción. El presente aparato permite la fragmentación de todo o partes

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significativas del cristalino utilizando un láser fotodisruptor que presenta una interferencia minimizada con gas generado durante la fotodisrupción. Además de una generación de gas reducida, el aparato permite la utilización de significativamente menos energía láser total para tratar el ojo y reduce posibles efectos no deseados tales como el calor generado por el láser y reduce el tiempo de procedimiento total. La retirada de una parte de o todo el cristalino puede lograrse por medio de aspiración con reducción de la necesidad o sin necesidad de otras modalidades de fragmentación o modificación del cristalino.

El cristalino presenta múltiples funciones ópticas en el ojo, incluyendo la conservación de una trayectoria óptica transparente y una capacidad de enfoque dinámico. El cristalino es un tejido único del cuerpo humano porque continúa aumentando de tamaño durante la gestación, tras el nacimiento y a lo largo de toda la vida. Puesto que se añaden nuevas células fibrosas del cristalino desde un centro germinal ubicado en la periferia ecuatorial del cristalino, las fibras del cristalino más antiguas están ubicadas de manera central en el cristalino. Esta región, denominada núcleo del cristalino, se ha subdividido adicionalmente en zonas nucleares embrionaria, fetal y adulta. Aunque el cristalino aumenta de diámetro, también puede experimentar compactación de modo que las propiedades del núcleo son diferentes de las de la corteza (Freel et al BMC Ophthalmology 2003, 3:1). Además, puesto que las células fibrosas del cristalino experimentan pérdida progresiva de elementos citoplasmáticos y puesto que no hay riego sanguíneo ni vasos linfáticos que suministren a la zona interna del cristalino, se hace progresivamente más difícil conservar la claridad óptica y otras propiedades (por ejemplo, flexibilidad del cristalino) que sirven para la función del cristalino. De particular importancia es el núcleo central del cristalino, que ocupa los aproximadamente 68 mm internos en el diámetro ecuatorial y aproximadamente 2-3,5 mm en el diámetro axial. Se ha mostrado que esta región presenta permeabilidad reducida a y desde la corteza metabólicamente activa y el núcleo externo (Sweeney et al Exp Eye res, 1998:67, 587-95). Una correlación con esta observación es la pérdida progresiva de transparencia que se identifica en el tipo más común de catarata en la misma región en pacientes, así como los aumentos en la rigidez del cristalino que se producen con la edad en un modo en gradiente desde la parte periférica hasta la central del cristalino (Heys et al Molecular Vision 2004: 10:956-63). Un resultado de tales cambios es el desarrollo de presbicia y cataratas que aumentan en gravedad e incidencia con la edad.

La identificación anterior de una zona central con diferentes propiedades de transporte, ópticas y biomecánicas presenta implicaciones significativas para técnicas de fragmentación con fotodisrupción, debido a que una limitación significativa para diversas técnicas de fragmentación del cristalino basadas en láser es la propagación no controlada de burbujas de gas que puede producirse durante la fotodisrupción que pueden reducir la eficacia de los impulsos láser posteriores en la interacción con el cristalino. La estructura estratificada del cuerpo del cristalino en diferentes ubicaciones presenta resistencia diferente a la propagación de gas de burbujas de cavitación. Adicionalmente, las capas periféricas más blandas pueden ser lo suficientemente blandas como para no requerir fotodisrupción y/o fragmentación significativa antes de su aspiración y retirada. Sin embargo, estas capas periféricas más blandas, menos resistentes pueden permitir que el gas generado mediante fotodisrupción se propague y bloquee los impulsos láser posteriores que se dirigen para fragmentar el núcleo central más duro. La determinación precisa de regiones de un cristalino que son más o menos resistentes a la propagación de gas de burbujas de cavitación depende de características individuales de cada paciente incluyendo la edad del paciente. La propagación de gas también puede verse influenciada por los parámetros láser particulares y el patrón de tratamiento aplicado a la diana.

El tejido del cristalino puede tratarse de un modo esencialmente uniforme. Las figuras 1a a c ilustran un ejemplo en el que se hace funcionar un sistema láser fotodisruptor para colocar impulsos láser de manera esencialmente uniforme dentro de una región quirúrgica, por ejemplo, el cristalino del ojo, que va a tratarse para permitir la aspiración y retirada del material del cristalino. Un modo de rellenar el volumen con láser es dirigir los impulsos láser con un explorador para formar una capa de burbujas y rellenar todo el volumen con una multitud de capas, tal como se muestra en la figura 1c.

La figura 2 ilustra que después del tratamiento con láser, puede utilizarse un dispositivo de aspiración para retirar el material del cristalino sometido a disrupción.

En tales procedimientos, las características del impulso láser, tales como su duración puede oscilar entre 0,01 picosegundos (ps) y 50 picosegundos. La energía del impulso láser, las separaciones de capa, línea y punto pueden optimizarse para lograr la mayor eficacia de rotura del tejido al mismo tiempo que se minimizan los efectos de propagación de gas, exposición al láser y tiempo de procedimiento.

Un factor determinante de las características del impulso láser es la necesidad de evitar o minimizar el desencadenamiento de una propagación de gas no controlada. Puesto que las condiciones y propiedades de los cristalinos pueden variar de un paciente a otro, los parámetros del impulso láser umbral para lograr esto pueden variar también. En algunas implementaciones, la energía láser por impulso puede oscilar entre 1 microjulio (µJ) y 25 µJ y la separación espacial de impulsos entre dos impulsos iniciales adyacentes en el espacio puede encontrarse dentro del intervalo de 0,1 micrómetros a 50 micrómetros. La duración del impulso láser puede oscilar entre 0,01 picosegundos y 50 picosegundos y la tasa de repetición láser entre 10 kHz y 100 MHz.

Los parámetros de los impulsos láser y el patrón de escaneo pueden determinarse mediante diversos procedimientos. Por ejemplo, pueden basarse en una medición preoperatoria de las propiedades ópticas o

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estructurales del cristalino. La energía láser y la separación de puntos también pueden seleccionarse basándose en una medición preoperatoria de las propiedades ópticas o estructurales del cristalino y en la utilización de un algoritmo que depende de la edad. El láser pulsado se hace funcionar para dirigir una secuencia de impulsos láser a una región del cristalino diana del cristalino para fragmentar la región del cristalino diana. Los impulsos láser también pueden dirigirse a una o más regiones del cristalino distintas de la región del cristalino diana, por ejemplo, ubicaciones periféricas y/o la cápsula del cristalino, para crear una abertura o incisión en el cristalino. Tras lograr la fragmentación e incisión deseadas, los impulsos láser pueden terminarse y la región del cristalino diana fragmentado y cualquier otra parte seleccionada del cristalino se retiran del cuerpo del cristalino mediante aspiración.

Las siguientes secciones describen técnicas y sistemas láser para aplicar impulsos láser a superficies y límites de células de tamaño, forma y distribución espacial predeterminados que difieren de la distribución volumétrica uniforme descrita anteriormente de los impulsos láser dentro del volumen tratado. Tras un tratamiento con láser de este tipo, el tejido del cristalino puede romperse posteriormente a lo largo de las superficies y los límites de las células. El tamaño de las células o los gránulos puede determinarse que es lo suficientemente pequeño como para que puedan eliminarse fácilmente utilizando por ejemplo un dispositivo de aspiración. Un dispositivo de aspiración típico es una aguja fijada a una bomba de succión. Por ejemplo una aguja de calibre 23 presenta un diámetro interno de 0,34 mm. Células más pequeñas que el diámetro interno de la aguja de aspiración pueden pasar a través de la aguja sin obstruirla.

La figura 3 ilustra un sistema quirúrgico láser para realizar un procedimiento de distribución láser no uniforme de este tipo. Un módulo de óptica 310 puede enfocar y dirigir el haz láser a un cristalino 301 diana. El módulo de óptica 310 puede incluir una o más lentes y puede incluir además uno o más reflectores. Puede incluirse un actuador de control en el módulo de óptica 310 para ajustar el enfoque y la dirección del haz en respuesta una señal de control de haz. Un módulo de control de sistema 320 puede controlar tanto un láser 302 pulsado por medio de una señal de control de láser como el módulo de óptica 310 por medio de la señal de control de haz. Un dispositivo de obtención de imágenes 330 puede recoger la luz o el sonido reflejado o dispersado del cristalino 301 diana para capturar datos de imágenes por medio del cristalino 301 diana. Los datos de imágenes capturados pueden procesarse entonces mediante el módulo de control de sistema láser 320 para determinar la colocación de los impulsos láser aplicados. Este control puede ser un proceso de alineación dinámica durante el procedimiento quirúrgico para garantizar que el haz láser se dirige apropiadamente a cada posición diana. El dispositivo de obtención de imágenes 330 puede implementarse en diversas formas, incluyendo un dispositivo de tomografía de coherencia óptica (OCT). En otras implementaciones, también puede utilizarse un dispositivo de obtención de imágenes de ultrasonidos.

El módulo de control de sistema 320 puede procesar datos de imágenes del dispositivo de obtención de imágenes 330 que incluyen la información de desfase de la posición para subproductos de fotodisrupción en la región diana. Basándose en la información de desfase obtenida a partir de los datos de imágenes, puede generarse la señal de control de haz para controlar el módulo de óptica 310, que puede ajustar el haz láser en respuesta. Puede incluirse una unidad de procesamiento digital en el módulo de control de sistema 320 para realizar diversas funciones de procesamiento de datos para la alineación del láser y la cirugía láser. La unidad de procesamiento digital puede programarse para controlar los parámetros láser de los impulsos láser iniciales y los impulsos láser adicionales, la dirección de escaneo del haz láser desde la dirección posterior a la anterior para los impulsos láser iniciales y el movimiento del láser de los impulsos láser adicionales.

En una implementación, el láser 302 pulsado puede ser un láser pulsado de alta tasa de repetición a una tasa de repetición de impulsos de miles de disparos por segundo o superior con relativamente poca energía por impulso. Un láser de este tipo puede hacerse funcionar para utilizar relativamente poca energía por impulso para localizar el efecto sobre el tejido provocado por la fotodisrupción inducida por láser. Una forma de este efecto sobre el tejido es la formación de burbujas de cavitación. En algunas implementaciones, la región de tejido que sufre el impacto puede presentar un tamaño del orden de micrómetros o decenas de micrómetros. Este efecto sobre el tejido focalizado puede mejorar la precisión de la cirugía láser y puede ser deseable en determinados procedimientos quirúrgicos oftálmicos. En un ejemplo de tal cirugía, la colocación de muchos cientos, miles o millones de impulsos contiguos o casi contiguos, que pueden estar separados por micrómetros o decenas de micrómetros, puede utilizarse para lograr una determinada colocación del efecto quirúrgico deseado. Tales procedimientos que utilizan láseres pulsados de alta tasa de repetición pueden requerir alta precisión en el posicionamiento de cada impulso en la región diana durante la cirugía, tanto en lo que concierne a su posición absoluta con respecto a una ubicación diana como a su posición relativa con respecto a los impulsos anteriores. Por ejemplo, en algunos casos, puede requerirse que los impulsos láser posteriores se suministren próximos entre sí con una exactitud de algunos micrómetros, cuando el tiempo entre impulsos (la tasa de repetición) puede ser del orden de microsegundos.

Las figuras 4a a b muestran una implementación de un procedimiento quirúrgico oftálmico, durante el que se generan puntos láser (o burbujas) para formar gránulos, formando los propios gránulos una matriz de gránulos. Los puntos láser pueden generarse para formar un patrón espacial regular de los gránulos, tal como se muestra en la figura 4b. Los gránulos separados de manera regular utilizan los impulsos láser bien, puesto que requieren una cantidad limitada de energía láser para romper una región diana. No obstante, en otras implementaciones, los gránulos pueden formar una matriz irregular o incluso al azar.

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Las células pueden empaquetarse próximas entre sí. La creación de la pared lateral de una célula puede crear simultáneamente el lateral de la célula vecina también, lo que hace que el procedimiento sea eficaz. El diseño de las células individuales y el patrón celular puede seleccionarse basándose en las propiedades físicas del tejido que va a tratarse. El volumen del cristalino consiste en capas concéntricas de células fibrosas alargadas. La escisión de tejido paralela y perpendicular a las capas y fibras individuales es diferente. Por tanto, en algunas implementaciones, puede utilizarse una densidad de puntos y/o energía de impulso láser superior para formar límites celulares que son perpendiculares a capas y fibras.

Durante la formación de un patrón espacial particular, diferentes implementaciones pueden utilizar diferentes trayectorias de escaneo. Puede construirse un patrón regular todo de una vez o gránulo a gránulo.

En una implementación particular, los gránulos, o las células, pueden ser cubos. Con analogía a estructuras celulares cristalinas, este patrón de células puede describirse como cristal cúbico simple (SC). Las capas de estos cubos pueden formarse simultáneamente, seguido por la repetición del procedimiento en capas posteriores.

Las figuras 5a a d ilustran que en algunas implementaciones puede generarse en primer lugar una capa de burbujas con los impulsos láser para formar la capa inferior del cristal SC, tal como se muestra en la figura 5a. En algunas implementaciones, esta capa inferior puede ser esencialmente transversal, o perpendicular, a un eje óptico del cristalino o el ojo. Tal como se conoce, un eje óptico puede definirse de varias formas diferentes, con resultados algo diferentes. En lo que sigue, el término “eje óptico” se utilizará para referirse a un eje definido por uno cualquiera de estos procedimientos, o incluso un eje de compromiso, definido como una dirección que se encuentra entre ejes definidos de manera diferente.

La figura 5b ilustra que posteriormente a la formación de la capa inferior, puede generarse una matriz regular de paredes celulares. Estas paredes pueden ser esencialmente paralelas al eje óptico, formadas con una altura de célula predeterminada.

Las figuras 5b y 5c ilustran que el explorador puede explorar, o barrer, en primer lugar en una dirección (figura 5b), luego en una dirección ortogonal (figura 5c).

La figura 5d ilustra que una capa de células puede completarse colocando una capa de burbujas para formar la parte superior de las células. Esta capa de burbujas “superior” puede formar entonces la capa de burbujas inferior para la siguiente capa de células. El volumen diana puede rellenarse con una matriz regular de gránulos/células repitiendo las etapas 5a a d.

En algunas implementaciones, puede formarse una capa de límite lisa alrededor de la matriz regular de células en la región diana quirúrgica, parcialmente o en su totalidad. Una capa de límite de este tipo puede proporcionar una superficie lisa sin la rugosidad de los bordes de la matriz celular.

En otras implementaciones, la estructura/matriz celular cristalina puede estar orientada de manera diferente, formando la capa inferior cualquier ángulo con el eje óptico del ojo. En aún otras implementaciones, las propias capas pueden estar algo curvadas, para acomodarse a la curvatura natural de la propia región diana del cristalino o la curvatura natural del plano focal del sistema quirúrgico. Tales estructuras pueden no ser completamente regulares. Pueden contener deformaciones o defectos de la red cristalina. Estos defectos pueden formarse de manera intencionada o pueden surgir durante la creación de la matriz celular.

Las figuras 6a a b ilustran una implementación alternativa, en la que pueden formarse células completas de una capa individualmente una después de otra controlando el explorador para formar todas las paredes de una célula individual, y para comenzar a formar la siguiente célula sólo tras completarse la célula previa.

La figura 6a ilustra que pueden formarse filas de células en primer lugar para construir una capa de células.

La figura 6b ilustra que pueden formarse capas posteriores encima de las capas ya creadas, para rellenar un volumen diana quirúrgico.

Las implementaciones que forman las células individualmente pueden presentar las siguientes características.

En primer lugar, las figuras 7a a c ilustran que la forma de las células puede ser diferente de las formas más simples, como cubos. Por ejemplo, la matriz celular puede presentar una base hexagonal para formar una red cristalina hexagonal simple (SH). O un volumen diana puede romperse en células de un tipo diferente, tales como esferas (figura 7a), separadas por regiones intersticiales pequeñas complementarias. Las formas celulares esféricas pueden minimizar la aparición de obstrucción en la aguja de aspiración. El tipo de la red cristalina, formada por las células esféricas puede seleccionarse para optimizar la razón del volumen de las esferas con respecto al volumen de las regiones intersticiales. Estos tipos de red cristalina se conocen como estructuras cristalinas “densamente empaquetadas”. La estructura cúbica centrada en las caras (FCC) y estructura de empaquetamiento más denso hexagonal (HCP) son dos de tales estructuras.

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En algunas implementaciones, las células pueden presentar formas que se aproximan a esferas, tales como formas poliédricas. En estas implementaciones, las células poliédricas pueden formar estructuras densamente empaquetadas, de manera análoga a la red cristalina de esferas.

La figura 7b ilustra un dodecaedro rómbico truncado, que es un ejemplo de un poliedro que se aproximada a una esfera.

La figura 7c ilustra que dodecaedros rómbicos truncados pueden empaquetarse densamente para formar una capa, y rellenar un volumen diana con una pila de capas. Cuando pasan a través de la aguja de aspiración, estos poliedros pueden rodar más fácilmente que los cubos y la posibilidad de obstrucción es menor.

En segundo lugar, el patrón del escáner de láser puede optimizarse para acelerar la finalización del patrón completo. Crear células individuales con tamaños del orden de 100 a 200 micrómetros requiere pequeños desplazamientos del explorador y pueden realizarse a una velocidad del explorador superior. Movimientos del explorador a mayor escala pueden ser más lentos. El diseño del explorador puede optimizarse eficazmente para lograr el tiempo de procedimiento global más corto. La aplicación de una combinación de dos tipos de explorador diferentes, un explorador de desplazamiento pequeño rápido y un explorador de desplazamiento lento pero más grande puede optimizar adicionalmente el rendimiento del sistema. La construcción individual de células también concuerda con prácticas de diseño de software modular. Puede crearse un patrón volumétrico completo a partir de bloques de construcción; células, filas y capas de células y finalmente el patrón completo. Un enfoque análogo puede ser eficaz en la construcción de un código de software para los controladores del explorador también.

El patrón descrito anteriormente u otros patrones pueden crearse avanzando desde el lado posterior hasta el anterior del cristalino o desde el lado anterior hasta el posterior. Lo primero puede ser ventajoso para evitar el bloqueo del haz láser por burbujas formadas previamente en el tejido diana. Lo último puede ser preferible cuando está presente una catarata en el cristalino y la penetración de luz láser a través de la catarata se ve ya comprometida. En ese caso, puede ser necesaria la fragmentación de la parte anterior del cristalino seguido por aspiración de la parte tratada y tratamiento con láser y aspiración sucesivos de las partes de revestimiento más profundas del cristalino hasta que se fragmenta el volumen completo.

Las características adicionales de implementaciones que fragmentan el tejido diana en una forma granular o celular incluyen las siguientes.

1) Reducción de la cantidad de burbujas de gas formadas en el ojo y por tanto reducción de la opacidad inducida del tejido. Puesto que puede lograrse un grado similar de disrupción tisular mediante un número considerablemente más pequeño de burbujas en un procedimiento granular/celular, este aspecto puede aumentar la eficacia del tratamiento con láser en un grado sustancial.

2) Reducción del número de impulsos aplicados al tejido, lo que aumenta la velocidad del procedimiento. El tiempo es muy importante durante la cirugía ocular, ya que tras aproximadamente dos minutos los pacientes desarrollan algunas veces un movimiento ocular creciente, difícil de controlar. Esto puede requerir el abandono del procedimiento quirúrgico. Por tanto, si una nueva característica en un procedimiento quirúrgico puede reducir el tiempo de la cirugía desde más de dos minutos hasta menos de dos minutos, era característica puede aumentar la utilidad del procedimiento quirúrgico cualitativamente.

3) Reducción de la energía total aplicada al tejido, lo que reduce posibles efectos secundarios no deseados relacionados con la exposición del ojo a luz láser. En la mayoría de los procedimientos, una parte sustancial de la luz láser pasa a través de la región quirúrgica y continúa su camino hasta la retina. Al ser la retina un tejido fuertemente sensible a la luz por sí mismo, esta luz láser quirúrgica transmitida puede dañar la retina hasta un grado no deseable

o inaceptable. Por tanto, una reducción de la luz láser transmitida puede ser una característica ventajosa.

Para evaluar cuantitativamente las diferentes implementaciones, se proporciona una comparación para la cantidad de energía láser requerida para tratar un volumen dado, y para el número de impulsos láser requeridos para procedimientos de fragmentación volumétrica y celular.

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Separación depuntos (um): Tamaño de cubo(um) Número de impulsospor disgregaciónvolumétrica en mm3 Número de impulsospor disgregacióngranular en mm3 Razón de impulsos,volumétrico frente agranular, razón detiempo deprocedimiento

2: 50 125000000 14400000 8,7

2: 150 125000000 4933333 25,3

2: 250 125000000 2976000 42,0

5: 50 8000000 2160000 3,7

5: 150 8000000 773333 10,3

5: 250 8000000 470400 17,0

10: 50 1000000 480000 2,1

10: 150 1000000 186667 5,4

10: 250 1000000 115200 8,7

20: 50 125000 90000 1,4

20: 150 125000 43333 2,9

20: 250 125000 27600 4,5

Tabla 1

5 La tabla 1 ilustra algunos resultados de la comparación, contrastando la disgregación tisular realizando un procedimiento volumétrico y formando una red cristalina cúbica simple de células. Normalmente, el volumen de burbujas de gas individuales es aproximadamente proporcional a la energía del impulso láser de femtosegundo que creó la burbuja. Esta proporcionalidad se mantiene para energías no demasiado próximas al umbral de producción de plasma. Además, los impulsos individuales se dirigen de tal manera que las burbujas de gas se tocan entre sí. En

10 el procedimiento volumétrico esto se traduce en que la separación de puntos, líneas y capas es aproximadamente igual a otra, estando fijadas todas por el diámetro de las burbujas. En la implementación celular esto se traduce en que se forman límites celulares por esferas en contacto. Se indica que, en la práctica, puede ser necesario algo de solapamiento para los procedimientos tanto volumétrico como de matriz celular.

15 La tabla 1 notifica resultados de comparación, variando la separación de puntos de desde 2 micrómetros hasta 20 micrómetros y el tamaño celular desde 50 micrómetros hasta 300 micrómetros. La velocidad del procedimiento se caracterizó por el número de impulsos necesarios para un volumen total dado y la energía total necesaria.

En algunas implementaciones de la disgregación volumétrica, la energía total necesaria para disgregar el tejido en la

20 región diana puede ser aproximadamente independiente del tamaño de las burbujas. Esta energía es del orden de 1 julio por milímetro cúbico de volumen diana. Esta relación se mantiene de la manera más exacta en el intervalo de energía en el que el volumen de una burbuja individual es proporcionar a la energía de impulso láser.

Para implementaciones que forman una red cristalina de células, la velocidad y la energía correspondiente depende

25 tanto del tamaño de las burbujas individuales como del tamaño de la célula. La velocidad aumenta con tamaños celulares crecientes y tamaños de burbuja decrecientes. Esto es el resultado del cambio en la razón de volumen con respecto a superficie de las células en función de su tamaño. Esta comparación se basa en la utilización de una aguja de calibre 23 que presenta un diámetro interno de 340 micrómetros. El cubo de tamaño más grande que puede entrar en el tubo en la orientación menos favorecida, con su diagonal corporal perpendicular a la longitud del

30 tubo, es de aproximadamente 196 micrómetros. Implementaciones reales pueden utilizar tamaños de grano más pequeños, tales como 150 micrómetros.

Tal como ilustra la tabla 1, procedimientos basados en la formación de redes cristalinas de células pueden presentar un aumento de velocidad en un factor de 2,9 a 25,3 con respecto a la velocidad del procedimiento volumétrico a

35 medida que el tamaño de las burbujas varía. Para un tamaño de burbuja típico de 10 micrómetros, el aumento de velocidad puede ser de aproximadamente 5,4 veces. La razón de velocidad aumenta con el tamaño de burbuja decreciente. La mejora en el tiempo de procedimiento es aproximadamente un factor de 10 para un tamaño de burbuja de 5 micrómetros y de 25 para un tamaño de burbuja de 2 micrómetros. Éstas son mejoras bastante significativas con respecto al procedimiento volumétrico.

40

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55 E09700876

19-05-2015

Tal como se mencionó anteriormente, la energía láser total requerida es proporcional al volumen de gas total producido, que es proporcional al número de burbujas para burbujas de un tamaño fijado. Por tanto, entre los procedimientos que utilizan la misma potencia láser promedio y crean burbujas de tamaño similar, el tiempo de procedimiento es aproximadamente proporcional al número de burbujas creadas. Por tanto, la mejora de velocidad de los procedimientos de matriz celular con respecto a los procedimientos volumétricos es proporcional a la razón R del número de impulsos total, tal como se demuestra en la tabla 1. Implementaciones con un tamaño de burbuja diferente requieren en general una potencia promedio láser, una tasa de repetición y un ajuste de velocidad del explorador diferentes. No obstante, sigue siendo cierto para implementaciones con todos los tamaños de burbuja que la fragmentación granular/celular disminuye la energía total y el tiempo requerido en comparación con la fragmentación volumétrica con el mismo tamaño de burbuja. Por tanto

Volumen_de_gas_producido_en_fragmentación_volumétrica

R = (1)

Volumen_de_gas_producido_en_fragmentación_granular

Además,

Tiempo_de_procedimiento_de_fragmentación_volumétrica

R = (2)

Tiempo_de_procedimiento_de_fragmentación_granular

Cuando el tamaño celular es significativamente más grande que el tamaño de burbuja, R puede ser aproximadamente proporcional a la razón volumen / superficie de la célula. Puesto que el volumen de gas producido es aproximadamente proporcional al producto del área de los límites celulares multiplicado por el tamaño de burbuja, R es aproximadamente proporcional a una razón del tamaño celular con respecto al tamaño de burbuja.

Tamaño_celular

R ∞ . (3)

Tamaño_de_ burbuja

La fragmentación granular con el menor tamaño de burbuja produce la menor cantidad de gas en el tejido diana y utiliza la menor cantidad de energía láser total. En algunas implementaciones, puede haber un límite práctico, lo pequeño que debe ser el tamaño de burbuja utilizada. En algunas implementaciones las burbujas están densamente empaquetadas, y la separación de puntos y la separación de líneas correspondientes es casi igual al tamaño de burbuja cuando se crea la superficie de un límite celular. Aunque los parámetros láser, la potencia promedio, la energía de impulso y la tasa de repetición pueden elegirse a lo largo de un intervalo lo suficientemente amplio como para lograr el tamaño de burbuja, las separaciones de puntos y líneas deseados, el sistema de escaneo puede estar limitado en su velocidad y aceleración para generar un patrón particular. Para mantener la aceleración del explorador bajo control en los puntos de giro, en algunas implementaciones, la velocidad de progresión lineal de la colocación de burbujas puede mantenerse más pequeña que un valor limitante, νlim.

Para un patrón granular dado, se facilitan el área total de los límites celulares, A, y tal como se demuestra en la tabla 1, el número total de impulsos N por volumen total para un tamaño de burbuja dado. Por ejemplo, para un área empaquetada A = N * tamaño_de_burbuja2.

La trayectoria lineal total de colocación de burbujas s puede ser igual a N * tamaño_de_burbuja, que es también la velocidad de progresión de la colocación de burbujas por el tiempo de procedimiento total, s = ν * T. Por tanto, en algunos enfoques, el producto ν * T * tamaño_de_burbuja puede ser aproximadamente constante.

Con el fin de minimizar la cantidad total de gas producido y la cantidad total de energía láser utilizada para un patrón granular, algunos enfoques minimizan el tamaño de burbuja seleccionando la velocidad de progresión lineal y el tiempo de procedimiento hasta su valor aceptable más grande νlim y Tmax. En este caso, Tmax es el tiempo de procedimiento máximo tolerable por el entorno clínico, menos de 1 minuto es aceptable, menos de 30 segundos es deseable, dictado principalmente por la tolerancia del paciente a mantenerse tranquilo durante el procedimiento.

Por otro lado, para minimizar el tiempo procedimiento, pueden seleccionarse la velocidad lineal más alta νlim y el tamaño de burbuja aceptable más grande. El tamaño de burbuja aceptable más grande está determinado por la cantidad de gas producido, la energía de impulso utilizada y por la precisión requerida de la cirugía.

Algunas implementaciones del sistema quirúrgico maximizan la velocidad del explorador y disminuyen el umbral de energía láser para la formación de burbujas de cavitación, con el fin de minimizar el tamaño de burbuja. El cirujano puede hacer la elección para seleccionar parámetros particulares dentro de la limitación del sistema quirúrgico para optimizar los parámetros para desenlaces quirúrgicos particulares. La decisión puede tener en cuenta el tamaño del área afectada quirúrgicamente, los parámetros tisulares, la edad del paciente y otros factores.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Sistema láser para fragmentar tejido biológico con un láser fotodisruptor, que comprende:

5 un láser (302) pulsado para producir un haz láser de impulsos;

un módulo de óptica (310); y

un modulo de control de sistema láser (320) que comprende una unidad de procesamiento digital configurada para controlar el láser (302) pulsado por medio de una señal de control de láser y el módulo de óptica (310) por medio de una señal de control de haz, y adaptado para dirigir el haz láser de impulsos a una región diana seleccionada del tejido;

caracterizado por que comprende un escáner de láser adaptado para controlar la aplicación del haz láser en

15 capas de impulsos y de manera repetitiva en un patrón de red cristalina densamente empaquetada seleccionado de entre cúbico centrado en las caras simple, empaquetamiento más denso hexagonal, dodecaedro rómbico truncado y células poliédricas que se aproximan a esferas, para generar una matriz regular de células dentro de un volumen de tejido en la región diana seleccionada, siendo cada célula definida por unos límites celulares sometidos a fotodisrupción de modo que el tejido pueda romperse posteriormente a lo largo de las superficies y los límites de las células en gránulos de tejido fragmentado.
2. Sistema láser según la reivindicación 1, que comprende además;

un dispositivo de aspiración, configurado para poder aspirar los gránulos de tejido fragmentado formados por el 25 haz láser.
3.

Sistema láser según la reivindicación 2, en el que el dispositivo de aspiración es una aguja fijada a una bomba de succión, y en el que la aguja presenta un diámetro interno de aproximadamente 0,34 mm.
4.

Sistema láser según la reivindicación 1, en el que la unidad de procesamiento digital está programada para controlar los parámetros láser de impulsos láser iniciales e impulsos láser adicionales, la dirección de escaneo del haz láser desde la dirección posterior hasta la anterior para los impulsos láser iniciales y el movimiento láser de los impulsos láser adicionales.

35 5. Sistema láser según la reivindicación 1, en el que el láser (302) pulsado está adaptado para producir un haz láser de impulsos para generar gas en el tejido diana cuando el tejido diana es el tejido del cristalino del ojo, en forma de burbujas de cavitación, que se tocan o se solapan, para generar los límites celulares creando capas de burbujas en la región diana seleccionada del tejido.
6. Sistema láser según la reivindicación 5, en el que el láser (302) pulsado comprende por lo menos uno de entre: un haz láser con una potencia esencialmente constante; y un haz láser con una potencia variable.

45
7. Sistema láser según la reivindicación 1, estando el láser (302) pulsado adaptado para generar impulsos láser con parámetros láser de por lo menos uno de entre: una duración de impulso comprendida entre 0,01 picosegundos y 50 picosegundos; una tasa de repetición comprendida entre 10 kilohercios y 100 megahercios;

una energía de impulso comprendida entre 1 microjulio y 25 microjulios; y 55 una separación de dianas de impulsos comprendida entre 0,1 micrómetros y 50 micrómetros.
8.

Sistema láser según la reivindicación 1, en el que dirigir el haz de impulsos láser comprende aplicar los impulsos láser con un parámetro láser basado en por lo menos uno de entre:

una medición preoperatoria de propiedades estructurales de la región diana seleccionada del tejido; y un algoritmo que depende de la edad.
9.

Sistema láser según la reivindicación 1, en el que el sistema está configurado para aplicar impulsos láser

65 adicionales a una o más ubicaciones fuera de la región diana seleccionada del tejido para crear una abertura para un procedimiento adicional.

10