ES2600279T3

ES2600279T3 - Osteotomo de láser CARLO asistido por ordenador y guiado por robot

Info

Publication number: ES2600279T3
Application number: ES09778650.3T
Authority: ES
Inventors: Alfredo E. Bruno; Hans-Florian Zeilhofer; Philipp Jürgens
Original assignee: Advanced Osteotomy Tools AOT AG
Current assignee: Advanced Osteotomy Tools AOT AG
Priority date: 2009-09-22
Filing date: 2009-09-22
Publication date: 2017-02-08
Anticipated expiration: 2029-09-22
Also published as: EP3117792B1; EP2480153A1; EP3117792A1; WO2011035792A1; EP2480153B1; US20120220992A1; US10265126B2; ES2751665T3

Abstract

Un dispositivo médico CARLO automatizado (1) para la fotoablación de tejidos duros humanos para facilitar las intervenciones quirúrgicas, comprendiendo: a) una fuente de láser de fotoablación (31); b) un brazo robótico (2) para posicionar con precisión el haz del láser de fotoablación (32) en una línea osteotómica objeto (51); y c) una consola operativa central (6) para conducir el brazo robótico (2) sobre la línea osteotómica y, controlar la fuente del láser de fotoablación (31) y realizar otras tareas de control, caracterizado por que comprende además d) un sistema de autoguiado (4) para corregir la posición de la línea osteotómica objeto (51) respecto a la fuente del láser de fotoablación; y e) un filtro de partículas desechable (35) conectado a una boquilla de aspiración (34) y una bomba de aspiración para capturar moléculas de mal olor y desechos generados por la fotoablación.

Description

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DESCRIPCION

Osteotomo de laser CARLO asistido por ordenador y guiado por robot Campo tecnico

La invencion presente se refiere a un osteotomo de laser (CARLO) asistido por ordenador y guiado por robot automatizado segun el preambulo de la reivindicacion independiente 1. Tal dispositivo medico puede ser usado para cortar, taladrar y fresar huesos y tejidos cartilaginosos para realizar todas las formas de osteotoirnas en el campo de las cirugfas craneomaxilofaciales (CMF), ortopedicas, de la base craneal y dentoalveolares, incluyendo la implantologfa dental.

Antecedentes de la tecnica

Actualmente, las osteotoirnas se realizan con herramientas mecanicas, tales como sierras de vaiven, cinceles o taladros. La precision en el corte, taladro o fresado de los huesos y cartflagos obtenidos con estas herramientas esta limitada por el tamano del instrumento usado y solo pueden ser realizadas geometnas de corte simple con estas herramientas. Un inconveniente inherente del uso de herramientas mecanicas para la osteotoirna es que estan en contacto directo con el tejido duro y transmiten vibraciones no deseadas al paciente y el calor generado por las fricciones degrada la precision que de lo contrario se puede obtener con la osteotoirna.

Aprovechando los metodos de ablacion por laser de amplio uso en el micromecanizado de materiales no biologicos tales como metales y plasticos para la replicacion y prototipado rapido esta emergiendo un nuevo metodo para realizar osteotoirnas sin hacer contacto que ofrece claras ventajas sobre los metodos mecanicos (vease, por ejemplo, Kuttenberger J J., Stubinger S., Waibel A., Werner M., Klasing M., Ivanenko M., Hering P., Von Rechenberg B., Sader R., y Zeilhofer H F., Photomed Laser Surg., abril de 2008; 26(2):129-36 y las referencias en esta memoria). Sin embargo, existe una diferencia importante cuando el micromecanizado de tejidos biologicos de pacientes para la fotoablacion, en comparacion con, por ejemplo, metales o plasticos, que ha contribuido a retrasar su desarrollo con propositos osteotomicos, y es la dificultad de fijar apropiadamente el objetivo anatomico del paciente a ser operado. Esta dificultad no deja que la precision de la intervencion este dominada por el tamano de la cintura del haz (el tamano del haz del laser en su punto focal), sino por los movimientos y las vibraciones, la invencion supera tales dificultades en la realizacion preferida con el uso de una novedosa herramienta de correccion por autoguiado que compensa constantemente los movimientos y vibraciones de la parte anatomica que esta siendo operada.

Otra posible razon que causa el retraso en la ejecucion de la micromecanizacion por laser de tejidos biologicos es que el micromecanizado por laseres de materiales no biologicos estaba justificado desde un punto de vista comercial, ya que se usa principalmente para la replicacion de partes (por ejemplo, como en la industria del automovil), mientras que en osteotoirna cada intervencion es unica. Sin embargo, las tecnicas de imagen modernas de tejidos duros y blandos, combinadas con metodos de prototipado rapido para la planificacion preoperatoria, tal como se usa en la invencion presente, facilita el paso de diseno individual que justifica ahora el uso del micromecanizado con laser para casos individuales. Ademas, el uso de estas tecnicas modernas se torna imperativo para los casos complicados.

La interaccion de la luz laser con los tejidos duros, que es el primer paso con el fin de obtener una fotoablacion eficiente, ha sido estudiada con gran detalle usando varios tipos de laser como se ha mostrado en varios estudios clmicos. En el contexto biologico, la expresion "fotoablacion" y derivaciones de ella tal como se usan en esta memoria se refieren a la vaporizacion del agua de los tejidos humanos y su posterior eyeccion inducida por irradiacion laser de impulsos de longitudes de onda seleccionadas, potencias espedficas y duracion de los impulsos. La energfa electromagnetica depositada se transforma casi totalmente en energfa mecanica y la region iluminada es expulsada a alta velocidad en forma de desechos. La energfa depositada es eliminada de esta manera por los desechos expulsados impidiendo o minimizando la disipacion de calor minimizando de esta manera el dano termico dentro de la superficie del tejido restante de relevancia significativa para el proceso de curacion.

Los materiales de hueso consisten aproximadamente en un 13% de agua, 27% de colageno y 60% de hidroxiapatita y fosfato de calcio. El componente de mineral de material de hueso se encuentra en la forma de cristalitos de hidroxiapatita, que es una forma de fosfato de calcio. Los cristalitos estan rodeados de fosfato de calcio amorfo y estan embebidos en una matriz de colageno. Alcanzan un tamano maximo de 50 nm y se agrupan a lo largo de las fibrillas de colageno a distancias de 60-70 nm; los grupos aumentan su tamano hasta unos pocos micrometros. El punto de fusion de los minerales es aproximadamente 1500° C. Debido a que las caractensticas espectrales de los tejidos oseos estan dominadas por el espectro de absorcion del agua, los laseres que se conoce que realizan eficientemente la fotoablacion de los huesos y del tejido cartilaginoso son laseres de emision de gas de CO2 a 10,6 pm, laseres de estado solido de erbio de emision a longitudes de onda de 2,94 pm y 2,79 pm (dependiendo del tipo de medio de ganancia), laseres de holmio que emiten a 2,08 pm, laseres de exdmeros que emiten a longitudes de onda mas cortas de 300 nm (Yow L., Nelson J.S. y Berns M.W., Laser Surg., Med.; 1989, 9, 141-147) laseres de estado solido laseres de conmutacion de Q con ancho de impulso de unos pocos nanosegundos con emision de varias longitudes de onda y, laseres de femtosegundos ultrarrapidos (por ejemplo Girard B., Cloutier M., Wilson DJ., Clokie CM., Wilson BV., Laser Surg. Med., junio de 2007; 39 (5): 458-67). Los dos laseres mas usados son, sin

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embargo los laseres de impulsos de CO2 y de erbio. Los laseres de erbio han demostrado tener algunas ventajas (vease, por ejemplo, Stubinger S., Nuss K., Landes C., von Rechenberg B., y Sader R. Laser Surg. Med., julio de 2008; 40 (5): 312-8) sobre laseres de CO2en terminos de precision de corte y danos termicos. Cuanto mayor es la precision observada en los cortes realizados por los laseres Er:YAG (erbio: itrio aluminio granate) se debe principalmente al hecho de que el coeficiente de absorcion de agua lfquida es superior a 2,94 pm (de 12 x 103 cm-1) que a 10,6 pm (de 0,7 x 103 cm-1) dando lugar a una corta penetracion optica por vaporizacion explosiva. Con impulsos provenientes de laseres Er:YAG de funcionamiento libre este proceso de fotoablacion es muy eficiente y se obtienen rendimientos de ablacion sustanciales de 0,6 mm3/J con un dano termico mmimo de aproximadamente 1015 pm de profundidad. En contraste, los laseres de CO2 retiran el tejido oseo calentandolo hasta el punto de vaporizacion y pirolisis dando lugar a una extensa formacion de carbon (es decir, una carbonizacion) que se traduce en una curacion retardada. Los laseres de erbio son por tanto mas apropiados que los laseres de CO2 y se usan en la realizacion preferida de la invencion presente.

Se han realizado cortes por laser dirigiendo el haz del laser usando, por ejemplo, puntas opticas de fibra (Stubinger S., Landes C., Seitz O., y Sader R.; J. Periodontol 2007 de diciembre 78(12): 2389-94), con la ayuda de manipuladores del haz del laser controlados ya sea por una palanca de mando o joystick operada por el cirujano o, por medio de un controlador de ordenador en el que la trayectoria de corte predefinida, tal como la lmea de division en una cirugfa craneomaxilofacial (CMF), denominada lmea de osteotoirna en la memoria presente, ha sido programada previamente mientras el cirujano vigila la intervencion. En el documento WO 2007/101015 A1 se describe un sistema de cirugfa asistida por ordenador (CAS). Los manipuladores usados en los dispositivos mas avanzados se basan en espejos deflectores XY (Kuttenberg JJ., Stubinger S., Waibel A., Werner M., Klasing M., Ivanenko M., Hering M., Von Rechenber B., Sader R., Zeilhofer HF.; de abril de 2008; 26(2): 129:36). Se han conseguido cortes sofisticados montando los elementos de enfoque de este escaner optico controlado por ordenador. Tal sistema de suministro optico es sin embargo mas adecuado para cortar huesos relativamente planos porque el escaner de haz esta fijo respecto al objetivo anatomico y la cintura del haz no puede seguir la compleja tomograffa del hueso curvado como los encontrados, por ejemplo, en la cirugfa CMF. Otro problema asociado con el uso de manipuladores basados en espejos movibles XY es que el escaner es fijo y la distancia desde la lente de enfoque a los puntos de fotoablacion cambia a lo largo de la lmea de osteotomfa; es decir, que no tiene en cuenta los cambios en el eje Z (coaxial al haz de laser). Este problema se agudiza cuando la lmea de osteotomfa es relativamente grande cuando se usan escaneres de espejo XY porque la precision vana a lo largo de la lmea de osteotomfa; es decir, se degrada cuando la cintura del haz no esta sobre el objetivo. Por tanto es deseable disponer de un medio para asegurar que la cintura del haz esta siempre situada en el lugar donde se realiza la fotoablacion. Ademas de la falta de control sobre el eje Z estos deflectores de haz XY no permiten el control del angulo de incidencia del haz del laser, definido por los angulos © y Q respecto al tejido al que se va a realizar la fotoablacion, requeridos para aumentar la complejidad de las geometnas de corte o, requeridos para evitar caractensticas tales como un nervio o un diente. En la realizacion preferida de la invencion presente, la cabeza del laser de un laser de estado solido compacto esta montada en el ultimo segmento de un brazo guiado por robot que tiene varios grados de libertad, y que es capaz de situar la cintura del haz del laser a lo largo de toda la lmea de osteotomfa a cualquier angulo de incidencia conveniente. En otra realizacion de la invencion, se resuelve este problema usando un sistema de autoenfoque automatico que asegura que la cintura del haz se encuentra siempre en el lugar deseado del objetivo, por ejemplo en la superficie del hueso.

La precision de la osteotomfa ha sido mejorada en gran medida mediante el uso de la planificacion operativa y los metodos de navegacion quirurgica de la cirugfa asistida por ordenador (CAS) usados para realizar varios tipos de intervenciones complejas. Muy importante para la osteotomfa CMF es la posibilidad de conseguir antes de la intervencion una representacion 3D de la region anatomica a ser operada obtenida actualmente mediante tecnologfas de escaneo modernas. Estos escaneos se realizan en la actualidad por un numero de tecnologfas de imagen medicas disponibles, que incluyen la CT (tomograffa computarizada), MRI (imagenes por resonancia magnetica), rayos X, ultrasonidos, etc. Ademas, se pueden combinar tambien diferentes metodos de escaneo para obtener el conjunto de datos 3D final usando tecnicas de fusion. El conjunto de datos 3D final reproduce la situacion geometrica exacta de los tejidos normales y patologicos o de estructuras particulares de la region de interes. El contraste por color artificial del conjunto de datos 3D proporciona detalles de, por ejemplo, estructuras blandas contra estructuras de tejido duro, permitiendo asf que un ordenador diferencie y, separe visualmente, tejidos y estructuras diferentes y, evite danos a estructuras anatomicas vulnerables.

El conjunto de datos 3D que reproduce la region anatomica de interes incluye con frecuencia caractensticas historicas intencionales que son utiles para realinear el conjunto de datos virtual contra la anatomfa real durante la cirugfa para la navegacion. Se han desarrollado diferentes grnas quirurgicas o cabezales, para ser aplicados a la cabeza del paciente para osteotomfas orales y CMF. Sistemas de posicionamiento opticos basados en una camara de infrarrojos (IR) y varios transmisores aplicados a, por ejemplo, el craneo para intervenciones CMF ofrecen senaladas ventajas a las grnas quirurgicas mecanicas. Estos tambien se colocan en regiones convenientes del neurocraneo y, en algunos casos, tambien en el instrumento usado para cortar el hueso. Se necesitan al menos tres transmisores IR aplicados a la zona del neurocraneo para compensar los movimientos de la cabeza del paciente. En la practica se usan mas de cinco transmisores para mejorar la precision, mas preferentemente son convenientes mas de siete transmisores. La posicion 3D de cada transmisor se mide por la camara de IR, usando el mismo principio que se usa en la navegacion por satelite. La estacion de trabajo del navegador quirurgico esta

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constantemente visualizando la posicion real de las estructuras oseas o fragmentos de movimiento libre que son comparados con la posicion del objetivo predeterminado. De esta manera los fragmentos oseos provenientes de la osteotomna pueden ser situados con precision en la posicion del objetivo determinada a priori mediante simulacion quirurgica. En la realizacion preferida de la invencion presente, un sistema de navegacion de posicionamiento optico es usado de tal manera que su salida alimenta un nuevo sistema de autoguiado conectado al brazo guiado del robot compensando constantemente los movimientos y vibraciones de la parte anatomica que esta siendo operada para asegurar que el corte real se corresponde con exactitud con la lmea osteotomica objeto predeterminada.

En otra realizacion, un conjunto de emisores de IR esta aplicado al brazo guiado por robot donde esta montado el laser de fotoablacion para mejorar la precision y la seguridad del instrumento.

En resumen, en contraste con los metodos mecanicos, el estado de la tecnica de vanguardia de los metodos de fotoablacion ofrece la posibilidad de realizar osteotoirnas con las siguientes ventajas:

a) Intervenciones sin contactos, casi sin vibraciones.

b) Mayor precision.

c) Disminucion de la hemorragia.

d) Reduccion del penodo postoperatorio debido a una curacion mas rapida.

e) Posibilidad de realizar geometnas de corte complejas.

f) Facil combinacion con los metodos de navegacion quirurgicos y de planificacion operativa disponibles.

g) Control constante de la profundidad del corte, taladro o trituracion de hueso y cartflago para reducir al mmimo o evitar por completo danos en las estructuras vulnerables (por ejemplo, vasos y nervios) y el tejido blando circundante.

Sin embargo, quedan algunas cuestiones reconocidas que impiden su amplio uso para beneficiar a un gran segmento de pacientes. Algunos de los inconvenientes en osteotomfas realizadas con los dispositivos de la tecnica de vanguardia son:

a) La falta de un metodo de autoguiado para bloquear el sistema de coordenadas de la lmea de osteotomfa a la parte anatomica del paciente que esta siendo operado, que sea independiente de los movimientos del paciente para realizar con precision una trayectoria de corte predefinida.

b) El grado limitado de libertad de los sistemas de manipulacion para dirigir apropiadamente el haz de laser de fotoablacion a la lmea de osteotomfa.

c) La lenta velocidad de la manipulacion de la cintura del haz del laser sobre la lmea de osteotomfa.

d) La falta de un sistema capaz de eliminar los gases y partmulas de fotoablacion que causan mal olor y distribuyen partmulas de patogenos en la sala de operaciones.

e) La falta de medidas de seguridad para que el cirujano detenga el proceso de fotoablacion en posibles situaciones de emergencia.

Por tanto, existe una necesidad de un dispositivo medico CARLO que se ocupe de las deficiencias anteriormente mencionadas y que sea capaz de realizar mas rapidamente y con seguridad una geometna de corte predefinida en varios angulos transversales con una precision constante que sea independiente de los movimientos de los pacientes y evacue los desechos de fotoablacion y el mal olor.

Descripcion de la invencion

Segun la invencion, estas necesidades se resuelven con un CARLO para el corte, taladrado y fresado del hueso y del tejido cartilaginoso segun esta definido en las caractensticas de la reivindicacion independiente 1. Las realizaciones preferidas son el objeto de las reivindicaciones dependientes. En particular, la forma de realizacion preferida de la invencion presente trata de un CARLO que comprende una consola de ordenador para controlar un laser de fotoablacion de estado solido compacto montado en un brazo robotico con un sistema de autoguiado por laser de fotoablacion al paciente dedicado.

En la invencion presente el corte de tejido duro con un laser de impulsos se realiza taladrando una serie de orificios adyacentes igualmente espaciados con un paso dado siguiendo un camino predefinido a modo de escaneo. Cada orificio individual es taladrado por multiples disparos de laser en un punto dado hasta que el tejido duro esta totalmente taladrado cuando la irradiacion con laser es detenida. El haz de laser es reposicionado a continuacion por el brazo robotico para iluminar el punto siguiente de la lmea de osteotomfa predeterminada para taladrar de igual manera el orificio adyacente. Este proceso es repetido hasta que haya sido cortada la lmea completa de osteotomfa

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predefinida.

La lmea de osteotoirna esta definida por un conjunto de datos de fotoablacion que comprende un conjunto lineal de puntos que contienen tanto la posicion de los puntos donde cada orificio debe ser taladrado como el angulo de incidencia del haz de fotoablacion del haz respecto a la superficie del hueso. La posicion de cada punto esta definida por un conjunto de valores X, Y y Z y, el angulo de incidencia esta definido por un conjunto de angulos, 0 yQ. El conjunto de datos de fotoablacion contiene por tanto la informacion XYZ - 0Q de cada orificio de la lmea de osteotoirna. El conjunto de datos 3D de la region anatomica de interes ha sido reunido previamente preferentemente mediante RMI, pero podna ser obtenido por otros metodos tomograficos tales como CT, rayos X, ultrasonidos, etc., o por una combinacion de algunos de estos metodos, mientras que el conjunto de datos de fotoablacion tiene que ser disenado por el cirujano o por un experto que use un conjunto de datos 3D y software de modelado por ordenador. El conjunto de datos de fotoablacion y el conjunto de datos 3D de la region anatomica de interes son guardados en el CARLO en el mismo sistema de coordenadas.

Una fuente de laser preferida es un laser bombeado de estado solido Er:YAG que emite a 2,94 pm. Hay dos tipos de laseres Er:YAG dependiendo de la fuente de bombeo de los medios de ganancia que podnan ser usados con el CARLO. El laser Er:YAG usado en osteotoirna mencionado en la tecnica anterior es bombeado por lamparas de destello (flash) convencionales que operan con frecuencias de repeticion inferiores a 50 Hz y mas comunmente emiten entre 5 Hz y 20 Hz con impulsos que tienen un ancho de lmea temporal de 150 a 300 psegundos y mas comunmente alrededor de 250 psegundos donde el laser es operado en el modo de funcionamiento libre; es decir, sin dispositivos acortadores de impulsos tales como un conmutador de Q. En la realizacion preferida de la invencion presente se usa un laser Er:YAG bombeado por diodos laser (LD) al que en adelante se hace referencia como laser de LD-Er:YAG. Los laseres de LD-Er:YAG son mas eficientes que los laseres bombeados flash Er:YAG en terminos de conversion de energfa, pueden ser operados a una velocidad de repeticion mucho mas rapida y son mas pequenos, lo que facilita su integracion en un brazo robotico. Preferiblemente, se usan uno o mas LD para bombear el medio de ganancia del laser. Preferiblemente, en un laser LD-Er:YAG se consiguen impulsos que tienen anchuras temporales de menos de 250 psegundos y, mas preferiblemente, por debajo de 50 psegundos. La frecuencia de repeticion de los impulsos de la fuente del laser de fotoablacion es preferiblemente mayor de 200 Hz, mas preferiblemente mayor de 500 Hz con tal de que la anchura temporal y la energfa de cada impulso pueda inducir una fotoablacion eficiente.

El enfriamiento del medio de ganancia del laser ya sea de los laseres bombeados por LD o de los laseres bombeados por lampara de flash Er:YAG puede hacerse mediante el flujo de aire de un ventilador o, por un sistema de lfquido circulante separado para asegurar que el laser opera a una temperatura constante para evitar o minimizar la degradacion del haz durante la operacion debida a fluctuaciones termicas como, por ejemplo, debido a la emision termica. Sin embargo, en otra realizacion, la temperatura de funcionamiento del laser de erbio y/o los de LD puede ser controlada por medio de un controlador termoelectrico de temperatura que incluye, por ejemplo, elementos Peltier y un sensor de termopar segun han descrito A. Bruno y otros en Anal. Chem. 63 (23), p. 2689 (1991). Tal controlador de temperatura activo permite una miniaturizacion comparablemente facil del laser de fotoablacion lo que facilita su integracion en un brazo robotico.

Otro parametro cntico en la practica clmica es la reduccion del tiempo global del tratamiento de un procedimiento que es conseguida en la invencion presente usando un laser que opera a velocidades de repeticion por encima de 50 Hz, preferiblemente por encima de 200 Hz, mas preferiblemente por encima de 500 Hz. Las velocidades de repeticion por encima de 200 Hz permiten taladrar orificios individuales con multiples impulsos en un penodo de tiempo muy corto. Ademas, para conseguir un corto tiempo de tratamiento global, otros procesos que contribuyen a la duracion global del tratamiento tienen que ser rapidos como, por ejemplo, el reposicionamiento del haz del laser desde un punto al siguiente por el brazo robotico y, el tiempo dedicado a apagar y a volver a encender el laser despues de taladrar cada orificio por medios electronicos o mecanicos, por ejemplo, como se explica mas adelante. Por tanto, en la realizacion preferida de esta invencion todos los procesos que contribuyen a la duracion global del tratamiento estan automatizados y la cabeza del laser esta montada en un brazo robotico muy rapido y compacto. En tales condiciones, el tiempo total para taladrar un orificio debe ser de unos pocos segundos; por ejemplo, 3 segundos. Por ejemplo, para cortar una lmea de osteotoirna de un centfmetro se requieren cincuenta (50) orificios con el CARLO cuando se necesitan 3 segundos para taladrar cada orificio incluyendo todas las tareas adicionales, tales como el reposicionamiento del brazo robotico etc. se necesitan aproximadamente 2 minutos.

Una cuestion clave cuando se taladran los orificios individuales es el control de la profundidad de cada orificio que preferiblemente no debe taladrar el tejido blando en contacto con el tejido duro; es decir, el proceso de fotoablacion debe detenerse inmediatamente despues de que el orificio haya sido atravesado. Esto es de particular importancia en la cirugfa CMF de osteotoirna sagital dividida mandibular bilateral para la correccion de las deformidades CMF. La lmea de division en estas osteotoirnas atraviesa usualmente el canal mandibular donde se encuentra el nervio alveolar inferior y esto representa un gran riesgo de lesion durante la corticotoirna por laser. En la realizacion preferida de la invencion presente, el CARLO tiene un sistema de control de circuito cerrado para detener el envfo de impulsos de laser a la interfaz de tejido duro-blando cuando el hueso es totalmente atravesado. Esto se consigue en la realizacion preferida por medio de, por ejemplo, un sensor optoacustico capaz de diferenciar un cambio en la senal acustica generada por cada impulso del laser durante la fotoablacion cuando el tejido es duro o blando o regulando el tiempo del eco que dispara el impulso del laser optico con, por ejemplo, un fotodiodo de infrarrojos y de

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detectar un cambio de presion debido a la propagacion del sonido en el tejido con, por ejemplo, un acelerometro piezoelectrico (Rupprecht S., Tangerman-Gerk K., Schultze-Mosgau S., Neukan F.W., y Enrich J.; Lasers Surg. Med.; 2005, 36:168-192).

Por tanto, el sensor acustico comprende preferiblemente medios de evaluacion del sonido. Con tales medios de evaluacion del sonido se pueden detectar y analizar cambios en las caractensticas del sonido causados, por ejemplo, por impulsos de laser individuales sobre la superficie del tejido. Tales cambios de las caractensticas del sonido pueden ser cambios de la impedancia acustica del tejido o de la pauta de frecuencia o, de la amplitud de la onda de sonido.

Considerando que los cambios de espesor del tejido a lo largo del camino de fotoablacion son usualmente uniformes, se puede usar un software dedicado para, por ejemplo, almacenar el numero de impulsos del orificio u orificios previamente taladrados para acelerar el proceso global usando un algoritmo dedicado. Ademas, con este software dedicado la caractenstica de un orificio individual puede ser comparada con el valor predeterminado tal como, por ejemplo, una forma de onda acustica o una fluorescencia a una longitud de onda dada y, los impulsos de laser que iluminan el orificio individual pueden ser detenidos cuando la caractenstica del orificio individual coincide con el valor predeterminado. Ademas, la precision de la interrupcion del taladro de orificios individuales puede ser mejorada mediante la disminucion uniforme de la potencia de los impulsos del laser despues de taladrar, por ejemplo, el 80% del orificio segun se estima a partir del numero de impulsos usados para taladrar el orificio previo. Por tanto, la unidad de realimentacion de circuito cerrado del taladro permite asegurar un taladro rapido y eficiente, comparativamente confortable, del hueso.

En otra realizacion, la profundidad del tejido duro donde se va a realizar la fotoablacion se determina usando una nueva tecnologfa de adquisicion de senal optica, no invasiva y de proceso de la imagen llamada tomograffa optica coherente (OCT). La OCT permite imagenes tridimensionales con resolucion micrometrica de calidad extremadamente alta, desde dentro de los medios de dispersion optica del tejido biologico. En contraste con otros metodos opticos, la OCT, una tecnica interferometrica que emplea tipicamente luz proxima al infrarrojo, es capaz de penetrar significativamente con mayor profundidad dentro del medio de dispersion. Dependiendo del uso de las fuentes de la luz de alta intensidad de brillo y de amplio espectro tales como diodos superluminiscentes o del laser de impulsos ultracortos, la OCT ha conseguido una resolucion submicrometrica (con fuentes de muy amplio espectro que emiten en un intervalo de longitudes de onda de ~100 nm). Una realizacion relativamente reciente de la OCT, dominio de frecuencia OCT, ofrece ventajas en la relacion senal-ruido y por tanto una adquisicion de la senal mas rapida.

En una realizacion preferida adicional, el sistema de control de circuito cerrado comprende un sensor optico. Tal sensor optico puede tener un sistema de medicion tal como un detector de fluorescencia, un interferometro o un instrumento de tomograffa de coherencia optica. Por tanto, el sensor optico comprende preferiblemente medios de evaluacion del color. Con un sensor optico de este tipo se puede detectar y analizar un cambio de color del fondo del orificio. Puesto que el color del hueso difiere por lo general del color del hueso en cuya situacion el proceso de taladro es interrumpido en este orificio espedfico. Por consiguiente, dichos medios de evaluacion del color permiten un control eficiente del proceso de taladro.

Segun la invencion, el CARLO comprende un sistema de captura de desechos con, por ejemplo, una bomba de vacfo, un filtro grueso y un filtro para partfculas finas para evacuar desechos y eliminar el mal olor. El primer filtro grueso y derivados de este segun se usan en esta memoria hacen referencia a un filtro mecanico que es capaz de retener partfculas comparativamente gruesas y que puede ser realizado con, por ejemplo, lana de vidrio o fibras de vidrio. Tal filtro atrapa partfculas dentro del intervalo de 1 micrometro a 1 milfmetro, preferiblemente de 30 micrometros a 500 micrometres. La expresion "filtro fino" y derivaciones de ella, tal como se usan en esta memoria hacen referencia a un componente que contiene sustancias qmmicamente activas, tales como, por ejemplo, partfculas de carbon activo, y una membrana inferior de malla embebida en, por ejemplo, lana de vidrio o fibra de vidrio o cualquier otra estructura de soporte porosa para filtrar partfculas productoras de malos olores y posibles patogenos para que no escapen del CARLO a la sala de operaciones. De hecho, tal filtro fino esta destinado a atrapar las moleculas y partreulas dentro del intervalo de 0,010 pm hasta 100 pm, preferiblemente de 1 pm hasta 50 pm. Mas convenientemente, el filtro grueso esta situado antes del filtro fino en el sentido del flujo de aire y la corriente de los residuos procedentes del hueso. De esta manera, la bomba esta preferiblemente conectada por medio de tubos de plastico al filtro grueso y al filtro fino. En una realizacion preferida el filtro grueso y el filtro fino estan combinados en una unidad de filtro unico desechable que es usada solo una vez por paciente.

Retirando los desechos del hueso segun se ha descrito anteriormente, los componentes opticos del CARLO pueden ser mantenidos limpios cerca del hueso que esta siendo tratado durante todo el proceso de fotoablacion por medio de una boquilla de aspiracion y filtros. Por tanto, la contaminacion de la optica de enfoque del CARLO es evitada o reducida para retener una constante eficiencia de fotoablacion durante todo el tratamiento que de otra manera se vena comprometida por una disminucion en la transmision de la optica cuando esta esta sucia. Los beneficios de un modulo de captura de desechos son que de esta manera los patogenos, moleculas y partreulas pueden ser retenidos dentro del CARLO permitiendo una reduccion del mal olor producido por la fotoablacion del hueso, manteniendo los desechos lejos de la optica del CARLO y protegiendo contra los agentes patogenos al paciente, cirujano, enfermeras, etc., de la sala de operaciones.

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El apagado de la iluminacion del laser despues de que el orificio ha sido atravesado y, su reencendido para taladrar el orificio adyacente, puede hacerse ya sea por medios electronicos que detienen la accion del laser en la cabeza del laser o, por medio de un obturador mecanico rapido o un diafragma optico situado en cualquier parte a lo largo de la trayectoria optica del haz. De esta manera, la trayectoria optica del haz del laser de fotoablacion siempre esta encerrada en el interior del CARLO para una mejor seguridad optica del CARLO ya que el obturador o el diafragma pueden estar por otra parte cerrados, por ejemplo, cuando la cabeza del laser se esta calentando.

El CARLO incluye un componente para visualizar la operacion cuando esta esta en curso en el monitor de la consola del ordenador mientras que la imagen esta siendo capturada con, por ejemplo, un CCD o una videocamara analogica montada tambien en la ultima etapa del brazo robotico. Esta caractenstica permite que el cirujano detenga el proceso de fotoablacion automatico en cualquier punto, por ejemplo, cerrando el obturador mecanico y los movimientos del robot. Esto es principalmente una caractenstica de seguridad que puede ser usada por el cirujano para verificar si la operacion prosigue como estaba planeada o, si el cirujano decide continuar la operacion manipulando el brazo robotico por medio de, por ejemplo, una palanca de mando.

En resumen, en la invencion presente, el CARLO emplea un haz de laser montado en un brazo robotico para crear, mediante fotoablacion rapida, un conjunto predeterminado de orificios en los huesos o cartflagos siguiendo un paso para cortar una lmea osteotomica o para fresar una zona dada de un hueso o, para taladrar orificios individuales para atornillar placas de montaje o para implantes dentales. Antes de la osteotomfa por laser teman que realizarse varias tareas preoperatorias para programar el CARLO con toda la informacion requerida, incluyendo el conjunto de datos 3D de la zona anatomica de interes y el conjunto de datos de la fotoablacion, asf como el posicionamiento de todos los dispositivos de navegacion optoelectronicos para el funcionamiento apropiado del sistema de autoguiado haz-paciente. Preferiblemente, el haz de laser emite una luz que tiene una longitud de onda de 2,94 ± 0,2 micrometros pero tambien puede emitir radiacion a otras longitudes de onda en las que el agua tiene fuertes bandas de absorcion.

Por tanto, la invencion presente da lugar a una mejora significativa de la tecnica anterior al abordar cuestiones relevantes para los pacientes y cirujano sin poner en peligro la seguridad del tratamiento en cuestion. Tales cuestiones relevantes incluyen la mayor precision osteotomica, una mayor seguridad, una corta duracion del tratamiento, un pequeno diseno ergonomico adecuado para realizar tratamientos en el punto a ser tratado, un sofisticado sistema de evacuacion de los desechos que inhibe el mal olor y evita que los agentes patogenos de los desechos de la fotoablacion escapen a la sala de operaciones, un aislamiento acustico que produce un ruido mmimo, y medios para detener el taladro de orificios individuales por parte del laser antes de que todo el hueso sea atravesado para impedir el dano al tejido blando adyacente.

Descripcion breve de los dibujos

El osteotomo de laser segun la invencion es descrito a continuacion con mas detalle en esta memoria por medio de realizaciones ejemplares y haciendo referencia a los dibujos adjuntos, en los que:

La Figura 1 muestra una vista esquematica de una primera realizacion de un dispositivo medico CARLO modular segun la invencion que tiene varios modulos; y

La Figura 2 muestra una vista esquematica de la disposicion preferida de la unidad de cabeza del laser del CARLO. Modo(s) de realizar la invencion

La Figura 1 muestra una posible configuracion de un dispositivo medico CARLO (1) tal como se usa en una operacion de CMF con la cabeza de un paciente (5), el brazo robotico (2), el sistema de navegacion de autoguiado (4), la unidad de cabeza del laser de fotoablacion (3) y la unidad del sistema de suministro de evacuacion (7), y la consola operativa central (6) con la palanca de mando (10).

La consola central (6) contiene la unidad de interfaz de autoguiado de navegacion (43), la unidad de conduccion del laser de fotoablacion y de evacuacion (33), la unidad de interfaz del robot (23), la unidad de interfaz del sensor de autoguiado(83), asf como la unidad de diseno de la osteotomfa (62).

El brazo robotico (2) tiene varios grados de libertad para que pueda posicionar el haz del laser (32) en cualquier posicion deseada de la lmea de osteotoirna (51) y a cualquier angulo deseado. La base del brazo robotico (25) esta montada en un modulo de posicionamiento lineal plano o curvo (21) para realizar los ajustes y calibraciones necesarios previos a la operacion. El ultimo segmento del brazo robotico es una plataforma (22), donde estan dispuestas la unidad de cabeza del laser (3), los elementos de captura de imagen (9), los emisores de IR (41) y la antena de IR (42) y los sensores (8) del sistema de taladro de circuito cerrado (80).

La Figura 2 muestra la unidad de cabeza del laser (3) que contiene el laser de fotoablacion (31), las partes del haz del laser de centrado (32) y las colimadas (30), la optica de enfoque del haz (37), una ventana transparente (36) para impedir que los residuos contaminen la optica de enfoque (37) conectada a una boquilla de aspiracion (32) y a una bomba de aspiracion (71) situada preferiblemente en la unidad del sistema de suministro del laser y de evacuacion (7), un fotodiodo (38) del sistema de control de profundidad del orificio de circuito cerrado (80), dos

5

10

15

20

25

30

divisores de haz (40) y un detector optico (39).

El laser de fotoablacion (31) debe emitir a longitudes de onda en las que el agua tiene fuertes bandas de absorcion y se selecciona preferiblemente del grupo de laseres de estado solido de erbio tales como: Er:YAG, Er/Pr:YAG, Ho:YAG, Er/Cr:YSGG. Los laseres de holmio de estado solido, tales como: Ho/Nd:YAG u Ho:YSGG, los laseres de diodos, laseres de fibra, o cualquier otro laser capaz de realizar la fotoablacion del tejido oseo y en los que la longitud de onda de salida no es por otra parte perjudicial para el cuerpo humano, pueden ser usados tambien en el CARLO. El laser de fotoablacion (31) tiene una anchura temporal del impulso que esta entre 10 femtosegundos y 1 milisegundo, preferiblemente, entre 10 nanosegundos y 300 microsegundos. El laser de fotoablacion (31) emite tambien con una densidad de energfa de un haz de laser entre 1 milijulio por centfmetro cuadrado y 100.000 julios por centfmetro cuadrado, en particular, entre 10 milijulios por centimetro cuadrado y 5 julios por centfmetro cuadrado.

Las lentes del elemento optico (37) tienen una configuracion fija con un intervalo de cintura del haz en el plano focal preferiblemente de unos milfmetros, aproximadamente 4 milfmetros que permiten el taladro preciso de los huesos curvos tambien y sin ajuste de enfoque. Alternativamente, un elemento de autoenfoque optico esta incorporado a la optica de enfoque del haz (37) que comprende al menos una lente que puede cambiar su distancia respecto a la superficie del hueso para asegurar que la cintura del haz del laser enfocado incide en la superficie del hueso o a un nivel especificado dentro del interior del hueso.

El filtro de desechos y malos olores (35) esta convenientemente dispuesto en la unidad de cabeza del laser (3) para que sea facilmente desechable para evitar la contaminacion cruzada de diferentes enfermedades entre diferentes pacientes y, esta conectado a una bomba de aspiracion, preferiblemente situada en la unidad del sistema de suministro del laser y de evacuacion (7).

El sistema cerrado de control de la profundidad del orificio de circuito (80) requiere un sensor acustico (44) y un elemento regulador del tiempo de disparo (38) que podna ser un fotodiodo y una unidad de proceso electronico (46).

La consola central (6) ejecuta el software dedicado para controlar todas las funciones del dispositivo medico CARLO (1) por medio de varias unidades de interfaz. Funciones incluidas son el brazo robotico (2), el laser de fotoablacion (31), y el sistema de navegacion de autoguiado (4).

Aunque la invencion ha sido descrita haciendo referencia particular a ciertas realizaciones de la misma, resultara evidente que se pueden hacer cambios y modificaciones por parte de personas de experiencia normal dentro del alcance de las reivindicaciones siguientes.

Claims

5

10

15

20

25

30

35

40

45

REIVINDICACIONES

1. Un dispositivo medico CARLO automatizado (1) para la fotoablacion de tejidos duros humanos para facilitar las intervenciones quirurgicas, comprendiendo:

a) una fuente de laser de fotoablacion (31);

b) un brazo robotico (2) para posicionar con precision el haz del laser de fotoablacion (32) en una lmea osteotomica objeto (51); y

c) una consola operativa central (6) para conducir el brazo robotico (2) sobre la lmea osteotomica y, controlar la fuente del laser de fotoablacion (31) y realizar otras tareas de control,

caracterizado por que comprende ademas

d) un sistema de autoguiado (4) para corregir la posicion de la lmea osteotomica objeto (51) respecto a la fuente del laser de fotoablacion; y

e) un filtro de partmulas desechable (35) conectado a una boquilla de aspiracion (34) y una bomba de aspiracion para capturar moleculas de mal olor y desechos generados por la fotoablacion.
2. Un dispositivo medico CARLO (1) segun la reivindicacion 1, en donde la fuente de laser de fotoablacion (31) es un laser de estado solido de erbio de impulsos.
3. Un dispositivo medico CARLO (1) segun las reivindicaciones 1 y 2, en donde la fuente del laser (31) es un laser de estado solido de erbio de impulsos de diodos laser.
4. Un dispositivo medico CARLO (1) segun la reivindicacion 1 a 3, en donde los impulsos de la fuente del laser (31) tienen una anchura temporal entre 10 femtosegundos y 300 psegundos.
5. Un dispositivo medico CARLO (1) segun una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, comprendiendo un sistema de taladro de circuito cerrado (80) para controlar la profundidad de los orificios individuales y capaz de detener la fotoablacion por laser cerca de la interfaz de tejido duro-blando ventral.
6. Un dispositivo medico CARLO (1) segun la reivindicacion 5, en donde el sistema de taladro de circuito cerrado (80) comprende un sensor acustico (44) y un elemento regulador del tiempo de disparo (38) y una unidad de proceso electronico (46).
7. Un dispositivo medico CARLO (1) segun la reivindicacion 5, en donde el sistema de taladro de circuito cerrado (80) comprende un sistema de OCT de alta resolucion.
8. Un dispositivo medico CARLO (1) segun la reivindicacion 5, en donde el sistema de circuito cerrado para controlar la profundidad de los orificios individuales (80) incluye un sensor optico (39).
9. Un dispositivo medico CARLO (1) segun la reivindicacion 8, en donde el sensor optico (33) es capaz de analizar la composicion del color de los orificios que estan siendo evaluados.
10. Un dispositivo medico CARLO (1) segun una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en donde un conjunto de datos de fotoablacion de 3D de la lmea osteotomica ha sido determinado a priori usando un conjunto de datos 3D previamente obtenido a partir de tecnologfas de imagen medicas modernas (por ejemplo, CT, DVT, MRI) y la planificacion preoperatoria ha sido realizada con un software de planificacion 3D dedicado para intervenciones quirurgicas.
11. Un dispositivo medico CARLO (1) segun una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en donde los emisores de IR estan dispuestos en una unidad de cabeza del laser (3).
12. Un dispositivo medico CARLO (1) segun una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, que tiene una optica de enfoque (37) que comprende un sistema optico de autoenfoque.
13. Un dispositivo medico CARLO (1) segun una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en donde el laser de fotoablacion es operado manualmente por medio de una palanca de mando (10).
14. Un dispositivo medico CARLO (1) segun una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en donde la lmea osteotomica objeto (51) esta predefinida por un conjunto de datos de fotoablacion que comprende un conjunto lineal de puntos incluyendo las posiciones de los puntos donde los orificios han de ser taladrados y los angulos de incidencia del haz del laser de fotoablacion respecto a una superficie osea.