ES2620785T3

ES2620785T3 - Fotocoagulación selectiva

Info

Publication number: ES2620785T3
Application number: ES10000476.1T
Authority: ES
Inventors: Charles P. Lin
Original assignee: General Hospital Corp
Current assignee: General Hospital Corp
Priority date: 2000-06-01
Filing date: 2001-06-01
Publication date: 2017-06-29
Anticipated expiration: 2021-06-01
Also published as: CA2410962A1; USRE46493E1; US7763017B2; US7115120B2; US7947036B2; EP2210575A2; EP1289440A4; ES2340914T3; EP2210575A3; US20080281306A1; CA2410962C; EP1289440A1; AU2001275129A1; EP2210575B1; US20040039378A1; US20060259022A1; US20080259422A1; EP1289440B1; DE60141136D1; US8006702B2

Abstract

Un aparato para llevar a cabo una fotocoagulación selectiva de células, comprendiendo el aparato: una fuente (10) de radiación electromagnética dispuesta para suministrar radiación (12) que tiene una intensidad creciente a las células; un detector (40) dispuesto para recibir radiación electromagnética dispersa de las células cuando se irradian las células por medio de la radiación (12) procedente de la fuente (10), y para generar una señal (44) en función de la radiación electromagnética recibida; y un discriminador (46) dispuesto para: recibir la señal (44) generada por el detector (40); determinar si se ha producido microcavitación en las células analizando la señal (44) para determinar si una porción de la misma es indicativa de microcavitación en las células evaluando si una porción de la señal (44) se corresponde con un cambio sostenido en reflectividad de las células en comparación con una señal de referencia; identificar como un valor ED50 una intensidad de la radiación electromagnética (12) suministrada por la fuente (10) a la que se determinó que se producía la microcavitación; y indicar a la fuente (10) que detenga un aumento en la intensidad de la radiación electromagnética (12) suministrada a las células cuando la intensidad de la radiación electromagnética (12) alcanza un valor de ED50 + xED50, siendo x mayor que cero y menor que dos.

Description

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DESCRIPCION

Fotocoagulacion selectiva Campo de la invencion

La presente invencion versa acerca de procedimientos y dispositivos ex vivo utiles en tecnicas quirurgicas con laser. Mas en particular, la invencion versa acerca de procedimientos ex vivo de determinacion de puntos finales terapeuticos y de prevencion de danos colaterales en tecnicas quirurgicas con laser.

Antecedentes

La cirugia laser se ha convertido en una tecnica generalmente util, que requiere unas tecnicas y un equipo especializados. La cirugia laser esta indicada en el tratamiento de muchas enfermedades oculares. Por ejemplo, se utilizan laseres para tratar complicaciones oculares de la diabetes. Para pacientes con glaucoma, los laseres ayudan a controlar la presion dentro del ojo cuando las medicaciones por si solas no tienen exito. Los laseres se utilizan para sellar agujeros en la retina, y evitar o tratar desprendimientos de retina. La degeneracion macular es otra afeccion en la que los laseres a veces ayudan a evitar la perdida de vision. La cirugia laser tambien se utiliza

despues de una cirugia de cataratas para mejorar la vision, si es necesario.

El epitelio pigmentario de la retina (EPR) es una capa unicelular situada en la parte trasera del ojo detras de una capa neurorretinal sensible, con una gran densidad de pigmento que puede ser objetivo de la irradiacion laser. La cirugia laser de la retina se puede clasificar en tecnicas que dependen del dano termico a la capa neurorretinal (tal como la soldadura de la retina), y las que, de forma deseable, no implican dano a la capa neurorretinal (tal como un tratamiento de fotocoagulacion de retinopatia serosa central, de edema macular diabetico, y de drusas).

La fotocoagulacion convencional por laser de la retina se lleva a cabo con impulsos largos (del orden desde aproximadamente 10 hasta aproximadamente 500 ms) generados por un laser de onda continua, con la mayoria de la energia absorbida por el EPR. La difusion termica durante la larga exposicion al impulso laser tiene como resultado una zona relativamente grande de dano termico, lo que provoca un dano irreversible inducido de forma termica no solo de las celulas del EPR, sino tambien de los fotorreceptores y de los coriocapilares, lo que produce escotomas (puntos ciegos) en las areas tratadas.

La fotocoagulacion selectiva del EPR es un enfoque terapeutico desarrollado recientemente que utiliza impulsos cortos (microsegundo) de laser para, idealmente, hacer diana en las celulas del epitelio pigmentario de la retina mientras que no afecta a los fotorreceptores adyacentes en la retina, como se describe en la patente U.S. n°

5.302.259 otorgada a Birngruber, y en la patente U.S. n° 5.549.596 otorgada a Latina. Estos procedimientos de

tratamiento no producen puntos ciegos, como lo hace la fotocoagulacion convencional por laser. De hecho, este tratamiento no produce ningun cambio visible en el fondo durante el tratamiento. Sin embargo, los clinicos tienen que depender de la angiografia fluoresceinica postquirurgica para determinar si se ha alcanzado el punto final del tratamiento, un tratamiento que requiere aproximadamente una hora y es incomodo para el paciente.

En la patente U.S. 4.758.081 se describen otros tratamientos con informacion de retorno midiendo la radiacion no de Rayleigh producida por un objetivo.

Sumario

La invencion esta definida por las reivindicaciones y es consecuencia del descubrimiento de que se puede utilizar la deteccion de microburbujas en las celulas del epitelio pigmentario de la retina (EPR) formadas tras la absorcion de radiacion laser por impulsos por las celulas del EPR para inhibir o evitar el dano termico y mecanico a las celulas proximas a las que estan sometidas a un tratamiento por laser. Por lo tanto, la invencion permite un control sustancialmente instantaneo sobre la dosimetria del laser para garantizar que la energia del laser alcanza el umbral requerido para matar (un punto final terapeutico) las celulas del EPR, pero evita la administracion de energias laser suficientes como para danar las celulas adyacentes, tal como fotorreceptores (control del dano colateral).

Segun se utiliza en el presente documento, “microcavitacion” hace referencia a la formacion repentina y al colapso de microburbujas en un liquido, eventos que son provocados principalmente por la absorcion de luz por los cromoforos en el liquido. Este termino tambien se aplica a las burbujas formadas de forma transitoria por medio de un calentamiento local. El termino no requiere necesariamente que existan cambios de presion.

A no ser que se definan, todos los terminos tecnicos y cientificos utilizados en el presente documento tienen el mismo significado que el que comprende habitualmente una persona con un nivel normal de dominio de la tecnica a la que pertenece la invencion. Aunque en la practica o en el ensayo de la presente invencion se pueden utilizar procedimientos y materiales similares o equivalentes a los descritos en el presente documento, a continuacion se describen procedimientos y materiales adecuados. Ademas, los materiales, los procedimientos y los ejemplos son unicamente ilustrativos y no se pretende que sean limitantes.

La presente invencion permite que se lleve a cabo una fotocoagulacion selectiva sin la necesidad de una

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determinacion postquirurgica inconveniente de un punto final terapeutico. La presente invencion permite la fotocoagulacion de las celulas del EPR sin complicaciones y la destruccion del tejido que puede producirse con la cirugia laser convencional de la retina. La presente invencion proporciona un aparato que esta adecuado especificamente a la determinacion de un punto final terapeutico en tiempo real, y a la informacion de retorno en base a esta determinacion para minimizar el dano colateral que puede surgir del dano mecanico y termico asociado con las terapias de fotocoagulacion.

Seran evidentes otras caracteristicas y ventajas de la invencion a partir de la siguiente descripcion detallada y de las reivindicaciones.

Breve descripcion de los dibujos

La Fig. 1 es un esquema de un sistema representativo de cirugia laser conforme a una realizacion particular de la invencion.

La Fig. 2 es un trazo osciloscopico de reflectividad con respecto al tiempo.

Descripcion detallada

La presente invencion esta basada en la medicion optica del inicio de la cavitacion inducida por laser y objeto de informacion de retorno a la fuente laser o al operador para controlar la energia laser suministrada en base a la medicion. La absorcion de la energia laser por los cromoforos (especialmente los melanosomas) en las celulas, o proxima a ellas, produce burbujas transitorias de microcavitacion (vidas del orden de nanosegundos a microsegundos) con diametros del orden de micrometros. Las burbujas surgen dado que la excitacion por laser de los cromoforos puede producir rapidamente un calentamiento local en el entorno inmediato de los cromoforos. Se ha observado que el calentamiento local puede ser lo suficientemente intenso como para vaporizar una capa delgada de liquido en contacto estrecho con los cromoforos. La deteccion de la presencia de microburbujas es una forma de determinar la cantidad de calentamiento provocado por la energia laser. La microcavitacion provoca un cambio temporal y medible en la reflectividad de las celulas que estan siendo irradiadas. Se utiliza este cambio para ajustar la energia de la fuente de laser y minimizar de ese modo el dano a las celulas proximas que no estan expuestas, de forma deseable, a las mismas energias laser utilizadas para causar la fotocoagulacion o las energias termicas que pueden matar aquellas celulas proximas.

La fotocoagulacion selectiva del EPR con la informacion de retorno de la presente invencion proporciona resultados terapeuticos utiles. Aunque no se esta limitado por ninguna teoria en particular de funcionamiento, se cree que la muerte selectiva de celulas enfermas del EPR puede estimular que las celulas colindantes del EPR proliferen y formen una nueva capa celular del EPR que sea debidamente funcional para sustituir las muertas por la fotocoagulacion selectiva. Por lo tanto, la fotocoagulacion selectiva del EPR puede servir como un procedimiento de tratamiento para enfermedades que se cree que estan asociadas con el EPR, tal como retinopatia serosa central, edema macular diabetico y drusas.

Con referencia a la Fig. 1, se muestra un sistema representativo de cirugia laser. La fuente 10 de laser de tratamiento envia un haz 12 de laser de tratamiento a un divisor 14 de haz dicroico. El divisor 14 de haz dicroico esta adaptado para permitir la transmitancia del haz 12 de tratamiento. El haz 12 de tratamiento esta enfocado por medio de la lente 22 de enfoque para que incida en el espejo 24 que dirige el haz 12 de tratamiento a traves de la lente 26 de contacto al ojo 28. Se puede utilizar un explorador 64 por barrido para barrer de forma controlada la radiacion electromagnetica en las celulas del ojo 28. La posicion del explorador 64 por barrido es variable, y se proporciona un ejemplo ilustrativo de una posicion en la Fig. 1. Un laser opcional 30 de sonda produce un haz 32 de sonda, que esta dirigido al divisor 34 de haz de polarizacion, dirigiendo el haz 32 de sonda hacia la placa 36 de cuarto de onda. El haz 32 de sonda incide en el divisor 14 de haz dicroico, que esta adaptado para reflejar el haz 32 de sonda a lo largo de sustancialmente el mismo recorrido que el haz 12 de tratamiento. Se refleja el haz 32 de sonda de nuevo a lo largo del mismo recorrido y una fraccion del haz 32 de sonda pasa a traves del filtro 34 de polarizacion, a traves de la lente 38 de enfoque, y al detector 40. El laser y el haz de sonda son opcionales. El interior del ojo 28 esta iluminado por medio de una lampara 42 de ranura. El detector 40 envia una senal 44 de deteccion al discriminador 46 para la determinacion de la presencia del pico 48 de la senal. La determinacion de la presencia del pico 48 de la senal lleva a que se envie la senal 50 al convertidor 52 que bien envia la senal 54 a la fuente 10 de laser inmediatamente, o bien almacena el valor actual de energia laser de tratamiento y conforme a valor multiplicador introducido en el convertidor, envia la senal 54 a la fuente 10 de laser cuando la energia laser de tratamiento alcanza un valor igual al valor actual de energia laser de tratamiento mas alguna fraccion de ese valor, determinado por el valor multiplicador. La senal 54 puede ser una senal de fin de rampa, o puede ser una senal para introducir en el controlador 62, para modular la radiacion electromagnetica.

En algunas realizaciones, se puede introducir el interferometro 60 entre el ojo 28 y el detector 40. En dichas realizaciones, el haz 32 de sonda (de forma alternativa, el haz 12 de laser de tratamiento) esta dividido, de forma que una primera porcion del haz incide en el ojo 28, y una segunda porcion del haz incide en el interferometro 60. La posicion del interferometro 60 es variable, y en la Fig. 1 se muestra un ejemplo ilustrativo de una posicion. El detector 40 opera para detectar una interferencia entre estas porciones del haz, por ejemplo, interferencias de frecuencia o de intensidad.

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Fuente de laser de tratamiento

La fuente de laser de tratamiento proporciona un haz de tratamiento que tiene las siguientes caracteristicas. Se escoge la longitud de onda de la luz (es decir, la energia de la luz) del haz de tratamiento para que sea absorbida de forma selectiva por el tejido objetivo. La longitud de onda de la fuente de luz se encuentra, de forma deseable, en el espectro de absorcion del cromoforo presente en la celula o en el grupo de celulas, o proximo al mismo, que va a ser tratado. Por ejemplo, se puede utilizar un laser de tratamiento que produce luz visible en la practica de la invencion. Generalmente, la luz visible es luz que tiene una longitud de onda desde aproximadamente 400 nm hasta aproximadamente 800 nm. Para las celulas del epitelio pigmentario de la retina, las longitudes de onda preferentes para el haz de tratamiento varian desde aproximadamente 400 nm hasta aproximadamente 600 nm, por ejemplo, desde aproximadamente 450 nm hasta aproximadamente 550 nm.

Para otros procedimientos medicos que pueden beneficiarse de la fotocoagulacion selectiva, tal como un tratamiento de tejido neural por medio de cirugia laser, se pueden utilizar otros laseres. Por ejemplo, si se suministra material cromoforico como negro de lampara, u otro material absorbente de luz laser en, o limitado, a la superficie de celulas tumorales u otras celulas que deben ser muertas, la longitud de onda del laser podria ser una fuente de luz de mayor longitud de onda adaptada al material cromoforico. Se puede suministrar el cromoforo para ser absorbido en una celula, o puede estar limitado a la superficie de la celula, por ejemplo, por medio de anticuerpos o por medio de enlaces covalentes o ionicos. Los cromoforos que pueden ser utilizados en la practica de la invencion pueden ser cualesquiera que produzcan suficiente calor tras una irradiacion de laser como para crear microburbujas, por ejemplo, melanina, negro de humo, oro, oxido de hierro y otros cromoforos de fototerapia laser conocidos por los expertos en la tecnica.

Se puede absorber directamente la luz de longitud de onda significativamente mas corta que la luz visible por medio de una amplia variedad de proteinas, nucleotidos, y muchos otros materiales celulares que tienden a ser distribuidos por todas las celulas en general. Por lo tanto, un haz de tratamiento de una longitud de onda mucho mas corta que 400 nm, por ejemplo, inferior a 360 nm, no tiende a afectar de forma selectiva a las celulas que contienen cromoforos de la luz visible, y por lo tanto se deberian evitar. Ademas, los cromoforos del EPR no absorben con particular intensidad un haz de tratamiento de longitud de onda significativamente mas larga que la luz visible, y por lo tanto penetra mas profundamente en la coroides, creando de eficazmente un reservorio de calor mas grueso bajo los fotorreceptores. Este reservorio de calor mas grueso tarda mas en enfriarse (dado que el tiempo de enfriamiento aumenta segun el cuadrado del grosor de la capa), y libera mas energia al tejido adyacente. Por lo tanto, es mas probable que los fotorreceptores sean danados con un haz de tratamiento con una longitud de onda cercana a la radiacion infrarroja, incluso si se acorta la duracion del impulso.

Se puede utilizar un laser que produce luz por impulsos en los nuevos procedimientos. Por ejemplo, son deseables los impulsos de anchuras de impulso inferiores a aproximadamente 10 microsegundos (ps), por ejemplo menos de aproximadamente 5 ps, 1 ps, 100 nanosegundos (ns), 1 ns o 100 picosegundos (ps). La anchura del impulso (es decir, la duracion del impulso) de laser esta escogida para ser lo suficientemente corta que se minimice la conduccion termica alejandose del tejido absorbente hacia el tejido circundante.

De forma alternativa, se puede utilizar un laser que produce luz continua. En tales realizaciones, se puede “segmentar” la luz continua, por ejemplo, por medio de un modulador optoacustico, que produce luz por impulsos. Tal segmentador puede estar colocado inmediatamente delante de la fuente de laser, de forma que produzca la misma luz “segmentada” tanto en fracciones pasantes como reflejadas del haz.

En algunas realizaciones, la energia del laser se suministra a areas particulares del tejido, incluso hasta el limite de las celulas individuales, como un tren de impulsos cortos. Cada impulso en el tren no contiene suficiente energia para provocar una disrupcion mecanica, pero el efecto de todos los impulsos cortos crea de forma acumulativa un dano termico selectivo en el EPR. Dichos trenes se caracterizan, en parte, por una tasa de repeticion. En procedimientos particulares de tratamiento del tejido dentro del ojo, la tasa de repeticion es deseablemente lo suficientemente grande como para que se suministre el tren de impulsos al tejido en menos de aproximadamente 1 segundo, de forma que se puedan minimizar los efectos del movimiento del ojo. Por otra parte, de forma deseable, la tasa de repeticion no es tan elevada como para que sea sustancialmente equivalente a la excitacion de onda continua, que puede producir efectos de calentamiento en el tejido grueso. La tasa de repeticion varia desde aproximadamente 10 Hz hasta aproximadamente 5000 Hz, por ejemplo, desde aproximadamente 50 Hz hasta aproximadamente 2000 Hz, o desde aproximadamente 100 Hz hasta aproximadamente 1000 Hz.

En la fotocoagulacion tradicional, con anchuras de impulsos desde aproximadamente 50 a 500 ms, la interaccion de laser-tejido esta bien descrita por procedimientos termicos; la absorcion de energia luminica por el EPR esta acompanada de una difusion termica alejada de la capa absorbente hacia el tejido adyacente, produciendo una zona de dano termico que es visible bajo exploracion oftalmoscopica como una lesion coagulada en la retina. Este procedimiento termico se sigue utilizando para anchuras de impulso de hasta el intervalo inferior al milisegundo. Por otra parte, para anchuras mas cortas de impulsos (ns y ps), muy poca difusion termica puede tener lugar en la escala de tiempo del impulso de laser. La energia del laser esta depositada de forma selectiva en los granulos de melanina en el EPR, lo que crea una situacion en la que la distribucion de temperatura en la celula es muy desigual.

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Se crean puntos calientes diferenciados en la celula, en los granulos que absorben energia, mientras que el resto de la celula experimenta poco calentamiento. La difusion termica crea un equilibrio de temperatura en la escala de tiempo de microsegundos despues del impulso de laser (para un melanosoma de aproximadamente 1 pm, la relajacion termica tiene lugar en aproximadamente 1 ps). La temperatura media de toda la celula despues de la relajacion termica es mucho menor que los picos iniciales de temperatura creados tras la excitacion. Solo se observa la muerte del EPR cuando la fluencia del laser supera un umbral para iniciar una formacion de burbujas de cavitacion microscopica dentro de las celulas del EPR. No parece que el calentamiento transitorio por si solo por debajo de la formacion de burbujas de lugar a una muerte de celulas.

Las microburbujas se originan en la vaporizacion explosiva de una capa delgada (inferior a aproximadamente 0,1 pm) de fluido que rodea las particulas calentadas individuales. Se observa el crecimiento explosivo de las microburbujas en menos de un nanosegundo despues de que se hayan irradiado las particulas con un impulso de laser de 30 picosegundos, pero las burbujas no son estables. Despues de una expansion inicial hasta un diametro maximo de unos pocos micrometros, las burbujas se colapsan con una vida de aproximadamente 0,1 a 1 microsegundo, dependiendo de la vida de la fluencia. Para fluencias de hasta unas pocas veces el umbral de microcavitacion, las burbujas coalescentes se pueden formar a partir de burbujas individuales, y pueden colapsarse completamente en la celula, es decir, no se explota la celula por medio de la microexplosion. La celula retiene su forma con poco cambio aparente en morfologia. La microcavitacion inducida por laser se describe en general en Kelly et al., “Microcavitation and cell injury in RPE cells following short-pulsed laser irradiation”, Proc. SPIE 2975 (1997), y en Lin et al., “Selective Cell Killing by Microparticle Absorption of Pulsed Laser Radiation”, IEEE J. Sel. Topics Quantum Elect., Vol. 5, n° 4, julio/agosto de 1999, pp. 963-8.

A fluencias del laser de aproximadamente cinco veces el umbral de cavitacion, las celulas irradiadas experimentan una expansion notable que no revienta las celulas, sino que las dilata severamente. A fluencias mas bajas, las burbujas son mas pequenas, y la morfologia de las celulas cambia muy poco despues del colapso de las burbujas. Los melanosomas individuales tambien experimentan una cavitacion de forma similar. Despues del colapso de las burbujas, los melanosomas pueden permanecer intactos.

Se puede producir un tren de impulsos con respecto a areas particulares de tejido al utilizar un laser de onda continua y barriendo rapidamente el haz sobre el area de tejido, de forma que se expone cada celula del EPR de forma efectiva unicamente a un impulso corto, tal como un impulso de un microsegundo. Los impulsos unicos pueden producir una perturbacion mecanica no deseada de las celulas o del tejido que estan siendo tratados. Se puede obtener la anchura del impulso y la tasa de repeticion deseados al establecer de forma apropiada la velocidad de barrido (pixeles/segundo) y el intervalo de barrido. Los intervalos de barrido pueden ser cualquier dimension inferior a aproximadamente 1000 pm x aproximadamente 1000 pm, por ejemplo aproximadamente 300 pm x aproximadamente 300 pm. Los campos de barrido no necesitan ser cuadrados, pero pueden ser rectangulares, o cualquier forma conveniente para barrer. Las lineas del barrido no necesitan ser contiguas. Las lineas del barrido separadas pueden minimizar adicionalmente la acumulacion termica en el tejido grueso. Las dimensiones exactas dependeran de la optica particular utilizada en el equipo quirurgico, como podran reconocer y optimizar los expertos en la tecnica.

En algunas realizaciones, se barre el haz de laser por medio de un deflector optoacustico, que puede desviar un laser de onda continua. El laser de onda continua puede permanecer “activado” esencialmente el 100% del tiempo. Se puede definir la metodologia de barrido por medio de parametros de velocidad del barrido y del angulo de barrido. La velocidad util de barrido puede variar desde aproximadamente 0,1 hasta aproximadamente 10 ps por pixel, por ejemplo, desde aproximadamente 0,5 hasta aproximadamente 7 ps por pixel, o desde aproximadamente 1 hasta aproximadamente 5 ps por pixel. El angulo de barrido puede variar desde aproximadamente 0,1 hasta aproximadamente 5 grados, por ejemplo, desde aproximadamente 0,5 hasta aproximadamente 2 grados.

El barrido se puede llevar a cabo por medio de un numero de distintos dispositivos de barrido, tal como deflectores optoacusticos bidimensionales (2D-AOD), escaneres galvanometricos, poligonos giratorios, y escaneres de resonancia. En algunas realizaciones, los deflectores optoacusticos son utiles, debido a su velocidad, linealidad por todo el barrido e intervalos variables de barrido, lo que da lugar a una recogida mas eficaz de datos de lo que se puede con algunos otros dispositivos de barrido. Ademas, debido a que el barrido con 2D-AOD utiliza ondas de sonido en un cristal, no hay piezas moviles. Los exploradores por barrido AOD estan disponibles comercialmente, por ejemplo, de Brimrose Corp. Los exploradores por barrido adecuados incluyen dos cristales AO ortogonales para barrer el haz optico en las direcciones x e y. El barrido se puede llevar a cabo hasta 1,6 grados en cada eje, equivalente a un barrido de 480 pm por 480 pm en el fondo ocular si no se utiliza ninguna lente de contacto.

Las fluencias del laser deseables para la fotocoagulacion selectiva dependen de la deteccion de microcavitacion, de la anchura particular del impulso para laseres por impulsos o haces segmentados, de la longitud de onda de la luz laser empleada, del tipo de celula irradiada, y de la concentracion de cromoforo irradiado. Por ejemplo, para el tratamiento de las celulas de EPR utilizando anchuras de impulso de 8 ns de luz de 532 nm, las fluencias del laser de tratamiento que son deseables varian desde aproximadamente 0,08 hasta aproximadamente 0,16 J/cm2. Para el tratamiento de las celulas del EPR utilizando anchuras de impulso de 3 ps de luz de 532 nm, las fluencias del laser de tratamiento que son deseables varian desde aproximadamente 0,22 hasta aproximadamente 0,44 J/cm2.

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Los laseres particulares de tratamiento que pueden ser utilizados en la practica de la invencion incluyen laseres de onda continua, incluyendo laseres de gas tal como laseres de ion de argon, de ion de kripton ajustados para producir luz visible, al igual que los laseres de estado solido que producen luz visible, tal como laseres Nd-YAG. Tambien se puede utilizar una variedad de laseres bombeados de excimero o de tinte bombeado por laser YAG para producir facilmente una excitacion visible por impulsos. En algunas realizaciones, la fuente de laser de tratamiento utilizada es un laser Nd-YAG que operan a 532 nm.

Sonda/deteccion

Como se muestra en la Fig. 1, la invencion tambien puede utilizar una fuente de sondeo que proporciona un haz de sonda. La longitud de onda del haz de sonda puede variar, pero se deberia reconocer que en general, se considera deseable filtrar el haz de laser de tratamiento generalmente intenso, de forma que no sature el detector, y los medios de filtro no son generalmente extremadamente selectivos, de forma que la informacion espectral en el entorno inmediato de la longitud de onda del haz de tratamiento puede no estar disponible para ser monitorizada. Por lo tanto, puede ser preferible utilizar una fuente de sondeo que pueda iluminar en regiones espectrales algo alejadas de la longitud de onda de la fuente de tratamiento, por ejemplo, alejadas al menos aproximadamente 3 nm, 5 nm o 7 nm.

La deteccion de burbujas formadas con un haz de laser de excitacion de barrido se puede llevar a cabo con un haz de sonda barrido junto con el haz de excitacion. De forma alternativa, se puede dejar estacionario el haz de sonda en algun punto en el campo del barrido, por ejemplo cerca del centro del campo de barrido. En tal configuracion, el haz de sonda estacionario solo detectara una burbuja cuando el haz de excitacion imparta suficiente energia al punto cubierto por el haz de sonda para producir una burbuja, dando lugar a una senal dependiente del tiempo sincronizada con el barrido. De forma alternativa, se puede utilizar una retrodispersion del propio haz de excitacion para monitorizar la formacion de burbujas. En tal configuracion, se detecta la intensidad de retrodispersion por medio de un detector y se compara con una intensidad de referencia generada en el propio haz de excitacion. Por debajo del umbral de formacion de burbujas, la senal de retrodispersion sera proporcional a la intensidad de referencia, con algo de variacion segun el haz barre el area de tratamiento. Por encima del umbral de formacion de burbujas, se mejorara la senal de retrodispersion y mostrara mucha mayor fluctuacion debido a la expansion y al colapso de las burbujas. El aumento en la fluctuacion de luz se puede utilizar como una senal de identificacion del inicio de la formacion de burbujas.

La intensidad del haz de sonda debe ser la suficiente como para permitir la monitorizacion de los eventos transitorios en la celula o en el tejido de interes. Las propiedades opticas de la muestra pueden dictar las consideraciones de intensidad para la fuente de sondeo. Por otra parte, la intensidad no deberia ser tan grande como para provocar independientemente un calentamiento en la celula o en el tejido. El ajuste de la intensidad de la fuente de sondeo para cumplir con estos criterios se encuentra dentro de las capacidades de una persona con un nivel normal de dominio de la tecnica.

Las propiedades particulares de absorbancia y de reflectancia pueden dictar la geometria de la sonda y de los instrumentos de deteccion. Se puede utilizar cualquier geometria que permita la deteccion de la luz dispersa. En realizaciones particulares, se puede utilizar la fuente de sondeo en una geometria de paso por la muestra o de reflexion (retrodispersion). Para aplicaciones in vivo, el paso por la muestra no sera posible generalmente. En general, las geometrias de retrodispersion son mas utiles para un tratamiento in vivo. En algunas realizaciones, la geometria es una deteccion de retrodispersion de un haz optico de sonda. Por ejemplo, se puede enfocar un laser de helio y neon (HeNe) en un punto de diametro de 10 pm en el tejido que va a ser tratado. Se deberia ajustar la potencia del laser de sondeo para evitar el calentamiento del tejido por medio del haz de sondeo, y puede ser desde aproximadamente 0,01 hasta aproximadamente 1 mW, por ejemplo, desde aproximadamente 0,05 hasta aproximadamente 1 mW, o desde aproximadamente 0,1 hasta aproximadamente 1 mW.

El haz de sonda puede ser una onda continua o por impulsos. Si el haz de sonda es por impulsos, y el haz de tratamiento esta barrido, el haz de sonda esta sincronizado deseablemente con el haz de tratamiento para mejorar la calidad de la senal.

La deteccion de una sonda optica se puede llevar a cabo por medio de fotodiodos, tubos fotomultiplicadores (PMT) y otros dispositivos similares y asociados conocidos en la tecnica. Las diversas ventajas y capacidades de los sistemas de deteccion optica se tratado en numerosas referencias conocidas por los expertos en la tecnica. Para los presentes propositos, las capacidades importantes de un sistema de deteccion optica son la velocidad y la sensibilidad. En realizaciones particulares, se puede utilizar un fotodiodo de tipo Zener, con una apertura confocal colocado delante de la abertura. Se pueden emplear filtros pasabanda para eliminar sustancialmente que la senal alcance el detector y sobrecargue o dane posiblemente el detector.

Se introduce la salida del detector en un dispositivo de monitorizacion, tal como un osciloscopio, un monitor de tipo rayos catodicos, una unidad grabadora, u otro dispositivo de monitorizacion. En realizaciones particulares, se introduce la salida del detector en un osciloscopio digital, que esta activado de forma sincrona por la fuente de laser que produce el haz de excitacion.

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Procedimientos de tratamiento

La invencion incluye procedimientos para tratar tejido mediante la muerte de celulas, de forma individual y en grupos. Estos procedimientos se llevan a cabo al administrar suficiente energfa laser para fotocoagular las celulas en un tejido particular, o regiones de tejido, mientras que se evita danar el tejido adyacente o colindante, o regiones de tejido. Estos procedimientos mejoran la formacion de microburbujas en las celulas objetivo individuales o en los grupos de celulas objetivo, pero sin permitir una transferencia de calor suficiente como para provocar suficiente dano a las celulas proximas a las celulas objetivo. Se utiliza la formacion de burbujas como un monitor del punto final del tratamiento. Aunque se produzca una formacion de burbujas a una fluencia por encima del umbral para matar celulas del EPR, se puede seguir utilizando para marcar el punto final del tratamiento mientras que el grado de dano del tejido a esta fluencia este bien limitado al EPR y salva los fotorreceptores.

Por ejemplo, los procedimientos para tratar celulas particulares en el tejido del EPR suponen ejercer un control sustancialmente preciso sobre la dosimetna del laser administrado. Dicho control se consigue por medio de un monitor de tiempo real que refleja el estado de las circunstancias en el tejido que esta siendo tratado. El control esta basado en el uso de una deteccion de microburbujas para determinar el punto final de la terapia con laser para las celulas objetivo, y para evitar danar a las celulas proximas a las celulas objetivo.

Como una primera etapa para llevar a cabo el tratamiento terapeutico que implica el procedimiento inventivo, se identifican las celulas objetivo. Las celulas objetivo pueden ser cualquiera que pueda beneficiarse de un tratamiento de fotocoagulacion selectiva. Las celulas objetivo deben poder absorber energfa laser de forma selectiva, o ser tratadas para poder absorber energfa laser de forma selectiva (por ejemplo, por la introduccion de un cromoforo). Las celulas objetivo adecuadas para una fotocoagulacion selectiva son aquellas celulas objetivo que se encuentran proximas a celulas que no deberfan ser fotocoaguladas. Por ejemplo, las celulas del epitelio pigmentario de la retina, que estan proximas a las celulas neurorretinal, son muy adecuadas para una fotocoagulacion selectiva. Las celulas de un tumor cerebral, que estan proximas a celulas que funcionan normalmente, tambien pueden ser utilizadas como celulas objetivo. Las celulas objetivo se preparan para su exposicion a un haz de laser de tratamiento al colocar la optica de enfoque, tal como una lente de contacto para el tratamiento de celulas del EPR. La aplicacion de una lente de contacto para cirugfa laser ocular es bien conocida para los expertos en la tecnica. Se activa el tratamiento con laser para operar inicialmente a una intensidad baja de haz, por ejemplo, desde aproximadamente el 10% hasta aproximadamente el 80%, por ejemplo, desde aproximadamente el 25% hasta aproximadamente el 80%, o desde aproximadamente el 50% hasta aproximadamente el 75%, del umbral ED50 determinado para una anchura particular de impulso y un tipo de celula. Por ejemplo, para una fotocoagulacion selectiva del EPR, se puede hacer funcionar inicialmente el laser a fluencias de haz desde aproximadamente 0,008 hasta aproximadamente 0,064 J/cm2, para una anchura de impulso de 8 ns, o desde aproximadamente 0,022 hasta aproximadamente 0,176 J/cm2 para un impulso de 3 ps. La fluencia del haz de laser puede ser aumentada lentamente mientras que se monitorizan los parametros del haz disperso de tratamiento, segun se determina de una geometna de retrodispersion, por ejemplo. Un parametro util es la intensidad del haz de tratamiento disperso procedente de las celulas objetivo. Otros parametros utiles pueden ser la polarizacion de la luz dispersa procedente de las celulas objetivo, o desviaciones Doppler de luz dispersa procedente de las celulas objetivo, que surgen debido a la expansion y a otros movimientos de las microburbujas.

La monitorizacion se deberfa llevar a cabo de forma que se determine si hay cualquier cambio, por ejemplo, un cambio positivo, en el reflectividad de las celulas objetivo. Segun se utiliza en el presente contexto, un “cambio” hace referencia a una diferencia en la senal que se puede detectar por medio de un cambio sostenido en la pendiente en un grafico de reflectancia de una celula objetivo con respecto al tiempo, por medio de un cambio sostenido en la senal de reflectancia relativa de la celula objetivo en comparacion con una reflectancia del nivel de referencia, o por medio de la observacion de un pico visualmente aparente en un grafico de reflectancia de una celula objetivo con respecto al tiempo. En realizaciones ejemplares que monitorizan los cambios en un haz de barrido de tratamiento, la reflectancia de fondo puede fluctuar segun pasa el haz de tratamiento sobre las superficies relativamente heterogeneas de las celulas objetivo, que pueden incluir estructuras tales como vasos sangufneos, que pueden mostrar cambios en la reflectividad incluso en ausencia de formacion de burbujas. Se espera que la formacion de microburbujas sea discernible contra este fondo variable, de forma que los picos debidos a la formacion de burbujas pueden ser algo mas diffciles de detectar, pero no prohibitivamente diffciles. La deteccion de las microburbujas se correlaciona con la energfa del haz de laser que se denomina ED50, que es la dosis de laser necesaria para tener como resultado la muerte del 50% de las celulas objetivo.

Tras la deteccion de un cambio en la reflectividad, mediante medios digitales, analogicos o manuales, se puede modular inmediatamente o subsiguientemente la intensidad del haz de laser de tratamiento, es decir, al cesar el aumento de la energfa del haz de laser de tratamiento. En algunas realizaciones, la deteccion de microburbujas significa una detencion inmediatamente o sustancialmente inmediata en la rampa del aumento de la intensidad del haz. En algunas realizaciones, la deteccion de microburbujas hara que se observe la intensidad del haz, como un valor digital o analogico (como un valor umbral, que es ED50) y se continuara la rampa de la intensidad del haz hasta que se alcance un valor de ED50 + xEDsq, donde x es mayor que cero y menor que aproximadamente dos.

La formacion de burbujas puede formarse cerca del final del impulso de laser, si se selecciona inicialmente la

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energia de laser para que sea baja con respecto al umbral de formacion de burbujas, y se aumenta gradualmente para alcanzar este umbral. Por lo tanto, la intensidad de la senal de retrodispersion deberia mostrar un aumento repentino cerca del final del impulso de laser si se produce una burbuja. Al comparar la forma del impulso entrante con la forma del impulso disperso, se puede determinar el inicio de la formacion de burbujas.

Hay asociadas enfermedades particulares en la retina con el epitelio pigmentario de la retina. El EPR tiene una funcion principal del intercambio de nutrientes a las celulas neurorretinales y otras y desde las mismas. Estas enfermedades incluyen, por ejemplo, retinopatia serosa central, edema macular diabetico y drusas. La invencion proporciona un medio de tratamiento de tales enfermedades mediante la fotocoagulacion selectiva del EPR.

Ejemplos

Los siguientes ejemplos ilustran ciertas propiedades y ventajas inherentes en algunas realizaciones particulares de la invencion.

Ejemplo 1: Formacion ex vivo de burbujas transitorias

Se prepararon ojos de gorrinos de aproximadamente 20 mm de diametro 0 a 4 horas despues de la enucleacion. Se disecan los ojos, y se extrae el vitreo. Se corto una capa de 1 cm2 de la region ecuatorial del ojo y se suspendio la muestra en una solucion salina al 0,9%. Despues de 20 minutos se podia separar facilmente la retina. Se aplano la muestra en los bordes utilizando un anillo plastico. Se cubrio el EPR con CalceinAM (Molecular Probes) diluido 1:1000 en PBS o en medio modificado de Dulbecco-Eagle (Gibco). Se aplico un cubreobjetos encima. Despues de 20 minutos, las celulas viables acumularon suficiente calceina fluorescente para ser distinguidas de las celulas muertas por medio de microscopia de fluorescencia. Se excito la fluorescencia de calceina a 488 nm y se detecto desde 540 nm hasta 800 nm. Se tomo una imagen de fluorescencia antes de la irradiacion y una segunda 15-30 minutos despues de la misma. Se clasificaron las celulas que no fluorescian como muertas. Para experimentos de 12 ns, la temperatura de la muestra fue de 20°C. Para impulsos de 6 ps, se mantuvo la muestra a 35°C. Se calcularon los umbrales utilizando un programa informatico para un analisis probit (Cain et al., “A Comparison of Various Probit Methods for Analyzing Yes/No Data on a Log Scale”, US Air Force Armstrong Laboratory, AL/OE-TR- 1996-0102, 1996) segun Finney (“Probit Analysis”, 3a ed. Londres: Cambridge University Press; 1971).

Se utilizo un objetivo de 20x (NA 0,42, distancia util de 25 mm) para formar una imagen de las celulas en una camara CCD. La resolucion espacial de la configuracion fue de aproximadamente 1 pm. Se utilizo un laser Nd:YAG (Continuum, SEO 1-2-3, X = 532 nm, haz de 6 mm) del doble de la frecuencia, para una irradiacion de 12 ns. Se forma una imagen de una seccion de 200 pm del centro del haz en la muestra para dar una imagen superior plana de 20 pm de diametro. Las variaciones de intensidad en la muestra debidas a puntos calientes en el haz fueron inferiores al 15%, como fue determinado por medio de un objetivo que fluorescia en el area de irradiacion. Se segmentan impulsos de 6 ps de un laser Nd:YAG de frecuencia doble de onda continua (Verdi, Coherent, X = 532 nm). El punto con forma gaussiana tenia FWHM de 16 pm en la muestra. Para sondar la formacion de burbuja, se enfoco (7 x 10 pm FWHM) el haz colimado de un diodo laser (SF830S-18, Microlaser Systems, 830 nm, 1,5 x 2 mm de diametro del haz) sobre la celula del EPR con una potencia maxima de 1 mW en la muestra. La potencia media de Nd:YAG fue de 75 mW. Se encendio el haz de sonda durante menos de 10 ps y se apago (1% de potencia) 2-4 ps despues del final del impulso. Se detecto luz en una geometria confocal y tambien ligeramente desplazada del eje optico para reducir la reflectancia de fondo y la dispersion del sistema optico y de las capas de tejido distintas del EPR. El detector utilizado fue un fotodiodo Zener (Hamamatsu C-5460), incluyendo un amplificador de alta velocidad con un ancho de banda de 10 MHz.

Para impulsos de 12 ns, se tomaron 4 muestras de 4 ojos distintos, en los que se irradiaron un total de 117 puntos a distintas fluencias (40 controles unicamente con Nd:YAG, 77 incluyendo el haz de sonda). El umbral para la cavitacion y la muerte celular fue el mismo, como se muestra en la Tabla 1. FLL hace referencia al nivel inferior del umbral de fluencia, FUL es el nivel superior del umbral de fluencia, y Fluencia es la media de estas dos determinaciones. El n° de celulas es el numero de celulas expuestas a la irradiacion.

Tabla 1. Umbrales de 12 nanosegundos para la cavitacion y la muerte celular

: Fluencia (mJ/cm2) Fluencia FLL (mJ/cm2) Fluencia FUL (mJ/cm2) pendiente n° de celulas

muerte celular: 71 66 75 17 77

cavitacion: 71 67 75 16 77

control: 71 66 81 14 40

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La Fig. 2 es un trazo osciloscopico de una senal de reflectancia a 1,1 veces el umbral con una vida minima de 200 ns. Se encendio el diodo laser a 0,2 ps y se apago a + 3,4 ps para minimizar el calentamiento de la muestra. Se disparo el laser Nd:YAG a 1,2 ps, lo que provoco un aumento detectable en la retrodispersion del haz de sonda en una unica celula del EPR.

Ejemplo 2: Tratamiento in vivo de tejido del EPR

Se utilizaron un total de seis ojos de tres conejos grises chinchilla. Se anestesiaron los conejos con clorhidrato de quetamina (30 mg/kg) y clorhidrato de xilacina (6 mg/kg). Se dilataron los ojos con 1 gota de clorhidrato de ciclopentolato y 1 gota de clorhidrato de fenilefrina al 5%, luego se coloco una lente plano-concava Goldmann de -67 dioptrias sobre el ojo.

Para la irradiacion laser, se utiliza la salida de un laser Nd:YAG del doble de la frecuencia, un conmutador Q con una longitud de onda de 532 nm. La anchura del impulso se controla al formar el impulso de alto voltaje aplicado a la celula de Pockel mientras que se monitoriza activamente la acumulacion de energia intracavidad. Sin la informacion activa de retorno, la anchura nominal del impulso del conmutador Q de salida es normalmente de 250 ns con energias de impulso de varios mJ con una tasa de repeticion de 500 Hz. Se proporciona un haz de sonda por medio de un laser de HeNe a 0,5 mW. Se detecta la sonda retrodispersa por medio de un fotodiodo Zener. Se introduce la salida del detector en un osciloscopio.

En una exploracion con lampara de ranura, se colocan cuatro lesiones marcadoras de 100 pm fuera de las esquinas de un area de tratamiento designada de 300 pm x 300 pm, utilizando cada una una exposicion continua al laser de 100 ms (aproximadamente 100 mW). Entonces, se enciendo el haz de tratamiento, y se suministran 100 barridos sucesivos al area de tratamiento. Cada ojo recibe cuatro puntos de tratamiento tales con configuraciones de potencia del laser de 0,5, 1, 2 y 3 veces el umbral ED50 como se ha determinado anteriormente. Todos los procedimientos de tratamiento con laser se registran con una camara CCD y una videocamara. Se lleva a cabo la formacion de imagenes del fondo y la angiografia de fluoresceina 1 hora despues de la irradiacion. Se detectan los cambios en la dispersion del haz de sonda y se muestran en el osciloscopio. La deteccion de microburbujas esta acompanada de la estabilizacion de la fluencia del laser a 1,5 ED50. Adicionalmente, se lleva a cabo el tratamiento a esta fluencia.

Tras la finalizacion del tratamiento, se sacrificaron los animales con una inyeccion de pentobarbital. Se enuclean los ojos y son procesados para una exploracion de microscopia optica y electronica. El tiempo total desde la exposicion al laser hasta la enucleacion es de aproximadamente 2 horas. Cada ojo enucleado esta fijado en glutaraldehido al 2% tamponado en fosfato durante 24 horas. Se extraen los segmentos anteriores y el vitreo, y se posfija la parte posterior del ojo en tetroxido de osmio al 2% tamponado en fosfato, se deshidratan y se incrustan en resina epoxi. Se tincionan con azul de toluidina las secciones gruesas (aproximadamente 1 pm) para una microscopia optica. Se tincionan con acetato de uranilo/acetato de plomo las secciones delgadas para una microscopia electronica. Las areas tratadas por el laser de barrido se comparan con las areas de control y con las lesiones marcadoras (coaguladas con laser de onda continua) en busca de danos a los fotorreceptores, al EPR, a la membrana de Bruch, y al coriocapilar. Se lleva a cabo una comparacion para verificar que las celulas del EPR estan fotodanadas y los fotorreceptores, la membrana de Bruch, y el coriocapilar no estan danados y son viables.

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REIVINDICACIONES

1. Un aparato para llevar a cabo una fotocoagulacion selectiva de celulas, comprendiendo el aparato:

una fuente (10) de radiacion electromagnetica dispuesta para suministrar radiacion (12) que tiene una intensidad creciente a las celulas;

un detector (40) dispuesto para recibir radiacion electromagnetica dispersa de las celulas cuando se irradian las celulas por medio de la radiacion (12) procedente de la fuente (10), y para generar una senal (44) en funcion de la radiacion electromagnetica recibida; y un discriminador (46) dispuesto para:

recibir la senal (44) generada por el detector (40);

determinar si se ha producido microcavitacion en las celulas analizando la senal (44) para determinar si una porcion de la misma es indicativa de microcavitacion en las celulas evaluando si una porcion de la senal (44) se corresponde con un cambio sostenido en reflectividad de las celulas en comparacion con una senal de referencia;

identificar como un valor ED50 una intensidad de la radiacion electromagnetica (12) suministrada por la fuente (10) a la que se determino que se producia la microcavitacion; y

indicar a la fuente (10) que detenga un aumento en la intensidad de la radiacion electromagnetica (12) suministrada a las celulas cuando la intensidad de la radiacion electromagnetica (12) alcanza un valor de ED50 + XED50, siendo x mayor que cero y menor que dos.
2. El aparato de la reivindicacion 1, comprendiendo el aparato, ademas, un interferometro (60).
3. El aparato de la reivindicacion 1, en el que la fuente (10) de radiacion electromagnetica es una fuente de luz visible.
4. El aparato de la reivindicacion 1, que comprende, ademas, un explorador (64) por barrido dispuesto para barrer de forma que se puede controlar el barrido de la radiacion en las celulas.
5. El aparato de la reivindicacion 1, que comprende, ademas, una fuente (30) de haz de sonda de radiacion electromagnetica dispuesta para suministrar un haz (32) de sonda a las celulas.
6. El aparato de la reivindicacion 5, en el que el detector (40) esta dispuesto para recibir una porcion del haz (32)

de sonda dispersa desde las celulas, y para generar la senal (44) en funcion de la porcion dispersa del haz (32)

de sonda.
7. El aparato de la reivindicacion 1, en el que la fuente (10) de radiacion electromagnetica es un laser.
8. El aparato de la reivindicacion 1, en el que la senal (44) se corresponde con una intensidad de radiacion dispersa por burbujas de microcavitacion en las celulas, o proxima a las mismas.
9. El aparato de la reivindicacion 1, en el que la radiacion (12) suministrada a las celulas comprende impulsos de radiacion, teniendo cada impulso una duracion menor de aproximadamente 5 microsegundos.
10. Un procedimiento ex vivo llevado a cabo con el aparato de la reivindicacion 1, comprendiendo el procedimiento:

exponer las celulas objetivo a la radiacion electromagnetica (12) que tiene una intensidad suficiente como para

producir una microcavitacion detectable en las celulas objetivo, o proxima a las mismas;

detectar la radiacion dispersa desde una region en las celulas objetivo, o proxima a las mismas, y generar

una senal (44) en funcion de la radiacion detectada;

analizar la senal (44) para determinar si se produce microcavitacion en la region;

identificar como un valor ED50 una intensidad de la radiacion electromagnetica suministrada por la fuente a la que se determino que se producia una microcavitacion; y

indicar a la fuente que detenga un aumento en la intensidad de la radiacion electromagnetica (12) suministrada a las celulas cuando la intensidad de la radiacion electromagnetica (12) alcanza un valor de ED + xED50, siendo x mayor que cero y menor que dos.
11. El procedimiento de la reivindicacion 10, en el que el analisis de la senal (44) para determinar si se produce microcavitacion en la region comprende identificar un cambio en un parametro de la radiacion dispersa.
12. El procedimiento de la reivindicacion 11,

en el que el parametro es una intensidad de la radiacion dispersa.
13. El procedimiento de la reivindicacion 11,

en el que el cambio comprende un cambio en una pendiente de un grafico de reflectancia celular en funcion del tiempo.

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14. El procedimiento de la reivindicacion 10,

en el que las celulas objetivo comprenden celulas del epitelio pigmentario de la retina.
15. El procedimiento de la reivindicacion 10,

en el que la region proxima a las celulas objetivo comprende celulas neurorretinales.
16. El procedimiento de la reivindicacion 14,

en el que la radiacion (12) a la que estan expuestas las celulas del epitelio pigmentario de la retina comprende una pluralidad de impulsos de radiacion, teniendo cada impulso una duracion de menos de aproximadamente 5 microsegundos.
17. El procedimiento de la reivindicacion 10, que comprende, ademas, exponer las celulas objetivo a un haz (32) de sonda electromagnetica, en el que la radiacion detectada comprende una porcion del haz de sonda dispersa desde una region en las celulas objetivo, o proxima a las mismas.
18. El procedimiento de la reivindicacion 10,

en el que la radiacion (12) comprende radiacion de laser de onda continua.
19. El procedimiento de la reivindicacion 18, que comprende, ademas, que la radiacion (12) barra las celulas objetivo, para exponer a las celulas objetivo a la radiacion durante 5 microsegundos o menos.
20. El aparato de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9 para su uso en un tratamiento de fotocoagulacion selectiva de una enfermedad en la retina asociada con el epitelio pigmentario de la retina.
21. El aparato para el uso de la reivindicacion 20,

en el que se selecciona la enfermedad del grupo que consiste en retinopatia serosa central, edema macular diabetico y drusas.