ES2711190T3 - Fotoablación controlada en profundidad de tejido humano o animal - Google Patents

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Abstract

Dispositivo de fotoablación (1) para la fotoablación de tejido humano o animal (8), que comprende una fuente de láser (2) dispuesta para propagar un haz de láser enfocado (21) con una cintura de haz (2111, 2121), en el que un radio del haz de láser (21) aumenta desde la cintura de haz (2111, 2121) en una dirección de propagación (213) del haz de láser (21); un detector de posición (6) para detectar una posición de la fuente de láser (2) en relación con el tejido (8); y un dispositivo de posicionamiento (3) dispuesto para mover la fuente de láser (2) en relación con el tejido (8); caracterizado por que comprende además una estructura de regulación (41, 47) dispuesta para regular una intensidad del haz de láser (21); y una unidad controladora (4) dispuesta para definir una zona de fotoablación (2112, 2122) del haz de láser (21), en el que la zona de fotoablación (2112, 2122) termina en una cara de corte (2113, 2123) que está ubicada desplazada con respecto a la cintura de haz (2111, 2121) en la dirección de propagación (213) del haz de láser (21), para regular una intensidad en la cara de corte (2113, 2123) de la zona de fotoablación (2112, 2122) del haz de láser (21) por medio de la estructura de regulación (41, 47), y para mover el haz de láser (21) hacia el tejido (8) por medio del dispositivo de posicionamiento (3), en el que se evalúa la posición de la fuente de láser (2) detectada por el detector de posición (6).

Description

DESCRIPCION
Fotoablacion controlada en profundidad de tejido humano o animal.
Campo tecnico
La presente invencion se refiere a un procedimiento en el que se proporciona un haz de laser enfocado con una cintura de haz a un tejido humano o animal y mas particularmente a un dispositivo con el que puede implementarse un procedimiento de este tipo y a un programa informatico que controla un dispositivo de este tipo. Tales procedimientos, dispositivos y programas informaticos pueden utilizarse para someter a fotoablacion y cortar asf el tejido humano o animal.
Antecedentes de la tecnica
Para el corte de tejido duro humano o animal tal como tejido oseo o ungueal, actualmente se aplican diversos procedimientos y dispositivos. De ese modo, en los ultimos anos la fotoablacion por medio de haces laser ha resultado ser una alternativa viable para las herramientas y los procedimientos conocidos. Particularmente, en osteotoirna se ha convertido en un punto de creciente interes la fotoablacion inducida por laser como alternativa a las herramientas mecanicas conocidas tales como sierras, cinceles o taladros. El objetivo de tal fotoablacion inducida por laser es aumentar la precision y capacidad de funcionamiento al tiempo que se disminuyen los danos colaterales, por ejemplo provocados por el contacto directo de las herramientas mecanicas con el hueso. Por ejemplo, en el documento WO 2011/035792 A1 se describe un dispositivo medico de osteotomo laser asistido por ordenador y guiado por robot. Este dispositivo medico comprende una cabeza de laser montada en un brazo robotico. El brazo robotico presenta varios grados de libertad de tal manera que la cabeza de laser pueda regularse con precision en posiciones y orientaciones preferidas. De esta manera, es posible proporcionar con precision un haz de laser sobre tejido oseo y someter a fotoablacion el hueso de tal manera que se corte a lo largo de una lmea de osteotomfa predefinida. Para determinar y regular la posicion del haz en relacion con el hueso, el dispositivo medico presenta un sistema de autoguiado. Por medio del sistema de autoguiado, pueden monitorizarse la posicion y orientacion del hueso y puede regularse la cabeza de laser para impedir una desviacion del corte con respecto a la lmea de osteotomfa predefinida.
Un problema habitual en la fotoablacion inducida por laser conocida de tejido duro humano o animal esta relacionado con el control de la profundidad de corte y la intensidad del haz. En contraposicion a la fotoablacion inducida por laser ampliamente utilizada en la micromecanizacion de materiales no biologicos tales como metales y plasticos, las preocupaciones con respecto a los danos colaterales son de crucial importancia cuando se somete a fotoablacion tejido duro humano o animal. Tales danos colaterales pueden producirse, por ejemplo como carbonizacion, debido al calentamiento provocado por intensidades inapropiadas del haz de laser en tejido vecino a la lmea de osteotomfa o de corte. O bien, tambien pueden producirse debido a una fotoablacion mas alla de la profundidad del tejido duro seleccionado como diana. Y haciendo que estos problemas sean incluso mas diffciles de gestionar, en contraposicion a los materiales no biologicos mencionados, los tejidos duros humanos o animales del mismo tipo difieren habitualmente de un individuo a otro. Ademas, los tejidos duros humanos o animales habitualmente no son homogeneos de tal manera que las propiedades de fotoablacion del tejido puedan variar dentro de una unica diana tisular dependiendo en particular de la profundidad de corte. Para impedir tal fotoablacion excesiva o no deseada, habitualmente se monitoriza de manera optica la profundidad de la fotoablacion en el tejido, por ejemplo, por medio de tomograffa de coherencia optica (TCO). Sin embargo, tal monitorizacion es, por un lado, habitualmente bastante complicada y puede resultar alterada, por otro lado, por otros factores de la fotoablacion tales como por residuos o por agua o sangre.
Por tanto, existe la necesidad de un procedimiento y dispositivo que permitan la fotoablacion mejorada y conveniente de tejido humano o animal por medio de un haz de laser particularmente en cuanto a los danos colaterales provocados al tejido por el haz de laser.
Divulgacion de la invencion
Segun la invencion, esta necesidad se resuelve mediante un procedimiento de fotoablacion controlada en profundidad de tejido humano o animal tal como se define mediante las caractensticas de la reivindicacion independiente 8 y mediante un dispositivo de fotoablacion tal como se define mediante las caractensticas de la reivindicacion independiente 1. Las formas de realizacion preferidas son objeto de las reivindicaciones dependientes.
En particular, la esencia de la invencion es la siguiente: Un procedimiento de fotoablacion controlada en profundidad de tejido humano o animal comprende las etapas de: proporcionar un haz de laser enfocado con una cintura de haz, en el que el radio del haz de laser aumenta desde la cintura de haz en una direccion de propagacion del haz de laser; definir una zona de fotoablacion del haz de laser, en el que la zona de fotoablacion termina en una cara de corte que esta ubicada desplazada con respecto a la cintura de haz en la direccion de propagacion del haz de laser; regular el haz de laser de tal manera que la intensidad en la cara de corte de la zona de fotoablacion sea demasiado baja como para someter a fotoablacion el tejido; mover el haz de laser en relacion con el tejido de tal manera que la cara de corte de la zona de fotoablacion este dispuesta en una superficie del tejido; aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser hasta que la intensidad en la cara de corte de la zona de fotoablacion sea lo suficientemente alta como para someter a fotoablacion el tejido; y mover el haz de laser hacia el tejido. El procedimiento segun la invencion se realiza en el tejido humano o animal in vitro.
En el contexto de la invencion, tejido humano o animal se refiere a cualquier tejido adecuado para cortarse o taladrarse mediante fotoablacion inducida por laser. El tejido puede ser un tejido duro tal como tejido ungueal, tejido dental o similar y particularmente tejido oseo. El termino “intensidad” en relacion con el haz de laser se refiere a energfa por tiempo y area. Para que sea posible la fotoablacion del tejido con el haz de laser, su intensidad ha de estar por encima de un umbral espedfico. Ademas de otras, este umbral depende de las propiedades del tejido. El termino “de manera continua” con relacion al aumento de la intensidad del haz de laser se refiere a un aumento fluido asf como a un aumento iterativo o gradual. El termino “fotoablacion” o ablacion laser se refiere en general a un procedimiento de retirada de material de una superficie solida, o a veces lfquida, irradiando el material con un haz de laser. Con la fotoablacion segun la invencion, pueden proporcionarse hendiduras, cortes y/u orificios en el tejido. Las etapas de regular el haz de laser de tal manera que la intensidad en la cara de corte de la zona de fotoablacion sea demasiado baja como para someter a fotoablacion el tejido y aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser hasta que la intensidad en la cara de corte de la zona de fotoablacion sea lo suficientemente alta como para someter a fotoablacion el tejido puede denominarse calibracion. La direccion de propagacion del haz de laser tambien puede denominarse direccion distal.
En algunas formas de realizacion, y en ausencia de elementos opticos complementarios, el haz de laser aumenta por esencialmente toda su extension, es decir diverge. En tales casos, la cintura de haz puede estar ubicada en o cerca de una fuente de laser que propaga el haz de laser. Sin embargo, normalmente para haces laser enfocados, el radio del haz de laser tambien aumenta desde la cintura de haz en contra de la direccion de propagacion del haz de laser de tal manera que la cintura de haz defina la seccion mas estrecha o punto focal del haz de laser.
Dentro del procedimiento segun la invencion, la profundidad de la fotoablacion en el tejido puede controlarse y determinarse convenientemente mediante el movimiento del haz de laser hacia el tejido. En particular, la profundidad puede corresponder al movimiento del haz de laser hacia el tejido. Ademas, la energfa o intensidad de fotoablacion puede regularse con precision segun las propiedades del tejido. De esta manera, es posible considerar las propiedades individuales del tejido y minimizar los danos colaterales y particularmente el calentamiento del tejido de tal manera que, por ejemplo, pueda impedirse la carbonizacion del tejido.
Preferentemente, la zona de fotoablacion del haz de laser corresponde a una zona de Raleigh del haz de laser. Definir la zona de fotoablacion para que corresponda a la zona de Raleigh del haz de laser permite implementar la zona de fotoablacion de modo bien establecido y definir con precision la cara de corte del haz de laser en el extremo distal de la zona de Raleigh. Ademas, a medida que diverge cada vez mas el haz de laser al exterior de la zona de Raleigh, la intensidad disminuye de manera correspondiente. Por tanto, definir que la cara de corte este en el extremo distal de la zona de Raleigh permite una fotoablacion eficiente, por ejemplo en cuanto al consumo de energfa, en cuanto a la delimitacion de la cara de corte y en cuanto a las capacidades de corte o taladrado.
Preferentemente, se regula la intensidad del haz de laser regulando la corriente y/o tension proporcionada a una fuente de laser que propaga el haz de laser y/o regulando la longitud de un impulso del haz de laser. Tal regulacion del haz de laser permite una implementacion comparativamente sencilla, precisa y eficiente.
Preferentemente, se detecta de manera continua si el tejido se somete a fotoablacion y se detiene el aumento de la intensidad del haz de laser cuando se detecta que se inicia la fotoablacion del tejido. De esta manera, el umbral de la intensidad requerida para someter a fotoablacion el tejido puede determinarse con precision y de manera conveniente. Deteniendo el aumento de la intensidad una vez que se alcanza el umbral, la intensidad puede regularse con exactitud segun las propiedades del tejido y puede impedirse cualquier calentamiento innecesario del tejido.
De ese modo, se detecta preferentemente de manera acustica si el tejido se somete o no a fotoablacion. Tal deteccion acustica puede realizarse, por ejemplo, mediante el posicionamiento de un microfono, particularmente un microfono laser, y/o un transductor de presion piezoelectrico cerca de o en el tejido. De esta manera, el umbral de la intensidad del haz de laser necesaria para someter a fotoablacion el tejido puede detectarse con precision de manera comparativamente sencilla.
De ese modo, se monitoriza el espectro de frecuencia de una onda detectada de manera acustica preferentemente. El espectro de frecuencia depende de la impedancia acustica del tejido. Por ejemplo, la aplicacion de haces de laser con propiedades identicas, materiales comparativamente duros generan frecuencias acusticas comparativamente altas mientras que materiales comparativamente blandos generan frecuencias acusticas comparativamente bajas. Por tanto, la monitorizacion la senal detectada de manera acustica permite el reconocimiento de propiedades cambiantes del tejido. Por lo tanto, pueden tomarse medidas adecuadas basandose en la senal acustica monitorizada. Por ejemplo, puede detenerse la propagacion del haz de laser o volver a calibrarse tal como se describe en la siguiente seccion si se detecta que el tejido esta ablandandose de tal manera que deba reducirse preferentemente la intensidad del haz.
Generalmente, la tomograffa de coherencia optica (TCO) es una tecnica interferometrica utilizada como procedimiento de adquisicion y procesamiento de senales opticas. Capta imagenes uni-, bi- y tridimensionales de resolucion micrometrica a partir de medios de dispersion optica tales como tejido biologico, por ejemplo, tejido humano o animal. La utilizacion de luz de longitud de onda relativamente larga permite que penetre el medio de dispersion. Dependiendo de las propiedades de la fuente de luz, se emplean diodos superluminiscentes, laseres pulsados ultracortos y laseres supercontinuos. Una implementacion relativamente reciente de TCO que se denomina TCO de dominio de frecuencia proporciona ventajas en la relacion senal/ruido, lo que permite una adquisicion de senales mas rapida. Se emplean sistemas TCO en diversas aplicaciones, incluyendo medicina de diagnostico, oftalmologfa y cardiologfa para ayudar a diagnosticar una arteriopatia coronaria. La TCO tambien puede utilizarse junto con el presente procedimiento para monitorizar la profundidad del corte o taladro mediante fotoablacion en tiempo real. De ese modo, alternativamente a la deteccion acustica descrita anteriormente en la presente memoria o ademas de tal deteccion acustica, se detecta preferentemente de manera optica si el tejido se somete a fotoablacion aplicando TCO. En particular, puede utilizarse TCO para anticipar una superficie de contacto de tejido blando-hueso exterior o cualquier posicion intermedia con alta precision. Tal deteccion con TCO puede permitir un control de alta precision eficiente de la fotoablacion.
Preferentemente, el procedimiento comprende ademas disminuir la intensidad del haz de laser de tal manera que la intensidad en la cara de corte de la zona de fotoablacion sea demasiado baja como para someter a fotoablacion el tejido de nuevo y aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser de nuevo hasta que la intensidad en la cara de corte de la zona de fotoablacion sea lo suficientemente alta como para someter a fotoablacion el tejido. De esta manera, el haz de laser puede volver a calibrarse durante el procedimiento de fotoablacion. Esto puede ser particularmente util en casos en los que las propiedades del tejido son cambiantes, por ejemplo con profundidad creciente de la fotoablacion. Por ejemplo, el tejido oseo humano habitualmente no es totalmente homogeneo y las propiedades de fotoablacion cambian a menudo hacia el interior de un hueso. En particular, considerando el espectro de frecuencia detectado de manera acustica tal como se describe anteriormente, esto permite una nueva calibracion en curso del haz de laser tan pronto como se detecta un cambio de las propiedades del tejido mediante un espectro de frecuencia cambiante.
Preferentemente, se determinan las propiedades del tejido antes de aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser en las que se consideran las propiedades cuando se somete a fotoablacion el tejido. En este contexto, las propiedades pueden estar relacionadas con las dimensiones, la estructura y/o composicion del tejido. Pueden comprender particularmente el grosor del tejido. Considerando las propiedades del tejido, el procedimiento de fotoablacion puede personalizarse y optimizarse para la situacion dada. Ademas, estas propiedades predeterminadas pueden combinarse con las propiedades medidas en curso y determinarse de tal manera que el procedimiento de fotoablacion pueda personalizarse y optimizarse adicionalmente para la situacion dada.
Tal como se menciono anteriormente en la presente memoria, el tejido humano o animal se somete a fotoablacion in vitro.
Un aspecto adicional de la invencion se refiere a un dispositivo de fotoablacion para la fotoablacion de tejido humano o animal. El dispositivo de fotoablacion comprende: una fuente de laser que se dispone para propagar un haz de laser enfocado con una cintura de haz, en el que el radio del haz de laser aumenta desde la cintura de haz en una direccion de propagacion del haz de laser, una estructura de regulacion que se dispone para regular la intensidad del haz de laser; un detector de posicion para detectar la posicion de la fuente de laser en relacion con el tejido; un dispositivo de posicionamiento que se dispone para mover la fuente de laser en relacion con el tejido; y una unidad controladora que se dispone para definir una zona de fotoablacion del haz de laser, en el que la zona de fotoablacion termina en una cara de corte que esta ubicada desplazada con respecto a la cintura de haz en la direccion de propagacion del haz de laser, para regular la intensidad en la cara de corte de la zona de fotoablacion del haz de laser por medio de la estructura de regulacion, y para mover el haz de laser hacia el tejido por medio del dispositivo de posicionamiento, en el que se evalua la posicion de la fuente de laser detectada por el detector de posicion.
En el contexto de la invencion el termino “posicion” puede referirse a la ubicacion y la orientacion de la fuente de laser. El dispositivo de fotoablacion permite implementar de manera eficiente y conveniente el procedimiento descrito anteriormente, implementando de ese modo los aspectos y efectos preferidos descritos en relacion con el procedimiento.
La fuente de laser puede disponerse, por ejemplo, para emitir a longitudes de onda a las que el agua presenta intensas bandas de absorcion y puede comprender preferentemente un laser de estado solido de erbio tal como Er:YAG, Er/Pr:YAG, Ho:YAG o Er/Cr:YSGG, un laser de estado solido de holmio tal como Ho/Nd:YAG o Ho:YSGG, un laser de diodo y/o un laser de fibra. Por ejemplo, el laser de fotoablacion puede presentar una anchura temporal de impulso que es de entre 10 femtosegundos y 1 milisegundo, preferentemente, entre 10 nanosegundos y 800 microsegundos. Tambien puede disponerse para suministrar un haz de laser con una densidad de energfa de entre 1 milijulio por centfmetro cuadrado y 100.000 julios por centimetro cuadrado, en particular, entre 10 milijulios por centfmetro cuadrado y 5 julios por centimetro cuadrado.
Preferentemente, la estructura de regulacion comprende un regulador de corriente para regular la corriente o la tension o ambas, la corriente y la tension simultaneamente, proporcionadas a la fuente de laser que propaga el haz de laser y/o un regulador de impulsos para regular la longitud de un impulso del haz de laser. Con una estructura de regulacion de este tipo, el dispositivo de fotoablacion puede tener la capacidad de regular de manera eficiente y con precision la intensidad del haz de laser.
Preferentemente, el dispositivo de fotoablacion comprende ademas un sensor acustico que se dispone para detectar una onda acustica generada por el haz de laser que incide sobre el tejido y para proporcionar una senal correspondiente. De ese modo, la unidad controladora preferentemente se dispone para evaluar la senal proporcionada por el sensor acusti
intensidad del haz de laser necesaria para someter a fotoablacion el tejido puede detectarse con precision de manera comparativamente sencilla. De ese modo, la unidad controladora preferentemente se dispone para aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser hasta que se detecte la fotoablacion del tejido evaluando la senal proporcionada por el sensor acustico. Tal unidad controladora permite regular apropiadamente con precision y de manera conveniente el haz de laser.
Preferentemente, la unidad controladora se dispone para monitorizar el espectro de frecuencia de la onda acustica evaluando la senal proporcionada por el sensor acustico. Tal como se describe con mayor detalle anteriormente en relacion con el procedimiento segun la invencion, tal monitorizacion permite reconocer las propiedades cambiantes del tejido. Por lo tanto, pueden adoptarse las medidas adecuadas basandose en la senal acustica monitorizada.
Preferentemente, el sensor acustico es un microfono y/o un transductor de presion piezoelectrico y/o un microfono laser. Un sensor acustico de este tipo permite una implementacion comparativamente sencilla con precision y eficiencia apropiadas. Alternativamente al o ademas del sensor acustico, el dispositivo de fotoablacion preferentemente comprende ademas una estructura de tomograffa de coherencia optica con un sensor optico. Tal estructura de TCO puede disponerse para aplicar TCO tal como se describe anteriormente en relacion con el procedimiento en el que, en particular, la unidad controladora puede disponerse para participar en la TCO.
Otro aspecto adicional de la invencion se refiere a un programa informatico que comprende un codigo de programa que se dispone para implementar una unidad controladora de un dispositivo de fotoablacion tal como se describio anteriormente en la presente memoria cuando se ejecuta. Un programa informatico de este tipo permite implementar de manera eficiente y conveniente el procedimiento descrito anteriormente y controlar el dispositivo descrito anteriormente implementando de ese modo los aspectos y efectos preferidos descritos en relacion con el procedimiento y el dispositivo.
Estos y otros aspectos de la invencion resultaran evidentes a partir de y se dilucidaran haciendo referencia a la(s) forma(s) de realizacion descrita(s) a continuacion en la presente memoria.
Breve descripcion de los dibujos
El dispositivo de fotoablacion y el procedimiento segun la invencion se describen con mayor detalle a continuacion en la presente memoria a partir de una forma de realizacion a tttulo de ejemplo y haciendo referencia a los dibujos adjuntos, en los que:
la figura 1 representa una forma de realizacion de un dispositivo de fotoablacion segun la invencion;
la figura 2 representa un haz de laser enfocado con una zona de fotoablacion definida segun la invencion; y la figura 3 representa el haz de laser enfocado de la figura 2 aplicado a un tejido oseo.
Descripcion de las formas de realizacion
En la siguiente descripcion, se usan determinados terminos por motivos de conveniencia y no han de interpretarse como limitativos. Los terminos “derecha”, “izquierda”, “arriba” y “abajo” se refieren a los sentidos en las figuras. La terminologfa comprende los terminos mencionados explfcitamente asf como sus derivaciones y terminos con un significado similar.
La figura 1 representa una forma de realizacion de un dispositivo de fotoablacion 1 segun la invencion para la fotoablacion controlada en profundidad de un tejido oseo diana 8. El dispositivo de fotoablacion 1 comprende un brazo robotico 3 como dispositivo de posicionamiento, un sistema de suministro de evacuacion 5, un autoguiador 6 como detector de posicion, una fuente de laser 2, un microfono 7 como sensor acustico y una unidad 4 de controlador que presenta un ordenador 41.
La fuente de laser 2 se monta de manera fija en una plataforma prevista en un extremo libre del brazo robotico 3. Se dispone para propagar un haz de laser enfocado 21 en una direccion de propagacion 213 que, en la figura 1, va de izquierda a derecha. La fuente de laser 2 se conecta a un regulador de corriente 47 de la unidad 4 de controlador que permite que se regule la intensidad energetica del haz de laser 21 regulando la corriente proporcionada a la fuente de laser 2.
El tejido oseo 8 se posiciona para que lo alcance y seleccione como diana el haz de laser 21 de la fuente de laser 2. El brazo robotico 3 presenta varios grados de libertad de tal manera que la fuente de laser 2 pueda ser movida por el brazo robotico 3 para posicionarse y orientarse con exactitud para propagar el haz de laser 21 hasta el tejido oseo 8. Para controlar el brazo robotico 3 y particularmente sus movimientos, el brazo robotico 3 se conecta a una interfaz de robot 45 de la unidad 4 de controlador de tal manera que el ordenador 41 pueda controlar y regular la posicion y orientacion de la fuente de laser 2.
El autoguiador 6 se dispone para detectar y guiar la posicion de la fuente de laser 2 en relacion con el tejido oseo 8. Para permitir la deteccion tridimensional de la posicion y orientacion, se dota la fuente de laser 2 de por lo menos tres marcadores 22 y se dota el tejido oseo 8 de por lo menos tres marcadores 84. El autoguiador 6 se conecta a una interfaz de autoguiador 43 de la unidad 4 de controlador de tal manera que puedan recopilarse las posiciones detectadas de la fuente de laser 2 y el tejido oseo 8 o particularmente de sus marcadores 22, 84, respectivamente, y evaluarse por el ordenador 41.
En el tejido oseo 8, se define una lmea 81 de osteotomfa mediante la unidad 4 de controlador. Para cortar el tejido oseo 8 a lo largo de la lmea 81 de osteotomfa, se mueve la fuente de laser 2 en relacion con el tejido oseo 8 de tal manera que el haz de laser 21 se propague apropiadamente. La lmea 81 de osteotomfa puede definirse en la unidad 4 de controlador mediante un conjunto de datos que especifica una matriz lineal de puntos. El conjunto de datos puede comprender la posicion de los puntos en los que van a perforarse orificios en el tejido oseo 8 asf como los angulos de incidencia del haz de laser 21 con respecto a una superficie del tejido oseo 8. En particular, la posicion de cada punto puede definirse mediante un conjunto de coordenadas espaciales X, Y y Z y el angulo de incidencia en cada punto puede definirse mediante un par de angulos 0 y Q. Por tanto, el conjunto de datos puede comprender informacion XYZ-0Q para cada punto formando en conjunto la lmea 81 de osteotoirna.
El microfono 7 se ubica de manera fija con relacion a la fuente de laser 2. Se dispone para detectar una onda acustica generada por el haz de laser 21 que incide sobre el tejido oseo 8. El microfono 7 se conecta al ordenador 41 de la unidad controladora en el que se transmite una senal correspondiente a la onda acustica detectada desde el microfono 7 hasta el ordenador 41. Considerando espectros de frecuencia variables de las ondas acusticas provocadas por la fotoablacion en general y provocadas por la fotoablacion de diferentes materiales tisulares, el ordenador 41 puede evaluar la senal transmitida por el microfono 7. De ese modo, puede detectarse por un lado si se realiza o no fotoablacion y, por otro lado, si y cuando cambia el material diana o las propiedades del mismo.
La unidad 4 de controlador presenta ademas un joystick (palanca de mando) 41 conectado al ordenador 41 mediante una interfaz de diseno de osteotomfa 46. Por medio del joystick 41, se permite que un facultativo disene la lmea 81 de osteotomfa en el tejido oseo 8 en el que el tejido oseo 8 puede modelarse visualmente o visualizarse mediante cualquier procedimiento y medio adecuados. El sistema de suministro de evacuacion 5 se dispone para evacuar los residuos resultantes de la fotoablacion del tejido oseo 8 y para suministrar un medio para mantener limpio el tejido oseo 8 particularmente cerca de la lmea 81 de osteotomfa. Con este proposito, el sistema de suministro de evacuacion 5 puede estar provisto de una bomba de aspiracion y/o un chorro de agua. El sistema de suministro de evacuacion 5 se conecta a una interfaz de suministro de evacuacion 44 de tal manera que el ordenador 41 pueda controlar en el monitor el suministro y la evacuacion apropiados.
Lo expuesto a continuacion se aplica a la parte restante de la presente descripcion. Si, para aclarar los dibujos, una figura contiene sfmbolos de referencia que no se explican en la parte asociada directamente de la descripcion, entonces se hace referencia a las secciones de la descripcion anteriores.
En la figura 2, se muestra con mayor detalle el haz de laser enfocado 21 proporcionado por la fuente de laser 2 en la direccion de propagacion 213 y su personalizacion o aplicacion segun la invencion. Generalmente, se conoce que la forma del haz de laser 21 a priori es similar a todos los haces laser enfocados y parece esencialmente un haz de laser gaussiano ideal 211 siendo M2=1 o un haz de laser no ideal 212 siendo M2>1. El haz de laser gaussiano ideal 211 presenta una cintura 2111 con el menor radio de haz en la que el flujo fotonico o la densidad fotonica que se corresponde con la densidad de energfa presenta su mayor valor. Partiendo de la cintura 2111, el radio de haz aumenta en y en contra de la direccion de propagacion 213 tal como se ejemplifica por el radio 2114 de haz. De manera correspondiente, la densidad fotonica o de energfa disminuye desde la cintura 2111 en y en contra de la direccion de propagacion 213.
Segun la invencion, se define una zona de fotoablacion 2112 del haz de laser gaussiano ideal 211. La zona de fotoablacion 2112 corresponde a una zona de Raleigh del haz de laser gaussiano ideal 211 en el extremo del cual su intensidad fotonica y de energfa disminuye a la mitad en comparacion con la intensidad respectiva en la cintura 2111. Fuera de la zona de Raleigh, esta ubicado el denominado campo lejano del haz de laser gaussiano ideal 211. El extremo distal de la zona de fotoablacion 2112 o el extremo en la direccion de propagacion 213 de la zona de fotoablacion 2112 forma una cara de corte 2113 del haz de laser gaussiano ideal 211.
De manera correspondiente, el haz de laser no ideal 212 presenta una cintura 2121 con el menor radio de haz que es mayor que y esta desplazado en comparacion con la cintura 2111 del haz de laser gaussiano ideal 211. Partiendo de la cintura 2121 del haz de laser no ideal 212, la densidad fotonica o de energfa disminuye desde la cintura 2121 en y en contra de la direccion de propagacion 213. Se define una zona de fotoablacion 2122 del haz de laser no ideal 211 correspondiente a una zona de Raleigh. En el extremo de la zona de Raleigh del haz de laser no ideal 212, su intensidad fotonica y de energfa disminuye a la mitad en comparacion con la intensidad respectiva en la cintura 2121. El extremo distal de la zona de fotoablacion 2122 o el extremo en la direccion de propagacion 213 de la zona de fotoablacion 2122 forma una cara de corte 2123 del haz de laser no ideal 212.
La figura 3 muestra el haz de laser no ideal 212 en dos situaciones diferentes con relacion al tejido oseo 8 que presenta una porcion de hueso cortical superior 82 y una porcion de hueso esponjoso inferior 83. La porcion de hueso cortical 82 y la porcion de hueso esponjoso 83 presentan propiedades de fotoablacion diferentes.
Tal como puede apreciarse en la situacion a la izquierda de la figura 3, la fuente de laser 2 se posiciona y orienta por medio de la unidad 4 de controlador y el brazo robotico 3 de tal manera que la cara de corte 2123 del haz de laser no ideal 212 se disponga en una superficie superior del tejido oseo 8. Inicialmente, el regulador de corriente 47 de la unidad 4 de controlador regula la corriente proporcionada a la fuente de laser 21 a un nivel tal que la intensidad del haz es demasiado baja como para iniciar la fotoablacion del tejido oseo 8 en la cara de corte 2123. En este estado, el microfono 7 proporciona una senal que se evalua por el ordenador 41 de la unidad 4 de controlador que no esta inducida por una onda acustica de fotoablacion osea. Entonces, aumentando la corriente proporcionada a la fuente de laser 2, aumenta la intensidad en la cara de corte 2123 hasta que el ordenador 41 de la unidad 4 de controlador evalue que la senal respectiva proporcionada por el microfono 7 es indicativa para que se inicie la fotoablacion del tejido oseo 8. El regulador de corriente 47 de la unidad 4 de controlador mantiene entonces a este nivel la corriente proporcionada a la fuente de laser 21 y se calibra la fuente de laser 2. De esta manera, se selecciona la intensidad del haz de laser de tal manera que el flujo fotonico solamente supere el umbral requerido para someter a ablacion el tejido oseo en el interior de la zona de fotoablacion 2122 del haz de laser no ideal 212. Como el brazo robotico 3 controla con exactitud el posicionamiento y la orientacion del haz de laser 21 en relacion con el tejido oseo 8, por tanto puede controlarse con precision la profundidad de corte moviendo la fuente de laser 2 hacia el tejido oseo 8 tal como puede apreciarse en el lado derecho de la figura 3.
Por tanto, tambien considerando que el grosor del hueso se conoce habitualmente, el brazo robotico 3 puede establecer el punto focal de la optica de tal manera que la energfa o densidad del laser a la profundidad de corte deseada apenas supere el umbral requerido para la fotoablacion del tejido oseo 8, permitiendo por tanto un control eficiente sobre la profundidad de ablacion. Como el flujo fotonico o la intensidad del haz de laser en el campo lejano esta por debajo del umbral requerido, no puede tener lugar ablacion. Por tanto, la profundidad de corte esta limitada y controlada por un principio ffsico comparativamente simple.
Mientras se somete a fotoablacion el tejido oseo 8, el microfono proporciona de manera continua la senal acustica y el ordenador 41 de la unidad 4 de controlador monitoriza de manera continua el espectro de frecuencia de la onda detectada de manera acustica correspondiente a la senal acustica. Una vez que se detecta que cambia el espectro de frecuencia debido a propiedades cambiantes del tejido que esta sometiendose a ablacion, disminuye la intensidad del haz de laser y se detiene la fotoablacion. El haz de laser 21 puede volver a calibrarse entonces tal como se describe anteriormente. Por ejemplo, una vez que el haz de laser no ideal 212 alcanza la transicion desde la porcion de hueso cortical 82 hasta la porcion de hueso esponjoso 83, cambia la senal acustica proporcionada por el microfono 7. El ordenador 41 de la unidad 4 de controlador evalua que el espectro de frecuencia de una onda correspondiente a esta senal que ha cambiado representa unas propiedades de fotoablacion que han cambiado del tejido oseo 8 y la unidad 4 de controlador disminuye la corriente proporcionada a la fuente de laser 2 a un nivel en el que no tiene lugar fotoablacion. Ahora, de manera similar a la calibracion inicial, la fuente de laser vuelve a calibrarse segun las propiedades de la porcion de hueso esponjoso 83.
Aunque se ha ilustrado la invencion y se ha descrito con detalle en los dibujos y la descripcion anterior, tal ilustracion y descripcion han de considerarse ilustrativas o a tftulo de ejemplo y no limitativas. La invencion se define en las reivindicaciones, siendo otras formas de realizacion unicamente a tftulo de ejemplo.
La divulgacion comprende un contenido que consiste en los rasgos distintivos definidos en las reivindicaciones o las formas de realizacion a tftulo de ejemplo asf como contenido que comprende dichos rasgos distintivos.
Ademas, en las reivindicaciones la expresion “que comprende” no excluye otros elementos o etapas, y el artfculo indefinido “un(o)” o “una” no excluye una pluralidad. Una unica unidad o etapa puede desempenar las funciones de varios rasgos distintivos citados en las reivindicaciones. El mero hecho de que se citen determinadas medidas en reivindicaciones dependientes diferentes entre sf no indica que no pueda utilizarse una combinacion de estas medidas para obtener una ventaja. Los terminos “esencialmente”, “aproximadamente”, “de manera aproximada” y similares en relacion con un atributo o un valor tambien definen particularmente con exactitud el atributo o con exactitud el valor, respectivamente. El termino “aproximadamente” en el contexto de un valor o intervalo numerico dado se refiere a un valor o intervalo que presenta una tolerancia, por ejemplo, del 20%, del 10%, del 5% o del 2% con respecto a ese valor o intervalo dado. Puede almacenarse/distribuirse un programa informatico en un medio adecuado, tal como un medio de almacenamiento optico o un medio de estado solido suministrado junto con o como parte de otro hardware, pero tambien puede distribuirse de otras formas, tales como a traves de Internet u otros sistemas de telecomunicacion por cable o inalambricos. En particular, por ejemplo, un programa informatico puede ser un producto de programa informatico almacenado en un medio legible por ordenador, producto de programa informatico que puede presentar codigo de programa ejecutable por ordenador adaptado para que se ejecute para implementar un procedimiento espedfico tal como el procedimiento segun la invencion. No debe interpretarse que cualquier sfmbolo de referencia en las reivindicaciones limita el alcance.

Claims (15)

REIVINDICACIONES
1. Dispositivo de fotoablacion (1) para la fotoablacion de tejido humano o animal (8), que comprende una fuente de laser (2) dispuesta para propagar un haz de laser enfocado (21) con una cintura de haz (2111, 2121), en el que un radio del haz de laser (21) aumenta desde la cintura de haz (2111, 2121) en una direccion de propagacion (213) del haz de laser (21);
un detector de posicion (6) para detectar una posicion de la fuente de laser (2) en relacion con el tejido (8); y un dispositivo de posicionamiento (3) dispuesto para mover la fuente de laser (2) en relacion con el tejido (8); caracterizado por que comprende ademas
una estructura de regulacion (41, 47) dispuesta para regular una intensidad del haz de laser (21); y una unidad controladora (4) dispuesta
para definir una zona de fotoablacion (2112, 2122) del haz de laser (21), en el que la zona de fotoablacion (2112, 2122) termina en una cara de corte (2113, 2123) que esta ubicada desplazada con respecto a la cintura de haz (2111, 2121) en la direccion de propagacion (213) del haz de laser (21),
para regular una intensidad en la cara de corte (2113, 2123) de la zona de fotoablacion (2112, 2122) del haz de laser (21) por medio de la estructura de regulacion (41, 47), y
para mover el haz de laser (21) hacia el tejido (8) por medio del dispositivo de posicionamiento (3), en el que se evalua la posicion de la fuente de laser (2) detectada por el detector de posicion (6).
2. Dispositivo de fotoablacion (1) segun la reivindicacion 1, en el que la estructura de regulacion (41, 47) comprende un regulador de corriente para regular la corriente y/o tension proporcionada a la fuente de laser (2) que propaga el haz de laser (21) y/o un regulador de impulsos para regular la longitud de un impulso del haz de laser (21).
3. Dispositivo de fotoablacion (1) segun la reivindicacion 1 o 2, que comprende un sensor acustico (7) dispuesto para detectar una onda acustica generada por el haz de laser (21) que impacta contra el tejido (8) y para proporcionar una senal correspondiente.
4. Dispositivo de fotoablacion (1) segun la reivindicacion 3, en el que la unidad controladora (4) esta dispuesta para evaluar la senal proporcionada por el sensor acustico (7) para detectar la fotoablacion del tejido (8).
5. Dispositivo de fotoablacion (1) segun la reivindicacion 4, en el que la unidad controladora (4) esta dispuesta para aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser (21) hasta que se detecte la fotoablacion del tejido (8) evaluando la senal proporcionada por el sensor acustico (7).
6. Dispositivo de fotoablacion (1) segun cualquiera de las reivindicaciones 3 a 5, en el que la unidad controladora (4) esta dispuesta para monitorizar un espectro de frecuencia de la onda acustica evaluando la senal proporcionada por el sensor acustico (7).
7. Dispositivo de fotoablacion (1) segun cualquiera de las reivindicaciones 3 a 6, en el que el sensor acustico (7) es un microfono y/o un transductor de presion piezoelectrico y/o un microfono laser.
8. Procedimiento de fotoablacion controlada en profundidad de tejido humano o animal (8), que comprende proporcionar un haz de laser enfocado (21) con una cintura de haz (2111,2121), en el que un radio del haz de laser (21) aumenta desde la cintura de haz (2111,2121) en una direccion de propagacion (213) del haz de laser (21);
definir una zona de fotoablacion (2112, 2122) del haz de laser, en el que la zona de fotoablacion (2112, 2122) termina en una cara de corte (2113, 2123) que esta ubicada desplazada con respecto a la cintura de haz (2111, 2121) en la direccion de propagacion (213) del haz de laser (21);
regular el haz de laser (21) de manera que una intensidad en la cara de corte (2113, 2123) de la zona de fotoablacion (2112, 2122) sea demasiado baja para someter a fotoablacion el tejido (8);
mover la fuente de laser (2) en relacion con el tejido (8) de manera que la cara de corte (2113, 2123) de la zona de fotoablacion (2112, 2122) este dispuesta en una superficie del tejido (8);
aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser (21) hasta que la intensidad en la cara de corte (2113, 2123) de la zona de fotoablacion (2112, 2122) sea suficientemente alta para someter a fotoablacion el tejido (8); y
mover la fuente de laser (2) hacia el tejido (8) en el que el tejido humano o animal (8) se somete a fotoablacion in vitro.
9. Procedimiento segun la reivindicacion 8, en el que la zona de fotoablacion (2112, 2122) del haz de laser (21) corresponde a una zona de Raleigh del haz de laser (21).
10. Procedimiento segun la reivindicacion 8 o 9, en el que se regula la intensidad del haz de laser (21) regulando la corriente y/o tension proporcionada a una fuente de laser (2) que propaga el haz de laser (21) y/o regulando una longitud de un impulso del haz de laser (21).
11. Procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 8 a 10, en el que se detecta de manera continua si el tejido (8) se somete a fotoablacion y se detiene el aumento de la intensidad del haz de laser (21) cuando se detecta que se inicia la fotoablacion del tejido (8).
12. Procedimiento segun la reivindicacion 11, en el que se detecta de manera acustica si el tejido (8) se somete a fotoablacion en el que, preferentemente, se monitoriza un espectro de frecuencia de una onda detectada de manera acustica.
13. Procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 8 a 12, en el que se detecta de manera optica si el tejido (8) se somete a fotoablacion aplicando una tomograffa de coherencia optica.
14. Procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 8 a 13, que comprende disminuir la intensidad del haz de laser (21) de manera que la intensidad en la cara de corte (2113, 2123) de la zona de fotoablacion (2112, 2122) sea demasiado baja para someter a fotoablacion el tejido (8) y aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser (21) de nuevo hasta que la intensidad en la cara de corte (2113, 2123) de la zona de fotoablacion (2112, 2122) sea suficientemente alta para someter a fotoablacion el tejido (8).
15. Procedimiento segun cualquiera de las reivindicaciones 8 a 14, en el que se determinan las propiedades del tejido (8) antes de aumentar de manera continua la intensidad del haz de laser (21) en el que se consideran las propiedades cuando se somete a fotoablacion el tejido (8).
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Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3188670B1 (en) * 2014-09-04 2021-12-22 Blue Belt Technologies, Inc. Bone cement removal using real-time acoustic feedback
WO2016086164A1 (en) * 2014-11-26 2016-06-02 Convergent Dental, Inc. Systems and methods to control depth of treatment in dental laser systems
US11154359B2 (en) 2015-09-07 2021-10-26 Advanced Osteotomy Tools—AOT AG Bone cut treatment
WO2017179010A1 (en) * 2016-04-15 2017-10-19 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) A device and method for increased light transmission through cochlear bone by laser ablation for in situ intracochlear imaging
KR102594430B1 (ko) 2016-04-19 2023-10-26 주식회사 레인보우로보틱스 로봇암을 이용한 레이저 조사 장치 및 방법
CN109803600B (zh) * 2016-08-10 2022-08-23 澳大利亚机器人骨科学院有限公司 机器人辅助的激光手术系统
US20190365467A1 (en) * 2016-12-22 2019-12-05 Advanced Osteotomy Tools - Aot Ag Laser ablating device and methods for operating and manufacturing such a device
WO2018152538A1 (en) 2017-02-20 2018-08-23 Duke University Automated surgical robot
US11134975B2 (en) * 2017-08-31 2021-10-05 Cilag Gmbh International Apparatus and method to control operation of surgical instrument based on audible feedback
CA3096021A1 (en) 2018-04-03 2019-10-10 Convergent Dental, Inc. Laser system for surgical applications
US11980415B2 (en) 2020-12-11 2024-05-14 Nuvasive, Inc. Robotic surgery
CN112935593B (zh) * 2021-02-09 2023-04-28 北京工业大学 紫外皮秒激光变焦点环切离体骨钻无碳化深孔的工艺方法
WO2024110646A1 (en) 2022-11-25 2024-05-30 Advanced Osteotomy Tools - Aot Ag Surgical system

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7649153B2 (en) * 1998-12-11 2010-01-19 International Business Machines Corporation Method for minimizing sample damage during the ablation of material using a focused ultrashort pulsed laser beam
US20080058782A1 (en) * 2006-08-29 2008-03-06 Reliant Technologies, Inc. Method and apparatus for monitoring and controlling density of fractional tissue treatments
EP2119408A1 (en) * 2008-05-16 2009-11-18 TLT Medical Ltd Photoablator
US20100119808A1 (en) * 2008-11-10 2010-05-13 Xinghua Li Method of making subsurface marks in glass
ES2600279T3 (es) 2009-09-22 2017-02-08 Advanced Osteotomy Tools - Aot Ag Osteotomo de láser CARLO asistido por ordenador y guiado por robot
US20150080748A1 (en) * 2012-04-13 2015-03-19 Laila Hübbert Method and System for Predicting Cardiovascular Events

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Publication number Publication date
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EP2938274B1 (en) 2018-11-14
WO2014102355A1 (en) 2014-07-03
EP2938274A1 (en) 2015-11-04
US10292765B2 (en) 2019-05-21

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