ES2868177T3 - Sistema de fototerapia de retina - Google Patents

Abstract

Un sistema de realización de fototerapia retiniana o fotoestimulación, que comprende: una pluralidad de consolas láser (42), cada consola láser genera al menos un haz de tratamiento (52) que tiene una longitud de onda predeterminada entre 750nm y 1300nm, una potencia o intensidad entre 100 vatios y 590 vatios por centímetro cuadrado, y un ciclo de trabajo del 10% o menor y una duración de exposición total de 500 milisegundos o menor, de forma que el tejido retiniano experimente fototerapia o fotoestimulación sin sufrir daños, en el que los haces de tratamiento tienen longitudes de onda diferentes; por lo menos una lente o máscara óptica (44) para cada uno de los haces de tratamiento (52) configurada para dar forma ópticamente a cada uno de los haces de tratamiento (52) en una pluralidad de haces radiantes (58) para producir un patrón geométrico de múltiples puntos de láser producidos simultáneamente u otros objetos geométricos; una cámara digital de visión óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46), en la que la cámara digital de visión óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) está configurada para proyectar los haces radiantes (58) a al menos una porción de la retina (18); y un mecanismo de exploración (64) para mover de forma controlada los haces de tratamiento radiantes (58) sobre un área de tratamiento de la retina.

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema de fototerapia de retina

Antecedentes de la invención

La invención presente, en general, se refiere a la fototerapia o a la fotoestimulación del tejido biológico, tal como la terapia de fotocuagulación de la retina por láser. Más particularmente, la invención presente es dirigida a un sistema para tratar enfermedades y desórdenes retinianas usando fototerapia o fotoestimulación subumbral inofensiva de la retina.

Las complicaciones de la retinopatía diabética siguen siendo una causa principal de pérdida de visión en personas menores de sesenta años de edad. El edema macular diabético es la causa más común de ceguera legal en este grupo de pacientes. La diabetes mellitus, la causa de la retinopatía diabética, y por lo tanto el edema macular diabético, está aumentando en incidencia y prevalencia en todo el mundo, convirtiéndose en epidemia, no sólo en el mundo desarrollado, sino también en el mundo en desarrollo. La retinopatía diabética puede comenzar a aparecer en personas con diabetes tipo I (dependiente de insulina) dentro de los tres a cinco años de la aparición de la enfermedad. La prevalencia de retinopatía diabética aumenta con la duración de la enfermedad. A los diez años, entre el 14% y el 25% de los pacientes tendrán edema macular diabético. En veinte años, casi el 100% tendrá algún grado de retinopatía diabética. Sin tratamiento, a los tres años los pacientes con edema macular diabético clínicamente significativo tienen un riesgo del 32% de pérdida visual moderada potencialmente discapacitante.

Hasta el advenimiento de la fotocoagulación retiniana térmica, en general, no hubo un tratamiento efectivo para la retinopatía diabética. El uso de fotocoagulación para producir quemaduras retinianas fototérmicas como maniobra terapéutica fue motivado por la observación de que las complicaciones de la retinopatía diabética eran a menudo menos severas en los ojos con cicatrización retiniana preexistente por otras causas. El estudio de tratamiento temprano de retinopatía diabética demostró la eficacia de la fotocoagulación macular con láser de argón en el tratamiento del edema macular diabético. Se crearon quemaduras de láser retiniano de espesor completo en las áreas de patología retiniana, visibles en el momento del tratamiento como lesiones retinianas blancas o grises (fotocoagulación retiniana supraumbral). Con el tiempo, estas lesiones se desarrollaron en áreas focales de cicatrización corioretinal y atrofia progresiva.

Con fotocoagulación visible del punto final, la absorción de luz láser calienta los tejidos pigmentados en el sitio del láser. La conducción de calor propaga este aumento de temperatura desde el epitelio pigmentario retiniano y la coroides hasta los tejidos no pigmentados y adyacentes no expuestos. Las lesiones del láser se hacen visibles inmediatamente cuando la retina neural dañada que cubre la vista del láser pierde su transparencia y dispersa la luz blanca oftalmoscópica de nuevo hacia el observador.

Existen diferentes umbrales de exposición para las lesiones retinianas que son hemorrágicas, oftálmicas evidentes o angiográficamente demostrables. Una lesión umbral es una lesión que apenas es visible oftalmoscópicamente en el momento del tratamiento, una lesión subumbral es una lesión que no es visible en el momento del tratamiento, y la terapia láser supraumbral es la fotocoagulación retiniana realizada a un punto final fácilmente visible. El tratamiento tradicional de fotocoagulación retiniana requiere un punto final visible, ya sea para producir una lesión umbral o una lesión supraumbral, de forma que sea fácilmente visible y rastreable. De hecho, se ha creído que el daño tisular real y la cicatrización son necesarios para crear los beneficios del procedimiento. Las quemaduras de la retina de color gris a blanco dan testimonio de la destrucción térmica de la retina inherente a la fotocoagulación convencional de umbral y supraumbral. Se ha encontrado que la fotocoagulación es un medio eficaz de producir cicatrices retinianas, y se ha convertido en el estándar técnico para la fotocoagulación macular para el edema macular diabético durante aproximadamente 50 años.

Con referencia ahora a la FIG. 1, se muestra una vista esquemática de un ojo, en general, referida por el número de referencia 10. Cuando se usa fototerapia, la luz láser pasa a través de la córnea 12, pupila 14 y lente 16 del paciente y se dirige a la retina 18. La retina 18 es una capa de tejido fino que captura la luz y la transforma en las señales eléctricas para el cerebro. Tiene muchos vasos sanguíneos, como los representados por el número de referencia 20, para nutrirlo. Varias enfermedades y trastornos retinales, y en particular enfermedades retinianas vasculares como la retinopatía diabética, se tratan utilizando fotocoagulación retiniana térmica convencional, como se discutió anteriormente. La región de la fóvea/mácula, a la que se hace referencia con el número 22 en la FIG. 1, es una porción del ojo usada para la visión del color y la visión del detalle fino. La fóvea se encuentra en el centro de la mácula, donde la concentración de las células necesarias para la visión central es la más alta. Aunque es esta área donde enfermedades como la degeneración macular relacionada con la edad son tan dañinas, esta es el área donde la fototerapia de coagulación convencional no puede ser utilizada ya que dañar las células en el área foveal puede dañar significativamente la visión del paciente. Así, con las terapias de fotocoagulación convencionales actuales, se evita la región foveal.

Que el daño retiniano iatrogénico es necesario para el tratamiento láser eficaz de la enfermedad vascular retiniana ha sido universalmente aceptado por casi cinco décadas, y sigue siendo la noción predominante. Aunque proporciona una ventaja clara comparada a otros tratamientos, los tratamientos actuales de fotocoagulación retinianos, que producen quemaduras y cicatrices visibles de la retina de gris a blanco, tienen desventajas y desventajas. La fotocoagulación convencional es a menudo dolorosa. Se puede requerir anestesia local, con sus propios riesgos asociados. Alternativamente, el tratamiento se puede dividir en etapas durante un período prolongado de tiempo para minimizar el dolor en el tratamiento y la inflamación postoperatoria. La reducción transitoria de la agudeza visual es común después de la fotocoagulación convencional.

De hecho, el daño térmico del tejido puede ser la única fuente de las muchas posibles complicaciones de la fotocoagulación convencional, que puede llevar a una pérdida visual inmediata y tardía. Tales complicaciones incluyen quemaduras foveales involuntarias, fibrosis pre y sub-retiniana, neovascularización coroidal, y expansión progresiva de cicatrices de láser. La inflamación resultante de la destrucción del tejido puede causar o exacerbar edema macular, contracción precipitada inducida de la proliferación fibrovascular con desprendimiento retinal y hemorragia vítrea, y causar uveítis, desprendimiento coroidal seroso, cierre del ángulo o hipotonía. Algunas de estas complicaciones son raras, mientras que otras, que incluye dolor de tratamiento, expansión progresiva de la cicatriz, pérdida del campo visual, la pérdida visual transitoria y la disminución de la visión nocturna son tan comunes como para ser aceptados como efectos secundarios inevitables de la fotocoagulación retiniana convencional del láser. De hecho, debido al daño retiniano inherente en el tratamiento de fotocoagulación convencional, se ha limitado en densidad y en proximidad a la fóvea, donde ocurre el edema macular diabético más visualmente discapacitante.

A pesar de los riesgos y los inconvenientes, el tratamiento de fotocoagulación retiniana, que normalmente utiliza una luz láser visible, es el estándar actual de atención para la retinopatía diabética proliferativa, así como otras retinopatía y enfermedades retinianas, que incluye edema macular diabético y enfermedades oclusivas venosas retinianas que también responden bien al tratamiento de fotocoagulación retiniana. De hecho, la fotocoagulación retiniana es el estándar actual de atención para muchas enfermedades retinianas, que incluye la retinopatía diabética.

Otro problema es que el tratamiento requiere la aplicación de un gran número de dosis de láser a la retina, lo cual puede ser tedioso y llevar mucho tiempo. Normalmente, estos tratamientos requieren la aplicación de cada dosis en forma de punto de haz de láser aplicado al tejido blanco durante un tiempo predeterminado, desde unos pocos cientos de milisegundos a varios segundos. Normalmente, los puntos de láser oscilan entre 50-500 micrómetros de diámetro. Su longitud de onda del láser puede ser verde, amarillo, rojo o incluso infrarrojo. No es raro que cientos o incluso más de mil puntos láser sean necesarios para tratar completamente la retina. El médico es responsable de asegurarse de que cada punto del haz de láser está colocado correctamente lejos de las áreas sensibles del ojo, como la fóvea, que podría causar daños permanentes. La disposición de un patrón uniforme es difícil y el patrón es típicamente más aleatorio que geométrico en la distribución. El tratamiento punto por punto de un gran número de ubicaciones tiende a ser un procedimiento prolongado, que con frecuencia provoca fatiga del médico y molestias al paciente.

La patente US N° 6.066.128, de Bahmanyar, describe un procedimiento de aplicación de láser multi-punto, en forma de fotocoagulación láser de destrucción retiniana, lograda mediante la distribución de la irradiación láser a través de una serie de múltiples canales de fibra óptica y microlentes independientes. Si bien supera las desventajas de un procedimiento punto a punto de láser, este procedimiento también tiene inconvenientes. Sin embargo, una limitación del procedimiento Bahmanyar es la degradación diferencial o la rotura de la fibra óptica o las pérdidas debidas a la división de la fuente de láser en varias fibras, lo que puede conducir a una aplicación de energía desigual, ineficiente y/o subóptima. Otra limitación es la limitación del tamaño y la densidad de los puntos láser individuales inherentes al uso de un sistema óptico de fibras de transmisión de luz en los sistemas de microlentes. La limitación mecánica de tratar con haces de fibra también puede conducir a limitaciones y dificultades para enfocar y apuntar la matriz de puntos múltiples.

La publicación de patente US 2010/0152716 A1, de Previn, describe un sistema diferente para aplicar la irradiación láser destructiva a la retina utilizando un gran punto de láser retiniano con un patrón de moteado, osciló a una alta frecuencia para homogeneizar la irradiación láser a través del punto. Sin embargo, un problema con este procedimiento es la acumulación irregular de calor, con temperaturas tisulares más altas que pueden ocurrir hacia el centro del punto grande. Esto se ve agravado por la disipación irregular del calor por la circulación ocular, lo que resulta en una refrigeración más eficiente hacia los márgenes del punto grande en comparación con el centro. Es decir, el patrón de moteado que se oscila a una alta frecuencia puede hacer que los puntos láser se superpongan o estén tan cerca uno de otro que el calor se acumule y se produzca un daño tisular indeseable. La técnica de moteado de Previn logra el promedio de la exposición láser puntual dentro de la exposición mayor a través de las fluctuaciones aleatorias del patrón de moteado. Sin embargo, este promedio resulta de que algunas exposiciones puntuales son más intensas que otras, mientras que algunas áreas dentro del área de exposición pueden terminar con una exposición láser insuficiente, mientras que otras áreas recibirán una exposición láser excesiva. De hecho, Previn señala específicamente el riesgo de exposición o exposición excesiva de áreas sensibles, como la fóvea, que debe evitarse con este sistema. Aunque estos puntos excesivamente expuestos pueden resultar en daño retiniano, la invención de Previn está explícitamente destinada a aplicar fotocoagulación retiniana dañosa a la retina, con excepción del área sensible, tal como el fóvea.

Sin embargo, todos los tratamientos convencionales de fotocoagulación retiniana, incluidos los descritos por Previn y Bahmanyar, crean fotocoagulación láser punto final visible en forma de quemaduras y lesiones retinianas de color gris a blanco, como se ha explicado anteriormente. Recientemente, el inventor ha descubierto que la fotocoagulación subumbral en la que no se detectaban daños visibles en los tejidos ni lesiones láser por ningún medio conocido, incluida la oftalmoscopia; la fotografía con fondo infrarrojo, en color, sin rojo o autofluorescencia en modo estándar o retro; La tomografía de coherencia óptica del fondo intravenoso o la indocianina verde angiográficamente, o la tomografía de coherencia óptica de dominio espectral en el momento del tratamiento o en cualquier momento posterior ha producido resultados beneficiosos y tratamiento similares sin muchos de los inconvenientes y complicaciones resultantes de los tratamientos convencionales de fotocoagulación de umbral y supraumbral visible. Se ha determinado que con los parámetros operativos adecuados, el tratamiento de fotocoagulación subumbral puede ser, e idealmente puede ser, aplicado a toda la retina, que incluye áreas sensibles como la fóvea, sin daño visible del tejido o los inconvenientes o complicaciones resultantes de los tratamientos convencionales de fotocoagulación retiniana visible. Además, al desear tratar la retina entera, o tratar confluentemente porciones de la retina, la terapia de punto láser es muy laboriosa y lenta punto a punto debe ser evitada. Además, las ineficiencias e inexactitudes inherentes al tratamiento láser de punto final invisible que resulta en una cobertura de blanco de tejido subóptima también se pueden evitar los sistemas anteriores relacionados con los tratamientos láser retinianos no coagulantes se revelan en el documento DE102010022760.

Sumario de la invención

La invención presente, cuyo alcance se define por las reivindicaciones, reside en un sistema para tratar enfermedades retinianas y desórdenes por medio de la fototerapia inofensiva, subumbral de la fotocoagulación. Los procesos descritos para tratar enfermedades y desórdenes retinianas no son parte de la invención y solamente son descritos por su contenido informativo. Aunque la invención presente es particularmente útil en tratar retinopatía diabética, que incluye edema macular diabético, se deberá entender que la invención presente también aplica a todas las otras condiciones retinianas, que incluye pero no limitado a las enfermedades oclusivas venosas retinianas y a la coriorretinopatía central serosa idiopática, retinopatía diabética proliferativa, y macroaneurisma retiniano diagnosticado, que responden bien a los tratamientos tradicionales de fotocoagulación retiniana; pero teniendo una aplicación potencial como preventivo y rejuvenecedor en trastornos como enfermedades genéticas y degeneración macular relacionada con la edad y otros.

Se describe un proceso ejemplar para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana. El proceso incluye la generación de una pluralidad de haces radiantes, tales como haces de luz láser micropulsados, hacer pasar los haces a través de una lente o máscara óptica para dar forma ópticamente a los haces, y aplicar los haces a al menos una porción de la retina, posiblemente que incluye al menos una porción de la fóvea. Cada haz tiene una longitud de onda, potencia y ciclo de trabajo predeterminados.

El proceso puede incluir el acoplamiento de los haces en un solo haz de salida antes de realizar los pasos de hacer pasar o aplicación. Los pasos de hacer paser y aplicación se realizan utilizando el haz de salida único. El paso de aplicación incluye dirigir el único haz de salida de acuerdo con un patrón de desplazamiento configurado para lograr una cobertura completa de la retina para la longitud de onda de un haz seleccionado de la pluralidad de haces. El paso de dirección también incluye la dirección del haz de salida único de acuerdo con el patrón de desplazamiento para lograr una cobertura incompleta o superpuesta de la retina para las longitudes de onda de los haces no seleccionados.

Alternativamente, el paso de aplicación puede implicar la aplicación secuencial de cada uno de los haces radiantes a al menos una porción de la retina. En este caso, el paso de aplicación implica dirigir cada uno de los haces radiantes de acuerdo con un patrón de desplazamiento configurado para lograr una cobertura completa de la retina para cada longitud de onda de cada uno de los haces radiantes. El paso de dirección también incluye la dirección de cada uno de los haces radiantes de acuerdo con el patrón de desplazamiento para dar lugar a una cobertura idéntica de la retina para cada longitud de onda y excluir el tratamiento simultáneo de la retina por múltiples haces radiantes.

El paso de hacer pasar puede incluir pasar por separado cada uno de los haces radiantes a través de lentes ópticas o máscaras separadas para cada haz radiante. Cada una de las lentes o máscaras ópticas separadas está configurada para dar forma ópticamente a cada haz radiante de acuerdo a su longitud de onda para producir cada haz en un único patrón predeterminado. En este caso, el patrón predeterminado único es el mismo para cada haz. Los haces de forma óptica se combinan en un solo haz de varias longitudes de onda con un único patrón predeterminado. El haz único de varias longitudes de onda se dirige de acuerdo con un patrón de desplazamiento configurado para lograr una cobertura completa de la retina para el único patrón predeterminado.

El proceso de realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana también puede implicar la generación de un haz radiante, hacer pasar el haz a través de una lente o máscara óptica para dar forma ópticamente al haz, dirigiendo el haz a través de una abertura configurada para transmitir o bloquear selectivamente el haz, y aplicando el haz a al menos una porción de la retina, que incluye al menos una porción de la fóvea, de acuerdo a la configuración de la abertura. El haz tiene una longitud de onda, potencia y ciclo de trabajo predeterminados.

El blanco o máscara óptica pueden incluir óptica difractiva para generar una pluralidad de puntos a partir de los haces. Del mismo modo, el lente o máscara óptica pueden incluir una pluralidad de cables de fibra óptica para generar la pluralidad de puntos. Una persona experta en la técnica entenderá que después de que un haz se pasa a través del dispositivo óptico difractivo u otro dispositivo para generar puntos, el haz comprende una pluralidad de puntos. Así, el paso de aplicación, mientras se supone que está aplicando un haz a la retina, ese haz está compuesto de una pluralidad de puntos que resultan de la difracción y no de un solo haz continuo. El resto de esta descripción se referirá al paso de aplicación como la aplicación de haces, en el que cada haz comprende una pluralidad de puntos en la medida en que el haz fue pasado a través del dispositivo óptico difractivo. El paso de aplicación incluye aplicar la pluralidad de haces a por lo menos una porción de la retina.

La abertura puede ser incluida en el proceso usando un solo haz o pluralidad de haces. La abertura puede incluir una abertura de iris o una abertura de cuadrícula. Cualquiera de los procesos puede incluir el ajuste de un diafragma en la abertura del iris para bloquear los haces radiantes de una porción exterior del perímetro de la retina y transmitir el haz radiante a una porción central interna de la retina.

Alternativamente, se puede configurar una matriz de visualización de cristal líquido en la abertura de la rejilla para bloquear los haces radiantes de una o más porciones selectivas de la rejilla de la retina y transmitir los haces radiantes a cualquier porción no bloqueada de la retina. La abertura de la rejilla se puede utilizar para bloquear selectivamente el haz/haces para atenuar áreas de potencia máxima o para prevenir el tratamiento del tejido cicatricial en la retina. La abertura también se puede utilizar para transmitir selectivamente el haz/haces a los marcadores de enfermedad en la retina.

El proceso también puede incluir el paso de mostrar una imagen del fondo de la retina del paciente paralela o superpuesta sobre una imagen resultante de una modalidad de diagnóstico retiniana. Esta pantalla paralela o superpuesta puede facilitar la determinación de las áreas a bloquear o no bloquear durante el paso de aplicación.

El proceso también puede incluir el paso de archivar una imagen del fondo de la retina antes, durante y/o después del paso de aplicación. También se pueden registrar los parámetros de tratamiento del paso de aplicación, incluidas las áreas de aplicación del tratamiento o de exclusión del tratamiento.

De acuerdo con la invención presente, un sistema para tratar enfermedades retinianas y desórdenes comprende un láser que produce un haz radiante. En una realización particularmente preferente, el haz radiante es un haz de luz que tiene una longitud de onda del infrarrojo, como entre 750nm-1300nm, y preferentemente aproximadamente 810nm. El haz de luz tiene una intensidad de entre 100-590 vatios por centímetro cuadrado, y preferentemente aproximadamente 350 vatios por centímetro cuadrado. La envoltura de exposición del láser suele ser de 500 milisegundos o menor. El láser tiene un ciclo de trabajo inferior al 10% y, normalmente, aproximadamente el 5% o menor. La frecuencia del micropulso es preferentemente de 500 Hz.

Una lente o máscara óptica moldea ópticamente el haz de luz del láser en un objeto o patrón geométrico. Por ejemplo, la lente o máscara óptica, como una rejilla de difracción o pluralidad de fibras ópticas, produce un patrón simultáneo de puntos de láser separados espaciados.

Un mecanismo óptico de exploración dirige de forma controlada el objeto o patrón del haz de luz sobre la retina. El objeto o patrón geométrico del haz de luz se mueve incrementalmente a una distancia suficiente desde donde se aplicó previamente el haz de luz a la retina, para evitar daños en los tejidos, antes de volver a aplicar el haz de luz a la retina.

El haz de luz se aplica al menos a una porción de la retina, como por ejemplo entre dieciocho y cincuenta y cinco veces el nivel de exposición máxima permitida (MPE) por el American National Standards Institute (ANSI). Dados los parámetros del haz de luz láser generado, que incluye la longitud del pulso, la potencia, y el ciclo de trabajo, ninguna lesión visible del láser o daño del tejido es detectable oftalmoscópicamente o angiográficamente o a cualquier medio actualmente conocido después del tratamiento, permitiendo que la retina entera, que incluye la fóvea, sea tratada sin dañar el tejido retinal o foveal mientras que sigue proporcionando los beneficios del tratamiento de la fotocoagulación.

Otras características y ventajas de la invención presente se harán aparentes de la siguiente descripción más detallada, tomada en conjunción con los dibujos adjuntos, que ilustran, a modo de ejemplo, los principios de la invención.

Breve descripción de los dibujos

Los dibujos adjuntos ilustran la invención. En los dibujos:

La FIG. 1 es una vista esquemática transversal de un ojo humano;

Las FIGS 2A-2F son representaciones gráficas del área de superficie efectiva de varios modos de tratamiento con láser retiniano;

La FIG. 3 es una vista esquemática que ilustra un sistema usado para tratar una enfermedad o desorden retiniano de acuerdo con la invención presente;

La FIG. 4 es una vista esquemática de una lente o máscara óptica ejemplar utilizada para generar un patrón geométrico, de acuerdo con la invención presente;

La FIG. 5 es una vista en planta superior de un mecanismo óptico del escaneo, utilizado de acuerdo con la invención presente;

La FIG. 6 es una vista parcial del mecanismo óptico de exploración de La FIG. 5, ilustrando las diversas partes componentes del mismo;

La FIG. 7 ilustra el desplazamiento controlado de la exposición de una rejilla geométrica ejemplar del patrón de puntos del láser para tratar la retina de acuerdo con la invención presente;

La FIG. 8 es una visión esquemática que ilustra las unidades de un objeto geométrico en la forma de una línea controlablemente explorada para tratar un área de la retina de acuerdo con la invención presente;

La FIG. 9 es una vista esquemática similar a la FIG. 8, pero ilustrando la línea geométrica o la barra girada para tratar un área de la retina;

La FIG. 10 es una ilustración de una vista transversal de una retina humana enferma antes del tratamiento con la invención presente;

La FIG. 11 es una vista transversal similar a la FIG. 10, ilustrando la porción de la retina después del tratamiento usando la invención presente;

La FIG. 12 es una visión esquemática que ilustra una realización alternativa de un sistema utilizado para tratar una enfermedad o desorden retiniano de acuerdo con la invención presente;

La FIG. 13 es una visión esquemática que ilustra otra realización alternativa adicional de un sistema utilizado para tratar una enfermedad o trastorno retiniano de acuerdo con la invención presente;

La FIG. 14 es una vista frontal de una cámara que incluye una abertura del iris de la invención presente; y.

La FIG. 15 es una vista frontal de una cámara que incluye una abertura LCD de la invención presente.

Descripción detallada de las realizaciones preferentes

La invención presente, el alcance de la cual es definido por las reivindicaciones, se refiere con un sistema para tratar enfermedades retinianas, que incluyen enfermedades retinianas vasculares, tales como retinopatía diabética y edema macular diabético, por medio de parámetros predeterminados produciendo inofensivos, verdaderos umbrales de fotocoagulación. El inventor ha encontrado que el tratamiento del láser retiniano que no causa ningún daño retiniano inducido por el láser, pero puede ser por lo menos tan eficaz como la fotocoagulación retiniana convencional lo cual no es contrario al pensamiento y a la práctica convencionales.

El pensamiento convencional asume que el médico debe crear intencionalmente daño retiniano como requisito previo para un tratamiento terapéutico eficaz. Con referencia a las FIG. 2, FIG. 2A-2F son representaciones gráficas del área de superficie efectiva de varios modos de tratamiento con láser retiniano para la enfermedad vascular retiniana. El fondo gris representa la retina 30 que no se ve afectada por el tratamiento con láser. Las áreas negras 32 son áreas de la retina que son destruidas por técnicas convencionales del láser. Las áreas más claras de color gris o blanco 34 representan las áreas de la retina afectadas por el láser, pero no destruidas.

La FIG. 2A ilustra el efecto terapéutico de la fotocoagulación retiniana convencional con láser de argón. Los efectos terapéuticos atribuidos a la destrucción térmica de la retina inducida por láser incluyen la reducción de la demanda metabólica, la extirpación (debulking) de la retina enferma, el aumento de la tensión de oxígeno intraocular y la producción ultra de citocinas vasoactivas, incluido el factor de crecimiento endotelial vascular (VEGF).

Con referencia a la FIG. 2B, se muestra el aumento de la intensidad de la quemadura por el láser tradicional. Se verá que el área de tejido quemada y dañada 32 es más grande, lo que ha dado como resultado un mayor «efecto» halo del tejido circundante calentado, pero sin dañar 34. Los estudios de laboratorio han demostrado que el aumento de la intensidad de las quemaduras se asocia con un efecto terapéutico mejorado, pero obstaculizado por una mayor pérdida de la retina funcional y la inflamación. Sin embargo, con referencia a la FIG. 2C, cuando se reduce la intensidad de la fotocoagulación convencional con láser de argón, también se reduce el área de la retina 34 afectada por el láser pero no la destruye, esto puede explicar los resultados clínicos inferiores de la fotocoagulación de la rejilla láser de argón suave o de baja densidad o baja intensidad en comparación con el tratamiento de mayor intensidad/densidad, como se ilustra en la FIG. 2B.

Con referencia a la FIG. 2D, se ha encontrado que la fotocoagulación de baja fluencia con fotocoagulación láser de onda continua de pulso corto, también conocida como terapia retiniana selectiva, produce una diseminación óptica y lateral mínima de los efectos del tejido fototérmico láser, en la medida en que el área de la retina afectada por el láser pero no destruida es mínima o inexistente. Así, a pesar del daño o la ablación completa de la retina tratada directamente 30, el borde del tejido afectado terapéuticamente y sobreviviente es escaso o ausente. Esto explica los informes recientes que han encontrado la superioridad de la fotocoagulación convencional con láser de argón respecto al tipo PASCAL para la retinopatía diabética.

Sin embargo, el inventor ha mostrado que tal daño retiniano térmico es innecesario y cuestionó si tiene en cuenta los beneficios de los tratamientos convencionales con láser. En cambio, el inventor ha sugerido que las alteraciones terapéuticas en la producción de citocinas del epitelio pigmentario retiniano (RPE) producidas por la fotocoagulación convencional proceden de células situadas en los márgenes de las quemaduras láser tradicionales, afectadas pero no muertas por la exposición al láser, a las que se refiere el número de referencia 34 en la FIG. 2.

La FIG. 2E representa el uso de un láser de baja intensidad y baja densidad, como un láser de diodo micropulsado. Esto crea una fotocoagulación retiniana subumbral, mostrada por el número de referencia 34, sin ninguna zona de quemaduras visible 32. Todas las áreas del epitelio pigmentario retiniano expuestas a la irradiación láser se conservan y están disponibles para contribuir terapéuticamente.

La fotocoagulación retiniana subumbral se define como aplicaciones de láser retiniano biomicroscópicamente invisibles en el momento del tratamiento. Desafortunadamente, el término se ha utilizado a menudo en la técnica para describir varios escenarios clínicos diferentes que reflejan grados ampliamente variables del daño térmico de la retina inducido por láser. El uso del término «subumbral» se divide en tres categorías que reflejan el uso común y la evolución histórica y morfológica de la fotocoagulación de intensidad reducida para la enfermedad vascular retiniana hacia una fototerapia verdaderamente invisible que implementa la invención.

El «subumbral clásico» para la fotocoagulación describe los primeros intentos de reducción de la intensidad del láser mediante el uso de láseres convencionales continuos de argón, criptón y diodos. Aunque las quemaduras retinianas eran notablemente menos obvias que el umbral convencional (fotocoagulación confinada a la retina externa y por lo tanto menos visible en el momento del tratamiento) o incluso más leves (fotocoagulación retiniana de espesor completo, en general, fácilmente visible en el momento del tratamiento), Las lesiones de fotocoagulación subumbral «clásica» fueron uniformemente visibles tanto clínicamente como mediante angiografía con fluoresceína fundus (FFA) en el momento del tratamiento y posteriormente.

La fotocoagulación «subumbral clínica» describe la siguiente manifestación de la evolución de la reducción del daño retiniano inducida por láser, describiendo una fotocoagulación retiniana de menor intensidad, pero persistentemente dañina utilizando un láser micropulsado o un láser de onda continua de pulso corto que mejor limita el daño a la retina externa y al epitelio de pigmentación retiniana. En la fotocoagulación subumbral «clínica», las lesiones láser pueden ser oftalmoscópicamente invisibles en el momento del tratamiento, sin embargo, como el daño retiniano inducido por láser sigue siendo el punto de tratamiento previsto, se producen lesiones láser que, en general, se hacen cada vez más clínicamente visibles con el tiempo, y muchas, si no todas, las lesiones del láser pueden ser vistas por FFA, la fotografía de autofluorescencia del fundus (FAF), y/o la tomografía de coherencia óptica del dominio espectral (SD) (OCT) en el momento del tratamiento y posteriormente.

La fotocoagulación de subumbral «verdadera», como resultado de la invención presente, es invisible e incluye el tratamiento láser no discernible por cualquier otro medio conocido como FFA, FAF, o incluso SD-OCT. Por lo tanto, la fotocoagulación «subumbral verdadera» se define como un tratamiento con láser que no produce ningún daño retiniano detectable por ningún medio en el momento del tratamiento o en cualquier momento posterior mediante medios de detección conocidos. Como tal, con la ausencia de lesiones y otros daños y destrucción de los tejidos, las FIGS. 2E y 2F representan el resultado de una fotocoagulación subumbral invisible y verdadera.

Se han determinado diversos parámetros para lograr un subumbral «verdadero» o una fotocoagulación efectiva de «baja intensidad». Estos incluyen proporcionar suficiente poder para producir un tratamiento eficaz de exposición al láser retiniano, pero no demasiado alto para crear daño o destrucción de los tejidos. Las aplicaciones de láser de subumbral verdadero se pueden aplicar de forma individual o para crear un objeto o patrón geométrico de cualquier tamaño y configuración para minimizar la acumulación de calor, pero garantizar una distribución uniforme del calor, así como maximizar la disipación del calor, por ejemplo, mediante un ciclo de trabajo bajo. El inventor ha descubierto cómo lograr un tratamiento terapéutico eficaz e inofensivo subumbral verdadero del láser retiniano. El inventor también ha descubierto que la colocación de aplicaciones de láser subumbral verdadero de forma confluente y contigua a la superficie retiniana mejora y maximiza los beneficios terapéuticos del tratamiento, sin perjuicios ni daño retiniano.

El American Standards Institute (ANSI) ha desarrollado estándares para la exposición segura al láser en el puesto de trabajo basados en la combinación de datos teóricos y empíricos. La exposición máxima permitida (MPE) es el nivel de seguridad, establecido en aproximadamente el 1/10odel nivel de exposición al láser que se espera produzca efectos biológicos. A un nivel de exposición láser de 1 veces el MPE, se esperaría una seguridad absoluta y se esperaría que la exposición de la retina a la radiación láser a este nivel no tuviera ningún efecto biológico. Según los datos de ANSI, un 50% de algún riesgo de sufrir una quemadura retiniana apenas visible (umbral) se encuentra, en general, a 10 veces MPE para la exposición convencional del láser de onda continua. Para una exposición a láser micropulsado de ciclo de servicio bajo de la misma potencia, el riesgo de quemaduras retinianas umbral es aproximadamente 100 veces MPE. Por lo tanto, el rango terapéutico - el intervalo de no hacer nada en absoluto y el 50% de alguna probabilidad de producir una quemadura retiniana umbral - para una radiación láser micropulsado de ciclo de bajo servicio bajo r es 10 veces más amplio que para la irradiación láser de onda continua con la misma energía. Se ha determinado que la fotocoagulación segura y eficaz del subumbral utilizando un diodo láser micropulsado de ciclo de servicio bajo está entre 18 y 55 veces MPE, como con una exposición láser preferente a la retina a 47 veces MPE para un diodo láser casi infrarrojo 810nm. A este nivel, el inventor ha observado que hay eficacia terapéutica sin ningún daño retiniano.

Se ha encontrado que la intensidad o potencia de un ciclo de servicio bajo de 810nm haz láser entre 100 vatios a 590 vatios por centímetro cuadrado es eficaz pero seguro. Una intensidad o potencia especialmente preferente del haz de luz láser es de aproximadamente 250-350 vatios por centímetro cuadrado para un diodo láser micropulsado de 810nm.

Las limitaciones de potencia en los diodos láser micropulsados actuales requieren una duración de exposición bastante larga. Cuanto más larga sea la exposición al láser, más importante será la capacidad de disipación del calor del punto central hacia el tejido no expuesto en los márgenes del punto del láser y hacia los coriocapillares subyacentes. Por lo tanto, el haz radiante de un láser diodo de 810nm debe tener una duración de envolvente de exposición de 500 milisegundos o menor, y preferente y aproximadamente 100-300 milisegundos. Por supuesto, si los diodos láser micropulsados se vuelven más potentes, la duración de la exposición se verá disminuida en consecuencia.

Otro parámetro de la invención presente es el ciclo de trabajo (la frecuencia del tren de micropulsos, o la duración del tiempo de relajación térmica entre pulsos consecutivos). Se ha encontrado que el uso de un ciclo de trabajo del 10% o más ajustado para administrar láser micropulsado con irradiancia similar a niveles similares de MPE aumenta significativamente el riesgo de lesión celular letal, particularmente en el fundus pigmentado de forma más oscura. Sin embargo, los ciclos de trabajo inferiores al 10% y, preferentemente, aproximadamente el 5% del ciclo de trabajo (o menor) demostraron un aumento térmico adecuado y un tratamiento a nivel de la célula de RPE para estimular una respuesta biológica, pero se mantuvieron por debajo del nivel esperado para producir lesiones celulares letales, incluso en fundi pigmentado de forma más oscura. Además, si el ciclo de trabajo es inferior al 5%, la duración de la envolvente de exposición en algunos casos puede superar los 500 milisegundos.

En una realización particularmente preferente, se utiliza el uso de pequeños puntos de láser retiniano. Esto se debe al hecho de que los puntos más grandes pueden contribuir a una distribución desigual del calor y a una disipación insuficiente del calor dentro del gran punto de láser retiniano, lo que podría causar daños en los tejidos o incluso la destrucción de los tejidos hacia el centro del punto de láser más grande. En este uso, “pequeño” se aplicaría, en general, a los puntos retinianos de menos de 3mm de diámetro. Sin embargo, cuanto más pequeño sea el punto retiniano, más ideal será la disipación de calor y la aplicación de energía uniforme. Por lo tanto, en la intensidad de potencia y la duración de la exposición descritas anteriormente, se prefieren puntos pequeños, como 25-300 micrómetros de diámetro, o líneas geométricas pequeñas u otros objetos para maximizar la distribución uniforme del calor y la disipación del calor para evitar daños en los tejidos.

Por lo tanto, los siguientes parámetros clave se han encontrado para crear una fotocoagulación subumbral «verdadera» inofensiva de acuerdo con la invención presente: a) un bajo (preferentemente 5% o menor) ciclo de servicio; b) un tamaño de punto pequeño para minimizar la acumulación de calor y garantizar una distribución uniforme del calor dentro de un punto de láser determinado para maximizar la disipación del calor; c) poder suficiente para producir exposiciones retinianas del láser de entre 18 veces - 55 veces MPE produciendo un aumento de la temperatura de la RPE de 7° C -14° C; e irradiancia retiniana de entre 100-590W/cm2.

Utilizando los parámetros anteriores, se puede lograr un tratamiento fotocoterapia por fotocoagulación de subumbral inofensivo, verdadero que ha producido los beneficios de la fototerapia de coagulación convencional, pero evita los inconvenientes y complicaciones de la fototerapia convencional. De hecho, la fototerapiapor fotocoagulación «verdadera» subumbral de acuerdo con la invención presente permite al médico aplicar tratamiento por fototerapia de «baja intensidad/alta densidad», como se ilustra en la FIG. 2F, y tratar la toda retina, que incluye áreas sensibles tales como la mácula e incluso la fóvea sin crear pérdida visual u otro daño. Como se indicó anteriormente, usando fototerapias convencionales, la totalidad de la retina, y particularmente la fóvea, no puede ser tratada ya que creará pérdida de visión debido al daño tisular en áreas sensibles.

El tratamiento convencional con láser que daña la retina es limitado en la densidad del tratamiento, requiriendo el tratamiento subtotal de la retina, que incluye el tratamiento subtotal de las áreas particulares de la anormalidad retiniana. Sin embargo, estudios recientes demuestran que los ojos en diabéticos pueden tener anormalidades retinianas difusas, sin presentar retinopatía diabética clínicamente visible, y los ojos con áreas localizadas de anormalidad clínicamente identificable, tales como edema macular diabético o coriorretinopatía serosa central, a menudo tienen disfunción retiniana total detectable solamente por pruebas de la función retiniana. La capacidad de la invención para tratar sin daño la retina entera así permite, por primera vez, tanto el tratamiento preventivo y terapéutico de ojos con enfermedad retiniana completamente en vez de local o subtotalmente; y el tratamiento preventivo antes de la manifestación de la enfermedad retiniana clínica y de la pérdida visual.

Como se explicó anteriormente, es el pensamiento convencional que el daño y las lesiones tisulares deben ser creadas para que tengan un efecto terapéutico. Sin embargo, el inventor ha descubierto que esto simplemente no es el caso. En ausencia de daño retiniano inducido por láser, no hay pérdida de tejido retiniano funcional ni respuesta inflamatoria al tratamiento. Los efectos adversos del tratamiento son así completamente eliminados y la retina funcional preservada en lugar de sacrificada. Esto puede producir resultados de agudeza visual superiores en comparación con el tratamiento de fotocoagulación convencional.

La invención presente salva la retina neurosensorial y es selectivamente absorbida por RPE. Las teorías actuales de la patogenia de la enfermedad vascular retiniana implican especialmente citocinas, potentes factores vasoactivos extra celulares producidos por RPE, como mediadores importantes de la enfermedad vascular retiniana. La invención presente se dirige selectivamente y evita la acumulación letal dentro de RPE. Por lo tanto, con la invención presente, la capacidad para RPE tratada para participar en una respuesta terapéutica se preserva e incluso realzada en lugar de eliminarla como resultado su destrucción de RPE en las terapias de fotocoagulación convencionales.

Se ha observado que los efectos clínicos de las citocinas pueden seguir una «curva en forma de U» donde los pequeños cambios fisiológicos en la producción de citocinas, denotados por el lado izquierdo de la curva, pueden tener grandes efectos clínicos comparables a la terapia de dosis altas (farmacológica) (denotada por el lado derecho de la curva). El uso de exposiciones de láser subletales de acuerdo con la invención presente puede estar trabajando en el lado izquierdo de la curva donde la respuesta del tratamiento puede aproximarse más de un fenómeno de «on/off» en vez de una dosis-respuesta. Esto podría explicar la eficacia clínica de la invención presente observada en bajas irradiancias reportadas. Esto también es consistente con la experiencia clínica y los estudios in vitro de la interacción láser-tejido, en el que el aumento de la irradiación puede simplemente aumentar el riesgo de daño térmico de la retina sin mejorar el efecto terapéutico.

Con referencia de nuevo a la FIG. 2, la fototerapia de fotocoagulación subumbral verdadera invisible, maximiza el reclutamiento terapéutico de RPE a través del concepto de «maximizar la superficie afectada», en el sentido de que se conservan todas las áreas de la RPE expuestas a la irradiación láser, y están disponibles para contribuir terapéuticamente. Como se ha comentado anteriormente con respecto a la FIG. 2, se cree que la terapia convencional crea un anillo terapéutico alrededor de las áreas de tejido quemadas o dañadas, mientras que la invención presente crea un área terapéutica sin ningún tejido quemado o destruido de otra manera.

En otra salida de la fotocoagulación retiniana convencional, se utiliza un haz de luz láser rojo a infrarrojo bajo, como un láser de diodo micropulsado de 810nm, en lugar de un láser de argón. Se ha encontrado que el diodo láser de 810nm es mínimamente absorbido y dispersado negligentemente por la sangre intrretiniana, la catarata, la hemorragia vítrea e incluso la retina neurosensorial severamente edematosa. Las diferencias en la coloración del fondo se deben principalmente a las diferencias en la pigmentación coroides y a una menor variación de la RPE blanco. El tratamiento de acuerdo con la invención presente es así simplificado, requiriendo ningún ajuste en los parámetros del láser para las variaciones en espesamiento macular, hemorragia intrretiniana, y opacidad de los medios tales como cataratas o pigmentación del fundus, reduciendo el riesgo de error.

Sin embargo, se contempla que la invención presente podría ser utilizada con emisiones micropulsadas de otras longitudes de onda, tales como los recientemente disponibles 577nm amarillo y 532nm verde láseres, y otros. Las energías más altas y las diferentes características de absorción de tejidos de los láseres de longitud de onda más corta pueden aumentar el riesgo de quemaduras retinianas, estrechando efectivamente la ventana terapéutica. Además, las longitudes de onda más cortas están más dispersas por los medios oculares opacos, la hemorragia retiniana y el edema macular, limitando potencialmente la utilidad y aumentando el riesgo de daño retiniano en ciertos entornos clínicos. Por lo tanto, se sigue prefiriendo un haz de luz láser rojo a infrarrojo bajo.

De hecho, se sabe que la exposición a láser rojo y infrarrojo cercano de baja potencia afecta positivamente a muchos tipos de células, particularmente normalizando el comportamiento de las células y los entornos patológicos, como la diabetes, a través de una variedad de fotoaceptores intracelulares. La función celular, en la expresión de citocinas, se normaliza y se reduce la inflamación. Al normalizar la función de las células viables de la RPE, la invención puede inducir cambios en la expresión de múltiples factores fisiológicamente en contraposición a la terapia de la droga que típicamente blancos estrechos sólo unos pocos factores post-celulares farmacológicamente. La alteración fisiológica inducida por láser de la expresión de citocinas RPE puede explicar el inicio más lento pero los beneficios duraderos utilizando la invención presente. Además, el uso de una longitud de onda de láser infrarrojo o infrarrojo cercano fisiológicamente invisible es percibido como cómodo por el paciente, y no causa constricción pupilar reactiva, permitiendo la visualización del fondo ocular y el tratamiento de la retina que se realiza sin dilatación farmacológica de la pupila del paciente. Esto también elimina la discapacidad visual temporal que normalmente dura muchas horas después de la dilatación pupilar farmacológica que se requiere actualmente para el tratamiento con fotocoagulación láser convencional. Actualmente, el movimiento del ojo del paciente es una preocupación no sólo para crear el patrón de puntos del láser para tratar el área prevista, sino que también podría dar lugar a la exposición de la terapia convencional a áreas sensibles del ojo, como la fóvea, resultando en pérdida de la visión u otras complicaciones.

Con referencia ahora a la FIG. 3, se muestra un diagrama esquemático de un sistema para realizar un proceso ejemplar con la invención presente. El sistema, en general, referido por el número de referencia 40, incluye una consola láser 42, como por ejemplo el láser diodo micropulsado del infrarrojo cercano de 810nm en la realización preferente. El láser genera un haz de luz láser que se pasa a través de una lente o máscara óptica, o una pluralidad de lentes y/o máscaras ópticas 44 según sea necesario. La óptica del proyector láser 44 pasa el haz de luz moldeado a un sistema de visualización óptica digital sin contacto coaxial de campo ancho 46 para proyectar la luz del haz láser sobre el ojo 48 del paciente. Se entenderá que la caja con la referencia 46 puede representar tanto el proyector de haz láser como un sistema de visualización/cámara, que en realidad podría incluir dos componentes diferentes en uso. El sistema de visualización/cámara 46 proporciona información a un monitor de visualización 50, que también puede incluir el hardware informatizado necesario, la entrada de datos y controles, etc. para manipular el láser 42, la óptica 44, y/o los componentes de proyección/visualización 46.

Como se ha mencionado anteriormente, el tratamiento actual requiere la aplicación de un gran número de puntos individuales del haz de láser aplicados al tejido blanco que se va a tratar. Estos pueden ser cientos o incluso miles para el área de tratamiento deseada. Esto es muy laborioso y requiere mucho tiempo.

Con referencia ahora a la FIG. 4, en una realización, el haz de luz láser 52 es pasado a través de una lente colimador 54 y luego a través de una máscara 56. En una realización particularmente preferente, la máscara 56 comprende una rejilla de difracción. La rejilla de máscara/difracción 56 produce un objeto geométrico, o más típicamente un patrón geométrico de múltiples puntos de láser u otros objetos geométricos producidos simultáneamente. Esto se representa mediante los múltiples haces de luz láser referenciados con el número de referencia 58. Alternativamente, los puntos múltiples del láser pueden ser generados por una pluralidad de cables de fibra óptica. Cualquiera de los dos procedimientos de generación de puntos láser permite la creación de un número muy grande de puntos láser simultáneamente sobre un campo de tratamiento muy amplio, como consiste en la retina entera. De hecho, un número muy alto de puntos láser, tal vez la numeración en los cientos incluso miles o más podría cubrir todo el fundus ocular y la retina entera, que incluye la mácula y la fóvea, los vasos sanguíneos retinales y el nervio óptico. La intención de la invención presente es para asegurar mejor cobertura completa y total y tratamiento, ahorrando ninguno de la retina por el láser para mejorar visión.

El uso de características ópticas con un tamaño de característica a la par de la longitud de onda del láser empleado, por ejemplo, mediante una rejilla de difracción, es posible aprovechar los efectos mecánicos cuánticos que permiten la aplicación simultánea de un gran número de puntos láser para un área blanco muy grande. Los puntos individuales producidos por tales rejillas de difracción son todos de una geometría óptica similar a la del haz de entrada, con una variación de potencia mínima para cada punto. El resultado es una pluralidad de puntos láser con irradiación adecuada para producir una aplicación de tratamiento inocua pero eficaz, simultáneamente sobre un área blanco grande. La invención presente también contempla el uso de otros objetos geométricos y patrones generados por otros elementos ópticos difractivos.

La luz láser que pasa a través de la máscara 56 se difunde, produciendo un patrón periódico a una distancia de la máscara 56, mostrado por los haces de láser etiquetados con 58 en la FIG. 4. El haz de láser único 52 se ha formado así en cientos o incluso miles de haces de láser individuales 58 para crear el patrón deseado de puntos u otros objetos geométricos. Estos haces láser 58 pueden pasar a través de lentes adicionales, colimadores, etc. 60 y 62 para transportar los haces láser y formar el patrón deseado en la retina del paciente. Estas lentes adicionales, colimadores, etc. 60 y 62 pueden transformar y redirigir los haces láser 58 según sea necesario.

Se pueden construir patrones arbitrarios controlando la forma, el espaciado y el patrón de la máscara óptica 56. El patrón y los puntos de exposición pueden ser creados y modificados arbitrariamente según lo deseado de acuerdo con los requisitos de aplicación por expertos en el campo de la ingeniería óptica. Las técnicas fotolitográficas, especialmente las desarrolladas en el campo de la fabricación de semiconductores, pueden utilizarse para crear el patrón geométrico simultáneo de puntos u otros objetos.

Típicamente, el sistema de la invención presente incorpora un sistema de guía para asegurar tratamiento retiniano completo y total con la fotoestimulación retiniana. Como el tratamiento con el sistema de la invención presente es inofensivo, la retina entera, que incluye la fóvea e incluso nervio óptico, puede ser tratada. Además, la protección contra la pérdida visual accidental por movimiento accidental del paciente no es una preocupación. En su lugar, el movimiento del paciente afectaría principalmente a la guía en el seguimiento de la aplicación de la luz láser para asegurar una cobertura adecuada. Los sistemas de fijación/seguimiento/registro que consisten en un blanco de fijación, mecanismo de seguimiento, y vinculados a la operación del sistema son comunes en muchos sistemas de diagnóstico oftálmico y pueden ser incorporados en la invención presente.

Con referencia ahora a las FIGS. 5 y 6, en una realización particularmente preferente, el patrón geométrico de los puntos láser simultáneos se desplaza secuencialmente para lograr el tratamiento confluente y completo de la superficie retiniana. Aunque un segmento de la retina puede ser tratado, idealmente la retina entera será tratada con un tratamiento. Esto se hace de una manera que ahorra tiempo colocando cientos a millares de puntos sobre el fondo ocular entero a la vez. Este patrón de puntos simultáneos se explora, se desplaza o se redirige como una matriz completa secuencialmente, para cubrir toda la retina.

Esto se puede hacer de manera controlada utilizando un mecanismo óptico de escaneo 64 tal como el que se ilustra en las FIGS. 5 y 6. Las FIGS. 5 y 6 ilustran un mecanismo óptico de escaneo 64 en forma de espejo MEMS, que tiene una base 66 con controladores 68 y 70 accionados electrónicamente que sirven para inclinar y girar el espejo 72 a medida que se aplica electricidad y se extrae del mismo. La aplicación de electricidad al controlador 68 y 70 hace que el espejo 72 se mueva y, por lo tanto, el patrón simultáneo de puntos de láser u otros objetos geométricos reflejados sobre el mismo para moverse en consecuencia sobre la retina del paciente. Esto se puede hacer, por ejemplo, de manera automatizada usando un programa de software electrónico para ajustar el mecanismo óptico de exploración 64 hasta que la cobertura completa de la retina, o por lo menos la porción de la retina que se desea tratar, esté expuesta a la fototerapia. El mecanismo de exploración óptica también puede ser un sistema de espejo galvo de exploración de diámetro de haz pequeño, o un sistema similar, como el distribuido por Thorlabs. Dicho sistema es capaz de escanear los láseres en el patrón de compensación deseado.

Puesto que los parámetros de la invención presente dictan que la energía radiante aplicada o la luz del láser no es destructiva ni dañina, el patrón geométrico de puntos láser, por ejemplo, puede ser superpuesto sin crear ningún daño. Sin embargo, en una realización particularmente preferente, como se ilustra en la FIG. 7, el patrón de puntos se desplaza en cada exposición para crear espacio entre la exposición inmediatamente anterior para permitir la disipación del calor y evitar la posibilidad de daño por calor o destrucción de tejidos. Así, como se ilustra en la FIG. 7, el patrón, ilustrado para propósitos ejemplares como una cuadrícula de dieciséis puntos, se desplaza cada exposición de tal manera que los puntos láser ocupan un espacio diferente que las exposiciones anteriores. Se entenderá que esto ocurre hasta que toda la retina, la metodología preferente, haya recibido fototerapia, o hasta que se logre el efecto deseado. Esto se puede hacer, por ejemplo, aplicando un par electrostático a un espejo micromecanizado, como se ilustra en las FIGS. 5 y 6. Al combinar el uso de pequeños puntos láser de retina separadas por áreas libres de exposición, evita la acumulación de calor, y las rejillas con un gran número de puntos por lado, es posible tratar de forma atraumática e invisible grandes áreas blanco con duraciones de exposición cortas mucho más rápidamente de lo que es posible con las tecnologías actuales.

Al repetir de forma rápida y secuencial la redirección o la desviación de toda la matriz de puntos u objetos geométricos aplicada simultáneamente, se puede lograr una cobertura completa del blanco, como una retina humana, rápidamente sin lesiones en el tejido térmico. Esta compensación se puede determinar algorítmicamente para garantizar el tiempo de tratamiento más rápido y el menor riesgo de daño debido al tejido térmico, dependiendo de los parámetros del láser y de la aplicación deseada. Se ha modelado lo siguiente utilizando la aproximación de Fraunhoffer. Con una máscara con una retícula cuadrada de nueve por nueve, con un radio de apertura 9 jm , un espaciado de apertura de 600jm, utilizando un láser de longitud de onda 890nm, con una separación máscara-lente de 75mm, y el tamaño de la máscara secundaria de 2,5mm por 2,5mm, los siguientes parámetros producirán una cuadrícula que tendrá diecinueve puntos por lado separados por 133jm con un radio de tamaño de punto de 6 jm . El número de exposiciones 'm' necesarias para tratar (que cubren de forma confluente con aplicaciones de puntos pequeños) dado el área de longitud lateral deseada 'A', dados los puntos de patrón de salida por lado cuadrado 'n', la separación entre puntos 'R', el radio de punto 'r' y la longitud lateral cuadrada deseada para tratar el área 'A', se puede dar con la siguiente fórmula:

Con la configuración anterior, se puede calcular el número de operaciones m necesarias para tratar diferentes áreas de campo de exposición. Por ejemplo, un área de 3mm x 3mm, que es útil para los tratamientos, requeriría 98 operaciones de desplazamiento, lo que requeriría un tiempo de tratamiento de aproximadamente treinta segundos. Otro ejemplo sería un área de 3 cm x 3 cm, que representa toda la superficie de la retina humana. Para un área de tratamiento tan grande, se podría utilizar un tamaño de máscara secundaria mucho mayor de 25mm por 25mm, lo que arrojaría una cuadrícula de tratamiento de 190 puntos por lado separados por 133jm con un radio de tamaño de punto de 6|jm. Dado que el tamaño de la máscara secundaria aumentó en el mismo factor que el área de tratamiento deseada, el número de operaciones de desplazamiento de aproximadamente 98, y por lo tanto el tiempo de tratamiento de aproximadamente treinta segundos, es constante. Estos tiempos de tratamiento representan al menos una reducción de diez a treinta veces en los tiempos de tratamiento en comparación con los procedimientos actuales de aplicaciones individuales secuenciales de puntos láser. Los tamaños de campo de 3mm permitirían, por ejemplo, el tratamiento de toda la mácula humana en una sola exposición, útil para el tratamiento de condiciones de ceguera comunes, como el edema macular diabético y la degeneración macular relacionada con la edad. La realización de los 98 desplazmientos secuenciales completos aseguraría la cobertura completa de la mácula.

Por supuesto, el número y el tamaño de los puntos retinianos producidos en una matriz de patrones simultáneos pueden ser fácilmente y muy variados, de modo que el número de operaciones de compensación secuencial necesarias para completar el tratamiento se puede ajustar fácilmente dependiendo de los requisitos terapéuticos de la aplicación dada.

Además, en virtud de las pequeñas aperturas empleadas en la rejilla o máscara de difracción, se puede observar un comportamiento mecánico cuántico que permite la distribución arbitraria de la energía de entrada del láser. Esto permitiría la generación de cualquier forma o patrón geométrico arbitrario, tal como una pluralidad de puntos en el patrón de la rejilla, líneas, o cualquier otro patrón deseado. Otros procedimientos de generar formas o patrones geométricos, tales como el uso de fibras ópticas múltiples o microlentes, también podrían realizarse con el sistema de la invención presente. El ahorro de tiempo del uso de la proyección simultánea de formas o patrones geométricos permite que los campos de tratamiento de nuevo tamaño, como el área de 1,2 cm2 para lograr el tratamiento retiniano completo, en un entorno clínico.

Con referencia ahora a la FIG. 8, en lugar de un patrón geométrico de pequeños puntos láser, la invención presente contempla el uso de otros objetos o patrones geométricos. Por ejemplo, se puede crear una sola línea 74 de luz láser, formada por el continuamente o mediante una serie de puntos muy espaciados. Se puede utilizar un mecanismo de exploración óptica de compensación para explorar secuencialmente la línea sobre un área, ilustrado por la flecha hacia abajo en la FIG. 8.

Con referencia ahora a la FIG. 9, el mismo objeto geométrico de una línea 74 puede rotarse, como lo ilustran las flechas, para crear un campo circular de fototerapia. Sin embargo, el potencial negativo de este enfoque es que el área central estará expuesta repetidamente y podría alcanzar temperaturas inaceptables. Sin embargo, esto podría superarse aumentando el tiempo entre exposiciones o creando un espacio en la línea, de manera que el área central no esté expuesta.

Con referencia de nuevo a la FIG. 3, debido a las características únicas de la invención presente, permitiendo un solo sistema de parámetros optimizados del láser, que no son influenciados perceptiblemente por opacidad del medio, engrosamiento retinal, o pigmentación del fundus, una interfaz de usuario simplificada se permite. Aunque los controles operativos se pueden presentar y funcionar de muchas maneras diferentes, el sistema permite una interfaz de usuario muy simplificada que podría emplear sólo dos funciones de control. Es decir, un botón «de activación», en el que una sola depresión de este botón mientras se encuentra en modo «de espera» actuaría e iniciaría el tratamiento. Una depresión de este botón durante el tratamiento permitiría detener el tratamiento de forma prematura y volver al modo «de espera». La actividad de la máquina se puede identificar y mostrar, por ejemplo, mediante un LED adyacente o dentro del botón. Una segunda función controlada podría ser un botón de tamaño de «campo». Una sola pulsación de este botón podría programar la unidad para producir, por ejemplo, un punto focal 3mm o un punto de campo “macular”. Una segunda depresión de este mando podría programar la unidad para producir un punto de 6mm o «polo posterior». Una tercera depresión de este mando podría programar la unidad para producir un punto «retiniano panorámico» o un área de cobertura de aproximadamente 160°-220°. El giro manual de este mando podría producir varios tamaños de campo de punto entre ellos. Dentro de cada tamaño de campo, la densidad y la intensidad del tratamiento serían idénticas. La variación del tamaño del campo se produciría mediante el enmascaramiento óptico o mecánico o las aberturas, como las aperturas de iris o LCD que se describen a continuación.

El software de fijación podría monitorizar la imagen mostrada del fondo ocular. Antes de iniciar el tratamiento de un punto de referencia del fondo, como el nervio óptico, o cualquier porción o característica de cualquiera de los ojos del paciente (suponiendo ortoforia), podría ser marcado por el operador en la pantalla. Se podría iniciar el tratamiento y el software monitorizaría la imagen del fondo o cualquier otra imagen registrada en cualquier porción de cualquiera de los ojos del paciente (suponiendo ortoforia) para garantizar una fijación adecuada. Una interrupción en la fijación interrumpiría automáticamente el tratamiento. El tratamiento se reanudará automáticamente hacia la finalización tan pronto como se establezca la fijación. Al finalizar el tratamiento, determinado por la finalización de la administración confluente de la energía láser deseada al blanco, la unidad terminaría automáticamente la exposición y se ajustaría de forma predeterminada al modo de «encendido» o de «espera». Debido a las propiedades únicas de este tratamiento, la interrupción de la fijación no causaría daños ni podría causar lesiones al paciente, sino que solo prolongaría la sesión de tratamiento.

Con referencia ahora a las FIGS.10 y 11. En la FIG. 10 se muestra imágenes OCT de dominio espectral del área macular y foveal de la retina antes del tratamiento con la invención presente. La FIG. 11 representa una imagen por tomografía de coherencia óptica (OCT) de la misma mácula y fóvea después del tratamiento utilizando la invención presente, utilizando un punto retinal de 131 micrómetros,5% de ciclo de servicio, 0,3 segundos duración del pulso, 0,9 vatios potencia máxima colocada a lo largo del área de engrosamiento macular, que incluye la fóvea. Se notará que el área oscura agrandada a la izquierda de la depresión de la fóvea (representando el engrosamiento patológico retiniano del edema macular diabético) está ausente, así como el hecho de que haya una ausencia de cualquier daño retiniano inducido por láser. Ese tratamiento simplemente no sería alcanzable con técnicas convencionales.

El láser podría proyectarse a través de una lente de campo amplio sin contacto al fondo ocular. La dirección personalizada de los campos de láser o de un blanco o área particular del fondo ocular distinta del área central se puede lograr mediante una palanca de control del operador o una mirada excéntrica del paciente. La óptica de la administración del láser podría acoplarse coaxialmente a un sistema digital de visión del fondo ocular sin contacto de campo amplio. La imagen del fondo ocular producido podría mostrarse en un monitor de vídeo visible para el operador del láser. El mantenimiento de una imagen clara y enfocada del fondo ocular podría facilitarse mediante un joystick en el conjunto de la cámara dirigido manualmente por el operador. Como alternativa, la adición de un sistema de registro y seguimiento de blancos al software de la cámara daría como resultado un sistema de tratamiento completamente automatizado.

Una imagen de fijación podría mostrarse coaxialmente al paciente para facilitar la alineación ocular. Esta imagen cambiaría en forma y tamaño, color, intensidad, velocidad de parpadeo u oscilación u otra modificación regular o continua durante el tratamiento para evitar el agotamiento del fotorreceptor, la fatiga del paciente y facilitar una buena fijación.

El campo de la fotobiología revela que se pueden lograr diferentes efectos biológicos al exponer los tejidos blanco a láseres de diferentes longitudes de onda. Lo mismo puede lograrse aplicando consecutivamente múltiples láseres de una longitud de onda diferente o la misma en secuencia con períodos de tiempo variables de separación y/o con diferentes energías irradiantes. La presente divulgación describe el uso de múltiples longitudes de onda (o modos) láser, de luz o radiantes aplicados simultáneamente o en secuencia para maximizar o personalizar los efectos de tratamiento deseados. Este procedimiento también minimiza los posibles efectos perjudiciales. La siguiente descripción identifica dos procedimientos ópticos para proporcionar una aplicación simultánea o secuencial de varias longitudes de onda.

La FIG. 12 ilustra esquemáticamente un sistema que acopla múltiples fuentes de luz en el subconjunto óptico generador de patrones descrito anteriormente. Específicamente, este sistema 40' es similar al sistema 40 descrito en la FIG. 3, anterior. Las principales diferencias entre el sistema alternativo 40' y el sistema descrito anteriormente 40 es la inclusión de una pluralidad de consolas láser 42, cuyas salidas se alimentan cada una en un acoplador de fibra 76. El acoplador de fibra produce una única salida que se transmite al proyector láser óptico 44, como se describe en el sistema anterior. El acoplamiento de la pluralidad de consolas láser 42 en una sola fibra óptica se logra con un acoplador de fibra 76 como se conoce en la técnica. Existen otros mecanismos conocidos para combinar varias fuentes de luz que pueden utilizarse para sustituir el acoplador de fibra descrito en el presente documento.

En este sistema 40', las múltiples fuentes de luz 42 siguen una ruta similar a la descrita en el sistema anterior 40, es decir, colimada, difractada, recolimatada, y dirigidas a la retina con un mecanismo de dirección. En este sistema alternativo 40', el elemento difractivo debe funcionar de manera diferente a la descrita anteriormente, dependiendo de la longitud de onda de la luz que pasa a través, lo que resulta en un patrón ligeramente variable. La variación es lineal con la longitud de onda de la fuente de luz difractada. En general, la diferencia en los ángulos de difracción es lo suficientemente pequeña como para que los diferentes patrones superpuestos puedan ser dirigidos a lo largo de la misma trayectoria óptica a través del mecanismo de dirección 46 hasta la retina 48 para el tratamiento. La ligera diferencia en los ángulos de difracción afectará la forma en que el patrón de dirección logra la cobertura de la retina.

Puesto que el patrón resultante variará ligeramente para cada longitud de onda, un ajuste secuencial para lograr una cobertura completa será diferente para cada longitud de onda. Este ajuste secuencial se puede realizar en dos modos. En el primer modo, todas las longitudes de onda de luz se aplican simultáneamente sin cobertura idéntica. Se utiliza un patrón de dirección de compensación para lograr una cobertura completa para una de las múltiples longitudes de onda. Así, mientras que la luz de la longitud de onda seleccionada logra una cobertura completa de la retina, la aplicación de las otras longitudes de onda logra una cobertura incompleta o superpuesta de la retina. El segundo modo aplica secuencialmente cada fuente de luz de una longitud de onda variable con el patrón de dirección adecuado para lograr una cobertura completa de la retina para esa longitud de onda en particular. Este modo excluye la posibilidad de un tratamiento simultáneo utilizando varias longitudes de onda, pero permite que el procedimiento óptico logre una cobertura idéntica para cada longitud de onda. Esto evita una cobertura incompleta o solapada para cualquiera de las longitudes de onda ópticas.

Estos modos también pueden mezclarse y emparejarse. Por ejemplo, se pueden aplicar dos longitudes de onda simultáneamente con una longitud de onda que logre una cobertura completa y la otra que logre una cobertura incompleta o superpuesta, seguida de una tercera longitud de onda aplicada secuencialmente y que logre una cobertura completa.

FIG. 13 ilustra esquemáticamente otra realización alternativa del sistema inventivo 40”. Este sistema 40” está configurado, en general, igual que el sistema 40 representado en la FIG. 3. La principal diferencia reside en la inclusión de múltiples canales de subconjuntos generadores de patrones ajustados a una longitud de onda específica de la fuente de luz. Varias consolas láser 42 están dispuestas en paralelo con cada una que conduce directamente a su propia óptica de proyector láser 44. La óptica del proyector láser de cada canal 80A, 80b , 80C consta de un colimador 54, una rejilla de máscara o difracción 56 y unos recolómetros 60, 62, tal como se describe en la FIG. 4, anterior - el conjunto completo de ópticas sintonizadas para la longitud de onda específica generada por la consola láser correspondiente 42. La salida de cada conjunto de óptica 44 se dirige entonces a un divisor de haz 78 para su combinación con las otras longitudes de onda. Los expertos en la técnica reconocerán que un divisor de haz utilizado en reversa se podrá utilizar para combinar múltiples haces de luz en una única salida.

La salida de canal combinada del divisor final del haz 78c se dirige a través de la cámara 46 que aplica un mecanismo de dirección para permitir una cobertura completa de la retina 48.

En este sistema 40”, los elementos ópticos de cada canal están sintonizados para producir el patrón especificado exacto para la longitud de onda de ese canal. En consecuencia, cuando todos los canales se combinan y se alinean correctamente, se puede utilizar un único patrón de dirección para lograr una cobertura completa de la retina para todas las longitudes de onda.

El sistema 40” puede utilizar tantos canales 80a, 80b, 80c, etc. y divisores de haz 78a, 78b, 78c, etc. como tantas longitudes de onda de luz se utilizan en el tratamiento.

La implementación del sistema 40” podrá aprovechar las diferentes simetrías para reducir el número de restricciones de alineación. Por ejemplo, los patrones de rejilla propuestos son periódicos en dos dimensiones y se dirigen en dos dimensiones para lograr una cobertura completa. Como resultado, si los patrones de cada canal son idénticos a los especificados, el patrón real de cada canal no tendría que alinearse para el mismo patrón de dirección para lograr una cobertura completa para todas las longitudes de onda. Cada canal sólo necesita alinearse ópticamente para lograr una combinación eficiente.

En el sistema 40”, cada canal comienza con una fuente de luz 42, que podría ser de una fibra óptica como en otras realizaciones del subconjunto generador de patrones. Esta fuente de luz 42 se dirige al conjunto óptico 44 para se colimatación, difracción, recolimación y se dirige al divisor del haz que combina el canal con la salida principal.

La invención descrita en la presente memoria es, en general, segura para el tratamiento panretinal y/o trans-foveal. Sin embargo, es posible que un usuario, es decir, un cirujano, se prepare para limitar el tratamiento a un área particular de la retina donde se localizan los marcadores de enfermedad o para prevenir el tratamiento en un área particular con pigmentación más oscura, como por ejemplo del tejido cicatricial. En este caso, la cámara 46 puede estar equipada con una abertura de iris 82 configurada para ampliar o reducir selectivamente la abertura a través de la cual se dirige la luz hacia el ojo 48 del paciente. La FIG. 14 ilustra una abertura 84 en una cámara 46 equipada con una abertura de iris de este tipo 82. Como alternativa, la abertura del iris 82 puede sustituirse o complementarse con una pantalla de cristal líquido (LCD) 86. La pantalla LCD 86 actúa como una abertura dinámica al permitir que cada píxel de la pantalla transmita o bloquee la luz que pasa a través de la misma. Dicha LCD 86 se representa en la FIG. 15.

De preferencia, cualquiera de los sistemas inventivos 40, 40', 40” incluye una pantalla en una interfaz de usuario con una imagen en vivo de la retina vista a través de la cámara 46. La interfaz de usuario puede incluir una superposición de esta imagen en vivo de la retina para seleccionar áreas en las que la luz de tratamiento estará limitada o excluida por la abertura del iris 82 y/o la pantalla LCD 86. El usuario puede dibujar un contorno en la imagen en directo como en una pantalla táctil y, a continuación, seleccionar que el interior o el exterior de dicho contorno tengan cobertura limitada o excluida.

A modo de ejemplo, si el usuario identifica tejido cicatricial en la retina que debe excluirse del tratamiento, el usuario dibujaría un contorno alrededor del tejido cicatricial y, a continuación, marcaría el interior de ese contorno para su exclusión del tratamiento con láser. El sistema de control y la interfaz de usuario 50 enviarían entonces la señal de control adecuada a la pantalla LCD 86 para bloquear la luz de tratamiento proyectada a través de los píxeles sobre el tejido cicatricial seleccionado. La pantalla LCD 86 proporciona una ventaja añadida de ser útil para atenuar regiones del patrón proyectado. Esta función se puede utilizar para limitar la salida de potencia máxima de ciertos puntos dentro del patrón. Limitar la potencia máxima de ciertos puntos en el patrón con la potencia más alta puede usarse para hacer que el poder de tratamiento sea más uniforme a través de la retina.

Aunque la invención presente es particularmente adecuada para el tratamiento de enfermedades retinianas, tales como retinopatía diabética y edema macular, se contempla que también podría ser utilizada para otras enfermedades. El sistema de la invención presente podría apuntar el trabajo trabecular de la malla como tratamiento para glaucoma, logrado mediante otra plantilla personalizada del campo del tratamiento. Está contemplado por la invención presente que el sistema y los conceptos de la invención presente se apliquen al tratamiento de la fototerapia de otros tejidos, tales como, pero no limitado a, la mucosa gastrointestinal o respiratoria, suministrados endoscópicamente, para otros propósitos.

Además, los resultados o imágenes de otras modalidades de diagnóstico retinianas, como OCT, angiografía retiniana o fotografía de autofluorescencia, pueden mostrarse en paralelo o mediante superposición en la imagen de visualización del fondo del paciente para guiar, ayudar o facilitar de cualquier otra forma el tratamiento. Esta superposición o paralela de imágenes puede facilitar la identificación de enfermedad, lesión o tejido cicatricial en la retina.

Aunque varias realizaciones han sido descritas en detalle para propósitos de ilustración, varias modificaciones podrán realizarse dentro del alcance de la invención. Por consiguiente, la invención no debe ser limitada, excepto como por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (17)

REIVINDICACIONES

1. Un sistema de realización de fototerapia retiniana o fotoestimulación, que comprende:

una pluralidad de consolas láser (42), cada consola láser genera al menos un haz de tratamiento (52) que tiene una longitud de onda predeterminada entre 750nm y 1300nm, una potencia o intensidad entre 100 vatios y 590 vatios por centímetro cuadrado, y un ciclo de trabajo del 10% o menor y una duración de exposición total de 500 milisegundos o menor, de forma que el tejido retiniano experimente fototerapia o fotoestimulación sin sufrir daños, en el que los haces de tratamiento tienen longitudes de onda diferentes; por lo menos una lente o máscara óptica (44) para cada uno de los haces de tratamiento (52) configurada para dar forma ópticamente a cada uno de los haces de tratamiento (52) en una pluralidad de haces radiantes (58) para producir un patrón geométrico de múltiples puntos de láser producidos simultáneamente u otros objetos geométricos;

una cámara digital de visión óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46), en la que la cámara digital de visión óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) está configurada para proyectar los haces radiantes (58) a al menos una porción de la retina (18); y

un mecanismo de exploración (64) para mover de forma controlada los haces de tratamiento radiantes (58) sobre un área de tratamiento de la retina.

2. El sistema de la reivindicación 1, en el que los haces (58) se combinan en un solo haz de salida (52).

3. El sistema de la reivindicación 2, en el que el solo haz de salida (52) proyectado desde la cámara óptica digital coaxial de campo ancho sin contacto (46) es dirigido de acuerdo con un patrón de desplazamiento para lograr una cobertura completa, incompleta o superpuesta de la retina (18).

4. El sistema de la reivindicación 1, en el que los haces radiantes (58) son proyectados simultáneamente desde la cámara digital de visión óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) y dirigidos de acuerdo con un patrón de desplazamiento configurado para lograr una cobertura completa, incompleta o superpuesta de la retina (18).

5. El sistema de la reclamación 1, en el que cada uno de los haces radiantes (58) se proyecta secuencialmente desde la cámara óptica digital coaxial de campo ancho sin contacto (46) y se dirige según el patrón de desplazamiento para dar lugar a una cobertura idéntica de la retina (18) para cada longitud de onda y excluir el tratamiento simultáneo de la retina por múltiples haces radiantes.

6. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, que incluye un diafragma ajustado en una abertura del iris (82) para bloquear una porción de los haces radiantes (58) de una porción del perímetro exterior de la retina, en el que los haces radiantes se transmiten a una porción central interna de la retina.

7. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, que incluye una matriz de visualización de cristal líquido (86) configurada en una abertura de rejilla para bloquear una porción de uno o más haces radiantes de una o más porciones selectivas de la rejilla de la retina y transmitir los haces radiantes a cualquier porción no bloqueada de la retina.

8. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, en el que una porción de uno o más haces radiantes (58) se bloquea selectivamente para atenuar áreas de potencia máxima o para prevenir el tratamiento del tejido cicatricial en la retina.

9. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, 7, 8, en el que una imagen del fondo de la retina se muestra paralela o superpuesta sobre una imagen resultante de una modalidad diagnóstica retiniana.

10. El sistema de la reivindicación 9, que además comprende una imagen del fundus de la retina (18) archivada antes, durante y/o después de que los haces radiantes se proyecten desde la cámara digital de visión óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46), y los parámetros de tratamiento de la misma registrados, incluyendo áreas de observación gráfica de aplicación de tratamiento o exclusión de tratamiento.

11. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-10, en el que la lente o la máscara (44) óptica incluye óptica difractiva para generar una pluralidad de puntos de haces láser de uno o más haces radiantes y en el que los haces láser son proyectados desde la cámara digital de visión óptica coaxial de campo amplio sin contacto (46).

12. El sistema de la reivindicación 11, en el que la pluralidad de haces láser se proyecta desde la cámara digital óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) a al menos una porción de la retina (18), que incluye la fóvea (22).

13. El sistema de la reivindicación 11, en el que la pluralidad de haces láser proyectados desde la cámara óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) está comprendida de al menos cien haces láser.

14. El sistema de la reivindicación 13, en el que la pluralidad de haces láser proyectados desde la cámara digital de visión óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) tiene un único patrón predeterminado.

15. El sistema de la reivindicación 12, en el que la pluralidad de haces láser proyectados desde la cámara óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) se aplica sustancialmente a toda la retina (18).

16. El sistema de la reivindicación 12, en el que la pluralidad de haces láser proyectados desde la cámara óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) se aplica sustancialmente a toda la retina (18) al mismo tiempo.

17. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-16, en el que el uno o más haces radiantes proyectados desde la cámara óptica coaxial de campo ancho sin contacto (46) está comprendido de una pluralidad de haces radiantes aplicados simultáneamente.