ES2900333T3

ES2900333T3 - Aparato de láser para el tratamiento de un cristalino cataráctico

Info

Publication number: ES2900333T3
Application number: ES15841648T
Authority: ES
Inventors: Darren Kraemer; Michael Cowan
Original assignee: Light Matter Interaction Inc
Current assignee: Light Matter Interaction Inc
Priority date: 2014-09-18
Filing date: 2015-09-18
Publication date: 2022-03-16
Anticipated expiration: 2035-09-18
Also published as: WO2016041086A1; EP3193796B1; US20170246036A1; EP3193796A4; US11648150B2; US20210093483A1; IL251174B; US20230240894A1; IL251174A0; US10881551B2; CA2961673A1; CA2961673C; EP3193796A1

Abstract

Un aparato para la ruptura de cataratas en el tejido de cristalino, que comprende: una fuente (10) de radiación láser pulsada, pudiéndose controlar la fuente (10) para seleccionar una tasa de pulsación de la radiación láser pulsada; una guía (12) de ondas óptica configurada para transmitir la radiación láser pulsada desde la fuente (10), pudiéndose acoplar la guía (12) de ondas óptica a la fuente (10) en un extremo proximal de la guía (12) de ondas óptica para recibir la radiación láser pulsada desde la fuente (10); controlándose la radiación láser pulsada para que presente unas condiciones en un extremo distal (16) de la guía (12) de ondas óptica de tal manera que la intensidad de luz que sale de la guía (12) de ondas óptica sea suficiente para producir una micro-ruptura del tejido de cristalino cataráctico mediante deposición impulsiva de calor al entrar en contacto el extremo distal (16) con el tejido de cristalino cataráctico, incluyendo las condiciones: una longitud de onda en el intervalo de aproximadamente 2700 nm a aproximadamente 3300 nm, seleccionándose la longitud de onda para que coincida con un pico de absorción de al menos un componente del tejido de cristalino cataráctico; en donde la longitud de onda provoca que la radiación láser pulsada produzca unos pulsos de láser que tienen una energía suficiente para provocar, cuando los pulsos de láser se absorben en un volumen del tejido de cristalino cataráctico en contacto irradiado por los pulsos de láser, unas temperaturas sobrecalentadas por encima de un punto de vaporización del al menos un componente del tejido de cristalino cataráctico en contacto, contenido en el volumen irradiado; un tiempo de duración de pulso en el intervalo de aproximadamente 10 ps a aproximadamente 1 ns, seleccionándose el tiempo de duración de pulso de tal manera que cada tiempo de duración de pulso sea más corto que un tiempo requerido para una difusión térmica fuera del volumen irradiado y más corto que un tiempo requerido para una expansión impulsada térmicamente del volumen irradiado; en donde la combinación del tiempo de duración de pulso seleccionado y la energía de pulso seleccionada es lo suficientemente baja como para dar como resultado una intensidad pico de cada pulso de láser por debajo de un umbral para que se produzca una ablación impulsada por ionización en el al menos un componente contenido en el volumen irradiado; y en donde las condiciones se seleccionan para que den como resultado la conversión de una mayoría de la energía contenida en cada pulso de láser para la ablación del al menos un componente contenido en el volumen irradiado, siendo cualquier energía residual insuficiente para dañar sustancialmente el material que rodea el volumen irradiado.

Description

DESCRIPCIÓN

Aparato de láser para el tratamiento de un cristalino cataráctico

CAMPO

La presente divulgación se refiere a aparatos para la administración de radiación láser con fines terapéuticos dirigida hacia, y dentro de, un cristalino cataráctico.

ANTECEDENTES

Una catarata es una opacidad del cristalino de los ojos que impide una visión clara. Si bien la mayoría de los casos de cataratas están relacionados con el proceso de envejecimiento, en ocasiones, la población infantil puede nacer con la afección o se puede desarrollar una catarata después de lesiones oculares, inflamación y algunas otras enfermedades oculares. El tratamiento del deterioro crónico de los tejidos de cristalino es una de las cirugías que se realizan con más frecuencia.

En la cirugía de cataratas convencional, el personal de cirugía ocular suele utilizar una hoja de metal o de diamante de mano para realizar una incisión en el área donde la esclerótica se encuentra con la córnea. La siguiente etapa de la cirugía de cataratas suele ser extirpar la porción frontal de la cápsula para permitir el acceso a la catarata. Una vez que se abre la cápsula, se puede insertar una herramienta para fragmentar y romper la catarata antes de extirparla. Las herramientas para fragmentar el cristalino incluyen herramientas mecánicas tales como bisturís o tenacillas para desprender el tejido y, más recientemente, se han utilizado herramientas que contienen transductores ultrasónicos para emulsionar el tejido antes de su aspiración. Incluso más recientemente, se han propuesto dispositivos que utilizan radiación láser para descomponer el tejido a través de efectos de calentamiento o energía ultrasónica generada acústico-ópticamente para la facoemulsificación (se describe un ejemplo en la patente de los Estados Unidos n.° 6.083.192). Lo más reciente que se ha hecho es que se han adoptado técnicas en las que la radiación procedente de láseres de pulsos muy cortos que no se absorben bien en el tejido ocular se enfoca dentro del volumen del cristalino cataráctico para lograr la foto-ruptura del tejido antes de su aspiración.

Sin embargo, los enfoques convencionales pueden tener uno o más defectos. Al utilizar únicamente herramientas mecánicas, por lo general, es difícil y requiere mucho tiempo desprender cuidadosamente el tejido de cristalino sin crear tensiones incontroladas en el tejido adyacente, tal como el desgarro de la cápsula.

Las herramientas de ultrasonido utilizadas para la técnica de facoemulsificación suelen ser capaces de desintegrar rápida y eficazmente el tejido de cristalino duro antes de su aspiración. Sin embargo, la energía ultrasónica normalmente ejerce efectos negativos en los tejidos, incluidos efectos mecánicos, térmicos y no térmicos. Los efectos térmicos son provocados por la conversión de energía ultrasónica en energía térmica. Esto puede dar como resultado el calentamiento o quema de la córnea. El ultrasonido es esencialmente una perturbación mecánica de alta frecuencia del tejido que rompe la estructura de cristalino. Sin embargo, esto va acompañado de una cavitación acústica del tejido y las ondas de choque resultantes que se pueden propagar y perturbar aún más el tejido a centímetros del transductor. Así mismo, la formación ultrasónica de radicales libres durante el proceso de cavitación puede dañar las delicadas células endoteliales de la superficie posterior de la córnea con estrés oxidativo. La energía ultrasónica se propaga muy bien en el tejido acuoso y el uso de demasiada energía ultrasónica puede derivar en complicaciones indeseables e importantes en partes del ojo más allá del cristalino, tales como la córnea y la retina.

Los dispositivos convencionales que utilizan radiación láser para generar la energía ultrasónica suelen sufrir las mismas limitaciones. Tales enfoques habitualmente implican el acoplamiento de luz láser pulsada en el tejido de cristalino utilizando óptica de fibra con el fin de ionización, calentamiento o generación de ondas de choque mediante una interacción óptica con el tejido o alguna parte de la punta de la herramienta. Los ejemplos se describen en la patente de los Estados Unidos n.° 4.744.360, la patente de los Estados Unidos n.° 6.623.477, la patente de los Estados Unidos n.° 5.843.071, la patente de los Estados Unidos n.° 5.919.186 y la patente de los Estados Unidos n.° 6.083.192.

Con la llegada de los láseres pulsados de picosegundos y femtosegundos, los científicos observaron por primera vez la foto-ruptura, un mecanismo de ablación diferente en el que un campo electromagnético concentrado de los pulsos cortos destruye la materia separándola en un nivel subatómico. Como reacción a los fuertes campos, los electrones del material se energizan más allá del límite de ionización (se describe un ejemplo en la patente de los Estados Unidos n.° 5.656.186). Este mecanismo se denomina, a menudo, "ablación en frío" o "ionización multifotónica" y se ha demostrado que permite un mecanizado extremadamente preciso de muchos materiales. A pesar de todo, recientemente, se están determinando los efectos de este proceso en la biología y existe preocupación por el daño biológico debido a los radicales libres provocados por la exposición de los tejidos a este tipo de radiación de ionización. Los láseres pulsados de picosegundos y femtosegundos se han aplicado a la cirugía de cataratas. Normalmente, el personal de cirugía ocular crea un plan quirúrgico preciso utilizando normalmente una sofisticada imagen tridimensional del ojo. Como parte de las etapas preparatorias para el comienzo de la cirugía, estos sistemas de láser de femtosegundos pueden alterar parcialmente los cristalinos blandos catarácticos al transmitir a través de las porciones transparentes del ojo y enfocar dentro de las porciones seleccionadas del cristalino para segmentar la catarata en pedazos más pequeños, con el objetivo de reducir o eliminar el uso de energía de ultrasonido para la ruptura del cristalino y, de este modo, reducir el riesgo de quemar y distorsionar la incisión en la córnea. El uso del láser de fs en esta etapa puede reducir el tiempo de facoemulsificación requerido, pero la radiación de fs no es inocua; y, normalmente, no se transmite de manera uniforme con tejidos poco claros o dispersos en la trayectoria del haz antes del enfoque dentro del cristalino. Así mismo, en la mayoría de las aplicaciones prácticas distintas de las cataratas muy blandas, se necesita una facoemulsificación adicional para fragmentar el tejido de cristalino restante. Un ejemplo se describe en la publicación de solicitud de patente de los Estados Unidos n.° 2009/0137993.

SUMARIO

El alcance de la presente invención se describe mediante las reivindicaciones de más adelante. En algunos ejemplos, la presente divulgación proporciona un aparato con funcionamiento por láser para la ruptura del tejido de cristalino cataráctico antes de su extirpación.

En diversos ejemplos de la presente divulgación, la deposición impulsiva por calor se utiliza para lograr una microruptura del tejido de cristalino al mismo tiempo que se reduce o minimiza la propagación de la energía a tejidos distintos del cristalino cataráctico. Esto se puede lograr proporcionando una herramienta que se pueda insertar dentro del volumen de la catarata al mismo tiempo que proporcione las condiciones adecuadas para la deposición impulsiva de calor al entrar en contacto con el extremo distal de la herramienta.

En algunos ejemplos, la presente divulgación proporciona un instrumento que incorpora sus propios medios de irrigación y aspiración de líquido en el sitio de la fragmentación, sin interferir con, ni disminuir, la eficacia de la facoablación.

En algunos ejemplos, la presente divulgación proporciona un instrumento quirúrgico que permite la manipulación externa del extremo de salida de una fibra óptica dentro del ojo, que puede ser dirigida únicamente sobre el tejido de cristalino cataráctico cercano que se va a fragmentar. El láser concreto que emite desde la punta de la fibra se selecciona por su longitud de onda, su intensidad y su duración de pulso, que pueden alcanzar las condiciones adecuadas para una rápida micro-ruptura a través de la deposición impulsiva de calor.

En algunos ejemplos, la presente divulgación proporciona un aparato para la ruptura de cataratas en el tejido de cristalino. El aparato incluye: una fuente de radiación láser pulsada, pudiéndose controlar la fuente para seleccionar una tasa de pulsación de la radiación láser pulsada; una guía de ondas óptica configurada para transmitir la radiación láser pulsada desde la fuente, pudiéndose acoplar la guía de ondas óptica a la fuente en un extremo proximal de la guía de ondas óptica para recibir la radiación láser pulsada desde la fuente; controlándose la radiación láser pulsada para que presente unas condiciones en un extremo distal de la guía de ondas óptica de tal manera que la intensidad de luz que sale de la guía de ondas óptica sea suficiente para producir una micro-ruptura del tejido de cristalino mediante deposición impulsiva de calor, incluyendo las condiciones: una longitud de onda en el intervalo de aproximadamente 2700 nm a aproximadamente 3300 nm, seleccionándose la longitud de onda para que coincida con un pico de absorción de al menos un componente del tejido de cristalino; en donde la longitud de onda provoca que la radiación láser pulsada produzca unos pulsos de láser que tienen una energía suficiente para provocar, cuando los pulsos de láser se absorben en un volumen del material irradiado por los pulsos de láser, temperaturas sobrecalentadas por encima de un punto de vaporización del al menos un componente de material contenido en el volumen irradiado con láser; un tiempo de duración de pulso en el intervalo de aproximadamente 10 ps a aproximadamente 1 ns, seleccionándose el tiempo de duración de pulso de tal manera que cada tiempo de duración de pulso sea más corto que un tiempo requerido para una difusión térmica fuera del volumen irradiado con láser y más corto que un tiempo requerido para una expansión impulsada térmicamente del volumen irradiado con láser; en donde la combinación del tiempo de duración de pulso seleccionado y la energía de pulso seleccionada es lo suficientemente baja para dar como resultado una intensidad pico de cada pulso de láser por debajo de un umbral para que se produzca una ablación impulsada por ionización en el material irradiado; y en donde las condiciones se seleccionan para que den como resultado una conversión de una mayoría de la energía contenida en cada pulso de láser para una ablación del material en el volumen, siendo cualquier energía residual insuficiente para dañar sustancialmente el material que rodea el volumen irradiado por el láser pulsado.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

Ahora, se hará referencia, a modo de ejemplo, a los dibujos adjuntos, que muestran las realizaciones de ejemplo de la presente solicitud y en los que:

la figura 1 ilustra un procedimiento de ejemplo para una micro-ruptura del tejido de cristalino con cataratas, de conformidad con un ejemplo de la presente divulgación;

la figura 2 muestra el espectro de absorción de agua desde visible hasta infrarrojo lejano (IR);

la figura 3 muestra fotografías de un proceso de micro-ruptura de ejemplo, de conformidad con un ejemplo de la presente divulgación;

la figura 4 es un diagrama esquemático que ilustra un aparato de ejemplo para una micro-ruptura controlada de tejido con cataratas, de conformidad con un ejemplo de la presente divulgación;

la figura 5 es un diagrama esquemático que ilustra otro aparato de ejemplo para una micro-ruptura controlada de tejido con cataratas, de conformidad con un ejemplo de la presente divulgación;

la figura 6 es un diagrama esquemático que ilustra otro aparato de ejemplo para una micro-ruptura controlada de tejido con cataratas, de conformidad con un ejemplo de la presente divulgación;

la figura 7 es un diagrama esquemático que ilustra otro aparato de ejemplo para una micro-ruptura controlada de tejido con cataratas que incluye retroalimentación para el usuario o control de posición, de conformidad con un ejemplo de la presente divulgación;

la figura 8 muestra diversas geometrías de ejemplo para la cara de salida de la fibra en unos aparatos de ejemplo para una micro-ruptura de tejido con cataratas, de conformidad con ejemplos de la presente divulgación; y

la figura 9 es un gráfico que muestra unas mediciones experimentales de ejemplo de un umbral de ablación.

Es posible que se hayan utilizado números de referencia similares en diferentes figuras para indicar componentes similares.

DESCRIPCIÓN DE LAS REALIZACIONES DE EJEMPLO

Se describirán diversas realizaciones y aspectos de la divulgación haciendo referencia a los detalles que se analizan a continuación. La siguiente descripción y los dibujos son ilustrativos de la divulgación y se no deben interpretar como limitantes de la divulgación. Se describen numerosos detalles específicos para proporcionar una comprensión exhaustiva de diversas realizaciones de la presente divulgación. Sin embargo, en determinados casos, no se describen aquellos detalles bien conocidos o convencionales con el fin de proporcionar un análisis conciso de las realizaciones de la presente divulgación. Si bien la presente divulgación describe determinadas ecuaciones y/o teorías para facilitar su comprensión, la presente divulgación no está necesariamente vinculada a ninguna de las ecuaciones y/o teorías descritas.

Se han utilizado láseres de IR medios de nanosegundos y de pulsos más largos para la ablación de tejido ocular, tal como la córnea, aunque, convencionalmente, se había considerado ampliamente una mejor práctica evitar el uso de duraciones de pulso inferiores a un nanosegundo y así eludir la posibilidad de efectos de ionización (véase, por ejemplo, H. J. Hoffman, W. B. Telfair, "Minimizing thermal damage in corneal ablation with short pulse mid-infrared lasers" [Minimización del daño térmico en la ablación corneal con láseres de infrarrojos medios de pulso corto], J. Biomed. Opt. 4,4 (1999): 465). Un mecanismo para la ablación láser, que utiliza deposición impulsiva de calor, se describió en la patente de los Estados Unidos n.° 8.029.501, en la que el calentamiento rápido por excitación de modos vibracionales dentro del tejido provoca una vaporización del tejido expuesto. Esto se ha demostrado en una serie de estudios para mostrar las propiedades únicas de extirpación de material por láser. Sin embargo, las aplicaciones de este mecanismo de corte a la cirugía de cataratas han sido limitadas debido a la fuerte absorción en el tejido ocular, que limita el funcionamiento al tejido superficial.

En contraposición a algunas de las soluciones anteriores analizadas previamente, en diversos ejemplos de la presente divulgación, la ablación láser se produce dentro del cuerpo con la punta de la fibra rodeada por, y en contacto con, tejido y fluido en el ojo. No existe una superficie libre para que se expanda el tejido ablado. En su lugar, el tejido duro de cristalino se rompe y los pequeños fragmentos se dispersan en el fluido circundante en el ojo.

En diversos ejemplos, la presente divulgación proporciona un sistema de extirpación de cataratas que puede evitar los problemas de propagación de energía con los sistemas basados en láser foto-acústico y en el proceso de facoemulsificación.

En algunos ejemplos, la presente divulgación describe un aparato que incluye una sonda láser que, al contacto, y dentro del cuerpo, puede impulsar de manera eficiente una rápida disolución del tejido de cristalino mediante una excitación óptica de unos modos vibracionales seleccionados dentro de las moléculas del tejido en escalas de tiempo más rápidas que la difusión de calor a los alrededores. En algunos ejemplos, la presente divulgación describe un enfoque para romper de manera eficiente el tejido duro con cataratas evitando, al mismo tiempo, los problemas de propagación de energía hacia otros tejidos del ojo. En algunos ejemplos, la presente divulgación puede proporcionar una o más ventajas sobre el enfoque convencional con respecto a una ruptura eficiente de material muy duro de cristalino, tal como una o más de las siguientes: una menor exposición a energía térmica o acústica del tejido adyacente, con o sin superficie libre adyacente; una administración a través de una sonda de óptica de fibra con tamaños posiblemente hasta el tamaño de cientos de micrómetros; y una evitación de la ionización tisular y del estrés oxidativo debido a la formación de radicales libres.

La figura 1 muestra una ilustración de ejemplo de una micro-ruptura del tejido 1 de cristalino con cataratas. En el ejemplo mostrado, se produce una micro-ruptura del tejido de cristalino cataráctico 1 cuando los pulsos de láser de una duración, longitud de onda y energía de pulso determinadas se acoplan a una guía 12 de ondas óptica y salen (en una salida de luz) del extremo distal 16 de la guía 12 de ondas óptica, donde el extremo distal 16 se ha insertado en algún punto 7 en el ojo y se ha dirigido hacia el interior del cristalino ocular 1. La luz emitida desde el extremo distal 16 es fuertemente absorbida por unos modos vibracionales de las moléculas expuestas de las células 3 de cristalino, y/o regiones intercelulares 8, que están en contacto con la salida de luz de la guía 12 de ondas o a una distancia cercana a la profundidad 40 de absorción óptica de la luz láser dentro del tejido 1. La profundidad 40 de absorción óptica es una medición del grado en que la luz láser es absorbida por el tejido y/o el fluido en las proximidades del extremo distal 16. La profundidad 40 de absorción óptica puede depender de los parámetros de la luz láser y/o de las propiedades ópticas del tejido y/o fluido que rodea el extremo distal 16. Las células 3 y/o las regiones intercelulares 8 que se exponen juntas a la luz emitida se pueden denominar volumen irradiado 5. El resultado es una micro-ruptura de las células 3 de cristalino y/o de la estructura celular 4 del cristalino 1 más rápida que la difusión térmica o la propagación de ondas de choque fuera del volumen irradiado 5. Las moléculas excitadas dan como resultado una disolución eficaz 6 del cristalino duro con cataratas 1 de tal manera que la energía normalmente ni calienta el tejido circundante, ni tampoco ioniza el tejido excitado, y normalmente impide la propagación de la energía a partes distantes del ojo, tales como la córnea 2 y/o la cápsula 9 de cristalino. El funcionamiento de la guía 12 de ondas de ejemplo se explica con más detalle a continuación.

El comportamiento dinámico molecular recientemente descubierto de moléculas de agua, como solución a, o vinculado a, proteínas y otras moléculas que componen tejido vivo, presenta una vía hacia una interacción láser-tejido que es diferente de los mecanismos previos de descomposición mecánica, acústica o inducida por láser, y eso puede proporcionar ventajas sobre los enfoques convencionales. En la presente divulgación, se proporcionan condiciones de ejemplo adecuadas para producir este efecto. La combinación seleccionada, como se analizará con mayor detalle a continuación, sobre la duración de pulso, longitud de onda y energía de pulso cortas, se administra una frecuencia de repetición de pulsos en el extremo distal de una guía de ondas óptica.

La longitud de onda de la radiación láser se debería absorber fuertemente en el tejido, mediante una transferencia a unos modos vibracionales. Al focalizarse a un pico fuerte en el espectro de vibración, tal como la omnipresente región de estiramiento O-H de H²O, los modos vibracionales pueden absorber rápidamente la radiación electromagnética y pueden localizar eficazmente la energía óptica en secciones profundas de escala micrométrica del tejido expuesto. Esto se ilustra en la figura 2, que muestra el espectro de absorción de agua desde visible hasta IR lejano. La absorción máxima se produce a alrededor de 3000 nm, donde un pico amplio corresponde a los modos vibracionales de estiramiento O-H de las moléculas de agua líquida a entre aproximadamente 2700 y 3300 nm. El espectro también muestra las condiciones de resonancia entre el estiramiento O-H y otros modos vibracionales, tales como los modos intermolecular y de flexión O-H. Otros picos de absorción, por ejemplo, alrededor de la flexión O-H a aproximadamente 6000 nm, también se pueden utilizar. En los ejemplos divulgados en el presente documento, el pico amplio de estiramiento O-H, en el intervalo de aproximadamente 2700 nm a aproximadamente 3300 nm, en concreto alrededor de 3000 nm, se utiliza debido a que puede ser más eficaz y/o práctico producir luz láser en este intervalo de longitud de onda. Por lo general, con el fin de que el mecanismo de ablación descrito en el presente documento sea eficaz, la luz láser se debería seleccionar para que coincida con una fuerte longitud de onda de absorción del agua o del tejido.

Posteriormente, las longitudes de onda en el infrarrojo medio tienen un umbral aumentado para los efectos de fotoionización debido a sus energías fotónicas inferiores en comparación con el IR cercano, visible o láseres UV. La ionización de tejido, un mecanismo que tiene su propio umbral de intensidad para la foto-ruptura, es una consecuencia indeseable que se puede evitar mediante los ejemplos de la presente divulgación. El mecanismo descrito en el presente documento normalmente no se puede lograr en longitudes de onda inferiores, por ejemplo, por debajo de aproximadamente 1500 nm, donde la ionización multifotónica se produce en umbrales inferiores a los requisitos para la micro-ruptura a través de la excitación vibracional del material.

La duración de pulso de la radiación láser también se debería seleccionar cuidadosamente, ya que dicta la escala de tiempo mínima en la que se absorbe y se redistribuye la energía. Los mecanismos lentos de redistribución de energía a partir de la excitación óptica incluyen la difusión térmica (muchas escalas de tiempo de nanosegundos) y la emisión de ondas de choque (escala de tiempo > 1 ns) que se producen en unos órdenes de magnitud de escalas de tiempo más lentos que los mecanismos rápidos de redistribución de energía, tales como la ionización por avalancha y la redistribución vibracional que se producen en la escala de tiempo de femto-picosegundos (véase, por ejemplo, Rafael R. Gattass & Eric Mazur, "Femtosecond laser micromachining in transparent materials" [Micromecanizado láser de femtosegundos en materiales transparentes]. Nature Photonics 2, 219 - 225 (2008)). La tasa de transferencia de energía excitada entre modos vibracionales en presencia de agua se produce en una escala de tiempo particularmente rápida en comparación con otras moléculas (normalmente, una escala de tiempo de femtosegundos a picosegundos) debido a un fuerte acoplamiento resonante con unos modos vibracionales de frecuencia inferior en el solvente. Si el volumen de tejido excitado es suficientemente grande, por ejemplo, una escala de micrómetros, el tiempo requerido para la difusión de los gradientes de temperatura o de presión es mucho mayor que el tiempo requerido para que esos mismos gradientes rompan la estructura celular del tejido. Dicho de otro modo, esta micro-ruptura es un proceso en el que la radiación electromagnética impulsa las vibraciones intramoleculares de las moléculas en el tejido que logran de manera rápida y eficiente un reordenamiento molecular (sin fotoionización) y, en última instancia, unos movimientos mecánicos a escala celular más rápidos de lo que la energía puede escapar del volumen irradiado en forma de calor u ondas de choque.

Una cantidad determinada de energía de pulso debe ser absorbida por un volumen dado de tejido para lograr el efecto de micro-ruptura no térmica y no acústica. Los pulsos de láser en el régimen de tiempo de picosegundos pueden ser adecuados para administrar la energía requerida al tejido en esta escala de tiempo al mismo tiempo que se evitan unas intensidades pico que darían como resultado la ionización. Si se administra suficiente energía durante la exposición del pulso de láser, la energía absorbida se disipará en forma de calor en escalas de tiempo de relajación térmica y no se producirá el efecto de micro-ruptura. Si se administra demasiada energía durante la duración de pulso dada, las intensidades de campo electromagnético comenzarán a vencer las fuerzas que unen los electrones a sus moléculas y darán como resultado una fotoionización catastrófica del tejido.

El umbral de micro-ruptura se ha observado experimentalmente con pulsos de picosegundos y se ha descubierto que los propios efectos de una exposición repetida a una excitación óptica por debajo del umbral se manifiestan como fusión o quema del tejido, mientras que, a una excitación óptica por encima del umbral, se ha observado claramente una micro-ruptura. Por encima del umbral, el tejido se rompe con unos efectos térmicos residuales escasos, insignificantes o prácticamente nulos.

Dado que el proceso de micro-ruptura puede tener una eficiencia inferior a un 100 %, también se debería tener en cuenta la tasa de pulsación. Los pulsos de láser individuales deberían tener suficiente energía para impulsar microrupturas al mismo tiempo que se permite tiempo entre pulsos para que cualquier energía residual que quede se disipe antes de que llegue el siguiente pulso de energía, con el fin de reducir o impedir una acumulación de la energía residual suficiente para impulsar otros mecanismos de daño tisular, tales como un aumento de temperatura o de ondas de choque. Las tasas de repetición de láser en el intervalo 10 - 100.000 Hz pueden permitir unas potencias promedio adecuadas para una ruptura tisular rápida con suficiente tiempo entre pulsos. Las ráfagas de múltiples pulsos a tasas de repetición más rápidas pueden no satisfacer los criterios si los pulsos secuenciales que están por debajo del umbral de energía para una micro-ruptura se absorben en el mismo volumen a intervalos de tiempo más largos que el tiempo de relajación de los modos vibracionales excitados.

En el caso del tejido de cristalino, este foto-mecanismo se ve potenciado por la estructura celular del ojo en la que hay atrapadas células largas, delgadas y transparentes, con diámetros normalmente entre 4-7 micrómetros y longitudes de hasta 12 mm en un patrón regular en formaciones similares a conchas alrededor del núcleo del cristalino (como se describe en, por ejemplo, "Biological glass: structural determinants of eye lens transparency" [Vidrio biológico: determinantes estructurales de la transparencia del cristalino ocular], Phil. Trans. R. Soc. B., 2011, 366, 1250-1264). La mayoría de las células que componen el cristalino tienen una estructura hexagonal aplanada y están alineadas en filas regulares. Las interdigitaciones son evidentes en los bordes a lo largo de la longitud, así como en los extremos, de las células similares a fibra y actúan como un mecanismo de enclavamiento para mantener la alineación de la estructura celular, lo que le brinda al cristalino sus propiedades ópticas transparentes en el espectro visible. En el espacio que separa las células, el agua y las proteínas de membrana celular actúan para crear un canal de fluido para la hidratación celular (como se describe en, por ejemplo, Gutierrez DB, Garland D, Schey KL. "Spatial analysis of human lens aquaporin-0 post-translational modifications by MALDI mass spectrometry tissue profiling" [Análisis espacial de las modificaciones postraduccionales de la acuaporina 0 del cristalino humano mediante el perfilado tisular por espectrometría de masas MALDI], Exp. Eye Res., 93:912-920, 2011). Al excitar selectivamente las moléculas de agua entre las células y las de la superficie de las proteínas, es posible desenlazar la estructura de enclavamiento del tejido de cristalino de modo que las células o las porciones de células se disuelvan fácilmente en el fluido de la porción anterior del ojo.

La figura 3 muestra fotografías de un ojo mientras se somete a una micro-ruptura de ejemplo de tejido, de conformidad con ejemplos de la presente divulgación. La figura 3a) muestra el tejido con cataratas de un ojo humano en contacto con la punta distal de una fibra de zafiro sólida de 0,5 mm de diámetro en la que unos pulsos de energía de radiación láser de 3000 nm, 400 ps, 500 uJ se acoplan a una tasa de pulsación de 1 kHz. Las figuras 3b) y 3c) muestran el efecto visible después de una exposición a varios segundos de radiación láser administrada al tejido que ha entrado en contacto con la punta distal de la fibra. Se puede observar que las porciones del cristalino que fueron expuestas a través del contacto con la punta distal de la fibra dispersan la luz que, de otro modo, es transmitida por el tejido colindante. La figura 3d) muestra el ojo después de una ruptura completa de las porciones anteriores del cristalino, como se muestra mediante la falta de luz reflejada.

En algunos ejemplos, un láser pulsado de picosegundos (<1 ns) con longitudes de onda correspondientes a un pico de absorción en el espectro vibracional del agua (alrededor de 3000 nm) y una energía de pulso Epuisc se acopla a una guía de ondas óptica u óptica de fibra cuya abertura de salida tiene un área de A y se dirige dentro del volumen de una catarata, de tal manera que el tejido que está en contacto directo con la punta de fibra se pueda exponer a unas intensidades de luz I = Epuiso/ A que superan el umbral requerido para una micro-ruptura del tejido de cristalino objetivo. Este umbral de intensidad puede variar algo en función de las características tisulares, tales como el tipo de tejido y, en el caso de las cataratas, la edad y/o la dureza de la catarata. Un límite inferior para el umbral de intensidad puede ser aproximadamente 0,25 J/cm2, según lo determinado por el experimento del que se muestran en la figura 9 los resultados de ejemplo.

La figura 9 muestra unos resultados de ejemplo de una medición del umbral de ablación utilizando pulsos de 400 picosegundos desde una fibra de 200 micrómetros de diámetro sumergida en agua líquida pura. La señal acústica producida por la interacción del láser con el agua se traza frente a la fluencia de láser. Se observa un cambio de comportamiento en el umbral de ablación cercano a 0,25 J/cm2. Un cálculo de la energía de pulso necesaria para vaporizar el volumen de agua excitado por el láser da un resultado similar de 0,25 J/cm2 para el umbral de ablación.

El límite superior del umbral de intensidad puede venir determinado por el umbral de fotoionización, que depende de la duración de pulso. A la longitud de onda de aproximadamente 3000 nm, la duración de pulso mínima se puede seleccionar para que sea aproximadamente 10 ps para evitar los efectos de ionización, y la duración de pulso máxima se puede seleccionar para que sea aproximadamente 1 ns para evitar la propagación de ondas de choque en este tipo de tejido. Para una duración de pulso mínima de aproximadamente 10 ps, el límite superior para el umbral de intensidad se puede determinar experimentalmente para que sea aproximadamente 1 J/cm2.

Como ejemplo, el diámetro de fibra, 2r, se puede elegir para que sea aproximadamente 0,5 mm. Se descubrió que este diámetro de fibra en algunos casos era un diámetro de fibra adecuadamente grande para los umbrales de intensidad y de energía de pulso seleccionados (como se analizó anteriormente). En otros ejemplos, donde se selecciona una energía láser mayor, se puede utilizar una fibra mayor. En este ejemplo, se elige una intensidad igual al umbral de ablación mínimo, lo cual requiere, por tanto, para este ejemplo, una energía de pulso mayor que Epulso = ^umbral ' A = 0,25 ■ n ■ (0 ,05 / 2 ) = ^{4 9 1}■ 10 } o

aproximadamente 0,5 mJ. En otro ejemplo, el diámetro de fibra, 2r, se podría elegir para que sea aproximadamente 0,2 mm, lo cual requiere, por tanto, una energía de pulso en la salida de luz en la punta distal de la fibra mayor que Epuiso = lumbral ■ A = 0 , 25 ^ - . - n ■ ( 0 ,02 /2 )2 = 78 ■ 10 ~ 6} o

aproximadamente 0,08 mJ.

Las ecuaciones presentadas anteriormente son ilustrativas y no pretenden ser limitantes. La forma generalizada de esta ecuación se puede utilizar para determinar el límite inferior de la energía de pulso requerida para cualquier diámetro de fibra dado. El límite de energía superior se puede hallar determinando experimentalmente la energía a la que se produce un daño por ionización.

La figura 4 ilustra un ejemplo de la presente divulgación. Una fuente 10 de pulsos de láser es controlada mediante una señal 41, desde un dispositivo 11 de entrada de usuario (por ejemplo, un dispositivo informático, un controlador o una unidad de procesamiento) y un medio para acoplar la luz láser a una guía 12 de ondas óptica o fibra. Se proporciona un mango o accesorio 13 que permite una inserción y un control de la punta distal 16 de la fibra 12 dentro de la porción de cristalino 1 del ojo humano con el fin de una cirugía de cataratas. En algunos ejemplos, una porción 13 del aparato que entra en contacto con el tejido puede ser sustituible o reutilizable. Por ejemplo, la porción 13 del aparato puede ser un conjunto de un único uso o un conjunto reutilizable que se puede desmontar para su esterilización y volverse a montar para su uso repetido. La salida óptica 14 de la punta distal 16 cumple las condiciones necesarias para una micro-ruptura controlada del tejido con cataratas expuesto, por ejemplo, como se analizó anteriormente.

La figura 5 muestra otro ejemplo en el que la fibra óptica se puede insertar directamente o en combinación con irrigación y/o aspiración en el cristalino cataráctico. En la figura 5, la fuente 10 de pulsos de láser está controlada por el dispositivo 11 de entrada de usuario en combinación con un medio de irrigación 17 y un medio de aspiración 18 (que, a su vez, también están controlados por el dispositivo de entrada 11, a través de un circuito 21 de control, por ejemplo). La fuente 10 de pulsos de láser, el medio de irrigación 17 y el medio de aspiración 18 están acoplados a un conjunto de herramienta flexible, desmontable, reutilizable o desechable 19 que permite una inserción y un control de la punta distal 20 del conjunto de herramienta dentro de un cristalino ocular 1 para lograr una micro-ruptura controlada del tejido con cataratas en la punta distal 20, como se describió anteriormente. Uno o más canales de salida para irrigación 51 y uno o más canales de entrada para aspiración 52 acompañan a la punta distal de óptica de fibra 16 hacia el material de cristalino roto, que se puede irrigar y/o aspirar de manera controlada con una pérdida o un cambio repentino escasos o nulos de la presión intraocular.

En otro ejemplo, la salida de láser puede estar controlada por un controlador que ejecuta un algoritmo que recibe entradas desde uno o más sensores que supervisan variables, tales como la posición y el ángulo de la punta distal de la fibra, la emisión de luz retrodispersada desde el extremo proximal de la fibra, la retroalimentación mecánica (por ejemplo, utilizando un sensor de fuerza), las condiciones acústicas y/o térmicas en, o cerca de, el extremo distal de la fibra. El algoritmo de control puede intentar impedir daños accidentales a los tejidos circundantes apagando el láser, cuando las entradas desde el uno o más sensores indican que los tejidos circundantes pueden resultar dañados. Por ejemplo, uno o más sensores pueden detectar una temperatura indicativa de un posible daño tisular (por ejemplo, unas temperaturas por encima de un umbral preestablecido). Otros sensores, tales como unos sensores espectroscópicos ópticos o unos sensores espectroscópicos de masas, también se pueden utilizar para detectar posibles daños tisulares. El uno o más sensores también pueden detectar la posición de la punta distal 16 (por ejemplo, utilizando acelerómetros u otros sensores de posición adecuados, tal como rastreo infrarrojo tridimensional) para detectar si la punta distal se encuentra fuera del área de ablación esperada. Por lo general, el sensor o sensores pueden enviar una señal o señales apropiadas al controlador siempre que el sensor o sensores detecten que las condiciones (por ejemplo, la temperatura, la posición de punta distal, etc.) indican un posible riesgo de daño tisular, y el controlador puede apagar el láser en consecuencia. El umbral o umbrales preestablecidos para que el sensor o sensores indiquen un posible riesgo se pueden preestablecer para que sean inferiores que el valor o valores de umbral en los que se producirá un daño tisular real, para así conceder un margen de seguridad.

En algunos ejemplos, el algoritmo de control se puede suministrar con un mapa tridimensional de los confines del cristalino (por ejemplo, a partir de una formación de imágenes previa del cristalino), que permita que el controlador supervise la posición de la punta y apague el láser fuera de los confines de cristalino predeterminados de modo que se eviten daños a los tejidos circundantes, tal como la cápsula, que no se deberían romper ni extirpar.

La figura 6 muestra un ejemplo que incluye el uso de sensores como se ha descrito anteriormente. La fuente 10 de pulsos de láser está controlada por una señal 22 desde un circuito 21 de control (por ejemplo, implementado en un controlador, tal como un dispositivo informático) que recibe entradas desde uno o más sensores que supervisan variables, tales como una señal 53 (por ejemplo, desde un sensor de posición y/u orientación, tal como un acelerómetro) que indica la posición y el ángulo de la punta distal 16 de la fibra, la emisión de luz retrodispersada desde el extremo proximal de la fibra (por ejemplo, detectada por un sensor óptico 23 conectado por un medio direccional o dependiente de la longitud de onda 24 de luz de acoplamiento a la fibra óptica 12), una señal de retroalimentación mecánica (por ejemplo, desde un sensor de fuerza), y unas señales que indican unas condiciones acústicas y/o térmicas en, o cerca de, el extremo distal 16 de la fibra 12. Cuando el circuito 21 de control determina que las señales recibidas desde uno o más sensores indican que los tejidos circundantes 26 se pueden dañar accidentalmente, el circuito 21 de control apaga el láser que va a la fibra 12. El circuito 21 de control también puede recibir entradas, tal como incluir un mapa tridimensional de los confines del cristalino 25 (por ejemplo, adquirido de antemano mediante una técnica de formación de imágenes adecuada) que permite al circuito 21 de control comparar la posición de la punta 16 (por ejemplo, como lo indica la señal de posición y/u orientación 23) con un confín preestablecido definido en el mapa tridimensional, e impedir la emisión de la luz láser en posiciones fuera de los confines predeterminados de modo que se eviten daños accidentales a los tejidos circundantes 26.

En algunos ejemplos, como se muestra en la figura 7, el algoritmo de control implementado por el circuito 21 de control también puede suministrar una señal 54 de control a un accionador (por ejemplo, un motor) del mango o accesorio del conjunto de fibra para controlar la posición de la punta distal 16 y/o proporcionar retroalimentación al usuario de alguna manera (por ejemplo, retroalimentación táctil, de audio o visual). De manera similar a la descrita anteriormente, la ubicación de la punta distal 16 de la fibra 12 se supervisa (por ejemplo, utilizando un sensor de posición y/u orientación que proporciona una señal de posición y/u orientación 53 al circuito 21 de control) y la posición de la punta distal 16 se restringe a un volumen predeterminado que contiene el material de cristalino, de modo que se evite una exposición accidental de los tejidos circundantes 26 (tal como la cápsula, que no se debería romper ni extirpar) a la radiación láser.

En algunos ejemplos, la fibra está hecha de un material transmisor de IR relativamente duro, tal como zafiro (otros materiales adecuados pueden incluir diamante, ZBLAN, YAG, etc.), y puede tener una punta ahusada, curva o en ángulo o cualquier combinación de estas, lo cual puede potenciar la facilidad de uso durante el procedimiento de ruptura de cataratas.

La figura 8 muestra diversas geometrías de ejemplo para la cara de salida en la punta distal de la fibra. Algunas condiciones que pueden ser impuestas por estas geometrías sobre los requisitos de energía de pulso para alcanzar el umbral de micro-ruptura selectiva se analizan a continuación.

En el caso de una guía 61 de ondas cilíndrica con unas paredes paralelas y un diámetro 28 de 2r, la energía de pulso requerida Epuiso necesaria para lograr las condiciones necesarias para una micro-ruptura se puede determinar de la siguiente manera:

Epuiso s lumbral■ nr2, donde lumbral es la intensidad umbral del proceso de micro-ruptura.

Para una guía 62 de ondas ahusada, con una abertura de salida que tiene un diámetro 29 de 2r', la energía de pulso requerida también estaría determinada por Epuiso s lumbral■ nr2 y el ángulo ahusado 30, a, debería ser menor que el ángulo critico para una reflexión interna total, a < ^{/n 2\}a r c s e n í — /, donde m y n 2 son el índice de refracción del material de guía de ondas y los alrededores, respectivamente.

Para una guía de ondas con una superficie de salida en ángulo 63, de radio r, la energía de pulso requerida también

estaría determinada por Epuiso > Iumbra i ■ n r / sen g, donde el ángulo 32 de punta, 8, debe ser mayor que el

ángulo crítico para una reflexión interna total 6 > a r c s e n í ^—/ .

Para una guía de ondas con una superficie de salida cónica 64 de radio r, que tiene un ángulo 34 de G y una longitud 35 de cono de h, la energía de pulso requerida también estaría determinada por Epuiso > Iumbr a i ■ n r { ^ h 2 r 2 ), donde el ángulo de punta debe ser mayor que el ángulo crítico para una reflexión interna total 6 > arcsen ^-2

. - i )•

Puede ser útil una curvatura de la porción distal de la fibra 65, siempre que el radio 36 de curvatura no supere los límites mecánicos de la propia fibra, ni provoque una pérdida de propagación de luz debido a las pérdidas por flexión.

Como se utiliza en el presente documento, los términos "comprende" y "que comprende" se deben interpretar como inclusivos y abiertos, y no como exclusivos. Específicamente, cuando se utilizan en esta memoria descriptiva, incluidas las reivindicaciones, los términos "comprende" y "que comprende" y las variaciones de estos significan que las características, las etapas o los componentes especificados están incluidos. Estos términos no se deben interpretar como que excluyan la presencia de otras características, etapas o componentes.

Las realizaciones de la presente divulgación descritas anteriormente pretenden ser ejemplos únicamente. La presente divulgación se puede materializar con otras formas específicas. En la divulgación se pueden realizar alteraciones, modificaciones y variaciones sin apartarse del alcance previsto de la presente divulgación. Mientras que los sistemas, los dispositivos y los procesos divulgados y mostrados en el presente documento pueden comprender un número específico de elementos/componentes, los sistemas, los dispositivos y los conjuntos se podrían modificar para incluir menos o más de tales elementos/componentes. Por ejemplo, mientras que se puede hacer referencia a cualquiera de los elementos/componentes divulgados como singular, las realizaciones divulgadas en el presente documento se podrían modificar para incluir una pluralidad de tales elementos/componentes. Las características seleccionadas de una o más de las realizaciones descritas anteriormente se pueden combinar para crear realizaciones alternativas que no se describen explícitamente. También se divulgan todos los valores y subintervalos dentro de los intervalos divulgados. La materia objeto descrita en el presente documento pretende cubrir y abarcar todos los cambios tecnológicos adecuados.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un aparato para la ruptura de cataratas en el tejido de cristalino, que comprende:

una fuente (10) de radiación láser pulsada, pudiéndose controlar la fuente (10) para seleccionar una tasa de pulsación de la radiación láser pulsada;

una guía (12) de ondas óptica configurada para transmitir la radiación láser pulsada desde la fuente (10), pudiéndose acoplar la guía (12) de ondas óptica a la fuente (10) en un extremo proximal de la guía (12) de ondas óptica para recibir la radiación láser pulsada desde la fuente (10);

controlándose la radiación láser pulsada para que presente unas condiciones en un extremo distal (16) de la guía (12) de ondas óptica de tal manera que la intensidad de luz que sale de la guía (12) de ondas óptica sea suficiente para producir una micro-ruptura del tejido de cristalino cataráctico mediante deposición impulsiva de calor al entrar en contacto el extremo distal (16) con el tejido de cristalino cataráctico, incluyendo las condiciones:

una longitud de onda en el intervalo de aproximadamente 2700 nm a aproximadamente 3300 nm, seleccionándose la longitud de onda para que coincida con un pico de absorción de al menos un componente del tejido de cristalino cataráctico;

en donde la longitud de onda provoca que la radiación láser pulsada produzca unos pulsos de láser que tienen una energía suficiente para provocar, cuando los pulsos de láser se absorben en un volumen del tejido de cristalino cataráctico en contacto irradiado por los pulsos de láser, unas temperaturas sobrecalentadas por encima de un punto de vaporización del al menos un componente del tejido de cristalino cataráctico en contacto, contenido en el volumen irradiado;

un tiempo de duración de pulso en el intervalo de aproximadamente 10 ps a aproximadamente 1 ns, seleccionándose el tiempo de duración de pulso de tal manera que cada tiempo de duración de pulso sea más corto que un tiempo requerido para una difusión térmica fuera del volumen irradiado y más corto que un tiempo requerido para una expansión impulsada térmicamente del volumen irradiado;

en donde la combinación del tiempo de duración de pulso seleccionado y la energía de pulso seleccionada es lo suficientemente baja como para dar como resultado una intensidad pico de cada pulso de láser por debajo de un umbral para que se produzca una ablación impulsada por ionización en el al menos un componente contenido en el volumen irradiado; y

en donde las condiciones se seleccionan para que den como resultado la conversión de una mayoría de la energía contenida en cada pulso de láser para la ablación del al menos un componente contenido en el volumen irradiado, siendo cualquier energía residual insuficiente para dañar sustancialmente el material que rodea el volumen irradiado.

2. El aparato de la reivindicación 1, en donde la guía (12) de ondas óptica es una fibra óptica flexible hecha a partir de un material óptico transmisor de infrarrojos.

3. El aparato de la reivindicación 2, en donde la fibra óptica flexible está hecha de un material seleccionado de los siguientes: zafiro, diamante, ZBLAN o YAG.

4. El aparato según la reivindicación 2 o la reivindicación 3, en donde el extremo distal (16) de la fibra óptica flexible está curvado, ahusado o en ángulo.

5. El aparato de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, que comprende, además:

un mango (13) para insertar y controlar la posición del extremo distal (16) de la guía (12) de ondas óptica dentro del tejido de cristalino cataráctico, conteniendo el mango (13) uno o más sensores; y

un controlador (21) para controlar la fuente (10), recibiendo el controlador (21) señales desde el uno o más sensores y estando el controlador (21) configurado para reducir o detener la radiación láser desde la fuente (10) en respuesta a unas señales recibidas que indican una posible exposición no deseada a radiación láser.

6. El aparato de la reivindicación 5, en donde el uno o más sensores comprenden al menos un sensor para rastrear la posición del extremo distal (16) de la guía (12) de ondas óptica.

7. El aparato según la reivindicación 6, en el que el controlador (21) está configurado para determinar una posible exposición no deseada a radiación láser en función de un mapa tridimensional que indica los confines de un cristalino concreto en el que se va a hacer funcionar el aparato.

8. El aparato de la reivindicación 6 o la reivindicación 7, en donde el controlador (21) recibe una entrada desde un sensor de luz que recibe luz que se transmite desde las proximidades del extremo distal (16) de la guía (12) de ondas óptica hasta el extremo proximal de la guía (12) de ondas óptica.

9. El aparato de una cualquiera de las reivindicaciones 6 a 8, en donde el aparato está configurado para proporcionar una retroalimentación háptica al usuario en función de la posición de rastreo del extremo distal (16).

10. El aparato de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, que comprende, además, uno o más canales (51, 52) para irrigación y aspiración en combinación con, y muy cerca de, el extremo distal (16) de la guía (12) de ondas óptica.

11. El aparato de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, en donde la longitud de onda se selecciona para que sea aproximadamente 3000 nm.