ES2905773T3 - Sistema de fototerapia de retina - Google Patents

Abstract

Un sistema de realización de fototerapia retiniana o fotoestimulación, que comprende: una consola láser (30) configurada para generar un haz de luz láser micropulsada de tratamiento que comprende un solo micropulso de luz láser, cuyo pulso tiene una duración inferior a un milisegundo y que tiene parámetros seleccionados para fotoestimular el tejido retiniano sin dañar el tejido retiniano; una máscara óptica (34) por la que pasa el haz de luz láser de tratamiento para dar forma óptica al haz de luz láser simultáneamente en una pluralidad de haces de luz láser de tratamiento una cámara (36) de visualización óptica digital sin contacto de campo amplio coaxial que proyecta simultáneamente la pluralidad de haces de luz láser de tratamiento a un área de un sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana; y un mecanismo (60) de escaneo óptico que mueve de forma controlada los haces de luz láser de tratamiento durante intervalos de micropulso a al menos otra área del sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana, y posteriormente devuelve los haces de luz láser de tratamiento a un área previamente tratada dentro de un período de tiempo predeterminado que comprende entre 1 y 3 milisegundos durante la misma sesión de tratamiento para volver a aplicar los haces de luz láser de tratamiento a esa área.

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. 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 la fóvea. El documento US 20140228824 A1 divulga un procedimiento que puede implicar el uso de uno o más haces de tratamiento para inducir uno o más beneficios terapéuticos. El documento WO 2013/059564 A1 se refiere a tratamientos con láser de patrón de rejilla.

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. En consecuencia, existe una necesidad continua de un sistema y procedimiento para la fototerapia de la retina que no cree quemaduras y lesiones detectables en la retina y, por lo tanto, no dañe ni destruya permanentemente el tejido de la retina. También existe una necesidad continua de tal sistema y procedimiento que pueda aplicarse a toda la retina, incluidas áreas sensibles como la fóvea, sin daño tisular visible o los inconvenientes o complicaciones resultantes de los tratamientos convencionales de fotocoagulación de la retina visible. Existe una necesidad adicional de tal sistema y procedimiento para tratar toda la retina, o al menos una porción de la retina, de una manera menos laboriosa y que consuma tiempo. La presente invención satisface estas necesidades y proporciona otras ventajas relacionadas.

Sumario de la invención

La invención es tal como se define en las reivindicaciones adjuntas. 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. De hecho, los estudios publicados por el inventor revelan que el tratamiento no solo es inofensivo, sino que mejora de manera única la función de la retina y la fóvea en una amplia variedad de retinopatías de inmediato y, por lo tanto, restaura la retina (Luttrull JK, Margolis BWL. Functionally guided retinal protective therapy as prophylaxis for age-related and inherited retinal degenerations. A pilot study. Invest Ophthalmol Vis Sci. 2016 Jan 1;5 7(1):265-75.). 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

La invención presente reside en un sistema para tratar enfermedades retinianas y desórdenes por medio de la fototerapia de fotocoagulación subumbral inofensiva y restauradora. 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; y como tratamiento neuroprotector en el glaucoma.

De acuerdo con la presente invención, un sistema para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana comprende una consola láser que genera un haz de luz láser de tratamiento micropulsado que tiene parámetros seleccionados para fotoestimular el tejido retiniano sin dañar el tejido retiniano. El haz de luz láser de tratamiento pasa a través de una máscara óptica para dar forma óptica al haz de luz láser de tratamiento en una pluralidad de haces de luz láser de tratamiento. Una cámara de visualización óptica digital sin contacto de campo amplio coaxial proyecta simultáneamente la pluralidad de haces de luz láser de tratamiento a un área de un sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana. Un mecanismo mueve de forma controlada los haces de luz láser de tratamiento durante intervalos de micropulso hasta al menos otra área del sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana, y posteriormente devuelve los haces de luz láser de tratamiento a un área previamente tratada dentro de un período de tiempo predeterminado que comprende entre 1 y 3 milisegundos durante la misma sesión de tratamiento para volver a aplicar los haces de luz láser del tratamiento en esa área.

El haz de luz láser de tratamiento típicamente tiene una longitud de onda superior a 532 nm. El haz radiante de luz láser puede tener una longitud de onda infrarroja tal como entre 750 nm y 1300 nm, y preferentemente aproximadamente 810 nm. El láser tiene un ciclo de trabajo de menos del 10 % y, por lo general, un ciclo de trabajo del 5 % o menos. La envolvente de exposición del láser es generalmente de 500 milisegundos o menos, y la frecuencia de los micropulsos es preferentemente de 500 Hz. El haz de luz puede tener una intensidad de entre 100 y 590 vatios por centímetro cuadrado, y preferentemente de aproximadamente 350 vatios por centímetro cuadrado. La consola láser puede generar una pluralidad de haces de luz de tratamiento micropulsados, teniendo al menos una pluralidad de haces de luz de tratamiento ondas diferentes.

La máscara óptica puede moldear ópticamente el haz de luz de tratamiento desde la consola láser en un objeto o patrón geométrico. Esto se puede hacer mediante óptica difractiva para generar simultáneamente una pluralidad de haces o puntos de tratamiento terapéutico a partir del haz de luz láser de tratamiento, en el que la pluralidad de puntos se proyectan desde la cámara de visualización óptica digital sin contacto de campo amplio coaxial hasta al menos una porción del sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana.

Los haces de luz láser de tratamiento se mueven de forma controlada, tal como usando un mecanismo de exploración óptica, para lograr una cobertura completa del sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana. Los haces de luz láser de tratamiento pueden aplicarse selectivamente a marcadores de enfermedad en el sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana. Los haces de luz láser de tratamiento se pueden proyectar hasta al menos una porción del centro del sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana. Una imagen de fondo de ojo del sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana puede visualizarse paralela o superpuesta a una imagen de resultado de una modalidad de diagnóstico retiniano.

Los haces de luz láser de tratamiento o el objeto o patrón geométrico se mueven progresivamente a una distancia suficiente desde donde se aplicaron previamente los haces de luz de tratamiento a la retina, para evitar daños en el tejido, antes de volver a aplicar los haces de luz de tratamiento a la retina. Los haces de luz láser de tratamiento se devuelven de forma controlada al área previamente tratada en menos de un segundo desde la aplicación previa de la luz láser al área. Más típicamente, los haces de luz láser de tratamiento regresan al área previamente tratada dentro de un milisegundo a tres milisegundos.

Los parámetros del haz de luz láser de tratamiento generado, incluida la duración del pulso, la potencia y el ciclo de trabajo, se seleccionan para crear un efecto terapéutico sin lesiones láser visibles o daño tisular detectado oftalmoscópicamente o angiográficamente o por cualquier medio conocido actualmente después del tratamiento.

La luz láser se aplica a una primera zona de tratamiento de la retina y/o la fóvea. Toda la retina, incluida la fóvea, puede tratarse sin dañar el tejido retiniano o foveal mientras sigue proporcionando los beneficios del tratamiento de fotocoagulación de acuerdo con la presente invención.

Después de un intervalo de tiempo predeterminado, dentro de una sola sesión de tratamiento, la luz láser se vuelve a aplicar a la primera área de tratamiento de la retina y/o la fóvea. Durante el intervalo de tiempo entre las aplicaciones de luz láser a la primera área de tratamiento, la luz láser se aplica al menos a una segunda área de tratamiento de la retina y/o fóvea que está separada de la primer área de tratamiento. Durante la misma sesión de tratamiento, la luz láser se aplica repetidamente a cada una de las áreas a tratar hasta que se alcanza un número predeterminado de aplicaciones de luz láser a cada área a tratar. El número predeterminado de aplicaciones de luz láser para cada área de tratamiento es de 50 a 200, y más típicamente de 75 a 150.

La luz láser se vuelve a aplicar a un área de tratamiento dentro de un intervalo de tiempo predeterminado desde la aplicación de luz láser inmediatamente anterior a esa área. El intervalo de tiempo entre las aplicaciones de luz láser en un área de tratamiento es de entre 1 y 3 milisegundos menos de un segundo, y típicamente entre un milisegundo y tres milisegundos. Durante el intervalo de tiempo entre las aplicaciones de tratamiento con luz láser a un área de tratamiento, la luz láser se mueve y se aplica a otras áreas de tratamiento de la retina y/o la fóvea. Por lo general, la luz láser se vuelve a aplicar a las áreas previamente tratadas en secuencia.

La aplicación de luz láser comprende un único micropulso de luz láser, cuyo pulso tiene una duración inferior a un milisegundo, y puede tener una duración de entre 50 microsegundos y 100 microsegundos. Durante el resto del intervalo predeterminado, las aplicaciones de tratamiento con luz láser se aplican a otras áreas de tratamiento de la retina. Esto puede incluir al menos una parte de la fóvea. La luz del láser se puede aplicar a toda la retina y la fóvea. Esto se haría moviendo de forma controlada los puntos de luz láser para crear áreas de tratamiento en la retina. Las áreas adyacentes están separadas por al menos una distancia mínima predeterminada para evitar daño térmico al tejido. Todas y cada una de las áreas de la retina pueden tratarse de acuerdo con la presente invención ya que se logra una verdadera fotocoagulación por debajo del umbral en la que no se detecta daño tisular visible o lesiones láser por ningún medio conocido, pero se proporciona un efecto terapéutico al tejido retiniano.

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 FIGURA 1 es una vista esquemática transversal de un ojo humano;

Las FIGURAS 2A-2D son representaciones gráficas del área de superficie efectiva de varios modos de tratamiento con láser retiniano de acuerdo con la técnica anterior;

Las FIGURAS 3A y 3B son representaciones gráficas de áreas superficiales efectivas del tratamiento retinal con láser, de acuerdo con la presente invención;

la FIGURA 4 es una ilustración de una vista en sección transversal de una retina humana enferma antes del tratamiento con la presente invención;

la FIGURA 5 es una vista en sección transversal similar a la FIGURA 10, que ilustra la porción de la retina después del tratamiento usando la presente invención;

la FIGURA 6 es una vista esquemática que ilustra un sistema utilizado para tratar una enfermedad o trastorno de la retina de acuerdo con la presente invención;

la FIGURA 7 es una vista esquemática de una máscara o lente óptica ejemplar utilizada para generar un patrón geométrico, de acuerdo con la presente invención;

la FIGURA 8 es una vista esquemática que ilustra una realización alternativa de un sistema utilizado para tratar una enfermedad o trastorno de la retina de acuerdo con la presente invención;

la FIGURA 9 es una vista esquemática que ilustra otra realización alternativa más de un sistema utilizado para tratar una enfermedad o trastorno de la retina de acuerdo con la presente invención;

la FIGURA 10 es una vista en planta superior de un mecanismo óptico del escaneo, utilizado de acuerdo con la invención presente;

la FIGURA 11 es una vista parcialmente explosionada del mecanismo óptico de exploración de la FIG. 10, ilustrando las diversas partes componentes del mismo;

la FIGURA 12 ilustra el desplazamiento controlado de la exposición de una rejilla geométrica ejemplar del patrón de puntos del láser para tratar la retina;

la FIGURA 13 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;

la FIGURA 14 es una vista esquemática similar a la FIG. 13, pero ilustrando la línea geométrica o la barra girada para tratar un área de la retina;

las FIGURAS 15A-15D son vistas esquemáticas que ilustran la aplicación de luz láser a diferentes áreas de tratamiento durante un intervalo de tiempo predeterminado, dentro de una sola sesión de tratamiento, y reaplicando la luz láser a áreas previamente tratadas, de acuerdo con la presente invención.

Las FIGURAS 16-18 son gráficos que representan la relación entre la potencia de tratamiento y el tiempo de acuerdo con las realizaciones de la presente invención;

la FIGURA 19 es una vista frontal de una cámara que incluye una apertura de iris de la presente invención; y

la FIGURA 20 es una vista frontal de una cámara que incluye una apertura LCD de la presente invención.

Descripción detallada de las realizaciones preferentes

La invención presente se refiere con un sistema y procedimiento para tratar enfermedades retinianas, que incluyen enfermedades retinianas vasculares, tales como retinopatía diabética y edema macular diabético, por medio de parámetros predeterminados produciendo inofensivos, verdaderas 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-2D 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 18 que no se ve afectada por el tratamiento con láser. Las áreas negras 24 son áreas de la retina que son destruidas por técnicas convencionales del láser. Las áreas más claras de color gris o blanco 26 representan las áreas de la retina secundariamente 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 citoquinas 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 24 es más grande, lo que ha dado como resultado un mayor «efecto» halo del tejido circundante calentado, pero sin dañar 26. 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 26 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 18, 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 citoquinas 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 26 en la FIG. 2.

La FIG. 3A representa el uso de un láser de baja intensidad y baja densidad, como un láser de diodo micropulsado de acuerdo con la invención, a veces denominado en el presente documento tratamiento con láser de micropulso de diodo subumbral (SDM). Esto crea una fotocoagulación retiniana subumbral "verdadera" o invisible, mostrada gráficamente a modo de ejemplo por el número de referencia 28, 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, a veces denominado "subumbral verdadera", de la invención se define como aplicaciones de láser retiniano biomicroscópicamente invisibles en el momento del tratamiento. Desafortunadamente, el término subumbral 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 o fotocoagulación de subumbral verdadera 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. 3Ay 3B representan esquemáticamente el resultado de una fotocoagulación subumbral invisible y verdadera.

Se han determinado diversos parámetros para lograr un subumbral «verdadera» 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 verdadera 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 verdadera del láser retiniano. El inventor también ha descubierto que la colocación de aplicaciones de láser subumbral verdadera 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 intervalo 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. Se entenderá que la duración de la envolvente de exposición es una duración de tiempo en la que el haz láser micropulsado estaría expuesto al mismo punto o ubicación de la retina, aunque el tiempo real de exposición del tejido al láser es mucho menor que el láser. el pulso de luz tiene una duración inferior a un milisegundo y, por lo general, entre 50 microsegundos y 100 microsegundos de duración.

La fototerapia invisible o la fotocoagulación subumbral verdadera de acuerdo con la presente invención se puede realizar en varias longitudes de onda de luz láser, tal como en un intervalo de 532 nm a 1300 nm. El uso de una longitud de onda diferente puede afectar la intensidad o potencia preferida del haz de luz láser y la duración de la envolvente de exposición para que el tejido de la retina no se dañe y, sin embargo, se logre el efecto terapéutico.

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 de fototerapia de fotocoagulación de subumbral verdadera inofensiva aún trapéuticamente efectivo 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. 3B, 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 citoquinas, 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 citoquinas pueden seguir una «curva en forma de U» donde los pequeños cambios fisiológicos en la producción de citoquinas, 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.

Otro mecanismo a través del cual podría funcionar SDM es la activación de proteínas de choque térmico (HSP). A pesar de una variedad casi infinita de posibles anomalías celulares, las células de todos los tipos comparten un mecanismo de reparación común y altamente conservado: las proteínas de choque térmico (HSP). Las HSP se provocan casi de inmediato, en segundos o minutos, por casi cualquier tipo de estrés o lesión celular. En ausencia de daño celular letal, las HSP son extremadamente efectivas para reparar y devolver la célula viable a un estado funcional más normal. Aunque las HSP son transitorias, generalmente alcanzan su punto máximo en horas y persisten durante algunos días, sus efectos pueden ser duraderos. Las HSP reducen la inflamación, un factor común en muchos trastornos de la retina, incluida la retinopatía diabética (DR) y la AMD.

El tratamiento con láser induce la activación de HSP y, en el caso del tratamiento retinal, altera y normaliza la expresión de citoquinas retinales. Cuanto más repentino y severo sea el estrés celular no letal (tal como la irradiación láser), más rápida y robusta será la producción de HSP. Por lo tanto, una ráfaga de picos térmicos repetitivos de baja temperatura a una tasa de cambio muy pronunciada (~ 20 °C de elevación con cada micropulso de 100 ps, o 20 000 °C/seg) producida por cada exposición SDM es especialmente eficaz para estimular la producción de HSP, particularmente en comparación con la exposición no letal al tratamiento subumbral con láseres de onda continua, que pueden duplicar solo el aumento de temperatura tisular promedio bajo.

Las longitudes de onda del láser por debajo de 532 nm producen efectos fotoquímicos cada vez más citotóxicos. A 532 nm - 1300 nm, SDM produce estrés celular fototérmico, en lugar de fotoquímico. Por lo tanto, SDM puede afectar el tejido, incluido el RPE, sin dañarlo. De acuerdo con la activación de HSP, SDM produce efectos clínicos inmediatos, como una mejora rápida y significativa en la electrofisiología retiniana, la agudeza visual, la agudeza visual de contraste y una mejor sensibilidad macular medida por microperimetría, así como efectos a largo plazo, tal como la reducción de DME y la involución de neovascularización retiniana.

En la retina, los beneficios clínicos de SDM se producen por la activación fototérmica submórbida de RPE HSP. En células RPE disfuncionales, la estimulación de HSP por SDM da como resultado una expresión de citoquinas normalizada y, en consecuencia, mejora la estructura y función de la retina. Los efectos terapéuticos de esta interacción láser/tejido de "baja intensidad" se amplifican luego mediante la aplicación de láser de "alta densidad", reclutando todo el RPE disfuncional en el área objetivo, maximizando así el efecto del tratamiento. Estos principios definen la estrategia de tratamiento de SDM descrita en este documento. La capacidad de SDM para producir efectos terapéuticos similares tanto a los fármacos como a la fotocoagulación indica que el daño retiniano inducido por láser (para otros efectos además de la cauterización) es innecesario y no terapéutico; y, de hecho, perjudicial debido a la pérdida de la función retiniana y la incitación a la inflamación.

Debido a que las células que funcionan normalmente no necesitan reparación, la estimulación de HSP en células normales tendería a no tener un efecto clínico notable. La "pato-selectividad" de los efectos del láser infrarrojo cercano, tal como SDM, que afectan a las células enfermas pero no a las normales, en diversos tipos de células es consistente con las observaciones clínicas de SDM. Esta instalación es clave para la idoneidad de SDM para el tratamiento temprano y preventivo de ojos con enfermedad progresiva crónica y ojos con anormalidad retiniana mínima y disfunción mínima. Finalmente, se ha informado que SDM tiene un rango terapéutico clínicamente amplio, único entre las modalidades de láser retinal, de acuerdo con las predicciones de "Maximum Permissible Exposure" del American National Standards Institute. Si bien SDM puede causar efectos fototérmicos directos, como el despliegue y la desagregación de proteínas entrópicas, SDM parece optimizado para la estimulación clínicamente segura y eficaz de la reparación de la retina mediada por HSP.

Con referencia de nuevo a la FIG. 3, 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.

Con referencia ahora a las FIGURAS 4 y 5, en la FIGURA 4 se muestran imágenes de OCT de dominio espectral del área macular y foveal de la retina antes del tratamiento con la presente invención. La FIGURA 5 es una imagen de tomografía de coherencia óptica (OCT) de la misma mácula y fóvea después del tratamiento usando la presente invención, usando un punto retinal de 131 micrómetros, ciclo de trabajo del 5%, duración del pulso de 0,3 segundos, potencia máxima de 0,9 vatios colocada en toda el área de engrosamiento macular, incluida la fóvea. Se notará que el área oscura agrandada a la izquierda de la depresión de la fóvea (que representa el engrosamiento retiniano patológico del edema macular diabético) está ausente, así como el hecho de que no hay daño retiniano inducido por láser. Tal tratamiento simplemente no sería posible con técnicas convencionales.

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 citoquinas, 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 citoquinas 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.

Los inventores han encontrado que el tratamiento de acuerdo con la invención de pacientes que padecen degeneración macular relacionada con la edad (AMD) puede retrasar el progreso o incluso detener el progreso de AMD. Otra evidencia de este efecto de tratamiento restaurador es el hallazgo del inventor de que el tratamiento puede reducir de manera única el riesgo de pérdida de visión en AMD debido a la neovascularización coroidea en un 80%. La mayoría de los pacientes han visto una mejora significativa en la agudeza visual logMAR funcional dinámica y la agudeza visual de contraste después del tratamiento de acuerdo con la invención, experimentando algunos una mejor visión. Se cree que esto funciona direccionando, preservando y "normalizando" (avanzando hacia la normalidad) la función del epitelio pigmentario de la retina (EPR).

También se ha demostrado que el tratamiento de acuerdo con la invención detiene o invierte las manifestaciones del estado patológico de la retinopatía diabética sin daños o efectos adversos asociados al tratamiento, a pesar de la persistencia de la diabetes mellitus sistémica. Los estudios publicados por el inventor han demostrado que el efecto restaurador del tratamiento puede reducir de forma única el riesgo de progresión de la retinopatía diabética en un 85 %. Sobre esta base, se plantea la hipótesis de que la invención podría funcionar induciendo un retorno a una función celular y una expresión de citoquinas más normales en las células del RPE afectadas por la diabetes, de forma análoga a pulsar el botón "reiniciar" de un dispositivo electrónico para restaurar la configuración predeterminada de fábrica.

Con base en la información y los estudios anteriores, el tratamiento SDM puede afectar directamente la expresión de citoquinas y la activación de la proteína de choque térmico (HSP) en el tejido objetivo, particularmente la capa del epitelio pigmentario de la retina (RPE). Los inventores han observado que el SDM panretinal y panmacular reduce la tasa de progresión de muchas enfermedades de la retina, incluida la retinopatía diabética proliferativa y no proliferativa grave, AMD, DME, etc. con la ausencia de efectos adversos conocidos del tratamiento, permite considerar el tratamiento temprano y preventivo, la aplicación liberal y el retratamiento según sea necesario. La teoría del reinicio también sugiere que la invención puede tener aplicación a muchos tipos diferentes de trastornos de la retina mediados por RPE. De hecho, el inventor ha demostrado recientemente que el tratamiento panmacular puede mejorar significativamente la función y la salud de la retina, la sensibilidad de la retina y la agudeza visual logMAR dinámica y la agudeza visual de contraste en la degeneración macular seca relacionada con la edad, la retinitis pigmentosa, las degeneraciones retinianas de conos y bastones y la enfermedad de Stargardt donde no se ha encontrado previamente que otro tratamiento lo haga.

Actualmente, las imágenes de la retina y las pruebas de agudeza visual guían el tratamiento de las enfermedades crónicas y progresivas de la retina. Dado que el daño estructural de tejidos y/u órganos y la pérdida de la visión son manifestaciones tardías de la enfermedad, el tratamiento instituido en este momento debe ser intensivo, a menudo prolongado y costoso, y con frecuencia no logra mejorar la agudeza visual y rara vez restaura la visión normal. Como se ha demostrado que la invención es un tratamiento eficaz para varios trastornos de la retina sin efectos adversos del tratamiento, y en virtud de su seguridad y eficacia, también se puede usar para tratar un ojo para detener o retrasar la aparición o los síntomas de enfermedades retinales de forma profiláctica o como tratamiento preventivo para tales enfermedades de la retina. Cualquier tratamiento que mejore la función de la retina y, por lo tanto, la salud, también debería reducir la gravedad de la enfermedad, la progresión, los eventos adversos y la pérdida visual. Al comenzar el tratamiento temprano, antes del cambio estructural patológico, y mantener el beneficio del tratamiento mediante un nuevo tratamiento regular guiado funcionalmente, la degeneración estructural y la pérdida visual podrían retrasarse si no prevenirse. Incluso las reducciones tempranas modestas en la tasa de progresión de la enfermedad pueden conducir a reducciones y complicaciones significativas a largo plazo en la pérdida visual. Al mitigar las consecuencias del defecto primario, se puede silenciar el curso de la enfermedad, ralentizar la progresión y reducir las complicaciones y la pérdida visual. Esto se refleja en los estudios del inventor, encontrando que el tratamiento reduce el riesgo de progresión y pérdida visual en la retinopatía diabética en un 85% y AMD en un 80%.

De acuerdo con la presente invención, se determina que un paciente, y más particularmente un ojo del paciente, tiene riesgo de sufrir una enfermedad de la retina. Esto puede ser antes de que se detecten anomalías en las imágenes de la retina. Tal determinación puede lograrse determinando si el paciente está en riesgo de una retinopatía progresiva crónica, incluyendo diabetes, riesgo de degeneración macular relacionada con la edad o retinitis pigmentosa. Alternativamente, o adicionalmente, los resultados de un examen retinal o prueba retinal del paciente pueden ser anormales. Se puede realizar una prueba específica, como una prueba de fisiología de la retina o una prueba genética, para establecer que el paciente tiene riesgo de padecer una enfermedad de la retina.

Se genera un haz de luz láser, que es subletal y crea una verdadera fotocoagulación por debajo del umbral y tejido retiniano, y al menos una parte del tejido retiniano se expone al haz de luz láser generado sin dañar el tejido retiniano o foveal expuesto, de modo que para proporcionar un tratamiento preventivo y protector del tejido retiniano del ojo. La retina tratada puede comprender la fóvea, la foveola, el epitelio pigmentario de la retina (RPE), la coroides, la membrana neovascular coroidea, el líquido subretiniano, la mácula, el edema macular, la parafóvea y/o la perifóvea. El haz de luz láser puede exponerse sólo a una parte de la retina, o sustancialmente a toda la retina y la fóvea.

Mientras que la mayoría de los efectos del tratamiento parecen ser de larga duración, si no permanentes, las observaciones clínicas sugieren que puede parecer que desaparece en ocasiones. En consecuencia, la retina se retira periódicamente. Esto se puede hacer de acuerdo con un programa establecido o cuando se determina que la retina del paciente se va a retratar, tal como controlando periódicamente la función visual y/o retinal o el estado del paciente.

Con referencia ahora a la FIG. 6, se muestra un diagrama esquemático de un sistema para realizar el proceso de la invención presente. El sistema, en general, referido por el número de referencia 30, incluye una consola láser 32, 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 la óptica, tal como una lente o máscara óptica, o una pluralidad de lentes y/o máscaras ópticas 34 según sea necesario. La óptica del proyector láser 34 pasa el haz de luz moldeado a un sistema de visualización óptica digital sin contacto coaxial de campo ancho 36 para proyectar la luz del haz láser sobre el ojo 38 del paciente. Se entenderá que la caja con la referencia 36 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 36 proporciona información a un monitor de visualización 40, que también puede incluir el hardware informatizado necesario, la entrada de datos y controles, etc. para manipular el láser 32, la óptica 34, y/o los componentes de proyección/visualización 36.

Como se ha mencionado anteriormente, el tratamiento actual requiere la aplicación de un gran número de puntos individuales del haz de láser aplicados individualmente 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. 7, en una realización, el haz de luz láser 42 es pasado a través de una lente colimador 44 y luego a través de una máscara 46. En una realización particularmente preferente, la máscara 46 comprende una rejilla de difracción. La rejilla de máscara/difracción 46 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 48. 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 del procedimiento en 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 46 se difunde, produciendo un patrón periódico a una distancia de la máscara 46, mostrado por los haces de láser etiquetados con 48 en la FIG. 7. El haz de láser único 42 se ha formado así en múltiples, hasta cientos o incluso miles, de haces de láser individuales 48 para crear el patrón deseado de puntos u otros objetos geométricos. Estos haces láser 48 pueden pasar a través de lentes adicionales, colimadores, etc. 50 y 52 para transportar los haces láser y formar el patrón deseado en la retina del paciente. Estas lentes adicionales, colimadores, etc. 50 y 52 pueden transformar y redirigir los haces láser 48 según sea necesario.

Se pueden construir patrones arbitrarios controlando la forma, el espaciado y el patrón de la máscara óptica 46. 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.

Aunque se podrían generar y crear cientos o incluso miles de puntos láser simultáneos y formar patrones para aplicarlos al tejido ocular, debido a los requisitos de no sobrecalentar el tejido ocular, y en particular el cristalino, existen limitaciones en el número de puntos o haces de tratamiento que se pueden usar simultáneamente de acuerdo con la presente invención. Cada haz láser o punto individual requiere una potencia promedio mínima durante la duración de un tren para ser efectivo. Sin embargo, al mismo tiempo, el tejido ocular no puede superar ciertos aumentos de temperatura sin dañarse. Por ejemplo, hay una restricción de 4 °C en el aumento de la temperatura del cristalino que establecería un límite superior en la potencia media que se puede enviar a través del cristalino para no sobrecalentar y dañar el cristalino del ojo. Por ejemplo, utilizando un láser de longitud de onda de 810 nm, la cantidad de puntos simultáneos generados y utilizados podría variar desde 1 hasta aproximadamente 100 cuando se requiere un ciclo de trabajo de 0,04 (4 %) y una duración total del tren de 0,3 segundos (300 milisegundos) se utiliza para la cobertura panretiniana. La absorción de agua aumenta a medida que aumenta la longitud de onda, lo que da como resultado un calentamiento a lo largo del trayecto largo a través del humor vítreo frente a la retina. Para longitudes de onda más cortas, por ejemplo, 577 nm, el coeficiente de absorción en la melanina del RPE puede ser mayor y, por lo tanto, la potencia del láser puede ser menor. Por ejemplo, a 577 nm, la potencia se puede reducir en un factor de 4 para que la invención sea eficaz. En consecuencia, puede haber tan solo un único punto de láser o hasta aproximadamente 400 puntos de láser cuando se utiliza la luz láser de longitud de onda de 577 nm, sin lastimar ni dañar el ojo.

La presente invención puede usar una multitud de haces de luz o puntos terapéuticos generados simultáneamente, tal como la numeración en docenas o incluso cientos, ya que los parámetros y la metodología de la presente invención crean un tratamiento terapéuticamente efectivo pero no destructivo y no dañino de forma permanente, lo que permite Los puntos de luz láser se aplican a cualquier parte de la retina, incluida la fóvea, mientras que las técnicas convencionales no pueden utilizar una gran cantidad de puntos láser simultáneos y, a menudo, están restringidas a un solo haz láser de tratamiento, para evitar lesiones accidentales. exposición de áreas sensibles de la retina, como la fóvea, ya que estas se dañarán por la exposición a metodologías de haces láser convencionales, lo que podría causar pérdida de la vista y otras complicaciones.

La FIGURA 8 ilustra esquemáticamente un sistema que acopla múltiples fuentes de luz en el subconjunto óptico generador de patrones descrito anteriormente. Específicamente, este sistema 30' es similar al sistema 30 descrito en la FIG. 6 arriba. Las principales diferencias entre el sistema alternativo 30' y el sistema 30 descrito anteriormente es la inclusión de una pluralidad de consolas láser 32, cuyas salidas se alimentan cada una a un acoplador de fibra 54. El acoplador de fibra produce una única salida que se pasa a la óptica del proyector láser 34 como se describe en el sistema anterior. El acoplamiento de la pluralidad de consolas láser 32 en una sola fibra óptica se logra con un acoplador de fibra 54 como se conoce en la técnica. Están disponibles otros mecanismos conocidos para combinar múltiples fuentes de luz y se pueden usar para reemplazar el acoplador de fibra descrito en este documento.

En este sistema 30', las múltiples fuentes de luz 32 siguen una trayectoria similar a la descrita en el sistema anterior 30, es decir, colimadas, difractadas, recolimadas y dirigidas a la retina con un mecanismo de dirección. En este sistema alternativo 30', el elemento de difracción debe funcionar de manera diferente a la descrita anteriormente dependiendo de la longitud de onda de la luz que lo atraviesa, lo que da como resultado un patrón ligeramente variable. La variación es lineal con la longitud de onda de la fuente de luz que se difracta. 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 del mismo camino óptico a través del mecanismo de dirección 36 a la retina 38 para el tratamiento. La ligera diferencia en los ángulos de difracción afectará la forma en que el patrón de dirección alcanza la cobertura de la retina.

Dado que el patrón resultante variará ligeramente para cada longitud de onda, una compensación secuencial para lograr una cobertura completa será diferente para cada longitud de onda. Esta compensación secuencial se puede lograr de dos modos. En el primer modo, todas las longitudes de onda de la luz se aplican simultáneamente sin una cobertura idéntica. Se utiliza un patrón de dirección compensado 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 tratamiento simultáneo utilizando múltiples longitudes de onda, pero permite que el procedimiento óptico logre una cobertura idéntica para cada longitud de onda. Esto evita una cobertura incompleta o superpuesta para cualquiera de las longitudes de onda ópticas.

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

La FIG. 9 ilustra esquemáticamente otra realización alternativa más del sistema inventivo 30". Este sistema 30" está configurado generalmente igual que el sistema 30 representado en la FIG. 6. La principal diferencia reside en la inclusión de múltiples canales de subensamblaje generadores de patrones sintonizados a una longitud de onda específica de la fuente de luz. Múltiples consolas láser 32 están dispuestas en paralelo y cada una conduce directamente a su propia óptica de proyector láser 34. La óptica de proyector láser de cada canal 58a, 58b, 58c comprende un colimador 44, máscara o rejilla de difracción 48 y reclimadores 50, 52 como se describe en relación con la FIG. 7 anterior - todo el conjunto de ópticas sintonizado para la longitud de onda específica generada por la correspondiente consola láser 32. La salida de cada conjunto de ópticas 34 se dirige luego a un divisor de haz 56 para combinar con las otras longitudes de onda. Es conocido por los expertos en la técnica que un divisor de haz usado a la inversa puede usarse para combinar múltiples haces de luz en una sola salida.

La salida del canal combinado del divisor de haz final 56c luego se dirige a través de la cámara 36 que aplica un mecanismo de dirección para permitir una cobertura completa de la retina 38.

En este sistema 30", los elementos ópticos para cada canal se sintonizan 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 usar un solo patrón de dirección para lograr una cobertura completa del retina para todas las longitudes de onda.

El sistema 30" puede utilizar tantos canales 58a, 58b, 58c, etc. y divisores de haz 56a, 56b, 56c, etc. como longitudes de onda de luz se utilicen en el tratamiento.

La implementación del sistema 30" puede aprovechar diferentes simetrías para reducir el número de restricciones de alineación. Por ejemplo, los patrones de cuadrícula propuestos son periódicos en dos dimensiones y dirigidos en dos dimensiones para lograr una cobertura completa. Como resultado, si los patrones para cada canal son idénticos a los especificados, no sería necesario alinear el patrón real de cada canal para lograr una cobertura completa para todas las longitudes de onda con el mismo patrón de dirección. Solo sería necesario alinear cada canal ópticamente para lograr una combinación eficiente.

En el sistema 30", cada canal comienza con una fuente de luz 32, que podría ser de una fibra óptica como en otras realizaciones del subconjunto generador de patrones. Esta fuente de luz 32 se dirige al conjunto óptico 34 para colimación, difracción, recolimación y dirigido al divisor de haz que combina el canal con la salida principal.

El campo de la fotobiología revela que se pueden lograr diferentes efectos biológicos al exponer tejidos diana a láseres de diferentes longitudes de onda. También se puede lograr lo mismo aplicando consecutivamente múltiples láseres de diferente o de la misma longitud de onda en secuencia con periodos de tiempo variables de separación y/o con diferentes energías de irradiación. La presente invención anticipa el uso de múltiples longitudes de onda (o modos) de láser, luz o radiación aplicadas simultáneamente o en secuencia para maximizar o personalizar los efectos de tratamiento deseados. Este procedimiento también minimiza los posibles efectos perjudiciales. Los procedimientos y sistemas ópticos ilustrados y descritos anteriormente proporcionan la aplicación simultánea o secuencial de múltiples longitudes de onda.

Típicamente, el sistema de la invención presente incorpora un sistema de guía para asegurar tratamiento retiniano completo y total con la fotoestimulación retiniana. Este sistema de guía debe distinguirse de los sistemas de guía láser retinianos tradicionales que se emplean tanto para dirigir el tratamiento a una ubicación retiniana específica; y para dirigir el tratamiento lejos de lugares sensibles como la fóvea que se dañaría con el tratamiento con láser convencional, como procedimiento de tratamiento 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.

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, de acuerdo con la presente invención, más idealmente la retina entera será tratada dentro de una sesión de tratamiento. Esto se hace de una manera que ahorra tiempo colocando una pluralidad 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 en una sola sesión de tratamiento.

Esto se puede hacer de manera controlada utilizando un mecanismo óptico de escaneo 60. Las FIGS. 10 y 11 ilustran un mecanismo óptico de escaneo 60 en forma de espejo MEMS, que tiene una base 62 con controladores 64 y 66 accionados electrónicamente que sirven para inclinar y girar el espejo 68 a medida que se aplica electricidad y se extrae del mismo. La aplicación de electricidad al controlador 64 y 66 hace que el espejo 68 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 60 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 destruir el tejido o crear algún daño permanente. Sin embargo, en una realización particularmente preferente, como se ilustra en la FIG.

12, 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 el uso esquemático de círculos o puntos vacíos así como de puntos rellenos tienen fines esquemáticos únicamente para ilustrar exposiciones previas y posteriores del patrón de puntos en el área, de acuerdo con la presente invención. El espaciado de los puntos del láser evita el sobrecalentamiento y el daño al tejido. 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. 10 y 11. 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. De esta manera, un tratamiento de baja densidad, tal como el ilustrado en la FIG. 3A, puede convertirse en un tratamiento de alta densidad, como se ilustra en la FIG. 3B.

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 600|jm, 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 utilizarse en 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 solo entorno clínico o sesión de tratamiento.

Con referencia ahora a la FIG. 14, 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 70 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. 13.

Con referencia ahora a la FIG. 14, el mismo objeto geométrico de una línea 70 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.

Las limitaciones de potencia en los láseres de diodo micropulsado actuales requieren una duración de exposición bastante larga. Cuanto más larga sea la exposición, más importante será la capacidad de disipación de calor del punto central hacia el tejido no expuesto en los márgenes del punto láser y hacia la coriocapilar subyacente como en la retina. Por lo tanto, el haz de luz láser micropulsada de un láser de diodo de 810 nm debería tener una duración de la envolvente de exposición de 500 milisegundos o menos, y preferentemente de aproximadamente 300 milisegundos. Por supuesto, si los láseres de diodo micropulsado se vuelven más potentes, la duración de la exposición debe reducirse en consecuencia.

Aparte de las limitaciones de potencia, otro parámetro de la presente invención es el ciclo de trabajo, o 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 superior ajustado para entregar láser micropulsado a una irradiación similar a niveles de MPE similares aumenta significativamente el riesgo de daño celular letal, particularmente en fondos más oscuros. Sin embargo, los ciclos de trabajo de menos del 10 %, y preferentemente del 5 % o menos, demuestran un aumento térmico y un tratamiento adecuados al nivel de la celda MPE para estimular una respuesta biológica, pero permanecen por debajo del nivel esperado para producir una lesión celular letal, incluso en fondos oscuros pigmentados. Sin embargo, cuanto menor sea el ciclo de trabajo, la duración de la envolvente de exposición aumenta y, en algunos casos, puede superar los 500 milisegundos.

Cada micropulso dura una fracción de milisegundo, normalmente entre 50 microsegundos a 100 microsegundos de duración. Por lo tanto, para la duración de la envolvente de exposición de 300-500 milisegundos, y con un ciclo de trabajo de menos del 5 %, se pierde una cantidad significativa de tiempo entre micropulsos para permitir el tiempo de relajación térmica entre pulsos consecutivos. Típicamente, se necesita un retraso de entre 1 y 3 milisegundos, y preferentemente aproximadamente 2 milisegundos, del tiempo de relajación térmica entre pulsos consecutivos. Para un tratamiento adecuado, las células de la retina normalmente se exponen o golpean entre 50 y 200 veces, y preferentemente entre 75 y 150 en cada ubicación, y con 1 a 3 milisegundos de relajación o intervalo de tiempo, el tiempo total de acuerdo con las realizaciones descritas. anterior para tratar un área dada, o más particularmente las ubicaciones en la retina que están siendo expuestas a los puntos láser está entre 200 milisegundos y 500 milisegundos en promedio. El tiempo de relajación térmica se requiere para no sobrecalentar las celdas dentro de esa ubicación o punto y para evitar que las células se dañen o destruyan. Si bien los períodos de tiempo de 200 a 500 milisegundos no parecen largos, dado el pequeño tamaño de los puntos de láser y la necesidad de tratar un área relativamente grande de la retina, tratar toda la mácula o toda la retina puede llevar mucho tiempo. particularmente para un paciente que está bajo tratamiento.

En consecuencia, la presente invención en una realización particularmente preferida utiliza el intervalo entre aplicaciones de luz láser consecutivas en la misma ubicación (típicamente entre 1 y 3 milisegundos) para aplicar la luz láser a una segunda área de tratamiento, o áreas adicionales, de la retina y/o fóvea que está separada de la primer área de tratamiento. Los haces láser regresan a la primera ubicación de tratamiento, o ubicaciones de tratamiento anteriores, dentro del intervalo de tiempo predeterminado para proporcionar suficiente tiempo de relajación térmica entre pulsos consecutivos, pero también tratar adecuadamente las células en esas ubicaciones o áreas aumentando lo suficiente la temperatura de esas células a lo largo del tiempo aplicando repetidamente la luz láser a esa ubicación para lograr los beneficios terapéuticos deseados de la invención.

Es importante volver a una ubicación previamente tratada dentro de 1-3 milisegundos, y preferentemente aproximadamente 2 milisegundos, para permitir que el área se enfríe lo suficiente durante ese tiempo, pero también para tratarla dentro de la ventana de tiempo necesaria. Por ejemplo, uno no puede esperar uno o dos segundos y luego regresar a un área previamente tratada que aún no ha recibido el tratamiento completo necesario, ya que el tratamiento no será tan efectivo o quizás no sea efectivo en absoluto. Sin embargo, durante ese intervalo de tiempo, típicamente aproximadamente 2 milisegundos, al menos otra área, y típicamente múltiples áreas, pueden tratarse con una aplicación de luz láser ya que los pulsos de luz láser tienen típicamente una duración de 50 segundos a 100 microsegundos. El número de áreas adicionales que se pueden tratar está limitado únicamente por la duración del micropulso y la capacidad de mover de forma controlada los haces de luz láser de un área a otra. Actualmente, aproximadamente cuatro áreas adicionales que están suficientemente separadas entre sí pueden ser tratadas durante los intervalos de relajación térmica que comienzan con una primera área de tratamiento. Por tanto, se pueden tratar múltiples áreas, al menos parcialmente, durante la envolvente de exposición de 200-500 milisegundos para la primer área. Así, en un solo intervalo de tiempo, en lugar de aplicar solo 100 puntos de luz simultáneos en un área de tratamiento, se pueden aplicar aproximadamente 500 puntos de luz durante ese intervalo de tiempo en diferentes áreas de tratamiento. Este sería el caso, por ejemplo, de un haz de luz láser con una longitud de onda de 810 nm. Para longitudes de onda más cortas, como 57nm, incluso una mayor cantidad de ubicaciones individuales pueden exponerse a los haces láser para crear puntos de luz. Por lo tanto, en lugar de un máximo de aproximadamente 400 puntos simultáneos, se podrían cubrir aproximadamente 2.000 puntos durante el intervalo entre tratamientos de micropulso en un área o ubicación determinada.

Como se mencionó anteriormente, típicamente cada ubicación tiene entre 50-200, y más típicamente entre 75-150, aplicaciones de luz aplicadas durante el transcurso de la duración de la envolvente de exposición (típicamente 200­ 500 milisegundos) para lograr el tratamiento deseado. De acuerdo con una realización de la presente invención, la luz láser se volvería a aplicar a las áreas previamente tratadas en secuencia durante los intervalos de tiempo de relajación para cada área o ubicación. Esto ocurriría repetidamente hasta que se haya logrado un número predeterminado de aplicaciones de luz láser en cada área a tratar.

Esto se ilustra esquemáticamente en las FIGS. 15A-15D. La FIGURA 15A ilustra con círculos sólidos una primera área a la que se aplica luz láser como primera aplicación. Los haces láser se compensan o microdesplazan a una segunda área de exposición, seguida de una tercera área de exposición y una cuarta área de exposición, como se ilustra en la FIG. 15B, hasta que las ubicaciones en la primera área de exposición necesiten ser retiradas aplicándoles luz láser nuevamente dentro del intervalo de tiempo de relajación térmica. A las ubicaciones dentro de la primera área de exposición se les volvería a aplicar luz láser, como se ilustra en la FIG. 15C. Se producirían exposiciones secundarias o posteriores en cada área de exposición, como se ilustra en la FIG. 15D por los puntos o círculos cada vez más sombreados hasta lograr el número deseado de exposiciones o golpes o aplicaciones de luz para tratar terapéuticamente estas áreas, ilustrado esquemáticamente por los círculos ennegrecidos en el área de exposición 1 en la FIG. 15D. Cuando una primera o anterior área de exposición ha sido completamente tratada, esto permite que el sistema agregue un área de exposición adicional, cuyo proceso se repite hasta que toda el área de la retina a tratar haya sido completamente tratada. Debe entenderse que el uso de círculos sólidos, círculos de líneas quebradas, círculos parcialmente sombreados y círculos completamente sombreados son solo para fines explicativos, ya que, de hecho, la exposición de la luz láser de acuerdo con la presente invención es invisible y no detectable. tanto para el ojo humano como para dispositivos y técnicas de detección conocidos.

Las áreas de exposición adyacentes deben estar separadas por al menos una distancia mínima predeterminada para evitar el daño térmico del tejido. Dicha distancia es de al menos 0,5 diámetros de la ubicación o área tratada inmediatamente anterior, y más preferentemente entre 1 y 2 diámetros de distancia. Dicho espacio se relaciona con las ubicaciones realmente tratadas en un área de exposición previa. Está contemplado por la presente invención que un área relativamente grande puede incluir en realidad múltiples áreas de exposición que están desplazadas de una manera diferente a la ilustrada en la FIG. 15. Por ejemplo, las áreas de exposición podrían comprender las líneas finas ilustradas en las FIGS. 13 y 14, que se expondría repetidamente en secuencia hasta que todas las áreas necesarias estuvieran completamente expuestas y tratadas. De acuerdo con la presente invención, esto puede comprender un área limitada de la retina, toda la mácula o el tratamiento panmacular, o toda la retina, incluida la fóvea. Sin embargo, debido a la metodología de la presente invención, el tiempo requerido para tratar el área de la retina a tratar o toda la retina se reduce significativamente, por ejemplo, en un factor de 4 o 5 veces, de modo que una sola sesión de tratamiento toma mucho menos tiempo para el proveedor médico y el paciente no necesita estar incómodo durante tanto tiempo.

De acuerdo con esta realización de la invención, aplicar uno o más haces de tratamiento a la retina a la vez, y mover los haces de tratamiento a una serie de nuevas ubicaciones, y luego traer de vuelta los haces para retirarlos a la misma ubicación o área repetidamente, se ha encontrado que también requieren menos energía en comparación con la metodología de mantener los rayos láser en los mismos lugares o áreas durante toda la duración de la envolvente de exposición. Con referencia a las FIGS. 16-18, existe una relación lineal entre la longitud del pulso y la potencia necesaria, pero existe una relación logarítmica entre el calor generado.

Con referencia a la FIG. 16, se proporciona un gráfico en el que el eje x representa el logaritmo de la potencia media en vatios y el eje y representa el tiempo de tratamiento, en segundos. La curva inferior es para el tratamiento panmacular y la curva superior es para el tratamiento panretiniano. Esto sería para un haz de luz láser que tiene un tiempo de micropulso de 50 microsegundos, un período de 2 milisegundos entre pulsos y una duración del tren en un punto de 300 milisegundos. Las áreas de cada punto retiniano son de 100 micrones y la potencia del láser para estos ^{puntos retinianos de 100 micrones es de 0,74 vatios. El área panmacular es de 0,55} Cm2, lo que requiere 7000 puntos panmaculares en total, y el área panretiniana es de 3,30 CM2, lo que requiere 42000 puntos láser para una cobertura completa. Cada punto RPE requiere una energía mínima para que su mecanismo de reinicio se active adecuadamente, de acuerdo con la presente invención, a saber, 38,85 julios para panmacular y 233,1 julios para panretinal. Como era de esperar, cuanto más corto sea el tiempo de tratamiento, mayor será la potencia promedio requerida. Sin embargo, existe un límite superior en la potencia promedio permitida, que limita la duración del tratamiento.

Como se mencionó anteriormente, no solo existen limitaciones de potencia con respecto a la luz láser disponible y utilizada, sino también la cantidad de potencia que se puede aplicar al ojo sin dañar el tejido ocular. Por ejemplo, se limita el aumento de la temperatura en el cristalino del ojo, por ejemplo, entre 4 °C para no sobrecalentar y dañar el cristalino, tal como provocar cataratas. Así, una potencia media de 7,52 vatios podría elevar la temperatura de la lente hasta aproximadamente 4°C. Esta limitación de potencia aumenta el tiempo mínimo de tratamiento.

Sin embargo, con referencia a la FIG. 17, la potencia total por pulso requerida es menor en el caso de microdesplazamiento de mover repetida y secuencialmente los puntos láser y regresar a ubicaciones previamente tratadas, de tal manera que la energía total suministrada y la energía promedio total durante el tiempo de tratamiento es la misma. Las FIGS. 17 y 18 muestran cómo la potencia total depende del tiempo de tratamiento. Esto se muestra en la FIG. 17 para tratamiento panmacular, y en la FIG. 18 para tratamiento panretiniano. La línea continua o curva superior representa la realización en la que no hay microdesplazamientos aprovechando el intervalo de tiempo de relajación térmica, tal como se describe e ilustra en la FIG. 12, mientras que la línea discontinua inferior representa la situación para tales microdesplazamiento, como se describe e ilustra en la FIG. 15. Las figuras. 17 y 18 muestran que para un tiempo de tratamiento dado, la potencia total máxima es menor con microdesplazamientos que sin microdesplazamientos. Esto significa que se requiere menos potencia para un tiempo de tratamiento dado utilizando la realización de microdesplazamiento de la presente invención. Alternativamente, se puede utilizar ventajosamente la potencia máxima permitida, reduciendo el tiempo total de tratamiento.

Así, de acuerdo con las FIGS. 16-18, una potencia logarítmica de 1,0 (10 vatios) requeriría un tiempo de tratamiento total de 20 segundos utilizando la realización de microdesplazamiento de la presente invención, como se describe en este documento. Llevaría más de 2 minutos sin los microdesplazamientos y, en cambio, dejaría los haces de luz micropulsada en la misma ubicación o área durante toda la duración del tratamiento. Hay un tiempo mínimo de tratamiento según la potencia. Sin embargo, este tiempo de tratamiento con microdesplazamient es mucho menor que sin microdesplazamiento. Como la potencia del láser requerida es mucho menor con el microdesplazamiento, es posible aumentar la potencia en algunos casos para reducir el tiempo de tratamiento para un área de tratamiento retiniana deseada determinada. El producto del tiempo de tratamiento y la potencia promedio se fija para un área de tratamiento dada para lograr el tratamiento terapéutico de acuerdo con la presente invención. Esto podría implementarse, por ejemplo, aplicando un mayor número de haces o puntos de luz láser terapéuticos simultáneamente a una potencia reducida. Por supuesto, dado que los parámetros de la luz láser se seleccionan para que sean terapéuticamente efectivos pero no destructivos o dañinos para las células de forma permanente, no se requieren haces de guía o seguimiento, solo los haces de tratamiento en todas las áreas de la retina, incluida la fóvea, pueden tratarse de acuerdo con la presente invención. De hecho, en una realización particularmente preferida, toda la retina, incluida la fóvea, se trata de acuerdo con la presente invención, lo que simplemente no es posible usando técnicas convencionales.

Aunque la presente invención se describe para su uso en conexión con un láser micropulsado, teóricamente podría usarse potencialmente un láser de onda continua en lugar de un láser micropulsado. Sin embargo, con el láser de onda continua, existe la preocupación de que se sobrecaliente a medida que el láser se mueve de un lugar a otro, ya que el láser no se detiene y podría haber una fuga de calor y un sobrecalentamiento entre las áreas de tratamiento. Así, mientras que teóricamente es posible usar un láser de onda continua, en la práctica no es ideal y se prefiere el láser micropulsado.

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. Podría detectarse ópticamente una ruptura en la fijación; o por interrupción de haces infrarrojos de baja energía proyectados paralelos y en los márgenes exteriores del haz de tratamiento por el borde de la pupila. 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.

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.

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 36 puede estar equipada con una abertura de iris 72 configurada para ampliar o reducir selectivamente la abertura a través de la cual se dirige la luz hacia el ojo 38 del paciente. La FIG. 19 ilustra una abertura 74 en una cámara 36 equipada con una abertura de iris de este tipo 72. Como alternativa, la abertura del iris 72 puede sustituirse o complementarse con una pantalla de cristal líquido (LCD) 76. La pantalla LCD 76 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 76 se representa en la FIG. 20.

De preferencia, cualquiera de los sistemas inventivos 30, 30', 30” incluye una pantalla en una interfaz de usuario con una imagen en vivo de la retina vista a través de la cámara 36. 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 72 y/o la pantalla LCD 76. 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 enviarían entonces la señal de control adecuada a la pantalla LCD 76 para bloquear la luz de tratamiento proyectada a través de los píxeles sobre el tejido cicatricial seleccionado. La pantalla LCD 76 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.

Alternativamente, el cirujano puede usar el monitor de fondo de ojo para delinear un área de la retina a tratar o evitar; y el área designada luego tratada o evitada por software que dirige los haces de tratamiento para tratar o evitar dichas áreas sin necesidad o uso de un diafragma LCD 76 que obstruya.

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 y procedimiento 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 (13)

REIVINDICACIONES

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

una consola láser (30) configurada para generar un haz de luz láser micropulsada de tratamiento que comprende un solo micropulso de luz láser, cuyo pulso tiene una duración inferior a un milisegundo y que tiene parámetros seleccionados para fotoestimular el tejido retiniano sin dañar el tejido retiniano;

una máscara óptica (34) por la que pasa el haz de luz láser de tratamiento para dar forma óptica al haz de luz láser simultáneamente en una pluralidad de haces de luz láser de tratamiento

una cámara (36) de visualización óptica digital sin contacto de campo amplio coaxial que proyecta simultáneamente la pluralidad de haces de luz láser de tratamiento a un área de un sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana; y

un mecanismo (60) de escaneo óptico que mueve de forma controlada los haces de luz láser de tratamiento durante intervalos de micropulso a al menos otra área del sitio deseado para realizar fototerapia o fotoestimulación retiniana, y posteriormente devuelve los haces de luz láser de tratamiento a un área previamente tratada dentro de un período de tiempo predeterminado que comprende entre 1 y 3 milisegundos durante la misma sesión de tratamiento para volver a aplicar los haces de luz láser de tratamiento a esa área.

2. El sistema de la reivindicación 1, en el que la máscara óptica incluye óptica difractiva para generar la pluralidad de haces de luz láser de tratamiento.

3. El sistema de la reivindicación 1, en el que los haces de luz láser de tratamiento son movidos por el mecanismo de escaneo óptico (60) de manera que al menos una porción del tejido foveal es fotoestimulada por los haces de luz láser de tratamiento.

4. El sistema de la reivindicación 3, en el que los haces de luz láser de tratamiento son movidos por el mecanismo (60) de manera que los haces de luz láser de tratamiento fotoestimulan sustancialmente toda la retina.

5. El sistema de cualquier reivindicación precedente, en el que los haces de luz láser de tratamiento se aplican a un área de tratamiento hasta que se ha logrado un número predeterminado de aplicaciones de luz láser de tratamiento a cada área.

6. El sistema de la reivindicación 5, en el que el número predeterminado de aplicaciones de luz láser en cada área de tratamiento es de 50 a 200 aplicaciones.

7. El sistema de la reivindicación 1, en el que el pulso de luz láser tiene una duración de 50 microsegundos a 100 microsegundos.

8. El sistema de cualquier reivindicación precedente, en el que la longitud de onda del haz de luz láser de tratamiento generado por la consola láser es superior a 532 nm.

9. El sistema de cualquier reivindicación precedente, en el que la longitud de onda del haz de luz láser de tratamiento generado por la consola láser está entre 750 nm y 1300 nm.

10. El sistema de cualquier reivindicación precedente, en el que el haz de luz láser de tratamiento generado por la consola láser tiene un ciclo de trabajo inferior al 10%.

11. El sistema de cualquier reivindicación precedente, en el que el haz de luz láser de tratamiento generado por la consola láser tiene un ciclo de trabajo del 5% o menos.

12. El sistema de cualquier reivindicación precedente, en el que las áreas de tratamiento adyacentes están separadas por al menos una distancia predeterminada para evitar daños térmicos en los tejidos.

13. El sistema de la reivindicación 1 o 12, en el que los haces de luz láser de tratamiento son separados por el mecanismo al menos 0,5 de diámetro de un área tratada inmediatamente anterior para evitar el daño térmico del tejido.