ES2923751T3

ES2923751T3 - Sistema de tratamiento ocular

Info

Publication number: ES2923751T3
Application number: ES16808768T
Authority: ES
Inventors: Desmond Smith; Alan Kerr
Original assignee: EDINBURGH BIOSCIENCES Ltd
Current assignee: EDINBURGH BIOSCIENCES Ltd
Priority date: 2015-12-21
Filing date: 2016-12-01
Publication date: 2022-09-30
Anticipated expiration: 2036-12-01
Also published as: WO2017109454A1; SI3393579T1; HRP20220958T8; PT3393579T; US20180353769A1; EP3393579B1; GB201522555D0; HUE059825T2; US11202918B2; AU2016378925C1; AU2016378925A1; PL3393579T3; LT3393579T; DK3393579T3; AU2016378925B2; HRP20220958T1; EP3393579A1

Abstract

Un sistema (1) para tratar y monitorear la condición de un ojo (6) incluye una fuente de luz, preferiblemente un LED sin láser (2), para irradiar el ojo a una longitud de onda suficiente para revertir el daño ocular. El sistema también incluye una fuente de luz de excitación, preferiblemente un LED sin láser (4), para excitar la fluorescencia en el ojo y un detector (22) para detectar la fluorescencia estimulada por el LED de excitación (4). El sistema también puede incluir una segunda fuente de luz sin láser, preferiblemente un LED sin láser, para irradiar el ojo; y un detector para detectar la dispersión de luz del ojo. También se proporcionan métodos para el seguimiento, diagnóstico y tratamiento de enfermedades oculares como las cataratas. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema de tratamiento ocular

Campo de la invención

La presente invención se refiere a un sistema y método no invasivo para tratar y monitorear cambios en cataratas o formación de cataratas mediante el uso de indicadores de fluorescencia intrínseca de las proteínas de la lente del ojo, la dispersión de luz, y el fotoblanqueo LED.

Antecedentes de la invención

El diagnóstico temprano de las cataratas no es trivial y actualmente es insuficiente, ya que el diagnóstico se lleva a cabo a través de la inspección visual de la lente. Esto ha llevado a la investigación de métodos de detección temprana. La investigación reciente sugiere que la fluorescencia podría usarse para diagnosticar y monitorear cataratas.

El documento WO2010/097582 describe un método basado en triptófano para detectar cambios en un ojo humano o animal. El método implica iluminar el ojo o al menos una parte del mismo, en particular la lente y/o la córnea, mediante el uso de luz en una longitud de onda de excitación del borde rojo del triptófano y detectar la fluorescencia del triptófano. La fluorescencia del triptófano detectada se usa para detectar o identificar defectos o cambios estructurales en el ojo, tal como la formación de cataratas.

El documento WO2015/101785 describe otro método basado en triptófano para detectar cambios en un ojo humano o animal. En este caso, la lente del ojo se ilumina para provocar la fluorescencia. Las características en la fluorescencia asociadas con el triptófano y al menos uno de sus fotoproductos se usan para cuantificar o graduar modificaciones y/o defectos estructurales en la lente.

Uno de los fotoproductos de triptófano que puede ser útil para cuantificar o graduar modificaciones y/o defectos estructurales en la lente es la quinurenina, en particular la N-Formilquinurenina (NFK). Las propiedades de fluorescencia de la quinurenina pueden detectar la presencia de cataratas. Por ejemplo, con el tiempo, a medida que aumenta la agregación, la intensidad de la emisión de fluorescencia intrínseca de triptófano (a 340 nm) disminuye a medida que el triptófano se convierte en NFK (a 430 nm), y de esta manera aumenta la emisión de fluorescencia de NFK.

"Non-Invasive Bleaching of the Human Lens by Femtosecond Laser Photolysis" por Line Kessel y otros, www.plosone.org, 1 de marzo de 2010, volumen 5, Número 3, e9711 describe un método para tratar el ojo humano mediante el uso de un láser de femtosegundo con una longitud de onda de salida centrada en 800 nm y un proceso de absorción de dos fotones. Los resultados descritos en este documento demuestran que el amarillamiento inducido por la edad de la lente humana puede blanquearse mediante el uso de fotólisis láser de femtosegundo.

El documento US 2011/202114 describe un sistema para la prevención, el tratamiento o la mejora de enfermedades y trastornos que afectan la lente del ojo o que se benefician del tratamiento de la lente.

Resumen de la invención

De acuerdo con la presente invención, se proporciona un sistema para tratar y monitorear las cataratas de acuerdo con las reivindicaciones independientes 1 y 2. Las modalidades preferidas se describen en las reivindicaciones dependientes.

La irradiación con una o más fuentes de luz LED no láser para monitorear y tratar un ojo como se describe en la presente descripción puede lograrse al irradiar el ojo, en particular la lente del ojo, desde una ubicación externa de una manera no invasiva es decir sin emplear una técnica quirúrgica. Sin embargo, como una alternativa que puede ser adecuada cuando la córnea del ojo es menos transparente a la luz en las longitudes de onda seleccionadas, se contempla la inserción de una sonda dentro del tejido ocular.

Por lo tanto un sistema para tratar y monitorear la condición de un ojo como se describe en la presente descripción puede incluir una sonda que comprende una guía de luz, preferentemente una guía de luz de fibra óptica, para transmitir luz hacia y/o recibir luz desde la lente de un ojo en uso. La guía de luz se conecta al sistema óptico que suministra la luz desde las fuentes de luz no láser y que suministra la luz al detector.

Por lo tanto un sistema para tratar cataratas como se describe en la presente descripción puede incluir una sonda que comprende una guía de luz, preferentemente una guía de luz de fibra óptica, para transmitir luz hacia y/o recibir luz desde la lente de un ojo en uso.

Por lo tanto un método para tratar cataratas como se describe en la presente descripción, pero que no forma parte de la invención, puede incluir la inserción dentro de un ojo de una sonda que comprende una guía de luz, preferentemente una guía de luz de fibra óptica, para transmitir luz hacia y/o recibir luz desde la lente de un ojo.

Por lo tanto la fuente de luz LED no láser para su uso en el tratamiento de cataratas como se describe en la presente descripción puede incluir una sonda que comprende una guía de luz, preferentemente una guía de luz de fibra óptica, para transmitir luz hacia y/o recibir luz desde la lente de un ojo en uso.

Por lo tanto la fuente de luz LED no láser para su uso en el tratamiento de cataratas, en donde el tratamiento implica la absorción de un solo fotón del tejido de la lente, puede incluir una sonda que comprende una guía de luz, preferentemente una guía de luz de fibra óptica, para transmitir luz hacia y/o o recibir luz desde la lente de un ojo en uso.

Una sonda que comprende una guía de luz se insertará típicamente dentro del tejido ocular para permitir que la luz irradie directamente la lente por ejemplo la sonda se inserta dentro de la lente o al menos a través de la córnea hasta la superficie exterior de la lente. Esto puede lograrse mediante técnicas quirúrgicas conocidas, tales como las empleadas para insertar una sonda ultrasónica dentro de una lente del ojo durante la cirugía de cataratas donde se emplea la facoemulsificación para romper la lente. Por lo tanto puede hacerse una incisión dentro de la córnea y típicamente además en la cápsula de la lente para dar acceso directo a la lente para el extremo de la sonda.

Donde la guía de luz es una guía de luz de fibra óptica se ha mostrado que el extremo de una guía de luz de fibra óptica típica es capaz de transmitir luz en un ángulo amplio y de recibir luz desde un ángulo amplio, conveniente para tratar y/o monitorear al menos una parte sustancial de la lente sin moverse.

La misma técnica puede usarse como una herramienta de investigación en ojos completos o tejido ocular in vitro que incluye la córnea. Por ejemplo donde se desea iluminar la lente o recibir fluorescencia o luz dispersa de la lente de manera más o menos directa, sin que la luz atraviese otro tejido ocular.

Puede emplearse una fibra óptica relativamente fina. Puede dirigirse una fibra óptica de un diámetro de aproximadamente 200 pm para proporcionar una buena iluminación de una lente del ojo y para evitar la iluminación excesiva de la retina. El extremo de la guía de luz de fibra óptica puede incluir una lente para dirigir la luz como se desea.

El sistema puede comprender un detector para detectar la dispersión de luz del ojo.

La segunda fuente de luz no láser puede ser una fuente LED separada en un ángulo lejos de la normal de la luz incidente de la fuente de luz de excitación y la fuente de luz de irradiación para su uso en la reversión del daño ocular.

Preferentemente, la fuente de luz no láser para un sistema que detecta dispersión es un LED no láser que emite luz de una longitud de onda desde 450 nm hasta 550 nm.

La dispersión de luz puede detectarse por ejemplo por un detector de diodos. El detector puede ser giratorio alrededor de la posición de un ojo en uso, para medir la dispersión en diferentes ángulos con respecto a la dirección de irradiación de la fuente de luz no láser.

Para su uso en un ojo in vivo, el detector medirá la retrodispersión.

La dispersión de luz puede usarse además como una técnica de investigación en tejido in vitro. Por ejemplo pueden examinarse ojos completos mediante el uso de la retrodispersión. El sistema puede usarse además para investigaciones que implican partes de los ojos tales como las lentes o la lente y la córnea combinadas. Tales partes de los ojos pueden examinarse al medirse por dispersión.

La dispersión de luz de la lente de un ojo puede dar una medida del grado de empañamiento debido al desarrollo de un defecto tal como una catarata. Se ha mostrado que la dispersión de luz es capaz de observar el efecto de fotoblanqueo que puede lograrse mediante el uso de una fuente de luz no láser tal como un LED como se describe en la presente descripción.

La dispersión de luz puede medirse en términos de al menos uno de: potencia de la luz dispersa; y el ancho angular de la luz dispersa con respecto a la dirección de irradiación de la fuente de luz no láser. Los resultados pueden proporcionarse como un gráfico de potencia al ángulo con respecto a la dirección de irradiación de la fuente de luz no láser. La dispersión de luz puede medirse en términos del ancho del pico de dispersión en la mitad de la altura máxima en el gráfico de potencia al ángulo con respecto a la dirección de irradiación de la fuente de luz no láser.

Se ha mostrado que una lente con una catarata inducida exhibe una dispersión más fuerte y un ángulo de dispersión más amplio que la lente fresca, antes de inducir la catarata. Después de un procedimiento de fotoblanqueo como se describe en la presente descripción, la misma lente exhibe una reducción en la potencia y el ancho angular de la luz dispersa, volviendo a los resultados de la prueba para la lente fresca.

La dispersión de luz se determina por medio de un detector, tal como un detector de diodos. Los resultados del detector pueden proporcionarse a un usuario. Los resultados pueden proporcionarse en términos de la potencia de la luz dispersa en uno o más ángulos con respecto a la dirección de irradiación de la fuente de luz no láser. Los resultados pueden proporcionarse como un gráfico de potencia al ángulo con respecto a la dirección de irradiación de la fuente de luz no láser.

Los resultados proporcionados a un usuario desde el detector pueden ayudar en el diagnóstico de una condición ocular, tal como la presencia y/o extensión de una catarata.

Breve descripción de los dibujos

Se describirán ahora varios aspectos de la invención sólo a manera de ejemplo, con referencia a los dibujos acompañantes, de los que:

La Figura 1 es un diagrama esquemático de un sistema óptico para tratar y monitorear un ojo;

La Figura 2 muestra los espectros de emisión estimulados mediante el uso de excitación a 315 nm de una lente porcina no dañada; la lente después de la formación de cataratas inducida mediante el uso de radiación de 310 nm, y la lente después del blanqueo de la catarata mediante el uso de radiación de 405 nm;

La Figura 3 muestra los espectros de emisión estimulados mediante el uso de excitación a 315 nm de una lente porcina no dañada; la lente después de la formación de cataratas inducida mediante el uso de radiación de 310 nm, y la lente después del blanqueo de la catarata mediante el uso de radiación de 400 nm;

La Figura 4 muestra los espectros de emisión estimulados mediante el uso de excitación a 315 nm de una lente porcina no dañada; la lente después de la formación de cataratas inducida mediante el uso de radiación de 310 nm, y la lente después del blanqueo de la catarata mediante el uso de radiación de 470 nm;

La Figura 5 muestra los espectros de emisión estimulados mediante el uso de excitación a 315 nm de una lente porcina no dañada; la lente después de la formación de cataratas inducida mediante el uso de radiación de 310 nm, y la lente después del blanqueo de la catarata mediante el uso de radiación de 530 nm;

La Figura 6 es un diagrama esquemático de otro sistema óptico para tratar y monitorear un ojo, y

La Figura 7 muestra los espectros de emisión de una lente porcina antes del daño, después del daño UV para inducir la formación de cataratas, y después del blanqueo de la catarata;

La Figura 8 ilustra esquemáticamente una estructura ocular con una fibra óptica que ilumina la lente desde el lado; La Figura 9 muestra gráficamente los resultados de la dispersión de luz de una lente porcina;

La Figura 10 muestra las mediciones de fluorescencia de un ojo porcino; y

La Figura 11 muestra las mediciones de fluorescencia de componentes del ojo porcino.

Descripción detallada de los dibujos

La Figura 1 muestra un sistema 1 para tratar y monitorear cambios en cataratas o formación de cataratas mediante el uso de luz. Este tiene un LED de tratamiento de un solo fotón/fotoblanqueo (no láser) 2 que emite luz a 405 nm. Este LED se usa para tratar el ojo. Se proporciona además un LED de excitación (no láser) 4. Este emite luz a 315 nm para monitorear la condición del ojo 6.

Se proporcionan lentes de colimación 8, 10 para colimar la luz de cada uno de los LED de fotoblanqueo 2 y el LED de excitación 4. La luz del LED de fotoblanqueo 2 se dirige a un divisor de haz dicroico de paso largo 12 (en este caso un divisor de haz dicroico de 410 nm) que se adapta para reflejar la luz de tratamiento a lo largo de una trayectoria óptica a una primera lente de enfoque 14 que enfoca la luz al ojo 6. La luz del LED de excitación 4 se dirige a un divisor de haz dicroico de paso largo 16 (en este caso un divisor de haz dicroico de 322 nm) que se adapta para reflejar la luz de excitación a lo largo de la misma trayectoria óptica a la primera lente de enfoque 14 que enfoca la luz al ojo 6. La disposición es sobre el eje.

La luz de excitación provoca la fluorescencia del triptófano y de al menos uno de sus fotoproductos. La luz fluorescente se dirige a lo largo de la trayectoria óptica sobre el eje a través de la primera lente de enfoque 14, de ambos divisores de haz dicroico 12, 16 y a una segunda lente de enfoque 18. Colocado en el punto focal de la segunda lente de enfoque hay un filtro de paso de banda variable (BP) 20, por ejemplo un filtro de interferencia. En un ejemplo preferido, el filtro de interferencia es un filtro de tipo cuña. Esto se usa para pasar selectivamente sólo luz fluorescente a un detector fotomultiplicador (PMT) 22. La luz fluorescente detectada puede usarse para detectar cambios en la estructura del ojo. Las técnicas para hacer esto se describen, por ejemplo, en el documento WO2010097582 y el documento WO2015/101785, cuyos contenidos se incorporan en la presente descripción por referencia.

Como un sistema de detección de fluorescencia alternativo, en los sistemas de la invención, la segunda lente de enfoque 18 puede reemplazarse por una lente divergente; y el filtro de derivación variable y el detector fotomultiplicador 22 reemplazarse por un filtro de paso de banda variable lineal y una serie de detectores de diodos. La lente divergente puede iluminartodo el filtro de paso de banda variable lineal para permitir que todas las longitudes de onda se analicen simultáneamente por la serie de diodos.

Como un ejemplo, los cambios estructurales en una lente del ojo humano o animal pueden detectarse al detectar la fluorescencia del triptófano, sus fotoproductos y otras modificaciones postraduccionales fluorescentes, en donde la fluorescencia se provoca por la excitación simultánea en la misma longitud de onda en el intervalo de la longitud de onda de excitación de 305-320 nm. Esto está en el borde rojo de la banda de absorción del triptófano. Ejemplos de fotoproductos de triptófano son 5-hidroxitriptófano (5OH-Trp), N-formilquinurenina (NFK), quinurenina (Kyn) y 3-hidroxiquinurenina (3OH-Kyn). Ejemplos de otros PTM fluorescentes son Argpirimidina y Pentosidina.

La fluorescencia es una característica relativa y su intensidad es una función de los parámetros experimentales, tales como la intensidad de la luz de excitación, la longitud de onda de excitación y emisión, factores geométricos y otros experimentales. Monitorear simultáneamente la emisión de componentes espectrales individuales de fotoproductos de triptófano y otras modificaciones postraduccionales fluorescentes asociadas con las proteínas de la lente del ojo mediante el uso de la misma longitud de onda y la intensidad de luz de excitación en el mismo instrumento, con la misma geometría experimental permite la determinación de concentraciones de fotoproductos de triptófano y otras modificaciones postraduccionales fluorescentes en las proteínas de la lente del ojo. La conversión de cadenas laterales de triptófano a los fotoproductos disminuye la concentración de triptófano y aumenta la concentración de sus derivados. La forma de los espectros contiene información sobre la condición del ojo, en particular una medida de la cantidad de cataratas. Las variaciones en la forma de los espectros pueden detectarse mediante el uso del filtro de interferencia de paso de banda variable.

En un ejemplo preferido, se monitorean, la emisión intrínseca de triptófano, que tiene un pico de 340 nm, y la emisión intrínseca de NFK, que es un fotoproducto de triptófano y tiene un pico de emisión de 430 nm. La NFK y el pico de 430 nm son característicos de lentes con cataratas. En un ojo dañado, la intensidad del pico de emisión de 340 nm se reduce por debajo de lo esperado para un ojo sano, y la intensidad del pico de emisión de 430 nm se aumenta. Cuando el tratamiento de un ojo dañado por cataratas es efectivo, la intensidad del pico de emisión de 340 nm se aumenta, y la intensidad del pico de emisión de 430 nm se reduce.

En uso, un paciente que tiene cataratas puede tratarse mediante el uso de luz simple de un LED no láser, y el tratamiento puede monitorearse simultáneamente mediante el uso de la luz de excitación no láser del LED de excitación y al rastrear la fluorescencia resultante. Al monitorear la intensidad del pico de emisión de 340 nm, y la intensidad del pico de emisión de 430 nm puede evaluarse el progreso del tratamiento.

Para demostrar la efectividad del sistema de la Figura 1 se extrajo e irradió una lente porcina sana para provocar la formación de cataratas. Esto se hizo mediante el uso de un monocromador de excitación. La lente se irradió durante 21 horas a 310 nm para inducir 'cataratas'. La irradiación se llevó a cabo mediante el uso de un ancho de banda de 5 nm. Después de inducir el daño en la lente porcina extraída, se adquirieron mediciones de fluorescencia al encender el LED de excitación a 315 nm y recopilar la luz fluorescente en el detector fotomultiplicador. Tanto los anchos de banda de excitación como de emisión fueron de 2 nm para las mediciones de fluorescencia. Estas mediciones de fluorescencia proporcionan una indicación de la condición inicial de la lente. Entonces se encendió el LED de fotoblanqueo, de manera que la luz de 405 nm incidió sobre el ojo. El fotoblanqueo provoca un retorno espectral de la lente a su condición inicial. Después de un tiempo predeterminado, el LED de fotoblanqueo se apagó. Entonces se encendió el LED de excitación y se recopiló la fluorescencia en el fotomultiplicador.

La Figura 2 muestra los espectros recopilados en varias etapas del proceso. Estos muestran que se observó un pico de 24 a 340 nm antes de la irradiación. Este es el pico de emisión de triptófano (TF). Además, se observó un pico de 26 a 430 nm antes de la irradiación, que corresponde a las quinureninas que ocurren naturalmente dentro de la lente. Después de la irradiación a 310 nm se observó un aumento del 156 % en la intensidad de la emisión a 430 nm que indica la fotooxidación de triptófano a NFK y quinurenina. El blanqueo de esta emisión se llevó a cabo a 405 nm e indujo una disminución del 30 % en la intensidad de la emisión. En esta etapa, hay una reducción en la banda de 430 nm y un aumento en la banda de triptófano de 340 nm. Esto demuestra que el tratamiento a 405 nm revirtió al menos parte del daño.

El LED de 405 nm es una fuente de blanqueo de un solo fotón extremadamente efectiva. Esto se indica por la caída significativa en la NFK de 430 nm dentro de las primeras 1-2 horas del fotoblanqueo. En general, se encontró que el fotoblanqueo con longitudes de onda más cortas parecía producir una caída general más significativa en la banda de NFK de 430 nm. Usar fuentes LED tiene la ventaja de ser capaz de controlar la potencia de salida de la fuente y permitir la irradiación de la muestra mediante el uso de potencias de salida mucho más altas que las típicamente disponibles en un monocromador.

Debe señalarse que un "buen" ojo se caracteriza por una banda clara de triptófano a 340 nm. En las pruebas, una lente buena, sin daños se irradió extensamente a 405 nm (una longitud de onda de fotoblanqueo). No se observó ningún cambio en la fluorescencia del ojo bueno. Por lo tanto, el fotoblanqueo de 405 nm es altamente específico para las regiones dañadas del ojo, y no provoca daño al tejido ocular normal.

Pueden usarse varias longitudes de onda de fotoblanqueo de un solo fotón. La Figura 3 muestra varios perfiles espectrales de fluorescencia antes y después del fotoblanqueo mediante el uso de una longitud de onda de irradiación de 400 nm. Como antes, la longitud de onda de excitación de fluorescencia usada fue de 315 nm. En este caso, la lente se irradió inicialmente durante 3 h con 6 mW de luz UV a 310 nm y un ancho de banda de excitación de 20 nm ('posterior a 3 h 310 UV'). Entonces la lente se fotoblanqueó durante 22 h con 11 mW de 400 nm a un ancho de banda de excitación de 20 nm ('posterior a 22 h 400 nm'). Esto dio como resultado una disminución de aproximadamente el 50 % en la banda de NFK de 430 nm, y un aumento de aproximadamente el 8 % en la banda de triptófano de 340 nm.

La Figura 4 muestra varios perfiles espectrales de fluorescencia antes y después del fotoblanqueo mediante el uso de una longitud de onda de irradiación de 470 nm. Como antes, la longitud de onda de excitación de fluorescencia usada fue de 315 nm. Para provocar daños, la lente se irradió inicialmente durante 3 horas con 6 mW de luz V a 310 nm y un ancho de banda de excitación de 20 nm ('Posterior a 310 nm 20 nm'). Entonces la lente se fotoblanqueó durante 94 horas con 9 mW de 470 nm a un ancho de banda de excitación de 20 nm ('PB a 470 nm 20 nm'). Esto dio como resultado una disminución de aproximadamente el 33 % observada en la banda de NFK de 430 nm y un aumento de aproximadamente el 57 % en la banda de triptófano de 340 nm.

La Figura 5 muestra varios perfiles espectrales de fluorescencia antes y después del fotoblanqueo mediante el uso de una longitud de onda de irradiación de 515 nm. Como antes, la longitud de onda de excitación de fluorescencia usada fue de 315 nm. En este caso, la lente se irradió inicialmente durante 3 h con 6 mW de luz UV a 310 nm y un ancho de banda de excitación de 20 nm ('posterior a 31020 nm'). Entonces la lente se fotoblanqueó durante 18 horas con 10 mW de 515 nm a un ancho de banda de excitación de 20 nm ('PB a 515 nm 20 nm'). Esto dio como resultado casi ningún cambio en la banda de NFK de 430 nm y un aumento de aproximadamente el 20 % en la banda de triptófano de 340 nm.

La Figura 6 muestra otro sistema para tratar y monitorear cataratas, con partes similares numeradas igual que en la figura 1. Este tiene el mismo diseño básico que la Figura 1. Sin embargo, en este caso la longitud de onda de fotoblanqueo es de 470 nm y la longitud de onda de excitación es de 360 nm. La luz del LED de fotoblanqueo 2 se dirige a un divisor de haz dicroico de paso corto 12 (en este caso un divisor de haz dicroico de 460 nm) que se adapta para reflejar la luz de tratamiento de 470 nm a lo largo de una trayectoria óptica a una primera lente de enfoque que enfoca la luz al ojo 6. La luz del LED de excitación de 360 nm se dirige a un divisor de haz dicroico de paso largo 16 (en este caso un divisor de haz dicroico de 395 nm) que se adapta para reflejar la luz de excitación de 360 nm a lo largo de la misma trayectoria óptica a la primera lente de enfoque que enfoca la luz al ojo 6.

La excitación a 360 nm permite la observación selectiva de la intensidad de emisión de NFK tras la manipulación del sistema de lentes. Adicionalmente, a 360 nm, la córnea transmite hasta el 80 % lo que permite la observación de la señal de NFK/quinurenina en un ojo intacto.

Mientras que la Figura 1 muestra un sistema en el que la longitud de onda de fotoblanqueo es de 405 nm y la longitud de onda de excitación de fluorescencia es de 315, y la Figura 6 muestra el sistema en el que la longitud de onda de fotoblanqueo es de 470 nm y la longitud de onda de excitación de fluorescencia es de 360 nm, podrían usarse otras combinaciones de longitud de onda de fotoblanqueo y longitud de onda de excitación de fluorescencia.

La Figura 7 muestra varios perfiles espectrales de fluorescencia para una lente porcina extraída antes y después del fotoblanqueo mediante el uso de la longitud de onda de irradiación de 405 nm. En este caso, los espectros de emisión se tomaron mediante el uso de una excitación de fluorescencia de 360 nm. Los espectros de la Figura 7 muestran que se observó un pico a 430 nm antes del daño inducido por la irradiación que corresponde a las quinureninas que ocurren naturalmente dentro de la lente. Después del daño inducido por la irradiación a 310 nm se observó un aumento del 156 % en la intensidad de la emisión a 430 nm que indica la fotooxidación de triptófano a NFK y quinurenina. El blanqueo de esta emisión se llevó a cabo a 405 nm e indujo una disminución del 30 % en la intensidad de la emisión.

Las longitudes de onda entre 400 nm y 515 nm usadas para fotoblanquear las cataratas inducidas en lentes porcinas tienen suficiente energía para romper los enlaces simples entre N- N, N - O y C - N . Todos estos enlaces existen en la N-formil quinurenina que emite fluorescencia a ~430 nm e indica el estado de la catarata. Los niveles de energía para el fotoblanqueo mediante el uso de efectos de un solo fotón a estas longitudes de onda están entre 2,4 y 3,1 eV.

La Figura 8 ilustra esquemáticamente el uso de un sistema de la invención tal como los ilustrados en las figuras 1 y 6 pero mediante el uso de una sonda de fibra óptica para suministrar luz directamente dentro de la lente de un ojo. En el esquema, el ojo 6 incluye una córnea exterior 28, humor acuoso 30 y la lente del ojo 32. Se ha insertado una fibra óptica 34 en el lado de la lente 32 para dirigir la luz hacia ella. Como sugieren los rayos 36 que emanan del extremo de la fibra 34 la luz se distribuye sustancialmente por todo el cuerpo de la lente. En una prueba en una lente porcina aislada mediante el uso de tal disposición, el interior de la lente se iluminó pero una pantalla colocada alrededor de la lente (que simula la retina) no se iluminó significativamente. Esto indica que el método puede evitar el daño potencial de la luz que cae en la retina.

La Figura 9 muestra gráficamente los resultados de los experimentos de dispersión de luz. En estos experimentos se determinó la dispersión delantera a través de una lente porcina fresca mediante el uso de una fuente ^lE^dde 470 nm y un detector de diodos a 120 mm de la lente que giraba horizontalmente para medir la potencia de dispersión en diferentes ángulos. Después de inducir una catarata con UV a 310 nm el pico de dispersión 38 muestra que la cantidad de dispersión medida por la altura del pico ha aumentado y el ancho del pico ha aumentado además significativamente, en comparación con el pico de dispersión 40 para la lente fresca. Después del fotoblanqueo a 420 nm el ancho del pico de dispersión para la lente fotoblanqueada 42 se ha reducido sustancialmente de regreso al de la lente fresca 40.

La Figura 10 muestra gráficamente los resultados de fluorescencia para un ojo porcino completo y la córnea para el mismo ojo cuando se extraen y examinan de manera separada. La Figura 11 muestra los resultados de fluorescencia para la lente y la córnea para el mismo ojo cuando se extraen y examinan de manera separada. Los resultados muestran que la fluorescencia del ojo como un todo no se afecta sustancialmente por la córnea y que la lente es la contribuyente principal a la fluorescencia de un ojo. Esto ilustra la idoneidad de los métodos descritos en la presente descripción para el monitoreo ocular.

El sistema de la invención es muy simple y compacto y permite el tratamiento y monitoreo de cataratas in vivo. Este es un avance técnico significativo.

Un experto en la técnica apreciará que son posibles variaciones de las disposiciones descritas sin apartarse del alcance de la invención. En consecuencia, la descripción anterior de la modalidad específica se hace sólo a manera de ejemplo y no con fines limitativos. Será claro para el experto en la técnica que pueden hacerse modificaciones menores sin cambios significativos en la operación descrita.

Claims

REIVINDICACIONES

i. Un sistema (1) para tratar y monitorear cataratas, el sistema (1) que comprende:

una fuente de luz LED no láser (2) configurada para irradiar un ojo (6) a una longitud de onda de 405 nm para tratar una catarata;

una fuente de luz de excitación LED no láser (4) configurada para excitar la fluorescencia en el ojo (6) al emitir luz de 315 nm respectivamente; y

un detector fotomultiplicador (22) y un filtro de interferencia de paso de banda variable asociado (20) configurado para detectar un espectro de fluorescencia estimulado por la fuente de luz de excitación (4), para monitorear simultáneamente de esta manera la emisión de componentes espectrales individuales de fotoproductos de triptófano y/u otras modificaciones postraduccionales fluorescentes asociadas con proteínas de la lente del ojo;

caracterizado porque

la luz de la fuente de luz de irradiación LED (2) se dirige a un divisor de haz dicroico de paso largo (12) adaptado para reflejar la luz de irradiación a lo largo de una trayectoria óptica a una primera lente de enfoque (14) para enfocar la luz al ojo (6), y

la luz de la fuente de luz de excitación LED (4) se dirige a un divisor de haz dicroico de paso largo (16) adaptado para reflejar la luz de excitación a lo largo de la misma trayectoria óptica a la primera lente de enfoque (14), de manera que

la luz fluorescente del ojo (6) recibida por la primera lente de enfoque (14) se dirige a lo largo de dicha misma trayectoria óptica a través de los divisores de haz dicroicos de paso largo (12, 16) y al filtro de interferencia de paso de banda variable (20).
2. Un sistema (1) para tratar y monitorear cataratas, el sistema (1) que comprende:

una fuente de luz LED no láser (2) configurada para irradiar un ojo (6) a una longitud de onda de 470 nm para tratar una catarata;

una fuente de luz de excitación LED no láser (4) configurada para excitar la fluorescencia en el ojo (6) al emitir luz de 360 nm respectivamente; y

un detector fotomultiplicador (22) y un filtro de interferencia de paso de banda variable asociado (20) configurado para detectar un espectro de fluorescencia estimulado por la fuente de luz de excitación (4), para monitorear simultáneamente de esta manera la emisión de componentes espectrales individuales de fotoproductos de triptófano y/u otras modificaciones postraduccionales fluorescentes asociadas con proteínas de la lente del ojo;

caracterizado porque

la luz de la fuente de luz de irradiación LED (2) se dirige a un divisor de haz dicroico de paso corto (12) adaptado para reflejar la luz de irradiación a lo largo de una trayectoria óptica a una primera lente de enfoque (14) para enfocar la luz al ojo (6), y

la luz de la fuente de luz de excitación LED (4) se dirige a un divisor de haz dicroico de paso largo (16) adaptado para reflejar la luz de excitación a lo largo de la misma trayectoria óptica a la primera lente de enfoque (14), de manera que

la luz fluorescente del ojo (6) recibida por la primera lente de enfoque (14) se dirige a lo largo de dicha misma trayectoria óptica a través de los divisores de haz dicroicos de paso corto y paso largo (12, 16) y al filtro de interferencia de paso de banda variable (20).
3. Un sistema (1) como se reivindicó en cualquiera de las reivindicaciones anteriores, configurado simultáneamente para irradiar el ojo (6) mediante el uso de la fuente de luz de irradiación LED (2) y para excitar el ojo (6) mediante el uso de la fuente de luz de excitación LED (4).
4. Un sistema (1) como se reivindicó en cualquiera de las reivindicaciones anteriores que comprende además una guía de luz, preferentemente una guía de luz de fibra óptica (34), para transmitir luz hacia y/o recibir luz desde la lente (32) del ojo (6) en uso.
5. Un sistema (1) como se reivindicó en cualquiera de las reivindicaciones anteriores que comprende una fuente de luz no láser adicional para irradiar el ojo (6); y un detector adicional para detectar la dispersión de luz del ojo (6).
6. Un sistema (1) como se reivindicó en la reivindicación 5 en donde la fuente de luz no láser adicional comprende un LED no láser que emite luz de una longitud de onda desde 450 nm hasta 550 nm.
7. Un sistema (1) como se reivindicó en la reivindicación 5 o la reivindicación 6 en donde el detector adicional comprende un detector de diodos.
8. Un sistema (1) como se reivindicó en cualquiera de las reivindicaciones 5 a 7 en donde el detector adicional se puede girar alrededor de la posición del ojo (6) en uso.
9. Un sistema (1) como se reivindicó en la reivindicación 8 en donde el detector adicional se puede girar para medir la dispersión en diferentes ángulos con respecto a una dirección de irradiación de dicha fuente de luz no láser adicional.
10. Un sistema (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 5 a 9 en donde la fuente de luz no láser adicional es una fuente LED adicional dispuesta en un ángulo lejos de una normal de la fuente de luz de irradiación LED no láser (2) y la fuente de luz de excitación LED no láser (4).
11. Un sistema (1) de acuerdo con cualquier reivindicación anterior, en donde el detector fotomultiplicador (22) comprende una lente de enfoque adicional (18).