ES2952165T3

ES2952165T3 - Laserterapia para el tratamiento y prevención de enfermedades oculares

Info

Publication number: ES2952165T3
Application number: ES19809343T
Authority: ES
Inventors: Giorgio Dorin; John Samples; Michael K Ballard; Satish Herekar; William Eddington; Perry Binder
Original assignee: Aleyegn Technologies LLC
Current assignee: Aleyegn Technologies LLC
Priority date: 2018-11-02
Filing date: 2019-11-04
Publication date: 2023-10-27
Anticipated expiration: 2039-11-04
Also published as: EP3749264C0; EP4248925A3; WO2020093060A3; US20220031503A1; US11759358B2; WO2020093060A2; JP2025013622A; AU2023251498B2; EP3749264A2; AU2019372445A1; JP2023009252A; US20240000610A1; EP3749264B1; AU2023251498A1; BR112021008479A2; AU2019372445B2; JP7308940B2; JP7648583B2; EP4248925A2; JP2022506492A

Abstract

Un sistema de tratamiento con láser automatizado ab externo para tratar un ojo en un sujeto, incluye una fuente láser sin contacto configurada para generar un rayo láser que tiene al menos una longitud de onda para tratar el ojo dirigiendo el rayo láser desde una ubicación espaciada del ojo, en el que al menos una longitud de onda es una longitud de onda del infrarrojo cercano en el rango de aproximadamente 0,5-2,2 μm, un escáner láser acoplado ópticamente a la fuente láser sin contacto para recibir el rayo láser desde la fuente láser sin contacto y escanear la rayo láser con respecto al ojo, y un procesador, y memoria que incluye instrucciones almacenadas legibles por computadora que, en respuesta a la ejecución por parte del procesador, hacen que el sistema de tratamiento con láser dirija el rayo láser a una pluralidad de ubicaciones de tratamiento transesclerales a irradiar en un patrón de tratamiento predeterminado en una superficie externa del ojo, en el que las ubicaciones de tratamiento transescleral están 0-4 mm posteriores a la unión corneolimbal, y en el que el rayo láser se dirige repetidamente a las mismas ubicaciones de tratamiento transescleral irradiadas en la superficie externa del ojo. la superficie del ojo, y las ubicaciones de tratamiento transesclerales se irradian a intervalos suficientes para inducir un precondicionamiento térmico protector y una bioestimulación terapéutica de una o más redes trabeculares y/o cuerpo ciliar sin fotocoagulación del tejido del ojo. También se describen sistemas transpupilares, interfaces de paciente y métodos. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Laserterapia para el tratamiento y prevención de enfermedades oculares

Campo

Se divulgan tratamientos de láser para la reducción de la PIO (presión intraocular) transescleral ab-externos y neuroprotección transpupilar para el tratamiento clínico de pacientes con hipertensión ocular y/o glaucoma y para el tratamiento y/o prevención de enfermedades relacionadas.

Contexto

El glaucoma es una neuropatía óptica caracterizada por un aumento de la presión intraocular (PIO) que daña las células ganglionares de la retina y las fibras nerviosas del disco óptico. El humor acuoso se produce a partir de los procesos ciliares, se desplaza a través de la pupila hacia la cámara anterior y a través de la malla trabecular, el canal de Schlemm y las vías de salida uveoesclerales. El aumento de la PIO es el resultado de un desequilibrio entre la producción de humor acuoso y la resistencia a su salida a través de los canales de salida normales. El glaucoma puede provocar un deterioro crónico y progresivo del nervio óptico que se traduce en ahuecamiento y atrofia del disco óptico. El daño del nervio causa una pérdida progresiva del campo visual periférico seguido de pérdida de visión central y ceguera irreversible si no se trata a tiempo. El objetivo de los tratamientos actuales para el glaucoma es detener o ralentizar la progresión de la enfermedad reduciendo la PIO, que es el único factor de riesgo modificable conocido. El tratamiento más común del glaucoma es el uso de por vida de medicamentos que reducen la PIO, como colirios que contienen análogos de prostaglandinas, antagonistas de los receptores beta-adrenérgicos, agonistas alfa2-adrenérgicos y agentes mióticos. Aunque estos medicamentos han mejorado el tratamiento del glaucoma, tienen efectos secundarios locales y sistémicos. El seguimiento del paciente de los protocolos de medicación también es impredecible y el uso de por vida puede resultar caro. Un mal cumplimiento de la medicación es una de las principales causas de pérdida de visión en los pacientes con glaucoma.

Las cirugías de glaucoma, como las trabeculotomías y las derivaciones tubulares con antifibróticos, evitan algunos de estos problemas. Se han realizado tratamientos con láser, como la trabeculoplastia láser (LT) y la ciclofotocoagulación láser, para reducir la PIO, la primera aumentando el flujo de salida del humor acuoso (HA) y la segunda disminuyendo su producción. La trabeculoplastia con láser de argón (ALT) utiliza una lente gonioscópica que se aplica al ojo para desviar un haz láser a través de la córnea y hacia el ángulo de la cámara anterior del ojo para irradiar directamente la malla trabecular. La ALT fue el primer tipo de LT introducido en la década de 1970 y posteriormente se ha venido practicando usando diferentes láseres, longitudes de onda y técnicas de tratamiento. Algunas de estas técnicas son la trabeculoplastia láser de diodo (DLT), la trabeculoplastia láser selectiva (SLT), la trabeculoplastia láser de micropulsos (MLT) y la trabeculoplastia láser de titanio-zafiro (TLT).

No obstante, la LT es normalmente un procedimiento ab-interno que se realiza transcornealmente utilizando un sistema de aplicación con lámpara de hendidura y una goniolente de contacto corneal para visualizar y dirigir con precisión el haz láser en el ángulo anterior del ojo, por debajo de la línea de Schwalbe (LS), hasta la malla trabecular pigmentada, donde la energía láser se absorbe y se convierte en calor. Para estos procedimientos se han utilizado longitudes de onda láser en el rango de 488-810 nm para interactuar específicamente con las células pigmentadas oscuras en la malla trabecular (MT). Los procedimientos de LT transcorneal son difíciles y el contacto entre la lente de gonioscopía y el ojo puede inducir lesiones corneales iatrogénicas como queratopatías puntiformes e infecciones.

La LT también se ha realizado ab-externo utilizando un abordaje transescleral con un haz láser Nd:YAG de 532 nm SLT de frecuencia desdoblada Q-switched 3-ns (Geffen et al., J. Glaucoma 26:201-207, 2017) o un haz láser micropulsado MDLT de 810 nm (véase Aquino MC y Chew PK, Trabeculoplastia externa con láser de diodo micropulsado (EMDLT) para el glaucoma primario de ángulo abierto: un estudio piloto P4-097 Congreso Anual 2018 de la Sociedad Europea de Glaucoma, Florencia, Italia; y Patente estadounidense N.° 8.945.103). El haz láser SLT o EMDLT se aplica ab-externo sobre el área perilímbica a través de la unión esclerocorneal para afectar a las estructuras convencionales de las vías de salida (canales colectores, canal de Schlemm, MT yuxtacanalicular, esclerocorneal y uveal). Por lo general, en los procedimientos transesclerales no se han utilizado longitudes de onda infrarrojas que se sabe que son absorbidas por el agua en las células esclerales superficiales, ya que la absorción superficial impediría que la energía láser alcanzara estructuras más profundas diana, como la malla trabecular. La patente estadounidense N.° 6.319.274 utiliza energía láser de longitud de onda más larga dirigida transescleralmente desde una sonda que penetra en la superficie del ojo para facilitar la penetración de la energía láser a través del espesor de la esclerótica (750-950 mm) para alcanzar la malla trabecular.

El guiado manual de una sonda física contra el ojo irrita la superficie ocular y produce resultados variables que dependen del operador. La indentación escleral también puede inducir picos de presión intraocular y causar daños glaucomatosos en el ojo. La energía láser en la interfaz sonda-conjuntiva puede causar quemaduras por contacto, y la sonda que toca el ojo es un vector potencial de enfermedades infecciosas. A pesar de estos problemas, generalmente se ha considerado necesaria una sonda de indentación escleral para maximizar la penetración de la energía láser en profundidad en la esclerótica. La indentación escleral acerca la fuente de energía láser a las dianas esclerales profundas y exprime el agua de las células esclerales subyacentes para reducir tanto la absorción como la dispersión de la energía luminosa por las moléculas de agua en la esclerótica superficial. Sin embargo, el movimiento manual de la sonda láser contra el ojo limita la velocidad de movimiento del láser porque los movimientos rápidos abrasionan o traumatizan de otro modo el ojo que se está tratando. Además, en el movimiento manual, la velocidad y el posicionamiento de la sonda láser no pueden ser controlados con precisión por el cirujano de manera consistente, lo que resulta en la deposición de energía láser prácticamente irrepetible y extremadamente variable en cada tratamiento.

La reducción y el control de la PIO ha sido y sigue siendo un objetivo importante en el tratamiento de los pacientes con glaucoma. Lamentablemente, incluso cuando la PIO se controla con éxito, casi el 60 % de los pacientes con glaucoma experimentan una progresión de la pérdida de campo visual debido al proceso neurodegenerativo continuado con pérdida de células ganglionares retinianas y adelgazamiento de los axones de fibras nerviosas papilares.

La angiografía por tomografía de coherencia óptica (OCTA) ha facilitado la detección de áreas de hipoperfusión capilar retiniana en pacientes con retinopatías neurodegenerativas neurotróficas progresivas crónicas, incluyendo la degeneración macular asociada a la edad (DMAE), la retinopatía diabética (RD), la retinosis pigmentaria (RP) y en pacientes con GPAA (glaucoma primario de ángulo abierto). El glaucoma se ha asociado a una menor perfusión sanguínea en la retina, y la presencia de hipoperfusión capilar se correlaciona con medidas posteriores de adelgazamiento de las fibras nerviosas y progresión de los defectos del campo visual. La preocupación de que los tratamientos para reducir la PIO por sí solos puedan no ser suficientes para prevenir la progresión de la pérdida visual ha llevado a un mayor interés en los tratamientos neuroprotectores para mejorar el equilibrio neurotrófico y, por tanto, la salud y la función del nervio óptico y la retina. Por ejemplo, en US 9.962.291 se describe el uso de la fotocoagulación subumbral de la retina, en el patrón de cuadrícula o línea rotada. Sin embargo, sigue existiendo la necesidad de contar con sistemas y métodos mejorados para tratar el glaucoma para reducir/controlar la PIO y administrar un tratamiento neuroprotector efectivo para ralentizar, detener y posiblemente revertir la progresión neurodegenerativa.

WO2018/049246 y US2010076419 divulgan métodos y aparatos para tratar el glaucoma ocular. Los métodos y aparatos pueden configurarse para aplicar energía a la esclerótica, la córnea y/u otras regiones del ojo con el fin de reducir el tejido colagenoso próximo al canal de Schlemm. El tratamiento yuxtacanalicular de la esclerótica y/o la córnea adyacentes al canal de Schlemm puede utilizarse para dilatar el canal de Schlemm, los canales colectores y/o la malla trabecular. Los métodos y aparatos pueden configurarse para aplicar energía a la esclerótica a fin de generar vacuolas esclerales en la esclerótica para mejorar el flujo de salida uveoescleral.

Resumen

Un haz láser que irradia una estructura ocular se mueve rápidamente en un ciclo periódico, como un movimiento circular, para calentar el tejido ocular diana. La temperatura del tejido diana aumenta durante la irradiación y luego disminuye durante el intervalo restante del ciclo hasta que el tejido se irradia de nuevo en el siguiente ciclo. El haz láser de rápido movimiento puede dirigirse a diferentes localizaciones del ojo, por ejemplo, utilizando lentes de contacto de diferentes índices de refracción. La longitud de onda del láser también se puede seleccionar para mejorar la aplicación de la energía láser a la estructura ocular diana. Un haz láser se dirige a una pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral perilimbal, y opcionalmente también a localizaciones de tratamiento transpupilar, y la longitud de onda del haz láser puede ser diferente para las distintas estructuras oculares diana. Los haces transpupilares se pueden escanear de forma continua a velocidades de barrido seleccionadas mientras se aplica energía láser de onda continua y/o pulsada a los patrones de localización del tratamiento. Los ejemplos pueden irradiar un haz láser en ausencia de indicadores específicos de glaucoma, a fin de proporcionar un tratamiento preventivo para diversas enfermedades oculares.

En un ejemplo, el tratamiento láser transescleral de reducción de la PIO se realiza sin que la sonda láser entre en contacto con el ojo. El haz láser no irradia directamente las estructuras esclerales y subesclerales profundas, como la malla trabecular o los procesos ciliares, sino que las estimula térmicamente de forma indirecta con el calor generado por la absorción de la energía láser en capas más superficiales del ojo. El haz láser se proyecta sobre el ojo y se mueve rápidamente para inducir ondas térmicas que se propagan desde las estructuras superficiales a las estructuras subesclerales o intraoculares diana. El movimiento rápido del láser irradia repetidamente las mismas localizaciones de tratamiento en la esclerótica a intervalos espaciados durante ciclos secuenciales de tratamiento. Por ejemplo, el láser puede moverse en un ciclo de 360° y volver repetidamente a una localización de tratamiento anterior en ciclos posteriores para irradiar esa misma localización de tratamiento durante el ciclo o ciclos posteriores. En algunos ejemplos, el láser irradia la superficie escleral de forma continua o en localizaciones espaciadas alrededor de la trayectoria de 360° para inducir una onda térmica en el tejido de debajo de la superficie de la esclerótica a lo largo de la trayectoria de irradiación. La onda térmica se propaga por conducción a través del tejido subescleral tridimensionalmente 360° para alcanzar las estructuras subesclerales diana (como la malla trabecular, el cuerpo ciliar y/u otras dianas de producción y salida de fluido acuoso) sin irradiación láser directa.

Una interfaz del paciente acoplada al ojo puede mantener la fuente de emisión láser en una posición separada del ojo. La longitud de onda del láser puede estar en el rango que se dirige al tejido seleccionado, por ejemplo, que penetra en la superficie escleral e interactúa con el agua celular de la esclerótica superficial. De acuerdo con la invención, se utiliza una longitud de onda de absorción de agua de infrarrojo cercano de 1,475 mm. La energía láser calienta la esclerótica superficial (por ejemplo, a una profundidad de 100-700 mm, como 100-200 mm, 100-550 mm o 100-500 mm) en una localización de tratamiento durante un breve periodo sin alcanzar directamente las estructuras esclerales más profundas (como las estructuras más profundas de 700 mm) ni ser absorbida por ellas. Estas estructuras más profundas que no se irradian y/o calientan directamente incluyen la malla trabecular, la red de flujo uveoescleral, los canales colectores y/u ostia, y/o el cuerpo ciliar.

El calentamiento superficial de la esclerótica va seguido de un tiempo de relajación térmica durante el cual el calor penetra más profundamente en la esclerótica hacia la malla trabecular y/o el cuerpo ciliar. Los ciclos de calentamiento y relajación térmica repetidos tienen por objeto lograr el preacondicionamiento térmico protector, la hipertermia y la bioestimulación terapéutica de los objetivos previstos, como la malla trabecular, la red de flujo uveoescleral y/o el cuerpo ciliar. En los ejemplos divulgados, los ciclos de calentamiento repetido se dirigen específicamente a la misma localización de la superficie escleral mediante un sistema de captura de imágenes que dirige repetidamente la mima localización de tratamiento a lo largo de múltiples ciclos de calentamiento, relajación térmica y propagación de la onda de calor a los tejidos diana más profundos. Las localizaciones de tratamiento pueden ser de 0-4 mm (por ejemplo 1-4 mm) posteriores a la unión limbocorneal.

Se describen métodos para aplicar con precisión un patrón preprogramado de energía láser mientras se enfría la superficie del ojo, así como métodos para reducir la PIO, por ejemplo llevando a cabo cualquiera de los pasos realizados por el sistema.

De acuerdo con un aspecto de la tecnología divulgada, los sistemas automatizados de tratamiento láser ab externo para tratar un ojo en un sujeto, comprenden una fuente láser sin contacto configurada para generar un haz láser que tiene al menos una longitud de onda para tratar el ojo dirigiendo el haz láser desde una localización espaciada del ojo, donde al menos una longitud de onda es una longitud de onda de absorción de agua en el infrarrojo cercano de 1,475 mm; un escáner láser acoplado ópticamente a la fuente láser sin contacto para recibir el haz láser de la fuente láser sin contacto y escanear el haz láser en relación con el ojo; y un procesador y una memoria que incluyen instrucciones almacenadas legibles por ordenador que, en respuesta a la ejecución por el procesador, hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser a una pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral perilimbal para ser irradiadas en un patrón de tratamiento predeterminado en una superficie externa del ojo, de forma que la energía láser interactúa con las células que contienen agua en la esclerótica superficial, creando una elevación térmica de forma que se vean afectadas las cascadas de transducción celular en las estructuras oculares más profundas, donde dirigir el haz láser comprende dirigir repetidamente el haz láser a las mismas localizaciones de tratamiento escleral irradiadas en la superficie del ojo a intervalos de repetición cíclicos suficientes para inducir un preacondicionamiento térmico protector y mantener una bioestimulación hipertérmica terapéutica de las estructuras oculares más profundas sin fotocoagulación del tejido del ojo, donde las estructuras oculares más profundas son 1-4mm posteriores a la unión limbocorneal y comprenden la malla trabecular, la red de flujo uveoescleral, y/o el cuerpo ciliar..

En algunos ejemplos, la memoria incluye instrucciones almacenadas legibles por ordenador que hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser a una pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilar e induce elevaciones térmicas subletales que provocan biomodulación terapéutica en el tejido ocular diana dentro de un rango de temperatura terapéutica predeterminado, incluyendo la pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilar incluyendo varias combinaciones o singulares de (a) un patrón de tratamiento curvilíneo predeterminado en el tejido ocular diana que comprende múltiples anillos concéntricos en la mácula en su alrededor pero no en la zona avascular foveal, (b) un área (i) que rodea la mácula, pero no en la zona avascular foveal, y (ii) el entorno del disco óptico, pero no en el disco óptico ni la semiluna peripapilar adyacente, c) el área que rodea el disco óptico, pero no en el disco óptico ni en la semiluna peripapilar adyacente, o d) un área adyacente a la zona avascular foveal, pero no en el área del paquete papilomacular.

En algunos ejemplos, las instrucciones almacenadas legibles por ordenador hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser a la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral y/o transpupilar con un sujeto que tiene una presión intraocular clínicamente normal y/o presenta ausencia de síntomas o diagnóstico de glaucoma.

Las instrucciones almacenadas legibles por ordenador hacen que el sistema de tratamiento con láser dirija el haz láser a la pluralidad de localizaciones de tratamiento transesclerales a intervalos suficientes para inducir el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación de las estructuras diana provocando respuestas biomecánicas y bioquímicas para reducir la presión intraocular del ojo del sujeto. De acuerdo con la invención, los parámetros del láser configurados para proporcionar irradiancia del haz láser y una velocidad de barrido con la que el haz láser se mueva alrededor del patrón de tratamiento predeterminado aumentan la temperatura de las capas esclerales externas de 200 mm a la temperatura de unos 43-45 °C.

En algunos ejemplos, el procesador está configurado con instrucciones para recibir una entrada correspondiente a una localización de la unión limbocorneal o limbo del sujeto y donde el procesador está configurado para determinar la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral en respuesta a la entrada y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral está desviada radialmente hacia fuera desde la localización de entrada correspondiente a la unión limbocorneal o limbo para contornear el patrón de tratamiento a la anatomía del ojo del sujeto. En algunos ejemplos, las localizaciones de tratamiento transescleral se encuentran en un patrón anular de 360° posterior a la unión limbocorneal, y el procesador está configurado para dirigir el haz láser a una serie de localizaciones de tratamiento transesclerales preidentificadas en la superficie del ojo durante un primer ciclo de tratamiento, y durante un ciclo de tratamiento posterior dirigir el haz láser a las mismas localizaciones de tratamiento transesclerales previamente identificadas, para lograr una elevación térmica cíclica precisa del tejido escleral subyacente a las localizaciones de tratamiento transesclerales previamente identificadas a intervalos de tiempo con relajación térmica del tejido irradiado entre los ciclos de tratamiento. En algunos ejemplos, el procesador está configurado para ajustar la velocidad de cada ciclo de tratamiento para conseguir la relajación térmica espaciando la irradiación de las localizaciones de tratamiento transesclerales a intervalos suficientes para que un tiempo de exposición y un tiempo de relajación produzcan un historial de tiempo-temperatura previsto. En algunos ejemplos, el intervalo entre la irradiación de la misma localización de tratamiento transescleral produce un factor de trabajo, correspondiente a la ratio entre el tiempo ON de exposición activa / (exposición activa tiempo OFF de relajación), en el rango de 2 - 50 %. Los intervalos de ejemplo entre la irradiación de la misma localización de tratamiento transescleral pueden ser de unos 10-300 ms, opcionalmente de unos 100-200 ms. En algunos ejemplos, el patrón de tratamiento predeterminado se localiza aproximadamente 1,5 mm posterior a la unión limbocorneal. En ejemplos particulares, el patrón de tratamiento predeterminado comprende múltiples patrones de tratamiento anular, y donde los múltiples patrones de tratamiento anular están espaciados aproximadamente 1,5 mm, 2,5 mm y 3,5 mm posterior a la unión limbocorneal, donde los patrones de tratamiento anular comprenden uno o más de los patrones circulares, ovales, elípticos, de forma ovoide, no circulares, no elípticos, o asimétricos, o patrones que corresponden a la forma del canal de Schlemm o el limbo. En otros ejemplos, el patrón de 360° se interrumpe nasalmente en 10-30° y temporalmente en 10-30°. En algunos ejemplos, los múltiples patrones de tratamiento anular se dirigen a la estructura de salida perilimbal, pars plicata y pars plana.

Algunos ejemplos incluyen además un disipador de calor dispuesto en contacto con el ojo sobre las localizaciones de tratamiento transescleral para conducir el calor fuera de la superficie del ojo. En algunos ejemplos, el disipador de calor comprende una lente de contacto curva colocada sobre la superficie del ojo. En algunos ejemplos, la lente de contacto comprende una lente de contacto refrigerada que se ajusta sustancialmente a la superficie del ojo.

El haz láser tiene una longitud de onda en el infrarrojo cercano de 1,47 mm. En algunos ejemplos, el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación terapéutica son controlados por uno o más de: la potencia del láser, la irradiancia, la velocidad de barrido, la tasa de repetición del ciclo, el número de repeticiones del ciclo, el tamaño del punto y el ciclo de trabajo. En algunos ejemplos, el procesador está configurado para dirigir el haz láser a la localización de tratamiento transescleral en un punto que tiene un diámetro de 500-1000 mm, opcionalmente unos 600 mm. Algunos ejemplos incluyen además un sistema óptico de captura de imágenes para detectar el limbo y/o la unión limbocorneal del sujeto. En algunos ejemplos, el procesador está configurado para identificar las localizaciones de tratamiento transescleral predeterminadas en localizaciones determinadas por la forma del limbo y/o la unión limbocorneal del ojo del sujeto.

Algunos ejemplos incluyen además una interfaz del paciente para acoplar la fuente de láser sin contacto separada del ojo, la interfaz del paciente comprende un separador que mantiene el ojo en una localización sustancialmente fija para la obtención de imágenes y el tratamiento, y el separador mantiene la fuente de láser sin contacto separada y sin contacto con la superficie del ojo. En algunos ejemplos, la interfaz del paciente comprende además un espéculo que se coloca entre los párpados del sujeto para exponer el ojo al haz láser. En otros ejemplos, la interfaz del paciente comprende además un anillo de fijación para una lente de contacto, y el anillo de fijación comprende una cara de sellado elástica, donde el sistema está configurado para mantener una presión negativa entre la lente de contacto y el anillo de fijación para fijar la interfaz del paciente a la superficie del ojo e inmovilizar sustancialmente el ojo del sujeto. En algunos ejemplos, la presión negativa es ajustable. En otros ejemplos, el sistema está configurado para enfriar el separador y/o el anillo de fijación y/o la lente de contacto. En algunos ejemplos, el separador y/o el anillo de fijación comprenden canales de flujo de fluido internos, y el sistema está configurado para introducir un fluido frío a través de los canales de flujo de fluido para enfriar el separador y/o el anillo de fijación y/o la lente de contacto. Algunos ejemplos incluyen además un brazo de posicionamiento para colocar la interfaz del paciente en una localización relativa a la superficie del ojo del sujeto

En algunos ejemplos, cada anillo de la mácula del patrón de tratamiento curvilíneo comprende una pluralidad de puntos de pulso láser uniformemente espaciados y superpuestos, emitidos secuencialmente a lo largo de un círculo completo para producir una zona de tratamiento anular irradiada dentro de cada anillo, donde los puntos de pulso láser se emiten a una velocidad de barrido común para todos los anillos maculares. En algunos ejemplos, los múltiples anillos concéntricos comprenden zonas de tratamiento anulares irradiadas radialmente contiguas en la mácula. En algunos ejemplos, cada anillo concéntrico tiene una anchura de entre 400 mm y 600 mm. En algunos ejemplos, la fuente láser está configurada para producir el haz láser con pulsos en un tiempo de repetición de pulsos comprendido entre 1 y 3 ms, una velocidad de repetición de pulsos de 1000 a 333 pulsos por segundo y una duración de pulso comprendida entre 20 y 500 ms. En algunos ejemplos, la fuente láser está configurada para producir el haz láser con pulsos con un tiempo de repetición de pulsos en el rango de 1,5-2,5 ms, una frecuencia de repetición de pulsos de 666 a 400 pulsos por segundo y una duración de pulsos en el rango de 50-150 ms. En ejemplos seleccionados, la fuente láser está configurada para producir el haz láser con pulsos en un tiempo de repetición de pulsos en el rango de 1,8-2,2 ms, una tasa de repetición de pulsos de 556 a 455 pulsos por segundo, y una duración del pulso en el rango de 80-120 ms. En algunos ejemplos, los anillos comprenden de tres a cinco anillos concéntricos contiguos en la mácula, cada uno de los cuales tiene una anchura sustancialmente igual, y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral comprende tres anillos concéntricos en la esclerótica alrededor del limbo en los radios R1, R2 y R3 que corresponden respectivamente a localizaciones que recubren la vía de salida del humor acuoso primario, el cuerpo ciliar de la pars plicata y la pars plana. En algunos ejemplos, los anillos comprenden cinco anillos contiguos en la esclerótica, cada uno de los cuales tiene una anchura de aproximadamente 500 micras, y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral comprende tres anillos concéntricos en la esclerótica a distancias de aproximadamente 1,5, 2,5 y 3,5 mm de la unión esclerocorneal. En algunos ejemplos, las elevaciones térmicas subletales corresponden a un aumento de la temperatura del tejido diana en los anillos de la mácula a una temperatura no superior a 47 °C, y el haz láser eleva la temperatura del tejido diana en las localizaciones de tratamiento transescleral a una temperatura no superior a 57 °C.

En algunos ejemplos, la fuente láser comprende una primera fuente láser de diodo operable para producir un haz láser pulsado a 810 nm para dirigir a las localizaciones de tratamiento transpupilar, una segunda fuente láser de diodo operable para producir un haz láser de onda continua a 1475 nm para dirigir a las localizaciones de tratamiento transescleral, y al menos un divisor del haz dispuesto para recibir y dirigir el haz a 810 nm y el haz a 1475 nm a lo largo de una trayectoria óptica común para su recepción por el escáner láser. Algunos ejemplos incluyen además un detector acoplado ópticamente al tejido ocular diana y donde las instrucciones almacenadas legibles por ordenador hacen que el escáner láser dirija selectivamente el haz láser a la localización del ojo diana basado en un cambio en una posición del tejido ocular diana detectado con el detector.

Según otro aspecto de la tecnología divulgada, se describen métodos automatizados ab-externo para tratar un ojo en un sujeto. Estos métodos no forman parte de la invención reivindicada e incluyen dirigir la energía láser con una longitud de onda cercana al infrarrojo de aproximadamente 0,5-2,2 mm desde una localización separada del ojo hasta una pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral para ser irradiadas en un patrón de tratamiento predeterminado en una superficie externa del ojo, donde los puntos de tratamiento transescleral se encuentran 0-4 mm posteriores a la unión limbocorneal, y donde la energía láser se dirige repetidamente a las mismas localizaciones de tratamiento transescleral irradiadas en la superficie del ojo, y las localizaciones de tratamiento transescleral se irradian a intervalos suficientes para inducir un preacondicionamiento térmico protector y una bioestimulación terapéutica de uno o más de los tejidos de la malla trabecular y/o del cuerpo ciliar sin fotocoagulación del tejido del ojo.

Algunos ejemplos incluyen además dirigir la energía láser con una longitud de onda cercana al infrarrojo de aproximadamente 0,5-2,2 mm desde la localización separada el ojo a una pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilar para inducir elevaciones térmicas subletales que provocan la biomodulación terapéutica en el tejido ocular diana dentro de un rango de temperatura terapéutica predeterminado, la pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilar incluyen varias combinaciones singulares de (a) un patrón de tratamiento curvilíneo predeterminado en el tejido ocular diana que comprende múltiples anillos concéntricos en la mácula en su alrededor pero no en la zona avascular foveal, (b) un área (i) que rodea la mácula, pero no en la zona avascular foveal, y (ii) el entorno del disco óptico, pero no en el disco óptico ni la semiluna peripapilar adyacente, c) el área que circunda el disco óptico, pero no en el disco óptico ni en la semiluna peripapilar adyacente, o d) un área adyacente a la zona avascular foveal, pero no en el área del paquete papilomacular.

En algunos ejemplos, la dirección de la energía láser a la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral y/o transpupilar se realiza basado en que el sujeto tiene una presión intraocular clínicamente normal y/o presenta ausencia de síntomas o diagnóstico de glaucoma.

La dirección de la energía láser a la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral en los intervalos suficientes para inducir el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación de las estructuras diana que provocan respuestas biomecánicas y bioquímicas está configurada para reducir la presión intraocular del ojo. De acuerdo con la invención, el dirigir de la energía láser incluye en una irradiancia seleccionada y una velocidad de barrido que aumenta la temperatura de las capas esclerales externas de 200 milímetros a la temperatura aprox. de 43-45 °C.

En algunos ejemplos, la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral están desviadas radialmente hacia fuera a una distancia sustancialmente uniforme desde la unión limbocorneal o limbo para contornear el patrón de tratamiento a la anatomía del ojo del sujeto. En algunos ejemplos, las localizaciones de tratamiento transescleral se encuentran en un patrón anular de 360° posterior a la unión limbocorneal, y la energía láser se dirige a una serie de localizaciones de tratamiento transescleral previamente identificadas en la superficie del ojo durante un primer ciclo de tratamiento, y durante un ciclo de tratamiento posterior la energía láser se dirige a las mismas localizaciones de tratamiento transescleral previamente identificadas, para lograr una elevación térmica cíclica precisa del tejido escleral subyacente a las localizaciones de tratamiento transescleral previamente identificadas a intervalos de tiempo con relajación térmica del tejido irradiado entre los ciclos de tratamiento. En algunos ejemplos, cada ciclo de tratamiento se realiza durante un tiempo que consigue la relajación térmica espaciando la irradiación de las localizaciones de tratamiento transescleral a intervalos suficientes para que un tiempo de exposición y un tiempo de relajación produzcan un historial tiempo-temperatura previsto. En algunos ejemplos, la misma localización de tratamiento transescleral se irradia a intervalos que producen un factor de trabajo, correspondiente a la relación entre el tiempo de exposición activa ON / (exposición activa tiempo de relajación OFF), en el rango de 2 - 50 %. En algunos ejemplos, la misma localización de tratamiento transescleral se irradia a intervalos de unos 10-300 ms, opcionalmente unos 100-200 ms. En algunos ejemplos, el patrón de tratamiento predeterminado al que se dirige la energía láser se localiza aproximadamente 1,5 mm posterior a la unión limbocorneal. En algunos ejemplos, el patrón de tratamiento predeterminado al que se dirige la energía láser comprende múltiples patrones de tratamiento anular, y donde los múltiples patrones de tratamiento anular están espaciados aproximadamente 1,5 mm, 2,5 mm y 3,5 mm posteriores a la unión limbocorneal, y donde los múltiples patrones de tratamiento anular comprenden uno o más de los patrones circulares, ovalados, elípticos, de forma ovoide, no circulares, no elípticos o asimétricos, o patrones que corresponden a la forma de la unión limbocorneal o del limbo. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige a un patrón de tratamiento predeterminado de 360° que se interrumpe nasalmente por 10-30° y temporalmente por 10-30°. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige a localizaciones de tratamiento transescleral en múltiples patrones de tratamiento anular que se dirigen a la estructura de salida perilimbal, la pars plicata y la pars plana.

Algunos ejemplos incluyen además disponer un disipador de calor en contacto con el ojo sobre las localizaciones de tratamiento transescleral para conducir el calor fuera de la superficie del ojo. En algunos ejemplos, disponer el disipador de calor comprende una lente de contacto curva colocada sobre la superficie del ojo. En algunos ejemplos, disponer la lente de contacto en el ojo comprende disponer una lente de contacto fría que se ajusta sustancialmente a la superficie del ojo. En algunos ejemplos, la lente de contacto se enfría in situ en la superficie del ojo. La energía láser tiene una longitud de onda en el infrarrojo cercano de 1,47 mm. En algunos ejemplos, el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación terapéutica se controlan mediante uno o más de los siguientes: potencia del láser, irradiancia, velocidad de barrido, tasa de repetición de ciclos, número de repeticiones de ciclos, tamaño del punto y ciclo de trabajo. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige a la localización de tratamiento en un punto que tiene un diámetro de 500-1000 mm, opcionalmente de unos 600 mm. Algunos ejemplos incluyen además la detección del limbo y/o la unión limbocorneal del sujeto con un sistema óptico de captura de imágenes. En algunos ejemplos, las localizaciones de tratamiento transescleral predeterminadas están determinadas por la forma del limbo y/o la unión limbocorneal del ojo del sujeto.

Algunos ejemplos incluyen además la separación del láser sin contacto del ojo con una interfaz del paciente, la interfaz del paciente comprende un separador que mantiene el ojo en una localización sustancialmente fija para la captura de imágenes y el tratamiento, y el separador mantiene una fuente de energía láser sin contacto, configurada para producir la energía láser, separada de la superficie del ojo y sin contacto con la misma. En algunos ejemplos, la interfaz del paciente comprende además un espéculo que se coloca entre los párpados del sujeto para exponer el ojo a la energía láser, y el espéculo se coloca entre los párpados para exponer la esclerótica del sujeto. En algunos ejemplos, la interfaz del paciente comprende además un anillo de fijación para una lente de contacto, y el anillo de fijación comprende una cara de sellado elástica, y el anillo de fijación se coloca contra el ojo del sujeto y se aplica aspiración entre la lente de contacto y el ojo para crear presión negativa y fijar el anillo de fijación al ojo e inmovilizar sustancialmente el ojo del sujeto. En algunos ejemplos, la presión negativa es ajustable. En algunos ejemplos, el separador y/o el anillo de fijación y/o la lente de contacto se enfrían mientras se lleva a cabo el método. En algunos ejemplos, el separador y/o el anillo de fijación se enfrían introduciendo un fluido refrigerante a través de los canales de flujo de fluido internos en el separador y/o el anillo de fijación y/o la lente de contacto. Algunos ejemplos incluyen además el posicionamiento de la interfaz del paciente en una localización de tratamiento relativa a la superficie del ojo del sujeto con un brazo de posicionamiento.

En algunos ejemplos, la energía láser se dirige en el patrón curvilíneo para formar zonas de tratamiento anulares concéntricas contiguas a diferentes radios de la zona avascular foveal. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige en el patrón curvilíneo en la mácula a través de todos los anillos maculares a una velocidad de barrido común de modo que para cada anillo macular una pluralidad de puntos de pulso láser uniformemente espaciados y superpuestos se aplica secuencialmente a lo largo de un círculo completo para producir una zona de tratamiento anular irradiada dentro de cada anillo. En varios ejemplos, la energía láser se dirige a los anillos para suministrar una energía láser total en el rango de 50 mJ a 12 J en un área de 20 cm2 a 30 cm2 a una potencia de pulso pico en el rango de 100 mW a 2 W. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige a entre tres y cinco anillos concéntricos contiguos en la mácula, teniendo cada anillo una anchura sustancialmente igual, y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral comprende tres anillos concéntricos en la esclerótica alrededor del limbo en los radios R1, R2 y R3 que corresponden respectivamente a localizaciones que recubren la vía de salida acuosa primaria, el cuerpo ciliar de la pars plicata y la pars plana. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige a cinco anillos contiguos en la esclerótica, cada uno de los cuales tiene una anchura de aproximadamente 500 micras, y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral comprende tres anillos concéntricos en la esclerótica a distancias de aproximadamente 1,5, 2,5 y 3,5 mm de la unión esclerocorneal. En algunos ejemplos, las elevaciones térmicas subletales corresponden a un aumento de la temperatura del tejido diana en los anillos de la mácula a una temperatura no superior a 47 °C, y el haz láser eleva la temperatura del tejido diana en las localizaciones de tratamiento transescleral a una temperatura no superior a 57 °C.

En algunos ejemplos, la energía láser dirigida a las localizaciones de tratamiento transpupilar comprende un haz láser pulsado a 810 nm, la energía láser dirigida a las localizaciones de tratamiento transescleral comprende un haz láser de onda continua a 1475 nm, y donde las energías láser se dirigen a lo largo de una trayectoria óptica común desde al menos un divisor de haz. Algunos ejemplos incluyen además la detección de una posición del tejido ocular diana y donde la dirección de la energía láser se ejecuta con un escáner láser basado en la posición detectada. Algunos ejemplos incluyen además la detección de una posición de la zona avascular foveal y/o del disco óptico del sujeto. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige en el patrón curvilíneo a una velocidad de barrido circunferencial constante de entre 1,5 mm/s y 2 mm/s que produce un solapamiento pulso a pulso del 99 % o superior. En algunos ejemplos, la energía láser se dirige transpupilarmente con un tiempo de repetición de pulsos de 2 ms y una duración de pulsos de 100 ms. En ejemplos representativos, el patrón curvilíneo está configurado para abordar células del epitelio pigmentario de la retina (EPR). Según otro aspecto de la tecnología divulgada, los conjuntos de interfaz de paciente para acoplar un dispositivo de tratamiento láser a un ojo que se va a tratar con el dispositivo de tratamiento láser, incluyen un portalente configurado para retener un disipador de calor de la lente de contacto contra el ojo, donde el portalente incluye canales de refrigeración internos que se comunican con puertos de entrada y salida de flujo de fluido, y un separador acoplable al portalente para mantener una salida láser a una distancia separada del disipador de calor de la lente de contacto. Algunos ejemplos incluyen además un anillo de sellado elástico en el portalente que se extiende alrededor de la lente de contacto para crear una cámara de sellado entre la lente de contacto y el ojo para retener el portalente contra un ojo cuando se aplica una aspiración a la cámara de sellado, y la cámara de sellado se comunica con un puerto de aspiración. En algunos ejemplos, la lente de contacto comprende una lente de contacto con una abertura central para permitir que el aire pase a la cámara de sellado mientras se mantiene la presión negativa en la cámara de sellado. Algunos ejemplos incluyen además un espéculo, donde el espéculo comprende unas mordazas que sostienen las palas de los párpados opuestos en una relación separada, y las palas están configuradas para encajar alrededor del portalente y retenerlo. Algunos ejemplos incluyen además un sistema de triangulación láser para la visualización de la lente de contacto mediante una cámara de enfoque Z. Algunos ejemplos incluyen además un posicionador X-Y-Z para disponer la interfaz del paciente con el anillo de sellado del portalentes contra el ojo del sujeto, y el separador acoplado al portalente.

Según otro aspecto de la tecnología divulgada, las interfaces del paciente para acoplar un dispositivo de tratamiento láser a un ojo que se va a tratar con el dispositivo de tratamiento láser, incluyen un separador, como un separador frustocónico, que se estrecha desde una primera cara ampliada a una segunda cara más pequeña, y una fuente de emisión láser transportada por el cono y separada de la segunda cara más pequeña, un collar portalente que se estrecha desde una primera cara más grande para acoplarse con la segunda cara del separador hasta una segunda cara más pequeña que está circunscrita por un anillo elástico de fijación al paciente para formar un sello contra el ojo que se va a tratar, donde el collar comprende un conducto interno de fluido refrigerante, un puerto de entrada y un puerto de salida para hacer circular fluido refrigerante a través del collar, una lente de contacto disipadora de calor sujeta en el collar por encima del anillo de fijación para formar una cámara de aspiración entre la lente de contacto y el ojo cuando el collar está acoplado contra el ojo del sujeto, y un puerto de aspiración que comunica con la cámara de aspiración. A modo de ejemplo, métodos de acoplamiento de los dispositivos de tratamiento láser a un ojo que se va a tratar con un dispositivo de tratamiento láser, dichos métodos no forman parte de la invención reivindicada, e incluyen insertar las palas del espéculo en el ojo para separar los párpados y exponer la esclerótica, retener el portalente entre las palas del espéculo y, opcionalmente, aspirar aire de la cámara de sellado, activar el posicionador X-Y-Z para acoplar el separador al portalente, e introducir líquido refrigerante a través de los canales de refrigeración internos del portalente introduciendo el líquido refrigerante a través del orificio de entrada de fluido y saliendo por el orificio de salida de fluido. Algunos ejemplos incluyen además la visualización de la lente de contacto y el ojo con un software de visualización óptica. Algunos ejemplos incluyen además la visualización de la retina del ojo con un software de visualización óptica. Algunos ejemplos incluyen además realizar un tratamiento con láser de la esclerótica y/o retina a través de la interfaz del paciente, con el láser mantenido en una relación separada con la esclerótica.

El resumen anterior describe varios aspectos de los sistemas y dispositivos que se describen con más detalle a lo largo de esta especificación. El resumen se aporta a efectos de comodidad del lector y no limita el alcance de ninguna de las reivindicaciones. Lo anterior y otros objetos, características y ventajas de la tecnología divulgada se harán más evidentes a partir de la siguiente descripción detallada, que procede con referencia a las figuras adjuntas.

La invención viene definida por las reivindicaciones.

Breve descripción de las ilustraciones

La FIG. 1 ilustra esquemáticamente la trabeculoplastia láser transcorneal tradicional de la técnica anterior utilizando un sistema de administración láser de lámpara de hendidura y una lente de gonioscopía de contacto corneal para visualizar y dirigir el haz láser ab-interno en la malla trabecular pigmentada (MT) por debajo de la línea de Schwalbe (LS) en el ángulo de la cámara anterior del ojo. Las FIGS 2A y 2B ilustran esquemáticamente un ejemplo de un método de trabeculoplastia láser transescleral que no forma parte de la invención reivindicada y que dirige la energía láser a la superficie del ojo sin entrar en contacto con dicha superficie. Un haz láser se dirige ab-externo a la zona perilimbal a través de la unión esclerocorneal sobre las estructuras de la vía de salida. La FIG. 3 ilustra esquemáticamente la anatomía de la unión esclerocorneal delimitada anteriormente por la unión limbocorneal y posteriormente por la unión esclerolimbal. Las FIGS. 4A y 4B son ilustraciones esquemáticas que muestran una o más localizaciones de patrones de tratamiento generalmente anulares con diversos radios R1, R2 y R3 a los que puede dirigirse el láser transescleral en el ojo. EO es el eje óptico del ojo. La FIG. 4C es una vista frontal del ojo, que ilustra esquemáticamente un patrón de tratamiento de irradiación láser que se dirige a la región de la unión esclerocorneal para reducir la PIO. El patrón arqueado se interrumpe nasal y temporalmente; los arcos superior e inferior ilustrados son continuos en el sentido de que no tienen interrupción interna de ninguno de los arcos. La FIG. 4D es una vista similar a la FIG. 4C pero ilustrando un patrón de tratamiento de irradiación láser dirigido continuamente a la región perilimbal sin las interrupciones nasal y temporal. La FIG. 4E es una vista frontal del ojo similar a la FIG. 4C pero muestra múltiples patrones anulares con energía láser dirigida a la región de la unión esclerocorneal en las localizaciones R1, R2 y R3 para reducir la PIO. Los arcos tienen el eje óptico como centro común de curvatura, pero están espaciados a diferentes distancias posteriores al limbo externo y, por tanto, desde el centro del eje óptico. La FIG. 4F ilustra el método de aplicación de la energía láser transescleral en el ojo sin entrar en contacto con la superficie del ojo. Las FIGS. 4G, 4H, 4I y 4J ilustran ejemplos de un ciclo del tratamiento cíclico. La FIG. 4K ilustra esquemáticamente localizaciones angulares alrededor de los ojos derecho e izquierdo. La FIG. 4L ilustra esquemáticamente un ángulo entre el eje óptico del ojo y el haz láser incidente en la superficie del ojo. La FIG. 4M ilustra esquemáticamente el movimiento continuo del haz láser a medida que se desplaza a lo largo de un patrón de tratamiento anular y a través de una lente de contacto para inducir una onda de calor en la esclerótica. Las FIGS. 4N, O y P ilustran esquemáticamente la propagación, acumulación y relajación tridimensional del calor en la pared escleral a medida que un láser sin contacto dirigido a la superficie escleral se mueve rápidamente por la esclerótica. Las FIGS. 4Q, R, S, T, U, V, W y X son una ilustración bidimensional del avance y retroceso de la onda térmica a través de la pared escleral. Las FIGS 4Y y 4Z son gráficos que ilustran el efecto de la velocidad del láser y el ciclo de trabajo sobre la temperatura máxima del tejido. La FIG. 5A es una vista en perspectiva de una interfaz del paciente para estabilizar y enfriar el ojo durante el procedimiento transescleral. La FIG. 5B es una vista transversal de la interfaz del paciente que ilustra una lente de contacto de grafeno sujeta por un portalente que enfría la lente y permite el contacto por aspiración entre el portalente y el ojo. También se ilustra la triangulación láser para la visualización con cámara de enfoque Z. La FIG. 5C es una vista en perspectiva inferior de la interfaz del paciente, que muestra la lente de contacto de grafeno rodeada por un elemento de sellado de silicona. La FIG. 6A es una vista en perspectiva del espéculo; la FIG. 6B es una vista en perspectiva de una realización del portalente de la lente de contacto retenido dentro del espéculo; y la FIG. 6C es una vista en sección transversal aislada del portalente de la lente de contacto con un canal de refrigeración interno para hacer circular líquido refrigerante y enfriar la lente de contacto. La FIG. 6D es una vista despiezada del cono de interfaz, el portalente y el espéculo. La FIG. 6E es una vista ampliada en sección lateral del portalente mostrando la lente de contacto abovedada sobre la cámara de aspiración. La FIG. 7A ilustra el espéculo tal y como se colocaría en el ojo de un sujeto para exponer la esclerótica para el procedimiento transescleral. La FIG. 7B ilustra esquemáticamente la interfaz del paciente montada en el ojo. Típicamente, la interfaz se insertaría en el ojo de una persona recostada, pero a efectos ilustrativos se muestra una vista en perspectiva. La FIG.

8A es una vista en sección transversal que ilustra la interfaz del paciente acoplada al ojo de un sujeto recostado con energía láser dirigida al ojo. La FIG. 8B es una vista esquemática de un escáner 3D para obtener imágenes de la parte frontal de un ojo para el tratamiento y/o posicionamiento de la interfaz del paciente. La FIG. 9A es una vista lateral de una caja de control para la interfaz del paciente, y una fuente de líquido refrigerante. La interfaz del paciente incluye un cono láser que se proyecta desde la cara inferior de la caja de control y está conectado a un portalente y a un espéculo. Un tubo conecta la fuente de líquido refrigerante con la interfaz para enfriar la lente. La FIG. 9B es una vista en perspectiva de la caja de control de la FIG. 9A, que ilustra las abrazaderas del tubo que reducen la tensión en la punta/inclinación del portalente de la lente de contacto, e ilustra más claramente los tubos de entrada y salida del líquido refrigerante, y el tubo de control de la aspiración que se comunica con la cámara de aspiración. La FIG. 9C es una vista en perspectiva de un brazo de control para posicionar y acoplar la interfaz del paciente con el ojo del sujeto. Las FIGS. 10A y 10B son diagramas esquemáticos de un sistema automatizado controlado por ordenador para el método de tratamiento, que no forma parte de la invención. La FIG. 11 muestra una imagen de un ojo tomada por una cámara después de acoplar la interfaz del paciente y el sistema al ojo, de acuerdo con las realizaciones, con una imagen del limbo ilustrada en el ojo. La localización del limbo ayuda a identificar la unión esclerocorneal o limbocorneal. El borde anterior del limbo es la unión limbocorneal. La FIG. 12A muestra un esquema de captura de imágenes que puede utilizarse para estimar la forma del limbo y la unión esclerocorneal o limbocorneal. La FIG. 12B es un diagrama de flujo de un método de ejemplo de captura de imágenes y determinación de las localizaciones de tratamiento. Las FIGS.

13A-13D muestran un proceso de ejemplo para generar un patrón de tratamiento basado en una o más localizaciones del limbo y la unión esclerocorneal. La FIG. 14 es un diagrama de flujo de un método para determinar una localización de tratamiento diana. La FIG. 15 es una vista esquemática en perspectiva, y parcialmente transversal, de un ojo humano. La FIG. 16 es una imagen fotográfica del fondo de ojo que incluye la retina central mostrando la mácula, la zona avascular de la fóvea (FAZ) y la foveola en el centro de la imagen. La FIG. 17A es una imagen de la retina similar a la imagen de la FIG. 16 pero mostrando las regiones diana para la fotoestimulación láser panmacular no dañina vista a través de la pupila. Una sección transversal de la mácula se muestra en la parte inferior de la FIG. 4A e ilustra el grosor variable de la mácula desde sus zonas centrales a las periféricas. La FIG. 17B es un esquema de una retina similar a la FIG. 17A pero incluyendo un ejemplo de un patrón de barrido del haz láser circular. Las FIGS. 18A-18G es una serie de imágenes retinales similar a la FIG. 17B, que ilustra los patrones de irradiación de la retina durante el tratamiento posterior de fotoestimulación panmacular con láser. La FIG. 19 es un esquema que muestra las localizaciones relativas de los puntos láser con respecto a la zona avascular de la fóvea central (FAZ) aplicada para realizar un tratamiento de fotoestimulación central de la retina. La FIG. 20 es un gráfico que ilustra un ejemplo de gradientes de calentamiento de la retina durante el tratamiento. La FIG. 21 es un esquema de un ejemplo de sistema óptico de captura de imágenes y barrido. La FIG. 22 es un esquema de un ejemplo de patrón de barrido de tratamiento que trata tanto la esclerótica como la retina. La FIG. 23 es un diagrama de flujo de un método de ejemplo de tratamiento, dicho método no forma parte de la invención. Las FIGS. 24A-24C ilustran áreas retinianas y patrones de tratamiento láser a modo de ejemplo. La FIG.

25 es un esquema de un ejemplo de aparato de tratamiento por láser. DESCRIPCIÓN DETALLADA Términos

Tal como se utilizan en esta solicitud y en las reivindicaciones, las formas singulares "un/una", "uno" y "el/la" incluyen las formas plurales salvo que el contexto dicte claramente lo contrario. Además, el término "incluye" significa "comprende". Además, el término "acoplado" no excluye la presencia de elementos intermedios entre los elementos acoplados.

Los sistemas, aparatos y métodos aquí descritos no deben interpretarse como limitativos en modo alguno. Más al contrario, la presente divulgación se dirige a todas las características y aspectos novedosos y no obvios de las diversas realizaciones divulgadas, solas y en diversas combinaciones y subcombinaciones entre sí. Los sistemas, métodos y aparatos divulgados no se limitan a ningún aspecto o característica específicos o combinaciones de los mismos, ni requieren que se presenten una o más ventajas o problemas específicos. Cualquier teoría de operación es para facilitar la explicación, pero los sistemas, métodos y aparatos divulgados no se limitan a tales teorías de operación.

Aunque las operaciones de algunos de los métodos divulgados se describen en una secuencia particular para una presentación conveniente, debe entenderse que esta forma de descripción abarca la redisposición, salvo que se requiera un orden particular por el lenguaje específico establecido a continuación. Por ejemplo, las operaciones descritas secuencialmente pueden, en algunos casos, redisponerse o realizarse simultáneamente. Además, en aras de la simplicidad, las figuras adjuntas pueden no mostrar diversas formas en que los sistemas, métodos y aparatos divulgados pueden utilizarse junto con otros sistemas, métodos y aparatos.

Con referencia a la anatomía del ojo, "anterior" se refiere a la parte delantera del ojo, hacia el polo anterior. "Posterior" se refiere a la parte posterior del ojo, hacia el polo posterior.

Un patrón de tratamiento "contorneado por el limbo" se refiere al tratamiento de localizaciones en la superficie del ojo que imitan el contorno del limbo de ese ojo. El patrón de tratamiento puede estar en el propio limbo, o separado posterior a la unión limbocorneal, pero conservando el contorno limbal del paciente específico que se está tratando.

Una "fuente láser sin contacto" se refiere a una fuente láser (por ej., que incluye uno o más diodos con la misma o diferentes longitudes de onda, óptica de división de haz, óptica de conformación del haz, componentes de escáner óptico, etc.) que produce un haz láser que se dirige a la diana prevista y que no tiene partes en contacto con la superficie diana irradiada por la fuente láser. Por ejemplo, en una fuente láser sin contacto, el haz láser no se emite desde una sonda en contacto con la superficie irradiada. El "eje óptico" del ojo es la línea recta que pasa por el centro geométrico de la córnea y el punto nodal (central) del ojo.

La "bioestimulación terapéutica" se refiere a la estimulación de mecanismos biológicos que logran un efecto terapéutico (como la disminución de la PIO o la mejora del trofismo en la retina).

Por "preacondicionamiento térmico" se refiere al calentamiento leve preliminar de un tejido para protegerlo de daños térmicos y hacerlo más resistente a temperaturas aún más elevadas. Sin entrar en teorías, se cree que el calentamiento leve inicial ("hipertermia") induce proteínas de choque térmico que minimizan el plegamiento o promueven el replegamiento productivo de células aún viables, como células estresadas pero no dañadas letalmente por la irradiación láser.

Los patrones de tratamiento pueden tener diversas formas. Un patrón circunferencial rodea una estructura curva, como el limbo, por ejemplo en forma curva o poligonal. Un patrón "anular" rodea una estructura de referencia (como el limbo o la zona avascular foveal) y generalmente tiene forma de anillo/oval.

Las referencias a las dimensiones de la mácula, y la fóvea relacionada, la zona avascular foveal (FAZ), el umbo, la perifovea, la parafovea, etc., se refieren a las características anatómicas retinianas del ojo humano típico. Introducción

Un sistema automatizado ab-externo transescleral de administración fototérmica láser baja presión intraocular al irradiar un ojo en un sujeto desde una fuente de energía láser sin contacto que está configurada para dirigir la energía láser desde una localización separada del ojo. En los ejemplos divulgados, la energía láser tiene una longitud de onda de infrarrojo cercano de 0,8-2,2 mm o 1-2,2 mm, como de 1,0 a 1,7 mm, por ejemplo una longitud de onda de aproximadamente 0,80-0,85 mm o una longitud de onda de aproximadamente 1,4-1,6 mm. En algunas realizaciones divulgadas, la longitud de onda es de 1,47 mm. Un procesador puede estar configurado con instrucciones para dirigir la energía láser a una pluralidad de localizaciones de tratamiento irradiadas en un patrón de tratamiento predeterminado en una superficie externa del ojo. Las localizaciones de tratamiento son, por ejemplo, 0-5 mm (1-5 mm) anterior o 0-4 mm (1-4 mm) posterior a la unión limbocorneal, y la energía láser se dirige repetidamente a las mismas localizaciones de tratamiento irradiadas del ojo. Las localizaciones de tratamiento se irradian a intervalos de tiempo que inducen el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación terapéutica de una o más estructuras del ojo, es decir, la malla trabecular y/o el cuerpo ciliar para reducir la PIO.

Un sistema de administración de energía acoplado a la fuente de energía y al procesador está configurado para suministrar repetidamente la energía específicamente a la pluralidad de localizaciones de tratamiento irradiadas predeterminadas en el patrón de tratamiento predeterminado en los intervalos que inducen el preacondicionamiento térmico protector, la propagación de una onda de calor a la estructura diana más profunda en el ojo, y la hipertermia y bioestimulación de las estructuras diana. Sin ceñirnos a la teoría, se cree que estos efectos fototérmicos activan cascadas biológicas celulares que inducen respuestas biomecánicas y bioquímicas, como la modificación de la matriz extracelular, que en última instancia disminuyen la presión intraocular sin fotocoagulación ni destrucción del tejido.

Un procesador está configurado con instrucciones para suministrar repetidamente la energía específicamente a la pluralidad de localizaciones de tratamiento irradiadas. La irradiación de la energía láser y una velocidad de barrido con la que la energía láser se desplaza por el patrón de tratamiento aumentan la temperatura de las capas esclerales externas de 200 mm hasta una temperatura de unos 43 45 °C. El aumento de la temperatura del tejido es, por ejemplo, no superior a 8 o 10 °C por encima de la temperatura basal del tejido. La temperatura pico del tejido está por debajo de una temperatura de coagulación del tejido irradiado. El procesador puede estar configurado con instrucciones para recibir una entrada correspondiente a una localización de la unión limbocorneal o limbo del sujeto y determinar la pluralidad de localizaciones de tratamiento en respuesta a la entrada. Las localizaciones de tratamiento están desviadas radialmente hacia fuera desde la localización de entrada correspondiente a la unión limbocorneal o limbo para contornear el patrón de tratamiento a la anatomía del ojo del sujeto y lograr una administración personalizada de la onda de calor a las estructuras más profundas diana.

En algunos ejemplos, las localizaciones de tratamiento están dentro de un patrón de 360° posterior a la unión limbocorneal. Las localizaciones de tratamiento pueden ser coextensivas con el patrón de tratamiento de 360°, o sólo a lo largo de porciones del patrón de tratamiento (por ejemplo en múltiples arcos o puntos en el patrón de tratamiento). El procesador dirige la energía láser a una serie de localizaciones de tratamiento preidentificadas en la superficie del ojo durante un primer ciclo de tratamiento, y durante uno o más ciclos de tratamiento posteriores (ciclos repetidos) dirige la energía láser a la misma localización de tratamiento preidentificada o a un subconjunto de la misma. La elevación térmica cíclica precisa del tejido escleral subyacente a las localizaciones de tratamiento preidentificadas a intervalos de tiempo induce ciclos de elevación/relajación térmica del tejido irradiado que se producen entre los ciclos de tratamiento y la propagación de la onda térmica a estructuras diana más profundas en el ojo.

En algunas realizaciones, el procesador ajusta la velocidad de cada ciclo de tratamiento para lograr la relajación térmica espaciando la irradiación de las localizaciones de tratamiento a intervalos que producen un historial de tiempo-temperatura previsto. Por ejemplo, el intervalo entre la irradiación de la misma localización de tratamiento produce un factor de trabajo, (la relación entre el tiempo ON de exposición activa/[exposición activa tiempo OFF de relajación]), en el rango 2-50 %. En algunos ejemplos, el intervalo entre irradiaciones de la misma localización de tratamiento es de unos 10-300 ms, por ejemplo 100-200 ms. Sin embargo, el intervalo de tiempo entre irradiaciones de una localización de tratamiento específica puede variar dependiendo de otros parámetros.

En algunos ejemplos, el patrón de tratamiento predeterminado se extiende a través de la totalidad o de una porción de un patrón circunferencial o anillo de 360° guiado por el limbo que se sitúa aproximadamente 1 1,5 mm posterior a la unión limbocorneal. Aunque se hace referencia a patrones de tratamiento generalmente anulares, el patrón de energía puede administrarse en muchas configuraciones, por ejemplo, una porción de un anillo, un polígono o un tratamiento intermitente a lo largo de un patrón generalmente circunferencial. En un ejemplo, el patrón de tratamiento se extiende a través de un arco de 120°. Otros patrones de tratamiento predeterminados pueden extenderse a través de una forma generalmente anular de unos 2 mm a 3 mm y/o de 3 mm a 4 mm posterior a la unión limbocorneal. Dado que el limbo y la unión limbocorneal pueden no ser circulares, una pauta espaciada a una distancia fija de la unión limbocorneal a 360° imitará la forma del limbo y la unión limbocorneal. Los patrones guiados por el limbo pueden ser, por ejemplo, ovoides, elípticos, generalmente arqueados con segmentos no arqueados, o de forma irregular pero rodeando el limbo. Un patrón de tratamiento proporciona una platilla en la que las localizaciones de tratamiento pueden localizadas, y las localizaciones de tratamiento del patrón de tratamiento pueden ser contiguas (en un patrón continuo) o no contiguas (localizaciones de tratamiento espaciadas como puntos o arcos dispuestos a intervalos alrededor del patrón de tratamiento).

El patrón de tratamiento predeterminado puede ser uno o más patrones de tratamiento que se dirigen de forma específica y/o diferente a las vías de producción y salida del humor acuoso, como el cuerpo ciliar y la malla trabecular. En algunos ejemplos, los anillos están espaciados aproximadamente 1,5 mm, 2,5 mm y 3,5 mm posterior a la unión limbocorneal para dirigirse a las vías de salida en 1,5 mm, la pars plicata en 2,5 mm y la pars plana en 3,5 mm. El patrón de 360° puede interrumpirse para evitar estructuras anatómicas dentro del ojo que podrían resultar dañadas por la irradiación. Por ejemplo, el patrón se interrumpe nasal y temporalmente, como por 10-30° nasalmente y/o 10-30° temporalmente. En algunos ejemplos, se coloca un disipador de calor, como una lente de contacto curva, en contacto con el ojo sobre las localizaciones de tratamiento para conducir el calor externamente fuera de la superficie tratada del ojo. La lente puede ser una lente fría que se ajusta sustancialmente a la superficie del ojo, y que se enfría previamente o in situ mientras se aplana sobre la superficie del ojo.

El preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación terapéutica pueden controlarse mediante la potencia, irradiancia, velocidad de barrido, frecuencia de repetición de ciclos, número de repeticiones de ciclos, tamaño del punto y ciclo de trabajo del láser. Por ejemplo, el procesador está configurado para dirigir la energía láser a la localización de tratamiento en un punto con un diámetro de 500-1000 mm, por ejemplo unos 600 mm. El sistema también puede incluir un sistema de imágenes ópticas para detectar el limbo y/o la unión limbocorneal del sujeto. El procesador puede estar configurado para identificar las localizaciones de tratamiento predeterminadas en función de la forma y el tamaño del limbo y/o de la unión limbocorneal del ojo del sujeto. Las localizaciones de 360° identificadas por el procesador pueden ser circulares, ovaladas, elípticas, ovoides, no circulares, no elípticas, asimétricas u otras formas determinadas por la anatomía de un limbo individual. El contorno anular modelado por la forma del limbo o de la unión limbocorneal es, en efecto, una versión más grande (como de mayor diámetro) del limbo o de la unión limbocorneal del sujeto específico que se está tratando.

Las realizaciones divulgadas del presente método aplican energía láser transescleralmente, por ejemplo energía láser infrarroja cercana (como la de un láser IR de 1,475 mm), con baja dispersión. El láser puede ser un láser infrarrojo de onda continua (OC). La energía láser interactúa con células que contienen agua en la esclerótica superficial (por ejemplo, a una profundidad de 200-500 mm por debajo de la superficie de la esclerótica) en lugar de interactuar principalmente con células pigmentadas en estructuras oculares más profundas, como la malla trabecular. Cuando el agua de las células absorbe la energía láser en la esclerótica superficial, se crea una elevación térmica y se ven afectadas las cascadas de transducción celular en las estructuras oculares más profundas. La energía láser puede aplicarse de forma repetitiva y específica en las mismas localizaciones de tratamiento a intervalos espaciados en el tiempo por el periodo de un ciclo de tratamiento para generar una onda de calor en cada localización de tratamiento que se propaga tridimensionalmente o 360° esféricamente hacia capas esclerales más profundas y hacia las estructuras del tracto de salida del humor acuoso y/o el cuerpo ciliar. La administración de energía alcanza un umbral terapéutico de fotoestimulación mediante un aumento fototérmico suave que evita complicaciones, como las asociadas a las quemaduras de ALT o a la interacción de cavitación de SLT. Este método evita la necesidad de dirigir el láser mediante gonioscopía a la malla trabecular del ángulo iridocorneal (FIG. 1) y evita los inconvenientes iatrogénicos de mover una sonda de contacto sobre la superficie del ojo. El procedimiento también puede realizarse con anestesia tópica y sin bloqueo peri-retrobulbar. En una realización divulgada, el láser irradia continuamente un patrón de tratamiento de 360°, o porciones del patrón, en sentido horario, comenzando en 0° y moviéndose en una dirección a través de 360° antes de comenzar y repetir el ciclo de nuevo. Un ciclo de este tipo podría proceder alternativamente en sentido antihorario o 'ping pong' alrededor de localizaciones no adyacentes en el patrón de tratamiento para completar el ciclo. Por ejemplo, un punto láser de un diámetro especificado puede irradiar secuencialmente el patrón diana en forma de 'ping pong' a 0°, 180°, 10°, 190°, 20°, 200°, 30°, 210°, 40°, 220°, etc. a través de un patrón completo de 360° para formar un patrón continuo o discontinuo. En algunos ejemplos divulgados, cada ciclo irradia localizaciones de tratamiento seleccionadas, y todas las localizaciones de tratamiento pueden irradiarse antes de proceder al siguiente ciclo. La pluralidad de localizaciones de tratamiento en el patrón puede corresponder a un ángulo dentro de un intervalo de unos 30° a unos 360° alrededor de una esclerótica del ojo, por ejemplo dentro de un rango de unos 90° a unos 360°, dentro de un rango de unos 90° a unos 150, 160, 170 o 180°, o dentro de un rango de unos 180° a unos 360°. Una pluralidad de localizaciones de tratamiento puede corresponder a un ángulo de aproximadamente 30°, unos 45°, unos 60°, unos 75°, unos 90°, unos 150°, unos 180°, unos 270°, o unos 360°.

El patrón de tratamiento puede ser un patrón de tratamiento continuo, como un anillo que forma una curva ininterrumpida, o un patrón de tratamiento discontinuo con espacios entre "rayas" o "puntos" de tratamiento a lo largo del patrón de tratamiento. El patrón de tratamiento puede ser una pluralidad de patrones de tratamiento, y la pluralidad de patrones puede estar superpuesta o no superpuesta. Por ejemplo, la pluralidad de anillos puede solaparse para generar un anillo de tratamiento con una anchura mayor que el tamaño del punto del haz de energía láser. Los anillos no superpuestos tendrán una distancia radial predeterminada entre cada uno de los patrones de tratamiento. Por ejemplo, cada patrón de tratamiento no superpuesto puede estar a una distancia fija diferente de la unión limbocorneal, de modo que cada uno de los patrones sea un patrón guiado por el contorno del limbo de diferente circunferencia.

En algunos ejemplos, la velocidad de barrido del movimiento circunferencial del láser alrededor del patrón de tratamiento para tratar todas las localizaciones de tratamiento determina el intervalo entre irradiaciones de cada localización de tratamiento en el anillo. El movimiento del láser durante el intervalo entre irradiaciones repetitivas de una localización de tratamiento específica fracciona la administración de energía a cada localización de tratamiento para permitir la relajación térmica entre la irradiación de cada localización de tratamiento. La energía total suministrada a cada localización de tratamiento puede determinarse en parte por el número de ciclos, siendo la energía total un producto del número de ciclos por la energía aplicada por ciclo. Descripción detallada de las realizaciones ilustradas (FIGS. 2-4)

Las realizaciones detalladas del método y sistema se describen con referencia a las ilustraciones. La FIG.

2A ilustra esquemáticamente un método de reducción de la PIO. Se emite energía láser desde una fuente de energía láser 18 sin contacto con el ojo, separada de la superficie ocular y dirigida hacia la unión esclerocorneal 20, que es la zona de transición entre la córnea y la esclerótica. La FIG. 2B es una vista ampliada de la caja en la FIG. 2A para ilustrar mejor la unión esclerocorneal a la que se dirige la energía láser para propagar las ondas de calor a la malla trabecular subyacente y a otras estructuras del tracto de salida del humor acuoso. La FIG. 3 es una vista ampliada de la unión esclerocorneal 20 en la que la córnea 22 se une a la esclerótica 24. El limbo 26, que forma la unión esclerocorneal, está delimitado internamente (dentro del ojo) por la línea de Schwalbe (LS) 28 y el espolón escleral (EE) 30. El limbo 26 está delimitado externamente (en la superficie del ojo) por la unión de la línea de Schwalbe (ULS) 32 y la unión esclerolimbal (UEL) 34. La ULS 32 también se conoce como el limbo aparente o anterior, y la UEL 34 también se conoce como el limbo quirúrgico o posterior. La conjuntiva y la cápsula de Tenon (no mostrada) se fusionan antes de insertarse aproximadamente 0,5 mm posterior a la ULS. El cuerpo ciliar subyacente 36 que produce el humor acuoso se divide en la pars plicata 38 y la pars plana 40. La malla trabecular (MT) 42 está dispuesta alrededor de la base de la córnea 22, cerca del cuerpo ciliar 36, y forma parte del aparato de drenaje del humor acuoso del ojo. El canal de Schlemm 44 es un vaso circular de tipo linfático alrededor de la base de la córnea 22 adyacente a la malla trabecular 42 que también forma parte del tracto de salida del humor acuoso. La distancia desde la unión limbocorneal 32 a la unión esclerolimbal 34 es de aproximadamente 2 mm en un ojo típico.

Irradiar el limbo y/o la región perilimbal propaga las ondas de calor que viajan a través de la esclerótica para fotoestimular la mayoría de las estructuras de la vía de salida primaria del humor acuoso, como los canales colectores y/o su ostia, el Canal de Schlemm, la MT yuxtacanalicular, la MT esclerocorneal y la MT uveal. Todas estas estructuras se encuentran en el espacio situado bajo el limbo. En algunos casos, se utiliza un único patrón de tratamiento a una distancia R1 posterior a la unión limbocorneal. En otros casos, se utilizan dos patrones de tratamiento en R1, R2 posteriores a la unión limbocorneal para lograr una mayor propagación de la onda térmica a más estructuras de la vía de salida del humor acuoso y/o las estructuras de producción del humor acuoso (en el cuerpo ciliar). En otros casos, se tratan tres patrones de tratamiento R1, R2, R3 posteriores a la unión limbocorneal para lograr una amplia propagación de la onda térmica a las estructuras diana de producción y salida del humor acuoso. En otras realizaciones, se pueden utilizar más de tres patrones de tratamiento, por ejemplo cuatro, cinco o seis patrones de tratamiento cada uno a una distancia fija de la unión esclerocorneal.

Las distancias R1, R2, R3 de la unión limbocorneal pueden ser un patrón personalizado que imita el contorno a menudo irregular de la unión limbocorneal de manera que cada uno de R1, R2, R3 representa una distancia constante de la unión limbocorneal pero distancias diferentes del eje óptico a través de los 360° del patrón. Alternativamente, las distancias R1, R2, R3 son distancias fijas desde el eje óptico a lo largo de los 360° del patrón, de forma que el patrón de tratamiento tiene un radio sustancialmente constante. Por ejemplo, en un sujeto con un radio corneal medio de 6 mm (medido desde el eje óptico), R1 puede tener un radio fijo de 7,5 mm desde el eje óptico para espaciarlo una media de 1,5 mm desde la unión limbocorneal. R2 puede tener un radio fijo de 8,5 mm desde el eje óptico para espaciarlo en promedio a una distancia de 2,5 mm desde la unión córnea-límbica, y R3 puede tener un radio fijo de 9,5 mm desde el eje óptico para espaciarlo en promedio a una distancia de 3,5 mm desde la unión córnea-límbica.

Las FIGS. 3, 4A y 4B muestran ejemplos de localizaciones en las que la región perilimbal puede irradiarse a distancias R1, R2 y/o R3 posteriores a la unión limbocorneal 32. Por ejemplo, R1, R2 y R3 pueden estar respectivamente a unos 0, 1,5 y 2,5 mm posteriores a la unión limbocorneal 32, o a unos 1,5 mm, 2,5 mm y 3,5 mm posteriores a la unión limbocorneal 32. En algunos ejemplos, R1 puede estar entre 0 y 2 mm posterior a la unión limbocorneal, R2 puede estar entre 2 y 3 mm posterior a la unión limbocorneal 32, y R3 puede estar entre 3 y 4 mm posterior a la unión limbocorneal 32. En otras iteraciones, R1, R2 y R3 pueden ser cualquier combinación, por ejemplo, de R1=0, 0,25, 0,5, 0,75, 1,0, 1,25, 1,5 o 1,7 mm o más posterior a la unión limbocorneal, R2=2.25, 2,5, 2,75, 3,0, o 3,25, o más posterior a la unión limbocorneal, y R3 = 3,5, 3,75, 4,0, 4,25, 4,5, 4,75 mm o más posterior a la unión limbocorneal. En algunas realizaciones, R1 está entre 1-2 mm de la unión limbocorneal, R2 está entre 2-3 mm posterior a la unión limbocorneal, R3 está entre 3-4 mm posterior a la unión limbocorneal, y R1, R2, y R3 son distancias diferentes.

En algunas realizaciones la anatomía del ojo puede ser visualizada, por ejemplo usando un microscopio quirúrgico, para identificar la forma del limbo para superponer un patrón de tratamiento que puede entonces ser aplicado al ojo por irradiación automatizada de localizaciones de tratamiento en las localizaciones de tratamiento designadas. En otras realizaciones, un programa informático de análisis de imágenes reconocerá el limbo y su margen anterior (la unión limbocorneal). Se puede programar un sistema automatizado para identificar el patrón de tratamiento basado en el patrón de "limbo personalizado" que está desviado posteriormente desde la unión limbocorneal por una distancia constante seleccionada desde la unión limbocorneal para que el anillo de tratamiento imite la forma real del limbo del paciente. La forma del limbo a menudo varía entre pacientes, por lo que personalizar el contorno del patrón de tratamiento al contorno del limbo del paciente mejora los resultados del tratamiento y/o evita los efectos secundarios que puede causar la irradiación involuntaria de estructuras oculares en pacientes con anatomías oculares inusuales.

La formación de imágenes y el movimiento automatizado del haz láser a lo largo del patrón de tratamiento, por ejemplo en un patrón de tratamiento preprogramado, logra la irradiación precisa de localizaciones de tratamiento secuenciales en el patrón de limbo personalizado. El proceso automatizado permite controlar el intervalo necesario para que el láser se desplace a través de las localizaciones de tratamiento secuenciales para establecer periodos de retardo preseleccionados antes de la irradiación posterior de las localizaciones de tratamiento secuenciales durante un ciclo de tratamiento posterior del tratamiento cíclico. Dado que la energía láser no se aplica desde una sonda de contacto, el haz láser puede desplazarse sobre la esclerótica u otras porciones del ojo a una velocidad mucho más rápida que la que podría alcanzarse generalmente con una sonda de contacto e indentada.

La tomografía de coherencia óptica (OCT) o los ultrasonidos focalizados de alta intensidad (HIFU) son ejemplos de modalidades de captura de imágenes utilizadas para identificar una o más de las estructuras diana. Por ejemplo, las localizaciones de 360° de los márgenes interior y exterior del limbo pueden visualizarse mediante OCT, como se describe en la patente estadounidense N.° 9.618.322. Una vez que se ha identificado y mapeado el margen anterior del limbo, las localizaciones de tratamiento pueden seleccionarse en los anillos que están desviados a las distancias deseadas R1, R2 y/o R3 de dicho margen anterior. Después, un sistema automatizado puede irradiar con precisión el anillo o los anillos de tratamiento en localizaciones repetibles.

Las localizaciones R1, R2 y R3 irradian la esclerótica que recubre diferentes estructuras de la homeostasis de la PIO, como las estructuras de flujo acuoso y productivas. En el ejemplo ilustrado, R1 se dispone para irradiar las vías primarias de salida del humor acuoso, R2 se dispone para irradiar el cuerpo ciliar de la pars plicata que produce humor acuoso, y R3 se dispone para irradiar la pars plana y la vía de salida uveoescleral no convencional. La adaptación de las localizaciones de los patrones de tratamiento a la anatomía específica del ojo del sujeto mejora los resultados del tratamiento al tiempo que reduce la probabilidad de complicaciones. El operador puede evaluar la razón o razones de la pérdida de homeostasis de la PIO en un paciente en particular y dirigir la energía láser a la localización o localizaciones diana que restaurarán la homeostasis de la PIO. En un ejemplo, si el aumento de la PIO se debe probablemente a una producción excesiva de humor acuoso, la energía láser y la estimulación hipertérmica pueden dirigirse al menos o exclusivamente al cuerpo ciliar (como la pars plicata en R2, y/o la pars plana en R3). Si se considera que el aumento de la PIO se debe a una resistencia en las vías de salida convencionales o uveoesclerales, la energía láser y la estimulación hipertérmica pueden dirigirse al menos o exclusivamente a R1. Si es probable que el aumento de la PIO se deba tanto a una sobreproducción de humor acuoso como a una alteración del flujo de salida, entonces se puede actuar sobre las vías de producción y de salida, por ejemplo en R1, R2 y R3.

En la realización mostrada en la FIG. 4C se aplica un patrón de tratamiento anular a una distancia de aproximadamente 1,5 mm posterior a la unión limbocorneal, con las localizaciones de tratamiento interrumpidas para formar múltiples arcos, como un arco superior 50 y un arco inferior 52. Cada uno de estos arcos ilustrados es ininterrumpido en el sentido de que las localizaciones de tratamiento son contiguas y no espaciadas, pero los arcos están separados por interrupciones temporales y nasales para evitar la irradiación de las estructuras en la región. Las localizaciones contiguas se tratan moviendo un haz láser de onda continua a lo largo del arco con el láser encendido. Las interrupciones pueden formarse apagando y encendiendo el láser en pulsos para formar las localizaciones de tratamiento no contiguas. En algunas realizaciones, el haz láser se mueve circunferencialmente sobre los arcos superior y/o inferior 50, 52 con velocidad constante y repetible mediante un escáner electro-óptico controlado por ordenador que asegura tratamientos consistentes y siempre repetibles con cantidades fiables de deposición de energía láser. En las FIGS. 4C y 4E, la energía láser se aplica en forma de arco para producir dos arcos de 150°. Los arcos ilustrados son continuos excepto porque se interrumpen desde aproximadamente las posiciones de las 8:30-9:30 en punto (255° a 285°) y de las 2:30-3:30 en punto (75° a 105°) para evitar los nervios ciliares largos, minimizar el dolor y evitar el riesgo de isquemia del segmento anterior.

En la FIG. 4D, se aplica un patrón de tratamiento anular 54 a una distancia de unos 3,5 mm posterior a la unión limbocorneal, pero en un patrón no discontinuo que no se divide en arcos superiores e inferiores. En la FIG. 4E, se aplican múltiples patrones de tratamiento anular en R1, R2 y R3 en un arco superior e inferior. La FIG. 4F ilustra un patrón de tratamiento que incluye un arco primario superior 56 y un arco primario inferior 58, pero cada uno de los arcos superior e inferior es en sí mismo una serie de arcos discontinuos subsidiarios que cada uno es irradiado por un haz láser de esa trayectoria o forma que pulsa (encendido/apagado) a medida que se mueve a través de los arcos 56, 58. En este caso, el haz láser no irradia continuamente el ojo a lo largo de toda la trayectoria del arco primario superior 56 o del arco primario inferior 58. La secuencia de irradiación de las localizaciones de tratamiento no tiene por qué ser siempre circular y progresiva alrededor del ojo. Por ejemplo, uno de los arcos subsidiarios en el arco primario 56 podría ser irradiado, seguido por la irradiación de un arco subsidiario en el arco inferior 58, y el patrón de irradiación podría hacer un recorrido de 'ping-pong' entre los arcos 56, 58. Sin embargo, la secuencia en la que se irradian los arcos subsidiarios sería generalmente la misma en cada ciclo de tratamiento para establecer un periodo preseleccionado durante el cual pueda producirse la relajación térmica deseada en cada localización de tratamiento antes de que comience el siguiente ciclo de irradiación.

La velocidad de movimiento del haz láser a lo largo del arco y/o el uso de un láser pulsado pueden afectar al ciclo de trabajo, y la selección de un periodo uniforme para cada ciclo establece un intervalo fijo entre la irradiación de cada localización de tratamiento. El periodo de cada ciclo es el tiempo que transcurre entre el inicio de un primer ciclo y el inicio del siguiente. Un periodo uniforme para cada ciclo puede lograrse moviendo el haz láser a una velocidad constante a través de los múltiples ciclos. El haz láser se mueve a una velocidad suficiente, como 1-100 mm/s o 1-50 mm/s para lograr el preacondicionamiento térmico y la relajación deseados. En algunos ejemplos, la velocidad es de al menos 5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 45 o 50 mm/s. En algunos ejemplos, la velocidad no es superior a 200 mm/s.

Un periodo de relajación térmica en cada localización de tratamiento también es establecido por el periodo de cada ciclo. Por ejemplo, en la FIG. 4G se ilustra un ciclo único que comienza con la irradiación del ojo en la localización de 90° y continúa en sentido horario alrededor del ojo a través de las localizaciones de 180°, 270° y 360° antes de volver a la localización de 90°. A continuación, el siguiente ciclo repite ese proceso. Este patrón puede repetirse, por ejemplo, moviendo el haz láser de un láser de onda continua (OC) sobre la superficie del ojo a una velocidad, como una velocidad constante preseleccionada, en el patrón de tratamiento para establecer el periodo de relajación térmica para cada una de las localizaciones de tratamiento. Por ejemplo, la localización de tratamiento a 90° será la primera localización irradiada en el primer ciclo, y la primera localización irradiada en el segundo ciclo y ciclos subsiguientes. El intervalo entre irradiaciones de la localización de tratamiento de 90° en este ejemplo es igual al periodo del ciclo.

En el ejemplo de la FIG. 4H y FIG. 4K, un ciclo comienza con el láser irradiando la superficie del ojo a 285° y moviéndose a lo largo del anillo de tratamiento a la localización de 75°. El láser entonces se apaga a medida que el láser se mueve sobre las localizaciones de 75° a 105°, pero luego el láser se enciende de nuevo desde las localizaciones de 105° a 255°. En este caso, la formación de los arcos superior e inferior se produce en un ciclo. En algunos ejemplos, sólo uno de los arcos superior o inferior sería irradiado, y en tal caso el láser puede comenzar, por ejemplo, a 285° y moverse a 75° para completar un ciclo. El siguiente ciclo comenzaría entonces en 285° y se movería a 75° para completar los ciclos subsiguientes, bien continuando el movimiento en sentido horario del haz láser alrededor del ojo o redirigiendo el haz láser directamente desde la localización de 75° a la localización de 285°. Cada movimiento del láser a través del patrón anular de 360° (o el tratamiento de todas las localizaciones del patrón utilizado) constituirá un ciclo de tratamiento que puede repetirse el número de veces que se desee. El periodo para la relajación térmica (el periodo del ciclo) se fija generalmente a lo largo de los múltiples ciclos de irradiación moviendo el haz láser a una velocidad constante a lo largo de los ciclos, aunque también pueden utilizarse intervalos variables según se desee para lograr el efecto terapéutico.

La FIG. 4I ilustra otro ejemplo de patrón de tratamiento que incluye múltiples arcos de longitud intermedia alrededor del anillo de tratamiento que se aplican en sentido horario. La FIG. 4J ilustra otro patrón de tratamiento en el que el anillo de tratamiento está formado por múltiples puntos o arcos láser que se aplican de forma secuencial. Un primer ciclo puede constituir la realización de la secuencia de arcos de la FIG. 4I o la secuencia de puntos láser mostrada en la FIG. 4J, y los ciclos posteriores constituirían irradiaciones esclerales subsiguientes en las mismas localizaciones y en la misma secuencia en que se aplicaron en el primer ciclo.

A efectos ilustrativos, los patrones de tratamiento descritos se aplican en sentido horario, pero por supuesto también pueden aplicarse en sentido antihorario o en otros patrones que no se muevan uniformemente en una dirección u otro entorno del ojo. La naturaleza cíclica de la irradiación repetitiva de las mismas localizaciones se ilustra con respecto a la FIG. 4K que divide los ojos derecho e izquierdo en treinta y seis segmentos de 10° igualmente espaciados. Las localizaciones de tratamiento pueden, por ejemplo, identificarse en cada una de las localizaciones de 10° o en un subconjunto de dichas localizaciones. Las localizaciones de tratamiento también pueden situarse entre las localizaciones de 10°. Las flechas 54, 56 ilustran la dirección del movimiento en sentido horario del haz láser alrededor de cada ojo.

La FIG. 4L ilustra esquemáticamente un ojo 70 que tiene una córnea 72 y un eje óptico EO que pasa cerca del centro de la córnea y es normal (perpendicular) a la superficie de la córnea. Una fuente de energía láser (como un láser de diodo de onda continua) 74 está separada hacia el exterior del ojo 70 y dirige un haz láser 76 hacia la superficie del ojo en un ángulo 0 con respecto al eje óptico (EO) para irradiar la superficie del ojo y crear una onda térmica que penetra hasta las estructuras de salida del humor acuoso y/o el cuerpo ciliar. El haz láser no continúa hasta el centro del globo, pero para ilustrar el ángulo entre el haz láser y el EO se traza la trayectoria del láser en una línea discontinua hasta el centro del ojo. En este ejemplo, el ángulo 0 es de 30-50°, por ejemplo 35-40°, pero el ángulo en el que el haz 76 incide en el ojo puede variar porque el efecto terapéutico del método divulgado se consigue mediante la generación de una onda de calor que puede propagarse inespecíficamente a través de la esclerótica para calentar las estructuras de salida del humor acuoso y/o el cuerpo ciliar. Por lo tanto, no es necesario que el haz láser apunte directamente a una estructura para aprovechar la onda térmica propagada.

La FIG. 4M ilustra un haz láser 76 dirigido a la esclerótica 78 a través de una lente de contacto disipadora de calor 80 en la superficie de la esclerótica 78. El haz 76 tiene una anchura 82 (por ej., 600 nm) y el haz 76 se mueve con una velocidad seleccionada en una dirección de movimiento 84 para crear una onda térmica 86 que se propaga tridimensionalmente en la dirección x-y-z a través de la esclerótica superficial hacia las dianas subyacentes para modular la homeostasis de la PIO. A medida que el haz 76 se desplaza a lo largo de la esclerótica 78 en la dirección y, la onda de calor se propaga tridimensionalmente al tejido subyacente a lo largo de la trayectoria del láser. Por ejemplo, el láser se mueve a lo largo de un patrón que se muestra en cualquiera de las FIGS. 4C a 4J. Se puede elegir el ángulo de impacto con la esclerótica para minimizar la reflexión y dispersión de la energía láser y promover la penetración efectiva en el tejido. En algunos ejemplos, el láser incide en la esclerótica en un ángulo de 90 ± 45° con respecto a la tangente del globo ocular en el punto de incidencia. Como se comenta a continuación, una lente de contacto 80 o la propia esclerótica 78 pueden contribuir o producir una dirección general de propagación del haz 76 en la esclerótica 78.

La lente de contacto 80 (FIG. 4M) actúa como un disipador de calor que conduce el calor lejos de la superficie del ojo. El disipador de calor se describe más detalladamente en US2018/0177632. Brevemente, la lente tiene propiedades ópticas adecuadas para permitir la visualización del ojo a través de la lente y también para proporcionar o ayudar a proporcionar el ángulo de incidencia seleccionado en la esclerótica. En ejemplos típicos, la luz se dirige con un escáner láser (como un escáner galvanométrico de 2 espejos) a través de una lente objetivo (como una lente F0) y paralela a un eje óptico de la lente objetivo hacia el ojo, típicamente con el EO del ojo alineado colinealmente con el eje óptico de la lente objetivo. Dado que la esclerótica y el ojo tienen un índice de refracción (por ej., 1,3-1,5) mayor que el índice de refracción del aire (aprox. 1,0) y que la posición radial de impacto en la esclerótica está asociada a una tangente que no es perpendicular al EO del ojo, el haz láser incidente, incluso sin la presencia de la lente de contacto 80, se refracta en un ángulo hacia el EO del ojo en lugar de ser paralelo al mismo. La lente de contacto 80 también puede contribuir a esta refracción con un índice de refracción o curvatura preconfigurados que producen un ángulo de incidencia deseado en la esclerótica para un haz que se recibe en la lente de contacto 80 que se propaga paralelamente al EO del ojo. En general, la lente tiene suavidad óptica con transmisión maximizada del haz láser, y bajas cantidades de dispersión de luz para permitir la visualización del ojo, por ejemplo, a través de una cámara CCD o CMOS o a través de un microscopio quirúrgico. La lente puede tener varias capas y contener, por ejemplo, una capa de grafeno para mejorar las propiedades de conducción del calor de la lente. La lente también se enfría, por ejemplo, mediante uno o ambos métodos de preenfriamiento o enfriamiento in situ en el ojo. En las FIGS. 5A-5C se describe una interfaz del paciente para realizar el enfriamiento in situ. Propagación tridimensional de la onda térmica a lo largo del tiempo

La propagación de la onda térmica a través de una sección de la pared escleral a lo largo del tiempo se ilustra en las FIGS. 4N-P.

Estas figuras ilustran eventos secuenciales causados por la irradiación láser en un anillo descrito por el deslizamiento de una serie de puntos interrumpidos de un haz láser moviéndose a una velocidad de 50 mm/s a través de la superficie escleral. La energía láser se aplica en la FIG. 4N generalmente perpendicular a la superficie escleral, y a medida que cada punto láser se irradia el calor se propaga en una onda térmica por debajo de la superficie escleral hacia estructuras más profundas. La FIG. 4O muestra que la onda térmica se propaga más profundamente en la esclerótica hasta que alcanza las estructuras subesclerales diada, como la malla trabecular y el cuerpo ciliar (recuadro). En la FIG. 4P la onda retrocede de nuevo hacia la superficie escleral a medida que se produce la relajación térmica. Aunque esta secuencia se ilustra para uno de estos puntos en las FIGS. 4N-P, el mismo proceso ocurre en cada uno de los puntos láser a medida que el láser se mueve a través de la superficie escleral.

Las FIGS. 4Q-4X ilustran de manera similar la propagación y retracción de una onda térmica hacia y desde la malla trabecular (nivel MT). En la FIG. 4Q la onda térmica se propaga en la superficie escleral por irradiación láser. En las FIGS. 4R, S, T y U la onda avanza progresivamente durante los 1,64 segundos siguientes hasta penetrar y pasar a la MT Las FIGS. 4V, W y X muestran un periodo de relajación térmica durante el cual la onda térmica se aleja del nivel de la MT y vuelve hacia la superficie escleral.

La FIG. 4Y ilustra que el aumento de la temperatura pico de los tejidos irradiados puede controlarse alterando la velocidad del movimiento del láser con respecto a la esclerótica. Las temperaturas pico de los tejidos aumentan a medida que disminuye la velocidad de movimiento del láser, ya que se suministra más energía en cada lactación irradiada, a una potencia láser y ciclo de trabajo constantes, por unidad de tiempo.

El gráfico muestra los cambios de temperatura pico en el tejido escleral irradiado con una potencia láser de 0,8 W y un ciclo de trabajo del 3,44 %, cuando el láser se mueve a 5, 10, 25 y 50 mm/seg a través de un arco de 200°.

La FIG. 4Z ilustra que el ciclo de trabajo también puede utilizarse para controlar la temperatura pico del tejido en combinación con la velocidad del láser. En el ejemplo ilustrado, se compararon las temperaturas máximas con una potencia láser de 0,8 W moviéndose a través de un arco de 4° con un ciclo de trabajo del 11,5 % o 172 % a una velocidad láser de 5, 10, 25 y 50 mm/seg. La temperatura pico fue sustancialmente similar para ambos ciclos de trabajo a 10, 25 y 50 mm/s, pero a velocidades de láser lentas de 5 mm/s la temperatura pico aumentó de unos 33 °C a 37 °C.

Tamaño del haz

El diámetro del haz láser en la superficie del ojo es lo suficientemente grande como para dirigir la onda térmica a la producción acuosa y/o a la estructura(s) de salida acuosa diana. La colocación del haz se refiere a la localización del centro del haz con respecto a un punto de referencia. Por ejemplo, el diámetro del haz puede ser de 500-1000 mm, como 600 mm. Un haz láser de 600 mm de diámetro se puede centrar en un patrón de tratamiento anular 1,5 mm posterior a la unión limbocorneal para estimular terapéuticamente la mayor parte de las estructuras primarias de las vías de salida del humor acuoso con el calor generado y la onda térmica propagadora. El haz láser de 600 mm de diámetro también puede proyectarse en un patrón anular con el haz centrado 3,5 mm posterior a la unión limbocorneal para apuntar a la vía de salida uveoescleral no convencional de la pars plana. En algunas realizaciones, el haz láser de 600 mm de diámetro también puede proyectarse en un patrón anular con el haz centrado 2,5 mm posterior a la unión limbocorneal para apuntar a la pars plicata.

La irradiación láser transescleral cíclica con un haz de este tamaño provoca las elevaciones fototérmicas localizadas que producen respuestas biomecánicas con cambios morfológicos minúsculos en la microarquitectura de las regiones perilimbal, pars plicata y pars plana, con el movimiento y la reorganización de las vías de salida del humor acuoso que mejoran los flujos de salida convencionales (malla trabecular) y no convencionales (uveoescleral) que dan lugar a una reducción precoz de la PIO. La hipertermia fotoestimulante concomitante (por ejemplo, a una temperatura de 43-45 °C) sin fotocoagulación de la esclerótica conduce a la propagación y descomposición del calor en los tejidos circundantes para reequilibrar y devolver la localización de tratamiento a la temperatura corporal basal. Aunque no deseamos ceñirnos a la teoría, se cree que la irradiación repetitiva y la reducción térmica desencadenan respuestas bioquímicas con una cascada biológica de expresión de citoquinas y posteriores actividades transcripcionales moleculares endógenas que contribuyen a un efecto de disminución de la PIO de larga duración.

A modo de ejemplo, la longitud de onda del láser IR de 1,475 mm imparte un perfil de historial de tiempotemperatura seguro y efectivo que reduce la PIO a través de uno o más de los siguientes efectos: aumento del flujo de salida de la malla trabecular (efecto de trabeculoplastia); aumento del efecto de flujo de salida uveoescleral y disminución de la producción de humor acuoso (efecto de tratamiento de los procesos ciliares). Los diferentes perfiles de historial de tiempo-temperatura pueden producir fotocoagulación, fotoestimulación e hipertermia sin coagulación tisular indeseable mediante el preacondicionamiento térmico del tejido escleral para inducir termotolerancia. La termotolerancia es un estado temporal de resistencia a la muerte celular inducida por calor, y la termotolerancia se consigue mediante la irradiación repetitiva de las localizaciones de tratamiento a intervalos espaciados y aumentando gradualmente las temperaturas. Se cree que el aumento gradual de la temperatura de los tejidos activa mecanismos naturales de protección, como la autorregulación térmica y la producción de proteínas de choque térmico, que en última instancia aumentan la termotolerancia del tejido y tiene efectos reparadores y regenerativos en las células disfuncionales circundantes. La termotolerancia permite irradiar repetidamente una localización de tratamiento minimizando el daño tisular en la propia localización de tratamiento.

Irradiancia, Velocidad de Escaneado, Tiempo de Exposición, Tasa de Repetición de Ciclos

El efecto terapéutico combinado y el preacondicionamiento térmico protector están controlados por una variedad de factores que controlan el proceso fototérmico de generación-re-equilibrio de la temperatura. Estos parámetros incluyen la potencia del láser (W) y la irradiancia (W/cm2), el tiempo de exposición (velocidad de barrido en mm/s), y la tasa de repetición de ciclos (el periodo T entre dos exposiciones consecutivas en el mismo punto celular) que determina el factor de trabajo: Tiempo ON/Periodo T (%) y número de repeticiones del ciclo (duración total del tratamiento). El haz láser puede proyectarse a través de un sistema de suministro electroóptico de barrido guiado por el limbo y controlado por ordenador para irradiar la esclerótica en diferentes patrones de arco a diferentes distancias posterior al limbo a velocidades de barrido programadas (tiempo de exposición) y otras variables seleccionadas para crear historiales de tiempo-temperatura únicos con elevaciones fototérmicas que producen concomitantemente respuestas biomecánicas y bioquímicas de disminución de la PIO. En ejemplos que no encarnan la invención, se puede seleccionar la irradiancia del láser (potencia sobre unidad de superficie en W/cm2) y la velocidad circular de barrido (mm/s) se para generar un aumento de la temperatura en el rango de 8 - 20 °C por encima de la temperatura corporal de 37°C en la esclerótica cuando se irradia el haz láser de barrido, por ejemplo un haz láser de 0,6 mm de diámetro. Dado el coeficiente de absorción de la longitud de onda IR de 1,475 mm en la esclerótica (18,8 cm-1), la temperatura de las primeras capas esclerales de 200 mm de profundidad (desde la conjuntiva hasta una profundidad escleral de 160-200 mm) puede elevarse a unos = 45°-57 °C (37° 8° o 20 °C) controlando la irradiancia láser (W/cm2) y la duración de la exposición (que viene determinada por la velocidad de barrido en mm/s y por el número de repeticiones). Para reducir el riesgo de daño térmico acumulativo en las primeras capas superficiales absorbentes de la conjuntiva y la esclerótica, la potencia del láser para el primer ciclo de tratamiento puede ajustarse para que comience a una fracción (por ejemplo, menos del 50 %, 40 %, 30 % o 20 %) de la potencia umbral que provocaría una reacción de coagulación inmediata. Una vez finalizado el primer ciclo, la potencia del láser se aumenta automáticamente en cada ciclo sucesivo (por ejemplo, al 25 % en el segundo ciclo, al 30 % en el tercer ciclo y al 35 %, 40 %, 45 %, 50 %, 55 %, 60 %, 65 %, 70 %, 75 %, 80 %, 85 %, 90 %, 95 % en cada ciclo sucesivo) para alcanzar el 100 % en el 17° ciclo sin causar ningún efecto de coagulación visible debido al proceso de termoacondicionamiento que aumenta la termotolerancia o la resistencia a la muerte celular por calor. En un ejemplo alternativo, la temperatura máxima deseada puede alcanzarse rápidamente y luego disminuirse para mantener el periodo de permanencia en la elevación de la temperatura pico.

Si el escáner electro-óptico mueve el haz a una velocidad circular constante de 50 mm/s alrededor de un anillo de tratamiento, cada porción del anillo escleral irradiada por el haz de 0,6 mm de diámetro recibe una duración de exposición de 12 ms (0,6 mm 50 mm/s = 0,012 s) que provoca el aumento de la temperatura local. A medida que el haz láser se aleja, la exposición y la producción de calor finalizan, pero el calor generado se propaga y decae hacia los tejidos adyacentes más fríos en un proceso de relajación térmica para finalmente reequilibrarse con la temperatura basal del cuerpo (37 °C). Este proceso de relajación térmica se interrumpe cuando el haz láser vuelve al mismo punto tras haber completado el ciclo de 360° y empieza el siguiente ciclo, convirtiendo la relajación térmica en un nuevo aumento de temperatura. En un ejemplo, con tratamiento en un patrón circular de 13 mm de diámetro y 40 mm de circunferencia, cada ciclo durará unos 800 ms (40 mm 450 mm/s = 0,8s) irradiando con un factor de trabajo del 1,5 % (12 800 = 0,015 o 1,5 %).

En algunos ejemplos, la duración de la exposición de cada porción del anillo escleral es de aproximadamente 2-120 ms, por ejemplo 2-20, 10-20, 10-15, 12, 24, 60 o 120 ms. En algunos ejemplos con un tamaño de punto de diámetro de haz constante de 0,6 mm (600 μm), la duración de la irradiación en cada punto de la mitad de la anchura del anillo puede depender de la velocidad de barrido circular del haz: a 1,0 mm/s el tiempo de irradiación en cada ciclo es de 0,6 s o 600 ms; a 5,0 mm/s el tiempo de irradiación en cada ciclo es de 0,12 s o 120 ms; a 10,0 mm/s, 60 ms; a 15,0 mm/s, 40 ms; a 20,0 mm/s, 30 ms; a 25,0 mm/s, 24 ms; a 30,0 mm/s, 20 ms; a 50,0 mm/s, 12 ms; a 100,0 mm/s, 6 ms; a 300,0 mm/s, 2 ms.

El proceso continúa durante N ciclos para mantener la elevación térmica durante el historial programado de tiempo-temperatura. Además del preacondicionamiento térmico que mejora la termotolerancia de las primeras capas esclerales de absorción de energía, el calor también puede ser sustraído continuamente de las capas superficiales conjuntivales/esclerales por el disipador de calor, como una lente de contacto refrigerada que enfría, protege y evita que esas capas superficiales sufran daños térmicos acumulativos. El disipador de calor permite que la duración de la elevación de la temperatura se prolongue durante el tiempo necesario para permitir que su onda de calor en decadencia alcance los objetivos profundos a la temperatura de estimulación fototérmica seleccionada y sostenga la propagación de las ondas de calor durante el tiempo requerido para un tratamiento de hipertermia efectivo, por ejemplo 25 segundos o más.

El sistema descrito aquí puede por lo tanto inducir efectos terapéuticos fototérmicos sin el uso de sondas de contacto con puntas de fibra óptica protuberantes que se arrastran a lo largo del ojo y que potencialmente pueden causar incomodidad y rasgar la esclerótica. La fuente de láser sin contacto también puede moverse a una velocidad más rápida a través del patrón de tratamiento que la que podría conseguirse generalmente con una sonda de contacto moviéndose contra el ojo. Las características automatizadas o implementadas por ordenador del sistema también ayudan a lograr un tratamiento más consistente que evita variaciones subjetivas en el posicionamiento preciso y el control de la velocidad de aplicación de la energía láser. El tratamiento con láser cíclico transescleral no requiere bloqueo retrobulbar. También es más eficaz porque convierte de forma no específica la energía electromagnética en calor en el agua celular, y no sólo en las células pigmentadas. El tratamiento cíclico con láser también produce una estimulación/hipertermia fototérmica beneficiosa modulando el historial de tiempo-temperatura del tejido, por ejemplo mediante la potencia del láser controlada por ordenador, la velocidad de desplazamiento del haz (tiempo de exposición "ON" del láser) y el tiempo de repetición del ciclo (Periodo T y factor de trabajo) y el número de ciclos repetidos (duración de la hipertermia sostenida).

Interfaz del paciente

En algunos ejemplos, el sistema incluye una interfaz del paciente para acoplar la fuente de energía láser sin contacto separada del ojo. La interfaz del paciente puede incluir un separador que mantiene el ojo en una localización y/o distancia focal sustancialmente fijas para la obtención de imágenes y el tratamiento. El separador puede, por ejemplo, estar en contacto suave con la superficie del ojo y mantener la fuente de energía láser separada (sin contacto) de la superficie del ojo. La interfaz del paciente puede incluir además un espéculo que se coloca entre los párpados del sujeto para mantener el ojo abierto y exponer mejor el ojo (en particular la esclerótica) a la energía láser. En algunas realizaciones, la interfaz del paciente incluye un portalente que dispone de forma estable una lente de contacto sobre la superficie del ojo para que sirva de disipador térmico y conduzca el calor hacia el exterior del ojo. Por ejemplo, la lente puede ser una lente de contacto escleral que contacta con la esclerótica en las localizaciones de tratamiento. En las realizaciones divulgadas el portalente de la lente de contacto puede también incluir un anillo de fijación que tiene una cara de sellado elástica para asentar contra el ojo, y el sistema se puede configurar para mantener la presión negativa ajustable dentro del anillo de fijación entre el ojo y la lente de contacto para asegurar el interfaz del paciente a la superficie del ojo e inmovilizar substancialmente el ojo del sujeto durante el procedimiento.

En algunos ejemplos, un brazo de posicionamiento posiciona la interfaz del paciente en una orientación de tratamiento en la superficie del ojo del sujeto en una orientación de tratamiento seleccionada. El brazo de posicionamiento puede ser accionado por un controlador XY-Z que alinea y registra con precisión el separador y el anillo en contacto con el ojo para aplicar con precisión la energía láser al ojo.

El separador y/o el anillo de fijación pueden enfriarse para proteger las capas superficiales de la esclerótica de los daños térmicos durante la irradiación láser del ojo. Por ejemplo, los canales de flujo internos están presentes en el separador y/o el portalente, y el sistema está configurado para introducir un fluido frío (como agua o solución salina) a través de los canales de flujo de fluido para enfriar el separador y/o el anillo de fijación y/o la lente de contacto.

El separador puede acoplarse al portalente para sostener una salida láser a la distancia espaciada del disipador de calor de la lente de contacto. El anillo de sellado elástico del portalente, que se extiende alrededor de la lente de contacto para crear una cámara de sellado entre la lente de contacto y el ojo, retiene el portalente contra el ojo para inmovilizar sustancialmente el ojo cuando se aplica la aspiración a la cámara de sellado o, al menos, neutralizar el movimiento diferencial del ojo con respecto al láser. La cámara de sellado dispuesta debajo de la lente se comunica con un puerto de aspiración a través del cual se aplica presión negativa a la cámara de sellado de forma selectiva y/o ajustable para fijar opcionalmente el portalente al ojo y controlar el movimiento ocular durante el procedimiento. Un sistema de triangulación de láser proporciona una visión de cámara de enfoque Z de la lente de contacto, y el posicionador X-YZ coloca la interfaz del paciente con el anillo de sellado del portalente contra el ojo del sujeto, con el separador acoplado al portalente.

En algunos ejemplos, el conjunto de la interfaz del paciente incluye un cono separador, como un separador frustocónico que se estrecha desde una primera cara ampliada hasta una segunda cara más pequeña. Una fuente de emisión láser (como una lente objetivo) es transportada por el cono y separada de la segunda cara más pequeña. El portalente es un collar que se estrecha desde una primera cara más grande de forma y tamaño similares a la segunda cara del separador con el que se acopla, hasta una segunda cara más pequeña del collar portalente que está circunscrita por un anillo de fijación elástico al paciente para formar el sello contra el ojo que se va a tratar. El collar portalente incluye un conducto interno de fluido refrigerante, un orificio de entrada y un orificio de salida para hacer circular fluido refrigerante a través del collar. La lente de contacto disipadora de calor queda retenida en el anillo de fijación y forma la cámara de aspiración entre la lente de contacto y el ojo cuando el collar se acopla contra el ojo del sujeto y el aire de la cámara de aspiración se extrae de la cámara. La aspiración aplicada por la cámara de aspiración puede variar en función de las circunstancias clínicas. Por ejemplo, para evitar cualquier elevación potencialmente perjudicial de la PIO en el ojo del paciente, el vacío puede ser muy bajo o no utilizarse en absoluto.

En los métodos de uso de la interfaz del paciente, las palas del espéculo se insertan en el ojo para separar los párpados y exponer la esclerótica. El portalente se retiene entre las palas del espéculo y el aire se aspira opcionalmente de la cámara de sellado. El posicionador XY-Z se ajusta para acoplar el separador al portalente, y se introduce líquido refrigerante por los canales de refrigeración internos del portalente a través de los puertos de entrada y salida de fluido. La lente de contacto y el ojo pueden visualizarse con un software de visualización óptica y puede realizarse un tratamiento láser del ojo a través de la interfaz del paciente, con el láser mantenido en una relación separada a la esclerótica.

El separador permite aplicar energía láser terapéutica al ojo desde una fuente de energía láser separada de la superficie del ojo. Un ejemplo específico de dicho dispositivo se muestra en las FIGS. 5A, 5B, y 5C en el que una interfaz del paciente 100 acopla el dispositivo de tratamiento láser a un ojo a tratar. La interfaz 100 incluye un separador 102 y un portalente 104. El portalente 104 está configurado para retener un disipador de calor, como una lente de contacto oftálmica 106 contra la superficie de un ojo a irradiar. En la realización ilustrada, la lente tiene un radio de curvatura de unos 11,5 mm y un diámetro de unos 15-20 mm. La lente puede ser una lente escleral que tiene una separación apical de la córnea (por ejemplo, una separación apical de 1 mm), y el borde periférico de la lente se asienta contra la esclerótica. La lente se aboveda sobre el ojo para formar una cámara de aspiración.

Como se muestra en la FIG. 5B, un anillo de sellado elástico 120 circunscribe el borde periférico de la lente de contacto 106 para establecer un sellado entre la lente de contacto 106 y la superficie de un ojo al que se aplica la lente de contacto 106. El radio de curvatura de la lente 106 puede ser mayor que el radio de curvatura de la córnea sobre la que se coloca, de modo que la lente 106 se abomba sobre el ojo para formar una cámara de aspiración 123 dentro del anillo de sellado 120 entre la lente de contacto 106 y la superficie del ojo a la que se aplica la lente de contacto 106. Un pequeño orificio central 122 en la lente de contacto 106, por ejemplo con un diámetro de 0,5 mm -2 mm o 0,5-1 mm, permite que el aire y el fluido lagrimal se muevan a través de la lente 106. Como se muestra en la FIG. 5B, un conducto de aspiración 124 se extiende a través de una pared del portalente 104 y se comunica con un puerto de aspiración externo 126. El orificio 122 de la lente 106 permite el paso de aire a la cámara de sellado, manteniendo al mismo tiempo la presión negativa en la cámara de sellado. Una cámara de vídeo muestra la proximidad del contacto de acoplamiento mediante triangulación en el orificio 122 con dos puntos láser de baja potencia a medida que convergen mostrando la proximidad de la lente de contacto cónica al ojo del paciente. Los puntos láser de triangulación generados por los emisores láser 128 son coincidentes en el centro de la lente de contacto en el plano de enfoque del ojo objeto de tratamiento.

La cara interna de la lente de contacto 106 que se coloca contra el ojo puede ser una cara de grafeno para mejorar las propiedades de disipación térmica de la lente, como se divulga con mayor detalle en US 2018/0177632. Hay unos canales de refrigeración internos 108 (FIG. 5B) dentro del portalente 104 que se comunican con el orificio de entrada de fluido 110 y el orificio de salida 112 para hacer circular fluido refrigerante (como agua fría) desde la línea de entrada 114, a través de los canales 108, y hacia la línea de salida 116. El separador 102 está fijado a una caja de control 118 que contiene una fuente láser controlable para dirigir el haz láser 82 (FIG. 4M) a través de la cámara dentro del separador 102 y hacia la lente de contacto 106. El haz láser 84 puede ser controlado, por ejemplo, para moverlo a través de una trayectoria arqueada 84 (FIG. 4M y FIG. 8^a) que dirige la energía láser hacia el ojo para irradiar el ojo en el patrón de tratamiento anular. El haz láser 84 pasa a través de la lente de contacto 106 para inducir una hipertermia dirigida con la respuesta del historial tiempo-temperatura seleccionada en la esclerótica y/o en la retina del ojo tratado que propaga la onda térmica a los tejidos adyacentes del ojo. Los ángulos de incidencia pueden depender de las localizaciones de tratamiento seleccionadas. Por ejemplo, la incidencia de un haz de tratamiento en la esclerótica puede ser normal a la tangente de la esclerótica (o de otro modo en un ángulo que no es paralelo al eje óptico del ojo) y la incidencia de un haz de tratamiento que pasa transpupilarmente a través de la pupila generalmente se propagará paralelamente al eje óptico (o casi paralelamente) para tratar los anillos panmaculares concéntricos en la zona avascular foveal u otras características del fondo de ojo. En algunos ejemplos, puede utilizarse una lente común para la emisión del haz o lentes alternativas para proporcionar un mayor ángulo de incidencia en las localizaciones de tratamiento escleral. En otros ejemplos, puede utilizarse una superficie de espejo similar a la configuración de suministro de las lentes de gonioscopía para proporcionar un suministro ab-externo a la esclerótica, por ejemplo, mediante una superficie interior cónica reflectante de la interfaz del paciente 100 (como con el separador cónico 154 que se describe más abajo). La interfaz 100 también puede incluir un espéculo ocular 132 (FIGS. 6A y 6B) que incluye un par de brazos de plástico opuestos 134, 136 que están unidos en un punto pivotante flexible 142 que desvía los brazos 134, 136 a las posiciones abiertas mostradas en las FIGs . 6A y 6B. Los extremos abiertos no unidos de los brazos 134, 136 portan cada uno una pala de espéculo curva 138, 140 que están configuradas para encajar dentro de la fisura palpebral del ojo. El espéculo 132 es lo suficientemente flexible alrededor del punto pivotante 142 para que los brazos del espéculo 134, 136 puedan moverse uno hacia el otro para estrechar la distancia entre las palas 138, 140 y facilitar la inserción del espéculo en el ojo para exponer mejor la esclerótica a irradiar. A desviación hacia afuera de los brazos 134, 136 devolverá los brazos a la posición abierta mostrada en las FIGS. 6A y 6B para mantener la exposición del tejido ocular diana a tratar. Pueden utilizarse espéculos de diferentes tamaños para abrir los párpados a una distancia preseleccionada, por ejemplo 20 mm, 22 mm o 24 mm en el punto de mayor separación entre los párpados. El espéculo 132 también está configurado para conformar y fijar el collar 104 entre las palas 138, 140. Como se muestra en la FIG. 6C, el collar 104 incluye una porción superior sustancialmente cilíndrica 144 y una porción inferior sustancialmente cilíndrica 146 unidas por un hombro angulado 148 que estrecha el diámetro interior del collar 104 desde la porción superior a la inferior. El pasaje de fluido interno 108 se extiende circunferencialmente alrededor de la porción superior 144. El anillo de sellado elástico 120 se asienta en un rebaje circunferencial en la cara interna de la porción inferior 146 para mantener la lente de contacto 106 del disipador de calor centrada en la cara abierta inferior del collar 104, con el orificio central 122 de la lente de contacto sustancialmente en el centro de la cara. La FIG. 6D es una vista despiezada de la interfaz 100 que muestra cómo se ensamblan el separador 102, el collar 104 y el espéculo 132. El collar 104 se coloca entre las palas 138, 140 del espéculo 132 y las caras internas de las palas del espéculo se ajustan a la superficie cilíndrica externa de la porción inferior 146 del collar para acoplar y retener el collar entre las palas. El separador 102 puede entonces acoplarse contra el collar 104. Un ejemplo del separador 102 en la FIG. 6D tiene una forma que se estrecha desde una cara superior abierta circunscrita por un labio circular 150 hasta una cara inferior más estrecha circunscrita por un labio circular 152 que se acopla con la porción superior 144 del collar 104. El separador 102 incluye un cuello superior generalmente cilíndrico 152 unido a una sección central frustocónica 154 que se estrecha hasta una sección de acoplamiento 156 de la que dependen elementos de ajuste a presión 158 para acoplar a la cara interior de la porción 144 del collar 104 y retener el separador 102 en acoplamiento selectivo con el collar 104. Los elementos de ajuste a presión 158 están acoplados a elementos complementarios dentro del collar 104 para interconectar de forma segura el separador 102 y el collar 104 con un accesorio de compresión para conectar y desconectar convenientemente el separador y el collar. En otras realizaciones, no se utilizan conexiones de ajuste a presión entre el separador 102 y el collar 104, y en su lugar el separador 102 se acopla suavemente contra el collar 104 utilizando un sistema de posicionamiento X-Y-Z y un sistema de captura de imágenes.

La FIG. 6E es una vista ampliada del collar 104 con el borde periférico de la lente de contacto 106 asentado en un labio interno del collar 104 con el orificio central 122 centrado en el collar 104. La cámara de aspiración 123 se forma debajo de la lente de contacto 106, y la cámara 123 se comunica con la línea de aspiración 124 a través de una abertura en el collar 104 por debajo del borde periférico de la lente de contacto 106. El puerto de aspiración externo 126 realiza una aspiración a través de la línea 124 para establecer la aspiración entre la lente de contacto 106 y la superficie del ojo para retener el collar 104 y la interfaz del paciente 100 relativamente inmóviles contra el ojo.

La FIG. 7A ilustra el espéculo 132 colocado en la fisura palpebral 158 de un sujeto para exponer la esclerótica 24 para el tratamiento. La FIG. 7B muestra la interfaz 100 montada con el separador 102 acoplado al collar 104, y el propio collar 104 retenido entre las palas 138, 140 del espéculo 132 con la lente de contacto 106 colocada contra la superficie del ojo (por ejemplo la córnea y/o la esclerótica). La interfaz 100 inmoviliza sustancialmente el ojo del sujeto que está siendo tratado para inhibir el movimiento diferencial de un ojo con respecto a un haz láser dirigido hacia el ojo desde una fuente de energía láser 74 separada hacia fuera de la superficie del ojo. El control de los movimientos oculares se consigue de forma particularmente efectiva mediante la aspiración del aire de la cámara de aspiración dispuesta dentro del anillo de sellado 120, debajo de la lente de contacto 106. La aspiración se puede guiar por las circunstancias clínicas. Por ejemplo, el procedimiento puede realizarse sin aspiración o con aspiración. Cuando se aplica aspiración, la presión negativa en la cámara de aspiración está controlada, por ejemplo, por debajo de 35 mm Hg. Se prefieren niveles suaves de aspiración que no aumenten la PIO en más de 5 mm Hg. El orificio central 122 de la lente de contacto 106 permite la entrada de aire en la cámara de aspiración para ayudar a regular la presión en la cámara de aspiración en combinación con la salida de aire de la cámara inducida por la aspiración aplicada.

La interfaz del paciente 100 mejora la detección del limbo y/o de la unión limbocorneal con un sistema óptico de captura de imágenes. El movimiento diferencial del ojo con respecto al haz láser puede minimizarse utilizando también la interfaz del paciente 100 (FIG. 8A) para controlar el movimiento relativo del ojo a fin de evitar interferencias con la administración prevista de energía láser. La cara de sellado elástica del anillo de sellado 120 se asienta contra el ojo y se produce la aspiración entre la lente 106 y el ojo 70 para minimizar el movimiento diferencial del ojo. La interfaz del paciente 100 también puede mantener la fuente de energía láser sin contacto o la óptica 74 a una distancia predeterminada de la superficie del ojo 70 y sin entrar en contacto con ella.

La energía láser se puede administrar transescleralmente por la interfaz del paciente bajo control espacial y temporal del procesador mientras se enfría la superficie. Por ejemplo, se lleva a cabo un método con un sistema de administración de haz de barrido electroóptico 200 controlado por ordenador (FIG. 8B) diseñado para la ciclodeposición transescleral sin contacto guiada por el limbo de energía electromagnética infrarroja (I.R.) (por ejemplo, energía láser de 1,475 mm) en patrones de arco arqueados o circunferenciales en meridianos esclerales seleccionables en posiciones seleccionables de meridianos esclerales posteriores al limbo anterior (aparente) sobre i) estructuras de salida perilimbal (canales colectores, canal de Schlemm, malla trabecular); ii) cuerpo ciliar pars plicata; y iii) la región uveoescleral pars plana. La velocidad de barrido es regulable, por ejemplo, entre 0,1 y 50 mm/s.

La cantidad de energía láser infrarroja suministrada puede regularse con la irradiancia láser (W/cm2) y la duración de la exposición (controlando la velocidad de rotación del barrido cíclico en mm/s) para producir elevaciones fototérmicas localizadas, que no son coagulativas, pero que pueden inducir respuestas biomecánicas con minúsculos cambios morfológicos en la microarquitectura de las regiones perilimbal, pars plicata y pars plana, que dan lugar a la reorganización de las vías de salida del humor acuoso (HA) que mejoran los flujos de salida convencionales (malla trabecular) y no convencionales (uveoescleral). El método también induce respuestas bioquímicas provocadas por una hipertermia fotoestimulante concomitante (43 - 45 °C) a medida que el calor se propaga y decae en los tejidos circundantes para reequilibrarse y volver a la temperatura corporal basal, lo que desencadena una cascada biológica de expresión de citoquinas y posteriores actividades transcripcionales moleculares endógenas que contribuyen a un efecto de disminución de la PIO de larga duración. Sistema óptico de tratamiento láser de la FIG. 8b

La FIG. 8B muestra un sistema óptico representativo 200 que está configurado para dirigir un haz láser a una superficie prevista del ojo 70 y mover rápidamente el haz (como en FIG. 4M u 8A) en ciclos rotacionales o de otro tipo alrededor del eje óptico (EO) del ojo. Por ejemplo, el sistema óptico puede ser un sistema de escáner digital Galvano, como el de Canon, en el que un codificador óptico LED (sensor de posición digital) y un servocontrolador digital de alta velocidad escanean un haz láser a través del ojo con alta precisión y exactitud. El movimiento del haz de barrido puede ser, por ejemplo, en sentido horario o antihorario dentro de la interfaz 100.

El sistema óptico 200 de la FIG. 8B produce un haz óptico 202 a partir de una fuente de haz óptico 206. La fuente de haz óptico 206 incluye una o más fuentes láser, como uno o más láseres de diodo semiconductor, láseres de fibra, láseres de estado sólido, materiales ópticos no lineales de cambio de frecuencia (por ej., duplicación de frecuencia), etc. En ejemplos representativos, el haz óptico 202 tiene una longitud de onda predeterminada (correspondiente a una o más longitudes de onda específicas y/o rangos de longitud de onda) que se selecciona para estar en la región infrarroja del espectro óptico de aproximadamente una longitud de onda de 800-2200 nm o 1000-2200 nm, tal como 1000 a 1700 nm o 875 nm a aproximadamente 2100 nm, por ejemplo 1000 a 2100 nm. En general, la longitud de onda predeterminada del haz óptico 202 se selecciona para producir la hipertermia terapéutica transescleral ya descrita. Por ejemplo, la longitud de onda predeterminada puede seleccionarse para que sea lo suficientemente larga como para que el haz óptico 202 sea absorbido por el agua de las células esclerales del ojo, en mayor medida de lo que ocurriría con longitudes de onda más cortas como 808 nm, 650 nm, 532 nm, 355 nm. En un ejemplo, el haz óptico 202 tiene una longitud de onda a 1475 nm y se genera en la fuente de haz óptico 206 con un láser de diodo de 1475 nm. El aumento de la absorción en las longitudes de onda predeterminadas más largas puede permitir que el haz óptico 202 se dirija al objetivo ocular 70 a través de una desviación 208 (por ej., espacio libre) entre una lente de enfoque 220 del sistema óptico 200 y el ojo diana 70. La distancia de desviación 208 es, por ejemplo, de al menos 45 mm, por ejemplo de 45 a 55 mm. En un ejemplo divulgado la desviación es de 35 a 45 mm, por ejemplo 40 mm.

En ejemplos representativos, el haz óptico 202 se emite desde la fuente de haz óptico 206 como un haz colimado que se propaga a lo largo de un eje óptico 210. Un grupo de lentes 212 está configurado para ajustar las características del haz, tales como el área del haz, la divergencia, la convergencia, etc. Por ejemplo, puede ajustarse un ancho de haz, mostrado generalmente en relación a los rayos laterales 213a, 213b con el grupo de lentes 212. El haz óptico 202 es recibido por un escáner óptico 214 que está configurado para variar la dirección del haz óptico 202 y puede, por ejemplo, mover el haz en un movimiento rotatorio dentro de la interfaz 100. A efectos ilustrativos, se muestra el escáner óptico 214 desviando el haz óptico 202 a lo largo de tres trayectorias de haz óptico 216a, 216b, 216c. El elemento reflectante 218 está dispuesto para redirigir las trayectorias 216a-216c del haz óptico 202. Un elemento divisor de haz 219 está dispuesto para recibir el haz óptico 202 y pasar el haz óptico 202 a una lente de enfoque 220, que puede incluir uno o más elementos de lente. Una cámara 222 también está acoplada al sistema óptico 200 por el elemento divisor del haz 219. Una superficie 224 del elemento divisor del haz 219 puede incluir un revestimiento selectivo de longitud de onda que está configurado para recibir la iluminación del objetivo ocular 70 a través de la lente de enfoque 220 y para dirigir la iluminación a un elemento reflectante 226 que dirige la iluminación a la cámara 220 para obtener imágenes del objetivo ocular 70.

El escáner óptico 214 puede ser de varios tipos que sean adecuados para hacer el barrido de un haz óptico en relación al objetivo ocular 70, incluyendo escáneres galvo XY, escáneres 3D, escáneres electroópticos, o escáneres acústico-ópticos. Un controlador 228 puede acoplarse a la fuente de haz óptico 206, al escáner óptico 214, y/o a la cámara 222 para coordinar y controlar la emisión del haz óptico 202 desde la fuente de haz óptico 206, el barrido del haz óptico 202 con el escáner óptico 214, y la alineación del escáner óptico 214 en relación con el objetivo ocular 70 u otro proceso de monitorización del objetivo ocular 104. El controlador 228 típicamente incluye un procesador y una memoria que puede almacenar archivos de barridos, parámetros de láser y software para alinear y/o procesar con láser los objetivos oculares. El controlador 228 puede ser de varios tipos, incluyendo uno o más dispositivos de computación, unidades de computación, PLCs, PALs, ASICs, etc. La memoria puede incluir memoria volátil, como registros, caché y RAM, así como memoria no volátil, o una combinación. La memoria es accesible por el procesador (o procesadores) del controlador y puede almacenar el software en forma de instrucciones ejecutables por ordenador que pueden ser ejecutadas por el procesador. En algunos ejemplos, el controlador 228 puede estar distribuido entre diferentes componentes (como entre la fuente de haz óptico 206 y el escáner óptico 214), y en algunos ejemplos no se requiere comunicación entre todos los componentes.

En ejemplos representativos, el haz óptico 202 es un haz de onda continua que se enfoca o desenfoca a un tamaño de punto seleccionado en una posición predeterminada que está radialmente separada hacia fuera desde una unión limbocorneal o esclerocorneal del ojo 70. Por ejemplo, el haz óptico 202 se dirige a lo largo de las trayectorias del haz óptico 216a, 216c a posiciones en el objetivo ocular 70 que están radialmente separadas hacia fuera desde la unión limbocorneal o esclerocorneal, y la trayectoria del haz óptico 216b en el objetivo ocular 70 también puede entenderse que está radialmente separada hacia fuera desde la unión limbocorneal si la posición está suficientemente por debajo o por encima del plano de la figura. En ejemplos representativos, el controlador 228 controla el escáner óptico 214 para hacer el barrido del haz óptico 202 en un patrón anular cíclico radialmente espaciado hacia fuera desde la unión esclerocorneal. El barrido del haz óptico 202 produce un ciclo de trabajo seleccionado de calentamiento en posiciones azimutales secuenciales del patrón anular en el objetivo ocular 70, de modo que pueda producirse una relajación térmica entre los ciclos de barrido.

El software de la cámara puede detectar deslizamientos inesperados de la lente y/o movimientos oculares. La visualización de la cámara en el enfoque Z proporciona una garantía adicional de alineación. Caja de Control y Brazo de Posicionamiento Como se ilustra en la FIG. 9A, la interfaz 100 puede estar suspendida y dispuesta por la caja de control 118 que incluye un asa 172 en una cara lateral de la caja para mover o posicionar manualmente la unidad, una abrazadera de tubo 174 para suspender los tubos sin inducir torsión en la interfaz 100, y una bomba peristáltica 176 (como una bomba Welco Ultra) para el movimiento controlado del líquido refrigerante desde una fuente 178 de líquido refrigerado, como solución salina estéril o agua, por ejemplo solución salina tamponada de fosfato (PBS). La bomba 176 ilustrada puede mover el líquido refrigerante hasta 100 ml/min, pero generalmente los caudales peristálticos se controlan a unos 50 ml/min para enfriar la lente de contacto 106 en el soporte 104 a medida que el líquido refrigerante se desplaza desde la fuente 178 a través del tubo 180 y la bomba 176. El empañamiento de la lente de contacto puede minimizarse con la temperatura del líquido refrigerante ajustada a unos -10 °C. El requisito de capacidad térmica de la lente se determina mediante el perfilado térmico del material de la lente, como una lente de PMMA o BK7.

Como se ilustra más claramente en la FIG. 9B, la bomba 176 mueve el líquido enfriado desde la caja de control 118 a la interfaz 100 a través de una línea de entrada 182 que comunica con el puerto de entrada 110 para mover el líquido enfriado a través de los canales 108 en el portalente 104 para enfriar la lente 106 in situ. A continuación, el líquido pasa a través del puerto de salida 112 y la línea de salida 184. Una línea de aspiración 186 comunica con el puerto de aspiración 126 para aspirar por debajo de la lente 106 para mejorar el contacto entre el anillo de sellado elástico 120 y la superficie del ojo durante el procedimiento implementado con láser.

La caja de control 118 puede incluir una estructura de soporte del láser (no mostrada), como la divulgada en US 2018/0177632. La estructura de soporte del láser puede incluir uno o más canales que alojan una o más fibras ópticas o cables de fuente de luz. Una bandeja óptica puede soportar uno o más componentes ópticos que dirigen uno o más láseres a una superficie del ojo 70, como se describe, por ejemplo, con respecto a la FIG. 8B. Uno o más componentes ópticos también pueden estar contenidos dentro de la interfaz 100 para iluminar el ojo.

La caja de control 118 puede estar suspendida de un brazo de posicionamiento, como un brazo de posicionamiento X-Y-Z 186 (FIG. 9C) que puede ser controlado por ordenador para una colocación precisa de la caja de control 118 y la interfaz 100. El brazo 186 se fija a la caja 118 mediante una brida 188 que dispone de perillas de posicionamiento 190 que pueden aflojarse para mover la brida 188 en un plano horizontal.

Sistema de suministro de energía con patrones y procesador

Para cualquiera de los patrones de tratamiento deseados, puede acoplarse un procesador a la fuente de energía láser y al escáner y configurarse con instrucciones para calentar el tejido en la pluralidad de localizaciones de tratamiento, proporcionando un método de tratamiento automatizado o implementado por ordenador que suministra energía con mayor precisión a las localizaciones de tratamiento preseleccionadas. Las localizaciones de tratamiento, por ejemplo un primer patrón de tratamiento anular y un segundo patrón de tratamiento anular, pueden evitar estructuras anatómicas subyacentes como las inserciones de los músculos intraoculares. En algunas realizaciones, la implementación informática de patrones de tratamiento automatizados puede lograr el calentamiento controlado de localizaciones específicas para conseguir los resultados de tratamiento deseados.

La FIG. 10A ilustra un sistema 600 para la aplicación de patrones a un ojo 602, de acuerdo con las realizaciones. El sistema 600 incluye un procesador 604 que tiene un medio tangible 606 (por ej., una RAM). El procesador 604 está acoplado operativamente a una primera fuente de luz 608, una segunda fuente de luz opcional 610, y una tercera fuente de luz opcional 612. La primera fuente de luz 608 emite un primer haz de luz 614 que es barrido por el escáner X-Y 616 a través de una máscara opcional 618 y un disipador de calor opcional 620 sobre el ojo 602. El espejo 622 dirige la energía luminosa del ojo 602 a una cámara de visualización 627 acoplada a una pantalla 628. Puede proporcionarse, por ejemplo, una fuente de luz independiente (de no tratamiento) para la cámara de visualización opcional. El espejo 622 puede dirigir una porción del haz de luz que vuelve del ojo 602 a la cámara 627, por ejemplo. La segunda fuente de luz 610 emite un segundo haz de luz 630 que es combinado por un primer combinador de haces 632 con el primer haz de luz 614 antes de pasar a través del escáner X-Y 616. La tercera fuente de luz 612 emite un tercer haz de luz 634 que es combinado por un segundo combinador de haces 636 con el segundo haz de luz 630 antes de pasar a través del primer combinador de haces 632.

El procesador puede configurarse con una o más instrucciones para realizar cualquiera de los métodos y/o cualquiera de los pasos y subpasos de los métodos o tratamientos descritos en esta especificación. El procesador puede comprender una memoria con instrucciones para realizar el método, y el procesador puede comprender un sistema procesador configurado para ejecutar el método, por ejemplo. En muchas realizaciones, el procesador comprende una matriz lógica como una matriz lógica programable ("PAL") configurada para realizar uno o más pasos de cualquiera de los métodos o tratamientos descritos aquí, por ejemplo. El procesador puede comprender una o más instrucciones de un programa de tratamiento incorporado en un medio tangible, como una memoria de ordenador o una matriz de puertas, para ejecutar uno o más pasos de un método de tratamiento según se describe en el presente documento. El procesador puede comprender instrucciones para tratar a un paciente de acuerdo con las realizaciones descritas en esta especificación.

El procesador puede estar configurado con instrucciones para determinar una o más localizaciones del limbo, y/o una o más localizaciones de la unión limbocorneal. En respuesta a la localización determinada del limbo, por ejemplo, pueden determinarse una o más localizaciones de la unión limbocorneal. El procesador puede estar configurado con instrucciones para determinar un patrón de tratamiento basado en una o más localizaciones del limbo y/o una o más localizaciones de la unión limbocorneal. El patrón de tratamiento puede comprender, por ejemplo, un patrón de tratamiento que está separado uno o más de 1,5 mm, 2,5 mm y 3,5 mm de la unión limbocorneal. El procesador puede estar configurado para suministrar energía no coagulativa a las localizaciones de tratamiento en el patrón de tratamiento para inducir los efectos térmicos descritos aquí.

El sistema de suministro óptico puede incluir una o varias de las siguientes fuentes: primera fuente de luz, segunda fuente de luz, tercera fuente de luz, escáner X-Y, máscara opcional o disipador térmico. La energía es dirigida por el sistema automatizado de suministro de energía óptica para conseguir un calentamiento repetible de las mismas localizaciones durante ciclos repetitivos de calentamiento. En algunas realizaciones, los haces de luz 614, 630, y 634 pueden ser barridos sobre el ojo 602 en una posición X e Y especificada por el escáner X-Y 616 para tratar el ojo 602. Una máscara opcional 618 puede utilizarse para enmascarar la luz aplicada al ojo 602, por ejemplo, para proteger porciones enmascaradas del ojo 602 mientras se tratan otras porciones como se describe aquí. Un disipador de calor opcional 620 puede colocarse sobre el ojo 602 durante el tratamiento para evitar el calentamiento de porciones especificadas del ojo 602, como se describe aquí.

El sistema 600 puede utilizarse para aplicar energía luminosa al ojo 602 de acuerdo con cualquier procedimiento de tratamiento adecuado, como las realizaciones descritas aquí. En muchas realizaciones, el primer haz de luz 614 tiene una primera longitud de onda, el segundo haz de luz 630 tiene una segunda longitud de onda, y el tercer haz de luz 634 tiene una tercera longitud de onda. Cada longitud de onda puede ser la misma o una longitud de onda de luz diferente. El procesador puede acoplarse a cada una de las fuentes de luz para irradiar selectivamente el ojo con luz teniendo las longitudes de onda dentro de una gama deseada de longitudes de onda. El software puede comprender instrucciones de una tabla de tratamiento para hacer el barrido del haz láser a las localizaciones de tratamiento deseadas como se describe aquí, por ejemplo.

El sistema láser 600 puede comprender un sistema OCT 625, tal como un sistema OCT (Tomografía de coherencia óptica) disponible en el comercio. El sistema OCT puede ser, por ejemplo, un escáner OCT CASIA2 o CASIA Ss -100 (TOMEY). El sistema OCT puede ser, por ejemplo, un sistema OCT disponible en el mercado, como los comercializados por Tomey, Heidelberg, Visante u Optovue. El sistema OCT puede acoplarse a la óptica de visualización y al sistema de suministro de láser mediante un divisor de haz 626. La óptica de visualización puede comprender, por ejemplo, un microscopio quirúrgico (como los comercializados por Zeiss, Haag Streit, Leica o Moller Weidel), una lámpara de hendidura u otra óptica personalizada. El sistema OCT puede utilizarse para medir el ojo in situ durante el tratamiento. Por ejemplo, el sistema OCT puede utilizarse para generar imágenes OCT como se describe aquí con el fin de generar una tomografía del ojo para determinar la localización de los tejidos diana, el movimiento de los tejidos diana y el estiramiento de los tejidos diana como se describe en esta especificación. El sistema OCT 625 puede acoplarse al procesador 604 y utilizarse para controlar el sistema láser con un bucle de feedback, por ejemplo. Pueden utilizarse oftalmoscopios u otros dispositivos adecuados de captura de imágenes oculares para generar imágenes del exterior y/o interior del ojo, y pueden incluir detectores de imágenes como detectores CCD o CMOS.

El procesador puede configurarse con instrucciones para el barrido del haz láser en el ojo de acuerdo con los patrones y parámetros de tratamiento descritos aquí.

La FIG. 10B muestra otra realización de un sistema de tratamiento que puede utilizarse para cualquiera de los métodos de tratamiento descritos aquí. El sistema puede comprender un escáner láser (como el mostrado en la FIG. 8B) que dirige y barre la energía láser de un láser de onda continua o pulsada a una o más localizaciones sobre o dentro del ojo. El escáner puede acoplarse a una interfaz del paciente o a una estructura de acoplamiento del paciente, tal como se describe aquí. El escáner puede acoplarse además a un sistema de captura de imágenes, por ejemplo una cámara, OCT, UBM, oftalmoscopio, etc., como se describe aquí. El sistema de captura de imágenes puede utilizarse para capturar una o más imágenes del ojo antes, durante o después del tratamiento, tal como se describe aquí.

Un procesador o controlador puede estar acoplado a la fuente de energía (como el láser) y al sistema de captura de imágenes y estar configurado con instrucciones para barrer el haz de energía a una pluralidad de localizaciones o en uno o más patrones y obtener imágenes del tejido durante el tratamiento. El sistema también puede incluir una pantalla acoplada al procesador que permite al usuario visualizar el tejido antes, durante o después del tratamiento. La pantalla puede mostrar imágenes que permiten al usuario ver el tejido tratado y planificar el tratamiento. Las imágenes mostradas en la pantalla pueden proporcionarse en tiempo real y pueden utilizarse antes del tratamiento para permitir al usuario alinear el tejido y/o seleccionar una zona o patrón de tratamiento. El usuario puede introducir las zonas de tratamiento diana identificadas para programar la profundidad, la localización y el patrón del tratamiento en respuesta a las imágenes mostradas en la pantalla. El sistema de captura de imágenes puede utilizarse para visualizar el movimiento de las estructuras oculares durante el tratamiento a fin de detectar los efectos beneficiosos del tratamiento.

Los sistemas de tratamiento del glaucoma descritos en esta especificación pueden proporcionar simultáneamente orientación mediante imágenes, caracterización cuantitativa del tejido (por ejemplo, midiendo propiedades mecánicas como la elasticidad o la presencia de coagulación tisular), y/o realizar tareas terapéuticas.

En algunas realizaciones, el sistema de tratamiento descrito en aquí puede comprender dos o más láseres. El procesador puede estar configurado con instrucciones para tratar el ojo con una primera longitud de onda de luz en una primera localización (o pluralidad de localizaciones) y una segunda longitud de onda de luz en una segunda localización (o pluralidad de localizaciones). El sistema de tratamiento descrito aquí puede comprender uno o más láseres dentro de un rango de unos 1,0 mm a unos 2,2 mm, unos 1,4 mm a unos 1,5 mm, por ejemplo unos 1,47 mm.

La FIG. 11 muestra una imagen de un ojo porcino ex vivo tomada con una cámara después de acoplar la interfaz del paciente y el sistema al ojo. El limbo era claramente visible para el uso en el patrón de tratamiento del glaucoma en relación con la localización del limbo o la unión limbocorneal. Los patrones pueden ser seleccionados manualmente por el usuario (por ej., un profesional médico) o pueden ser determinados automáticamente (o semiautomáticamente) por el sistema basado en una localización estimada del limbo u otra referencia de interés. La localización del limbo puede ser estimada manualmente por el usuario o determinada automáticamente mediante imágenes y detección de características. La localización del limbo puede, por ejemplo, ser "rastreada" automáticamente por el sistema utilizando una cámara y/u otro sistema de captura de imágenes como un sistema OCT, tal como se describe aquí. La localización del limbo puede comprender un contorno completo y anular del limbo o puede comprender múltiples localizaciones a lo largo del limbo que pueden usarse como puntos de referencia para determinar la forma del limbo y/o dónde debe aplicarse el tratamiento (es decir, un contorno incompleto del limbo). La identificación de una o más localizaciones del limbo como se describe aquí puede usarse para estimar una o más localizaciones de tratamiento. El borde anterior del limbo puede utilizarse como un sustituto de la unión limbocorneal 32. Alternativamente, o en combinación, pueden estimarse una o más localizaciones de la unión limbocorneal 32 a partir de uno o más cortes de OCT. Por ejemplo, puede utilizarse una única imagen de OCT tomada a través del centro del ojo para identificar dos localizaciones de la unión limbocorneal (una a cada lado del ojo) y las localizaciones/patrón de tratamiento se pueden determinar en respuesta a las dos localizaciones de la unión limbocorneal identificadas. En algunos casos, pueden tomarse múltiples imágenes de OCT en diferentes ángulos con respecto al centro del ojo y puede identificarse una pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal y utilizarse para estimar la forma de la unión limbocorneal. La FIG. 12A muestra uno de estos esquemas de imágenes que puede utilizarse para estimar la forma de la unión limbocorneal. Pueden tomarse múltiples imágenes de OCT a través del centro del ojo en ángulos variables y la localización de la unión limbocorneal puede estimarse a partir de cada imagen. Las localizaciones (y opcionalmente las imágenes como se muestra) se pueden entonces usar para estimar la forma de la unión limbocorneal usando una reconstrucción 3-D parcial.

En algunos casos, la localización y/o forma de la unión limbocorneal se puede estimar en respuesta a una pluralidad de localizaciones del limbo del ojo. A modo de ejemplo, puede tomarse una imagen (por ej., una imagen anterior del ojo) que incluya el limbo (por ej., como se muestra en la FIG. 11). La localización del limbo, o la pluralidad de localizaciones del limbo, se pueden determinar en base a la imagen del ojo. Por ejemplo, mediante la detección de cambios de intensidad en la imagen anterior (por ej., a través de la imagen, a lo largo de una serie de imágenes, etc.), se puede determinar la localización de una pluralidad de localizaciones del limbo. En algunos casos, se pueden utilizar uno o más procesadores para analizar la imagen y determinar las localizaciones del limbo. En base a la pluralidad de localizaciones del limbo, puede estimarse una pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal sustancialmente como se ha descrito antes. Las técnicas adecuadas para el análisis automatizado de imágenes incluyen técnicas de procesamiento automatizado de imágenes digitales, incluyendo el aprendizaje automático, algoritmos de identificación de objetos, algoritmos de reconocimiento de patrones, algoritmos de seguimiento de vídeo, redes neuronales convolucionales, etc. La FIG. 12B muestra un ejemplo de un proceso automatizado 1200 para determinar las localizaciones de tratamiento. En 1202, se obtiene una imagen del ojo con un dispositivo de captura de imágenes adecuado, y en 1204, se analizan las características de la imagen con técnicas de procesamiento digital de imágenes, como cualquiera de las técnicas de procesamiento digital de imágenes descritas aquí. En 1206, se determinan las localizaciones de tratamiento adecuadas en relación con las características de la imagen. Por ejemplo, cuando se encuentran características anatómicas, como una unión limbocorneal en ejemplos de tratamiento transescleral o características del fondo de ojo como la mácula o el disco óptico en ejemplos transpupilares, las localizaciones de tratamiento adecuadas pueden determinarse en relación con las características encontradas y en base a ellas. En 1208, las localizaciones de tratamiento pueden convertirse en comandos de escáner láser adecuados para un escáner láser alineado y calibrado y una tabla de comandos de escáner que mapea valores de comandos de escáner en uno o más planos, superficies o volúmenes de barrido.

Las FIGS. 13A-13D muestran un ejemplo de un proceso para generar un patrón de tratamiento basado en una o más localizaciones del limbo. La FIG. 13A muestra una imagen anterior de un ojo tomada con una cámara frontal de un sistema OCT CASIA2. La imagen anterior del ojo puede transferirse al procesador para la detección del borde del limbo. La FIG. 13B muestra la imagen después del procesamiento para determinar los límites (bordes) del limbo. La porción del ojo dentro del limbo se ha coloreado en blanco, mientras que la porción del ojo fuera del limbo se ha coloreado en negro. Esta imagen en blanco y negro puede utilizarse para generar las coordenadas X-Y del borde del limbo. Posteriormente, el procesador puede utilizar las coordenadas X-Y para generar un contorno del limbo que puede superponerse a una imagen en tiempo real del ojo mostrada en la pantalla, como se muestra en la FIG. 13C. Las coordenadas X-Y pueden registrarse con la imagen en tiempo real del ojo de forma que el limbo mostrado en la pantalla y el contorno del limbo generado por las coordenadas X-Y estén alineados. Los patrones de tratamiento también pueden generarse automáticamente a partir del contorno. Cuando se forman arcos, los patrones de tratamiento pueden generarse utilizando la orientación del paciente para alinear los arcos en relación con direcciones superiores/inferiores o azimuts seleccionados. En algunos ejemplos, pueden tomarse imágenes transpupilares posteriores utilizando el sistema OCT CASIA2 u otra cámara, y determinarse los límites de las características anatómicas para que puedan generarse las coordenadas de barrido láser en relación con los límites de las características anatómicas.

La imagen también puede mostrar puntos de referencia con respecto al centro del ojo para ayudar a centrar el tratamiento, por ejemplo, círculos mostrados radialmente hacia fuera cada 5 mm desde el centro del ojo. El procesador puede utilizar además las coordenadas X-Y y/o el contorno generado del limbo para determinar un patrón de tratamiento, por ejemplo una serie de localizaciones de tratamiento guiadas por el limbo. Un experto en la materia entenderá que, durante el uso, el contorno del limbo y/o los patrones de tratamiento pueden registrarse entre sí (es decir, coalinearse) de forma que el contorno y la localización del limbo en tiempo real se solapen o se desvíen en una cantidad preseleccionada para separar el patrón de tratamiento guiado por el limbo a una distancia deseada de la unión limbocorneal.

La FIG. 14 muestra un método para determinar una localización de tratamiento diana. El método puede utilizar uno o más de los sistemas aquí descritos. En un primer paso, puede obtenerse una imagen anterior del ojo mediante una cámara o grabadora de vídeo. En algunos ejemplos, puede obtenerse una imagen posterior. En un segundo paso, la imagen del ojo se puede mostrar a un usuario como se describe aquí, aunque en algunos ejemplos no es necesaria la visualización de la imagen para un usuario o la intervención del usuario basada en la imagen obtenida. En un tercer paso, pueden obtenerse opcionalmente una o más imágenes del ojo, como imágenes de vídeo u OCT. En un cuarto paso, puede determinarse una pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal (o del limbo u otra referencia descrita aquí) a partir de la imagen anterior del ojo, de una o más imágenes OCT del ojo, o de cualquier combinación de las mismas. En algunos ejemplos, se determina una pluralidad de localizaciones de características maculares, como una zona avascular foveal, el nervio óptico, etc., a partir de una imagen posterior, una imagen OCT o una combinación. La pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal o de la mácula puede ser estimada manualmente por el usuario o automáticamente por el procesador. La pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal puede registrarse opcionalmente con una pluralidad correspondiente de localizaciones de imágenes anteriores o posteriores. En un quinto paso, se puede determinar una pluralidad de localizaciones de tratamiento para el ojo en respuesta a la pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal o las características maculares. Las localizaciones de tratamiento pueden ser determinadas manualmente por el usuario o automáticamente por el procesador. En un sexto paso, las localizaciones de tratamiento pueden superponerse a la imagen anterior mostrada en la pantalla, aunque dicha visualización puede omitirse en el procesamiento automatizado o racionalizado. Las localizaciones de tratamiento pueden ser ajustadas o aprobadas opcionalmente por el usuario. En un séptimo paso, la energía de tratamiento puede dirigirse a las localizaciones de tratamiento mostradas en la imagen mediante una fuente láser y un escáner, tal como se describe aquí. Típicamente, la fuente láser incluye una pluralidad de láseres que operan a diferentes longitudes de onda o aptos para operar en modos seleccionados (tales como modo pulsado, onda continua, o con características pulsadas seleccionadas, tales como tasa de repetición, duración de pulso, potencia, energía de pulso, etc.). En un octavo paso, el tratamiento puede visualizarse y/o monitorizarse automáticamente en tiempo real en las localizaciones de tratamiento para ajustar o detener el tratamiento si se produce movimiento del ojo.

Se puede proporcionar un procesador configurado con instrucciones para realizar la serie de pasos ilustrados en la FIG. 14. En algunos casos, el procesador puede proporcionar instrucciones para obtener una imagen anterior y/o posterior del ojo. Por ejemplo, la imagen del ojo puede obtenerse con una cámara con ayuda del procesador. En algunos casos, el procesador puede estar configurado con instrucciones para recibir una imagen del ojo.

El procesador puede proporcionar instrucciones para mostrar una o más de las imágenes del ojo. En algunos casos, el procesador puede proporcionar instrucciones para obtener imagen o imágenes de OCT del ojo. En algunos casos, el procesador puede proporcionar instrucciones para determinar una pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal del ojo. En algunos casos, el procesador puede estimar la pluralidad de localizaciones del canal de la unión limbocorneal en respuesta a la imagen anterior del ojo y/o la pluralidad de localizaciones retinianas en respuesta a la imagen posterior del ojo. Alternativamente, o además, el procesador puede estimar la pluralidad de localizaciones del canal de Schlemm, localizaciones retinianas, u otras localizaciones oculares, en respuesta a la pluralidad de imágenes de OCT del ojo. En algunos casos, el procesador se puede configurar con instrucciones para generar una pluralidad de localizaciones de tratamiento. Opcionalmente, el procesador se puede configurar con instrucciones para generar la pluralidad de localizaciones de tratamiento para el ojo en respuesta a la pluralidad de las localizaciones de la unión limbocorneal.

En algunos casos, el procesador puede proporcionar instrucciones para superponer las localizaciones de tratamiento en las imágenes anterior y/o posterior del ojo. El procesador puede estar configurado con instrucciones para superponer la pluralidad de localizaciones de tratamiento y la pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal en la imagen anterior del ojo. Opcionalmente, el procesador puede estar configurado además para registrar la pluralidad de localizaciones de la unión limbocorneal con una pluralidad correspondiente de localizaciones de la imagen anterior. Opcionalmente, el procesador puede estar configurado además con instrucciones para superponer la pluralidad de localizaciones de tratamiento y la pluralidad de localizaciones de la retina en la imagen posterior del ojo, y el procesador puede estar configurado además para registrar la pluralidad de localizaciones de la retina con una pluralidad correspondiente de localizaciones de la imagen posterior.

El procesador puede proporcionar instrucciones para dirigir la energía de tratamiento a las localizaciones de tratamiento de la pantalla. En algunos casos, el procesador puede estar configurado con instrucciones para alternar el tratamiento en una primera pluralidad de localizaciones de tratamiento con el tratamiento en una segunda pluralidad de localizaciones de tratamiento. Opcionalmente, el procesador puede estar configurado con instrucciones para generar una tabla de tratamiento que incluya una pluralidad de localizaciones de referencia de coordenadas correspondientes a la pluralidad de localizaciones de tratamiento superpuestas en las imágenes anterior y/o posterior. Opcionalmente, la fuente de energía dirigida al ojo puede comprender una fuente láser pulsada en la que cada una de la pluralidad de referencias de coordenadas corresponde a un pulso de una fuente láser. En algunos casos, el procesador puede proporcionar instrucciones para mostrar el tratamiento en tiempo real en las localizaciones de tratamiento.

Aunque los pasos descritos antes muestran la adquisición de una imagen de un ojo y el tratamiento del tejido en una región de tratamiento seleccionada por un usuario, un experto en la materia reconocerá muchas variaciones basadas en las enseñanzas aquí descritas. Los pasos pueden completarse en un orden diferente. Los pasos pueden añadirse o suprimirse. Algunos de los pasos pueden incluir subpasos. Muchos de los pasos pueden repetirse tantas veces como sea necesario para tratar el tejido como se desee. Los pasos pueden aplicarse con cualquier aparato adecuado y no se limitan a los ejemplos de tratamiento transescleral.

Los ejemplos aquí incluidos incluyen aparatos y métodos para realizar tratamientos retinianos transpupilares seleccionados y tratamientos transesclerales-transpupilares combinados.

La FIG. 15 muestra esquemáticamente un ejemplo de un ojo humano que incluye la córnea, el cristalino, el iris y las estructuras de la pupila cerca de la superficie anterior del ojo, y la retina, la mácula y el nervio óptico hacia el polo posterior del ojo. La FIG. 16 muestra la retina central de la FIG. 15 dentro de las arcadas vasculares, incluyendo la porción de mácula más oscura cerca del centro. En ejemplos representativos del presente documento, la esclerótica del ojo (adyacente a la córnea) se irradia con un haz láser transescleral de 1475 nm con un conjunto seleccionado de láser transescleral y parámetros de barrido para el tratamiento de reducción de la PIO, y/o la retina del ojo, por ejemplo, la mácula, se irradia con un conjunto separado de láser transpupilar de 810 nm y parámetros de barrido para un tratamiento neuroprotector panmacular, induciendo así la biomodulación o bioestimulación subletal y terapéuticamente ventajosa del tejido ocular en uno o ambos lugares, por ejemplo, durante una ventana o instancia de tratamiento completo. Los beneficios terapéuticos pueden incluir la reducción de la presión intraocular (PIO), la neuroprotección y la gestión integral del glaucoma, como el glaucoma de ángulo abierto.

Biomecanismos

De acuerdo con ejemplos representativos de esta especificación, la retina central del ojo puede recibir fotoestimulación láser subletal, para el tratamiento de retinopatías vasculares neurogenerativas progresivas crónicas y de otros trastornos, como el GPAA (glaucoma primario de ángulo abierto), que comparten características comunes similares. La fotoestimulación láser subletal no dañina de la retina central se dirige a las células del epitelio pigmentario de la retina (EPR) con energía láser subumbral para desencadenar una respuesta de estrés. Con parámetros láser y/o patrones de barrido cuidadosamente seleccionados, la respuesta de estrés puede configurarse para activar una cascada de actividades bioquímicas celulares moleculares que pueden reequilibrar las deficiencias neurotróficas retinovasculares patológicas previniendo y posiblemente revirtiendo los procesos apoptóticos progresivos (es decir, la pérdida de células ganglionares retinianas en el GPAA). Así, en ejemplos representativos, los parámetros del láser se seleccionan de tal manera que la energía se suministra en patrones configurados para producir efectos biológicos en una ventana terapéutica de fototermoestimulación que está por encima de un umbral de activación pero por debajo de un umbral letal (por ej., entre 44 °C y 50 °C). En general, se seleccionan diversos parámetros (como la energía del pulso láser, la duración, la fluencia, la irradiancia, el patrón, etc.) para reclutar y activar de forma patoselectiva una gran cantidad, y preferiblemente el mayor número posible, de células del EPR (epitelio pigmentario retinal) para el proceso biológico de fotoestimulación. Dicha estimulación fototérmica puede configurarse de forma que no dañe ni tenga efecto sobre las células normales sanas del EPR, sino que active procesos endógenos reparadores y/o regenerativos que afecten y mejoren selectivamente sólo a las células disfuncionales del EPR según su disfunción específica. Se entiende que una respuesta primaria a la fotoestimulación subletal del EPR es la activación de las proteínas de choque térmico (HSP) y de la expresión de citoquinas, lo que desencadena una cascada de eventos que conducen a la reparación, sustitución y regeneración celular del EPR. Estos eventos pueden dar lugar a una mejora de la función de transporte, autorregulación retiniana normalizada, reducción de los biomarcadores de inflamación crónica, inflamación aguda reparadora e inmunomodulación. Tales efectos pueden proporcionar neuroprotección, potenciación neurotrófica, con restauración y/o regeneración de células disfuncionales enfermas, reduciendo, retrasando o previniendo la pérdida de visión, por ejemplo restaurando las funciones visuales en diversos trastornos degenerativos crónicos progresivos de la retina y en el GPAA (que pueden compartir similitudes).

Los efectos de la fotoestimulación subletal de la retina central con láser subumbral, sin daño retiniano perceptible, pueden ser totalmente "homeotróficos", normalizando la función retiniana, reduciendo la progresión de la enfermedad y el riesgo de pérdida visual. La normalización de la expresión retiniana de citoquinas puede ser neuroprotectora en el GPAA del mismo modo que es protectora de la retina en diversas retinopatías progresivas crónicas que son patogénicamente dispares, que presentan perfiles de respuesta a fármacos muy diferentes (como el edema macular diabético (EMD) y la retinopatía serosa central (RSC)) y que responden de formas específicas a, y características del proceso concreto de la enfermedad. La fotoestimulación láser subletal del EPR puede ser un desencadenante no específico de la activación HSP del EPR y de la reparación celular específica de la enfermedad. Además, dado que la fotoestimulación láser del EPR subletal sólo puede normalizar la función de las células disfuncionales, también es patoselectiva, afectando a las células anormales mientras que tiene un efecto insignificante en las sanas, como se ha observado clínicamente en las mejoras significativamente mayores en los ojos con las peores condiciones previas al tratamiento.

La respuesta específica de la enfermedad puede demostrarse además por las respuestas característicamente diferentes de la ElectroRetinoGrafía de Patrón (PERG) en la degeneración macular seca (DMS) en comparación con las respuestas PERG en las retinopatías hereditarias tras el tratamiento de fotoestimulación subletal de la retina central con láser subumbral. En cada caso, existe una anomalía retiniana. Así pues, se observa una respuesta terapéutica al desencadenante no específico de la fotoestimulación láser subletal. En cada caso, la anomalía retiniana es diferente. Así pues, la respuesta terapéutica, aunque siempre homeotrófica, es diferente y refleja la naturaleza de la anomalía retiniana subyacente (la respuesta de reparación específica de la enfermedad). El GPAA (glaucoma primario de ángulo abierto) puede representar, al menos en parte, una neuropatía óptica primaria o una manifestación de una enfermedad del sistema nervioso central. Las pruebas electrofisiológicas como la PERG y las pruebas de potenciales evocados visualmente (VEP) pueden medir y controlar objetivamente los índices electrofisiológicos de la funcionalidad de las células ganglionares y del nervio óptico. Así pues, al tratar la retina, se puede provocar una respuesta terapéutica única y específica de la enfermedad en los nervios ópticos glaucomatosos. Así pues, es posible que exista una anomalía retiniana aún no identificada que subyace al menos en algunos casos de GPAA, lo que podría ayudar a explicar la atrofia óptica progresiva observada a pesar de la reducción de la PIO, y en el glaucoma de tensión "normal" o "baja". También puede ser posible que la pérdida retinogénica de neurotrofismo sea una entidad de enfermedad retiniana separada y única que puede subyacer a algunos, o todos, los casos de GAA, aunque se requieren más estudios. El tratamiento de fotoestimulación panmacular subumbral con láser de micropulsos ha sido divulgado por Luttrull y otros, Capítulo 20 - Glaucoma research and Clinical Advances: 2018 a 2020: Samples JR and Klepper PA, Eds. Publicaciones Kugler: Åmsterdam, Países Bajos, como tratamiento neuroprotector para pacientes con glaucoma primario de ángulo abierto. El láser de micropulso panmacular subumbral puede restaurar las funciones de transporte y expresión génica de las células del EPR, mejorando la deficiencia trófica retiniana y dando lugar a un aumento de la funcionalidad electrofisiológica de las células ganglionares en la electrorretinografía de patrón (PERG) y a una mejora de las funciones visuales en la perimetría automatizada. Estas mejoras indican que la fotoestimulación láser subletal puede rescatar elementos disfuncionales pero aún viables de la retina, posiblemente a través de la regulación al alza de factores neurotróficos endógenos neuropotenciadores y neuroprotectores, promoviendo la supervivencia a largo plazo y mejorando la funcionalidad de las células ganglionares y otras neuronas. El GPAA comparte la mayoría de las características comunes encontradas en todas y cada una de las retinopatías degenerativas progresivas crónicas (AMD, DR, CSC, RP, etc.) y el GPAA podría beneficiarse de forma similar de la misma fotoestimulación láser subletal del EPR.

Teóricamente, el principal mecanismo de acción de la fotoestimulación subletal del EPR es una respuesta inflamatoria aguda reparadora que provoca la activación de las proteínas de choque térmico (HSP), lo que desencadena una cascada celular que da lugar a la expresión de citoquinas, la regulación al alza del factor derivado del epitelio pigmentario (PEDF), la reparación intracelular, la sustitución, la regeneración, mejora de la función de las células del EPR, normalización de la autorregulación homeotrófica de la retina, supresión de la apoptosis, reducción de los biomarcadores de inflamación crónica y restablecimiento de las respuestas inmunomoduladoras reparadoras, incluyendo la movilización en la retina de células madre hematopoyéticas derivadas de la médula ósea capaces de diferenciarse en células epiteliales y/o endoteliales. Los estudios in vivo han demostrado que se pueden documentar mejoras en los índices electrofisiológicos retinianos en PERG y en la función visual mesópica en perimetría automatizada a las 24 horas siguientes del tratamiento subletal. La ausencia de daño iatrogénico discernible hace del tratamiento homeotrópico neuroprotector con fotoestimulación láser subletal un proceso fisiológico nativo renovable con el potencial de tratamientos tempranos del GPAA, tratamientos profilácticos y de retratamientos periódicos para mantener los efectos homeotrópicos, ralentizar la progresión de la enfermedad y reducir el riesgo de pérdida visual.

El uso de la termoterapia transpupilar con láser (TTT) para realizar un tratamiento de fotoestimulación por hipertermia subletal para provocar respuestas bioquímicas retinianas con la expresión de proteínas de choque térmico (HSP) neuroprotectoras endógenas también ha sido propuesto por Kim et al. (Efecto neuroprotector de la termoterapia transpupilar en el aplastamiento del nervio óptico del ojo de rata. (2009);23:727-733) y por Ma Jet al. (Efecto neuroprotector sobre las células ganglionares de la retina de la irradiación láser transpupilar de la cabeza del nervio óptico. Neurosci. Lett. (2010), doi:10.1016/j.neulet.2010.01.001). Las proteínas de choque térmico son un grupo de proteínas reguladas por hipertermia u otros tipos de estrés fisiológico y ambiental. Las HSP pueden mejorar la supervivencia de las células en condiciones de mayor estrés. Algunas de las HSP se expresan de forma constitutiva, mientras que otras son inducibles en respuesta a diversos tipos de estrés. En el sistema nervioso, la familia HSP70, que consta de Hsc70 o forma constitutiva, y HSP72 o forma inducible, puede tener un efecto protector contra la isquemia, las convulsiones y la axotomía. Asimismo, las células ganglionares de la retina (CGR) pueden protegerse contra la elevación de la presión intraocular o la axotomía mediante la inducción de HSP72 por hipertermia, zinc, así como medicamentos como la geranilgeranilacetona. La muerte de las CGR es uno de los principales eventos patológicos del glaucoma, por lo que puede utilizarse la protección de las CGR mediante la inducción de HSP para tratar el glaucoma. Sin embargo, algunos métodos que han demostrado un aumento de la expresión de HSP con métodos no invasivos y seguros con efecto neuroprotector, para inducir HSP sin ningún efecto sistémico merecen una mayor investigación.

La termoterapia transpupilar con láser (TTT) es una modalidad de tratamiento en la que la hipertermia se crea con energía de irradiación infrarroja suministrada directamente al segmento posterior del ojo mediante, por ejemplo, un láser de diodo de 810 nm. La TTT puede realizarse con un haz ancho y tiempos de exposición largos. Mainster (Mainster MA, Reichel E., Termoterapia transpupilar para la degeneración macular asociada a la edad: fotocoagulación de pulso largo, apoptosis y proteínas de choque térmico. Láseres quirúrgicos oftálmicos 2000; 31: 359-373) mostró que la T^tT aumentaba la temperatura en el tejido tratado hasta 10 °C por encima de los niveles basales. Utilizando esta hipertermia, la TTT se ha probado para el tratamiento de diversos tumores intraoculares (es decir, melanoma coroideo, hemangioma y retinoblastoma) y la neovascularización coroidea en la degeneración macular asociada a la edad. La TTT aumenta la temperatura en el tejido tratado, por lo que puede estimular la expresión de HSP. La TTT aplicada en la cabeza del nervio óptico, que es un punto primario del daño glaucomatoso del nervio óptico, indujo la expresión de HSP72 eficazmente en el tejido tratado. Kim et al. determinaron los parámetros óptimos de TTT para obtener la máxima expresión de HSP72 en la cabeza del nervio óptico sin dañar los tejidos oculares. (Kim JM, Park KH, Kim YJ, Park HJ, Kim DM. La lesión térmica induce la proteína de choque térmico en la cabeza del nervio óptico in vivo. Invest Ophthalmol Vis Sci 2006;47:4880-4894) a 100 mW durante 60 s. En este escenario, no se detectaron daños tisulares con el oftalmoscopio láser de barrido confocal, el microscopio óptico y el microscopio electrónico de barrido, así como con el examen fundoscópico. En un paso posterior, se aplicó TTT a un modelo de lesión por aplastamiento del nervio óptico de una rata para investigar el efecto neuroprotector y se descubrió que el uso de TTT aumentaba la supervivencia de las CGR en las zonas de la retina cercanas a la cabeza del nervio óptico en el modelo de lesión por aplastamiento del nervio óptico de la rata.

En ejemplos representativos del presente documento, muchos pacientes pueden requerir o beneficiarse del tratamiento de reducción de la PIO complementado con un tratamiento neuroprotector. En estos casos, los métodos de tratamiento de estimulación fototérmica subletal transpupilar se realizan opcionalmente en asociación con sistemas configurados para tratamientos láser transesclerales para la reducción de la PIO. Por lo tanto, los ejemplos de sistemas son operables para realizar un tratamiento neuroprotector de estimulación fototérmica subletal transpupilar de la retina central, que puede provocar respuestas bioquímicas que pueden resultar en neuroprotección, neuromejora y posiblemente regeneración de las células ganglionares de la retina (CGR), incluyendo a modo de ejemplo las CGR "mal nutridas, enfermas, pero aún no muertas", con el objetivo de retrasar, prevenir o incluso restaurar la pérdida de funciones visuales en ojos con GPAA y otras neuropatías tróficas retinovasculares. Según los ejemplos presentados aquí, la fotoestimulación retiniana subletal se consigue utilizando tratamientos anulares (por ej. circulares) que producen un perfil ventajoso de distribución de la temperatura que tiene una característica de histograma superior plano sobre la zona panmacular (incluyendo la fóvea central, si es necesario) que no supera los 45-47 grados Celsius, y evita así un aumento del pico térmico acumulativo central con un perfil de pico térmico de tipo gaussiano. En algunos ejemplos, un láser de diodo que opera a una longitud de onda seleccionada, por ejemplo, 810 nm, en un modo de emisión de micropulso repetitivo (para el control fino de la elevación térmica inducida por láser a nivel de EPR) se dirige en patrones circulares irradiando un anillo, evitando la irradiación de un orificio central de 1,0 - 2,0 mm centrado sobre la fóvea, y expandiendo un borde externo una distancia predeterminada, como hasta aproximadamente 3 diámetros de disco (4,5 5,0 mm). De este modo, la zona panmacular del ojo puede recibir una estimulación hipertérmica segura, incluida la región central foveal, que no se calentará directamente mediante calentamiento inducido por láser, sino mediante calentamiento indirecto por conducción. Ejemplos de sistemas y métodos para tratamientos transpupilares y/o transesclerales

El ejemplo de aparato de interfaz 100 mostrado en la FIG. 8A puede usarse para acoplar un sistema láser sin contacto 74 (con una porción óptica de barrido del sistema láser que se muestra a efectos de simplificación) a un ojo 70 que recibe tratamiento de bioestimulación de acuerdo con los ejemplos del método presentado aquí. En los ejemplos del método transpupilar, un haz láser 71 se dirige por el sistema láser sin contacto (por ej., con un escáner láser) a través de una pupila del ojo 70 a la región macular de la retina del ojo 70.

El ejemplo de sistema de barrido óptico 200, mostrado en la FIG. 8B, puede configurarse para dirigir haces transesclerales y transpupilares. Una fuente de haz óptico 206 emite un haz óptico 202 que se dirige a través de ópticas y con un escáner láser 214 (por ej., un galvoescáner de dos o tres ejes) y ópticas de enfoque 220 a un ojo 70. En ejemplos representativos, para el procesamiento transescleral, el haz óptico 202 puede tener una longitud de onda de aproximadamente 1475 nm basada en la emisión de un láser de diodo de 1475 nm de la fuente de haz óptico 206, y para el procesamiento transpupilar, el haz óptico 202 puede tener una longitud de onda de aproximadamente 810 nm basada en la emisión de un láser de diodo de 810 nm de la fuente de haz óptico 206. Se apreciará que también pueden utilizarse otras longitudes de onda. En general, las longitudes de onda pueden seleccionarse en función de la localización y absortividad (como los cromóforos absorbentes) del tejido ocular diana. En algunos ejemplos, el sistema óptico de barrido 200 está configurado para dirigir el haz óptico 202 al menos a una de las longitudes de onda transescleral (por ej., 1475 nm) o transpupilar (por ej., 810 nm), así como a ambas.

En la FIG. 17A, la mácula de una retina se divide en una pluralidad de regiones circulares (u ovaladas) concéntricas alrededor de un umbo, incluyendo una foveola, una zona avascular foveal (FAZ), una fóvea, una parafovea y una perifovea, en orden creciente de diámetro y distancia radial desde el centro del umbo. Se muestran las dimensiones típicas de las regiones ilustradas. La FIG. 17B muestra una pluralidad de trayectorias concéntricas para un haz láser dirigido a la mácula para el tratamiento bioestimulativo. Con un tamaño de punto de aproximadamente 0,5 mm, cinco trayectorias concéntricas contiguas pueden abarcar el área radialmente comenzando en la FAZ y extendiéndose radialmente hacia fuera hasta el radio exterior de la perifovea (por ej., desde 0,25 mm desde el centro del umbo hasta 2,75 mm desde el centro del umbo). En algunos ejemplos, los valores predeterminados para el tamaño del punto y los radios del patrón de barrido pueden basarse en las dimensiones medias o típicas de la mácula, y en otros ejemplos, los radios y/o el tamaño del punto pueden ajustarse o seleccionarse tras la captación de imágenes y el examen de un paciente (por ej., mediante estimación anatómica de las diferencias dimensionales, como el color, en relación con una mácula típica, por un experto o con herramientas de software de identificación de imágenes de aprendizaje automático). Las FIGS. 18A-18G representan un ejemplo de método de tratamiento transpupilar en diferentes momentos del proceso de tratamiento. En la ^fI^g. 18A, en un momento inicial 500a, un punto 502 de un haz láser pulsado se dirige a través de la pupila de un ojo humano e incide en una localización externa de una mácula 504 (por ej., en o cerca de la perifovea) del ojo. La mácula 504 se muestra en eje a través de la pupila, con una representación transversal proyectada debajo de la vista en eje. La FIG. 18B muestra un tiempo 500b inmediatamente después del tiempo inicial 500a a medida que el punto 502 se barre en sentido horario a lo largo de un primer anillo 506a no procesado de una trayectoria de barrido curvilíneo 508 alrededor de la mácula 504. El segundo, tercer, cuarto y quinto anillo 506b-506e sin procesar también se muestran contiguos en sus límites de haz vecinos para formar un área contigua para el tratamiento que excluye la FAZ, foveolar y umbo. En ejemplos típicos, los límites del haz se definen como una localización radial del punto 502 donde una intensidad del pulso del haz láser pulsado desciende a un valor predeterminado, como la mitad máxima del ancho total (FWHM), 1/e, 1/e2, cero, etc. La intensidad del haz es preferiblemente uniforme a lo largo del punto, para evitar un calentamiento desigual o picos de temperatura hacia el centro del punto. La intensidad uniforme puede conseguirse de varias maneras, como homogeneizando los tubos de luz, los conjuntos de lentes, los difusores, etc. El tamaño del punto puede ser fijo en algunos ejemplos, o ajustarse con, por ejemplo, un expansor del haz u otras ópticas. La FIG. 18C representa un tiempo 500c después de que el punto 502 ha completado el tratamiento del primer anillo 506a no procesado para formar un primer anillo 510a procesado. El punto 502 continúa en la trayectoria de barrido curvilínea 508, ahora barriendo en sentido horario a lo largo del segundo anillo no procesado 506b. La FIG. 18D muestra un momento 500d durante el tratamiento con láser después de que los pulsos del haz láser pulsado hayan sido barridos para completar un segundo anillo 510b procesado. A continuación, el punto 502 se dirige para iniciar el barrido a lo largo de la trayectoria de barrido curvilínea 508 alrededor del tercer anillo no procesado 506c. En un momento 500e mostrado en la FIG. 18E, el proceso de tratamiento ha formado un tercer anillo 510c procesado, y el punto láser 502 se dirige a lo largo de la trayectoria de barrido curvilínea 508 para comenzar a tratar el cuarto anillo 506d no procesado con los pulsos del haz láser pulsado. La FIG. 18F muestra un momento 500f durante el tratamiento con láser después del cual se han completado los anillos procesados 506a-506d, y se va a iniciar el barrido del anillo no procesado 506e. La FIG. 18G muestra un tiempo 500g después de que el punto 502 haya sido dirigido consecutivamente a través de cada uno de los anillos no procesados 506a506e para formar los anillos procesados 510a-510e. En ejemplos seleccionados, pueden utilizarse más o menos de cinco anillos, típicamente acompañando en un diámetro de punto de haz diferente o variable.

La FIG. 19 muestra una representación dimensionada 1900 de las posiciones de los puntos de haz 1902a-1902e a diferentes distancias de una posición del umbo central 1904, y las posiciones de los puntos de haz 1906a-1906e dispuestos en posiciones opuestas que corresponden a distancias que son longitudes de diámetros de respectivos anillos de tratamiento dispuestos concéntricamente, como los anillos 506a-506e mostrados en las FIGS. 18A-18F. En ejemplos representativos, la FAZ tiene una anchura aproximada de 0,5 mm, por lo que las posiciones radialmente interiores de los límites de los puntos de haz 1902e, 1906e definen una distancia 1908, y el área circular correspondiente durante el tratamiento anular, en la que el tratamiento con haz láser no se produce mediante irradiación directa. En ejemplos en los que el tamaño de los puntos de haz 1902a1902e que se extienden radialmente hacia fuera desde la posición central del umbo 1908 es el mismo para cada anillo y en los que los límites de los puntos de haz adyacentes 1902a-1902e son contiguos, pueden definirse longitudes radiales acumulativas 1912a, 1912b, tales como 2,5 mm para un tamaño de punto común de 0,5 mm. Así, una longitud total 1914 puede ser definida para un diámetro de tratamiento exterior, y un diámetro de anillo exterior 1916 (alineado con un centro de punto de haz) puede ser más pequeño por un tamaño de punto radialmente extendido.

En la FIG. 20, un gráfico 2000 muestra una predicción de un perfil de temperatura 2002 evolucionado en el tiempo de tratamiento de una región de mácula centrada en un umbo a r = 0 mm utilizando un conjunto de parámetros de ejemplo para un haz láser y un patrón de barrido. El perfil 2002 se produce con un patrón anular de un barrido de haz láser pulsado alrededor de cinco anillos, con un primer anillo que tiene un radio del centro del haz de 2,5 mm, un segundo anillo que tiene un radio de 2,0 mm, un tercer anillo que tiene un radio de 1,5 mm, un cuarto anillo que tiene un radio de 1,0 mm y un quinto anillo que tiene un radio de 0,5 mm. Un punto de haz circular con un diámetro de 0,5 mm en la mácula define un límite de haz irradiativo que evita la irradiación directa de la FAZ, la foveolar y el umbo de la mácula. El tamaño del punto en la dirección radial de los anillos y los radios de los anillos definen una zona contigua de tratamiento con láser.

En un ejemplo particular, el haz láser y los parámetros de barrido incluyen además una velocidad de barrido constante de 1,66 mm/s durante el barrido de uno o más de los anillos, proporcionando así un tiempo de exposición de 300 ms en cada célula del EPR irradiada por el diámetro del punto del haz en el anillo de barrido. Se apreciará que pueden seleccionarse otras velocidades para producir una gama de tiempos de exposición en ejemplos adicionales, como 10 ms, 50 ms, 100 ms, 200 ms, 500 ms, etc. Se genera una serie de pulsos de procesamiento y se dirigen a la mácula de acuerdo con el patrón anular de cinco anillos a la velocidad de barrido constante. Los pulsos de procesamiento para el haz láser pulsado pueden tener un tiempo de pulso de 2 ms (tasa de repetición de pulsos de 0,5 kHz) con un ciclo de trabajo del 5 %, lo que corresponde a una duración del pulso de procesamiento (FWHM, u otra métrica adecuada) de 100 ms. A una velocidad de barrido de 1,66 m/s y un diámetro del punto del haz de 0,5 mm, se consigue un solapamiento de área de pulso a pulso en la mácula superior al 99 %, con una densidad de área de irradiación en la mácula superior al 99 %. Cuando la potencia pico del micropulso se ajusta a 100 mW (por ej., con un ciclo de trabajo del 5 % -- 0,1 ms "ON" y tiempo de 2 ms), esto puede corresponder a una potencia media de 5 mW para un ajuste equivalente de onda continua (CW). La densidad de potencia (irradiancia) del micropulso láser en la mácula es de aproximadamente 50 W/cm2 (sin tener en cuenta las pérdidas por absorción/dispersión en el medio ocular). En otro ejemplo, la potencia máxima del micropulso se fija en 1000 mW con el mismo ciclo de trabajo del 5 %, produciendo una potencia media de 50 mW para un ajuste equivalente de onda continua, y dando como resultado una densidad de potencia en la mácula de 510 W/cm2. De acuerdo con diferentes ejemplos, los parámetros de tratamiento del láser y del escáner pueden variarse en cantidades seleccionadas que consigan efectos de tratamiento similares, como por ejemplo variando los valores en un 1 %, 2 %, 5 %, 10 %, 50 %, 100 %, etc.

Con el tamaño de punto antes mencionado y cinco radios anulares que definen un área de barrido contigua a través del límite radial interno del haz de cada anillo contiguo al límite radial externo del haz del anillo adyacente más pequeño, se trata un área total de aproximadamente 23,5 mm2 con los pulsos de procesamiento, lo que da como resultado la aplicación de 141 mJ de energía total a una fluencia de 600 mJ/cm2, utilizando una potencia pico de micropulso de 100 mW. Esta aplicación puede ser similar a una fluencia de unos 760 mJ/cm2 administrada directamente a una célula e Pr con 150 micropulsos de 1 mJ cada uno, durante un tiempo de 300 ms. Con una potencia pico para los micropulsos del orden de 1,0-2,0 W, cada área de 0,5 mm de diámetro recibe una energía total de 15-30 mJ. En general, la aplicación repetitiva de pulsos a un ciclo de trabajo bajo puede reducir la significancia de la fluencia total del proceso sobre la eficacia terapéutica, ya que las características basadas en el tiempo adquieren mayor significancia. Las interrupciones o pausas del barrido pueden producirse entre anillos o durante el procesamiento de un anillo, y pueden seleccionarse para que sean repetitivas o periódicas, por ej., en base a las características de la fuente láser que genera el haz láser pulsado, como un ciclo de trabajo definido para pulsos de onda continua (CW), donde los pulsos de procesamiento se generan modulando o cortando los pulsos de onda continua. Como se muestra en el perfil 2002 sin interrupciones o pausas de barrido, el primer anillo puede completarse después de aproximadamente 9 s, el segundo anillo en aproximadamente t=17s, el tercer anillo en aproximadamente t=23 s, el cuarto anillo en aproximadamente t=26 s, y el quinto anillo en aproximadamente t=28s. Procesando secuencialmente a través de los anillos, la temperatura en el FAV, foveolar, y umbo puede aumentar para situarse dentro de un rango terapéuticamente ventajoso, por ej., entre TLOWER (T MÅS BAJA)y TUPPER (T MÅS ALTA), sin exceder el rango (por ej., evitando un perfil de temperatura como el representado con la línea de "tratamiento excesivo"). De este modo, puede mejorarse la uniformidad de la temperatura en toda el área de tratamiento macular y pueden evitarse o reducirse los picos de calor gaussianos asociados al área macular central.

La FIG. 21 muestra un ejemplo de un aparato 2100 que puede utilizarse para tratar la retina 2102 y/o la esclerótica 2104 de un ojo 2106 de un sujeto de tratamiento (típicamente humano), así como otro tejido diana del ojo 2106. El aparato 2100 incluye un dispositivo de interfaz del paciente 2108 que acopla el aparato 2100 al ojo 2106. El aparato 2100 incluye una fuente de luz que incluye una pluralidad de fuentes láser, como una fuente láser transpupilar 2110 que puede generar pulsos láser a duraciones predeterminadas, frecuencias de repetición, potencias, ciclos de trabajo, etc., a una longitud de onda de 810 nm, y una fuente láser transescleral 2112 que puede generar un haz láser de onda continua a 1475 nm. En diferentes ejemplos, pueden usarse otras fuentes láser adicionales, y otras características de la fuente láser, incluyendo onda continua o pulsada, longitud de onda, potencia, etc., que pueden seleccionarse en base al tejido ocular diana y el tipo de proceso de tratamiento láser usado para el tejido ocular diana.

La pluralidad de fuentes láser puede ser dirigida para propagarse a lo largo de una trayectoria óptica común 2113 con un divisor de haz 2114. Un escáner de haz óptico 2116, como un escáner galvanométrico de dos o tres ejes, se acopla a la trayectoria óptica común 2113 para recibir el haz láser de la pluralidad de fuentes láser y dirige el haz hacia una localización predeterminada del ojo 2106 de acuerdo con un patrón de barrido predeterminado, dependiendo del proceso de tratamiento seleccionado. En ejemplos representativos, un detector 2118, como una cámara, fotodiodo, CCD, CMOS, sistema de captura de imágenes (como un sistema OCT), etc., se acopla ópticamente al ojo 2106, por ej., a través de un divisor de haz 2120. Como se muestra el acoplamiento óptico para el detector 2118 está entre el escáner de haz óptico 2116 y el dispositivo de interfaz del paciente 2108, aunque son posibles otras posiciones, incluyendo entre el divisor de haz 2114 y el escáner de haz óptico 2116. El detector 2118 puede utilizarse, por ejemplo, para monitorizar una posición del tejido ocular a procesar o que se está procesando, de modo que el escáner de haz óptico 2116 pueda dirigir el haz o haces láser desde la pluralidad de fuentes láser a las localizaciones diana del ojo 2106. En algunos ejemplos, la distancia de trabajo del haz o haces láser es sustancialmente mayor que una diferencia de distancia de propagación entre el tejido escleral y el tejido retiniano, de tal manera que un plano focal ordenado no cambia durante el procesamiento de diferentes porciones del ojo 2106. En otros ejemplos, el enfoque ordenado puede variar, por ej., entre una localización en la esclerótica y en la retina, o en diferentes localizaciones de la esclerótica o retina.

La pluralidad de fuentes láser, como las fuentes láser 2110, 2112, el escáner de haz óptico 2116, y el detector 2118 pueden acoplarse a una unidad de computación 2122. La unidad de computación 2122 incluye un procesador 2124 y una memoria 2126 que tiene instrucciones almacenadas ejecutables por el procesador 2124 para controlar el tratamiento láser, como las características del haz láser, la selección de la longitud de onda del láser, la tasa de repetición de pulsos, el ciclo de trabajo, la iniciación del haz, los comandos del patrón de barrido y el registro del ojo y/o la calibración del barrido, a modo de ejemplo. La memoria 2126 puede configurarse con uno o más archivos de comandos de patrón que definen posiciones y trayectorias de barrido para dirigir el haz láser con el escáner de haz óptico 2116 en relación con la interfaz del paciente 2108 con el ojo 2106 en una posición predeterminada. En algunos ejemplos, la unidad de computación 2122 también puede recibir señales del detector 2118 y utilizar las señales recibidas para generar una imagen del ojo 2106 antes, durante y/o después del tratamiento. En algunos ejemplos, el detector 2118 puede proporcionar información de localización del ojo 2106 de modo que los archivos de comandos de patrón puedan actualizarse para que el barrido pueda realizarse en relación con la información de localización detectada. La información de localización adecuada puede incluir características anatómicas de referencia, variaciones de color, variaciones de reflectividad, etc. En algunos ejemplos, el detector 2118 puede configurarse para detectar una temperatura del tejido ocular diana, por ej., con un pirómetro, y la temperatura detectada se puede usar para ajustar las características del haz láser, como la duración del pulso, la potencia pico, la tasa de repetición, etc., incluso in situ durante el tratamiento. En algunos ejemplos, la memoria 2126 está configurada con instrucciones para que el procesador 2124 controle y dirija la aplicación a los anillos maculares de una energía láser total en el rango de 1 J a 3 J en un área de procesamiento anular que rodea la zona avascular foveal de 20 mm2 a 30 mm2 (por ej., 23,5 mm2) con una potencia de pulso máxima comprendida entre 1 W y 2 W, y suministrar a los anillos en la esclerótica en forma de N ciclos de onda continua a una velocidad de barrido constante comprendida entre 5 mm/s y 200 mm/s en un radio escleral y a lo largo de una longitud de arco circunferencial que corresponde a un factor de trabajo de ciclo para los anillos en el rango de un 0,5 % y 50 % y que no produzca efectos fotocoagulantes con aumento de temperatura en el rango de 8 °C y 20 °C y tiempos de exposición proporcionalmente reducidos. Los valores adecuados pueden determinarse a partir de la práctica clínica en cohortes específicas de pacientes. Por ejemplo, los parámetros de tratamiento que proporcionan una fototermoestimulación láser panmacular subumbral no dañina para distintos pacientes pueden variar en función del origen étnico, la pigmentación, la morfología, las características oculares y las afecciones de glaucoma. En particular, la no uniformidad o gran variabilidad de la distribución de la melanina (el principal cromóforo absorbente) en el epitelio pigmentario de las células EPR de la retina humana, tiende a alterar los efectos fototérmicos más que los parámetros de fluencia del pulso láser. Los valores de energía pueden determinarse o variar en función de la longitud de onda seleccionada, incluyendo la variación de pigmentación entre pacientes, y pueden afectar y determinar elevaciones térmicas adecuadas. Dicha aplicación en los anillos maculares puede corresponder a la aplicación de trenes de pulsos repetitivos de 150 micropulsos en cada periodo consecutivo de 300 ms, un diámetro de punto láser de 500 mm, un área de punto láser de 0,00196 cm2, un rango de irradiancia de 510 a 1020 W/cm2, una duración de micropulso único de 0,1 ms en un rango de energía de 0,1 a 0,2 mJ que produce un rango de energía de exposición de 150 pulsos de 15 a 30 mJ y una fluencia de micropulso único de 51 a 102 mJ/cm2.

Por ejemplo, en un estudio clínicamente validado y documentado, los parámetros láser que utilizan otros dispositivos láser retinianos realizaron tratamientos retinianos de fotoestimulación panmacular efectivos y no dañinos, y los dispositivos de ejemplo aquí descritos pueden controlarse para proporcionar exposiciones de láser similares a dichos procedimientos clínicamente validados. Los parámetros del láser incluían un láser de diodo de 810 nm que funcionaba en un modo de emisión de micropulsos con un ciclo de trabajo del 5 % de un periodo de 2,0 ms (0,1 ms ON 1,9 ms OFF) y una velocidad de repetición de 500 pps, una duración de exposición de 300 ms (emitiendo un tren de 150 micropulsos), un diámetro de punto láser de 500 mm, un área de punto láser de 0,00196 cm2, una potencia láser de 1,7 W, una irradiancia de 867 W/cm2, una energía de micropulso único (0,1 s) de 0,17 mJ, una energía total de exposición de 150 pulsos de 25,5 mJ y una fluencia de micropulso único de 86,7 mJ/cm2. Cada célula individual EPR, con 10 -14 mm de diámetro y una densidad en el área macular de unas 4.220 células/mm2 (Songhomitrapanda-Jonasm D. et al., Retinal Pigment Epithelial Cell Count, Distribution, and Correlations in Normal Human Eyes. AJO Volumen121, Edición 2, febrero 1996, Páginas 181-189) en el área diana de 0,00196 cm2 del punto de 500 |jm de diámetro se irradió con un tren de 150 micropulsos consecutivos con los parámetros anteriores. En los patrones de tratamiento macular anular de ejemplo descritos aquí sin solapamiento, las células EPR en los bordes de un anillo seleccionado pueden estar expuestas a la energía láser durante una duración más corta en relación con las porciones más centrales del anillo seleccionado (debido a la forma circular del punto) y recibirán menos energía (por ej., menos de 150 pulsos). Sin embargo, esta reducción puede ser compensada por la proximidad de los efectos de foto-estimulación térmica de un anillo de tratamiento adyacente. En algunos ejemplos, se puede proporcionar un solapamiento radial de los anillos adyacentes para reducir la variación de la fluencia en la dirección radial.

En un ejemplo de tratamiento representativo que combina tratamientos esclerales y retinianos, uno o más archivos de comandos de patrones pueden incluir un primer conjunto de comandos de patrones para un tratamiento transescleral, un segundo conjunto de comandos de patrones para un tratamiento transpupilar próximo a la mácula, y un tercer conjunto de comandos de patrones para un tratamiento transpupilar próximo al disco óptico. En particular, algunos tratamientos pueden aplicarse profilácticamente, por ejemplo, antes de la aparición del glaucoma o sin que haya indicios de glaucoma, para reducir la probabilidad de que se produzca glaucoma o retrasar su desarrollo. Por ejemplo, puede determinarse a partir de los antecedentes familiares, la genética de un paciente o los grupos de población, si la predisposición hacia ciertas enfermedades oculares es más probable, y pueden aplicarse tratamientos basados en determinaciones positivas. Alternativamente, pueden aplicarse otros tratamientos con cualquier indicador o con pocos o menos indicadores de predisposición, para proporcionar un tratamiento neuroprotector que pueda ralentizar, detener y/o invertir la progresión neurodegenerativa. Una vista de un ojo mostrado en la FIG. 22 muestra un ejemplo de trayectorias de barrido anular del tratamiento transescleral y trayectorias de barrido anular del tratamiento transpupilar superpuestas en el ojo. Los comandos de patrón transescleral pueden configurarse para controlar las características del haz y para dirigir el haz a una pluralidad de localizaciones de tratamiento 0-4 mm posteriores a la unión limbocorneal en una superficie externa de la esclerótica 2104. Al menos una (y típicamente todas) de las localizaciones de tratamiento puede incluir un segmento de trayectoria de barrido curvilínea o arqueada de una longitud predeterminada (por ej., un círculo completo o una porción arqueada del mismo), y el haz láser, operando en modo de onda continua (aunque en algunos ejemplos puede utilizarse una serie continua de pulsos), se dirige repetidamente para hacer el barrido a lo largo del mismo segmento de trayectoria de barrido a una velocidad de barrido predeterminada. La longitud y la velocidad de barrido pueden definir un factor de trabajo para las repeticiones que sea suficiente para inducir el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación terapéutica de una o más de las mallas trabeculares y/o del cuerpo ciliar del ojo. En algunos ejemplos, la pluralidad de localizaciones de tratamiento transescleral están definidas por tres trayectorias de barrido circulares concéntricas a diferentes diámetros en el rango de 0-4 mm posterior a la unión limbocorneal en una superficie externa del ojo (por ej., 1 mm, 2 mm, y 3 mm, 1,5 mm, 2,5 mm, y 3,5 mm, etc.), donde cada trayectoria de barrido circular incluye un único segmento de arco de trayectoria de barrido que forma un círculo completo salvo que un círculo completo o que incluye múltiples segmentos arqueados incluya segmentos contiguos, espaciados y/o solapados. En un ejemplo en particular, cada una de las trayectorias de barrido circulares incluye un arco superior de 150° de las 9:30 a las 2:30 y un arco inferior de 150° de las 3:30 a las 8:30, evitando al mismo tiempo los arcos nasal y temporal de 30°.

El segundo conjunto de comandos de tratamiento transpupilar puede configurarse para controlar las características del haz y dirigir el haz a una pluralidad de localizaciones de tratamiento en la región macular de la retina 2102, excluyendo la FAZ, la foveola y el umbo. En un ejemplo representativo, la pluralidad de localizaciones de tratamiento incluye cinco trayectorias de barrido anulares concéntricas alrededor de la FAZ, barridas en una secuencia desde el anillo de mayor diámetro más externo hasta el anillo de menor diámetro más interno. Un anillo más interno tiene un límite de haz interno que colinda o es adyacente a la ZAF a fin de evitar la irradiación directa de la ZAF y, comenzando con el anillo más interno, cada límite de haz externo colinda o es adyacente (o se superpone en algunos ejemplos) al siguiente anillo de mayor diámetro a fin de formar un área de tratamiento contigua. Con una dimensión del haz de 0,5 mm en la dirección radial hacia fuera de la FAZ y con anillos adyacentes que tienen límites contiguos, el más externo de los cinco anillos puede tener un límite exterior del haz en un radio de 2,75 mm para una mácula típica de ojo humano. En otros ejemplos, pueden hacerse más o menos barridos de los cinco anillos, y pueden utilizarse diferentes dimensiones de punto de haz en la dirección radial. En ejemplos típicos, el punto del haz es circular, lo que da lugar a un valor común para la dimensión del punto del haz a lo largo de la dirección de barrido y la dimensión del punto del haz en la dirección radial desde el umbo, y en otros ejemplos pueden utilizarse formas de punto del haz ovales, cuadradas, rectangulares u otras formas no circulares. Los anillos de tratamiento pueden ser barridos en una secuencia de mayor a menor diámetro, y la secuencia puede asociarse a un aumento adecuado de la temperatura en la FAZ, la foveola y el umbo hasta situarse dentro de un rango de temperatura terapéutico, por ejemplo, entre 37-47 °C. En algunos ejemplos, el espesor de los diferentes anillos puede ser diferente. Las características del haz láser dirigido a la región macular pueden incluir el funcionamiento pulsado con características de pulso seleccionables. Por ejemplo, la frecuencia de repetición de pulsos y la velocidad de barrido curvilíneo pueden seleccionarse de forma que cada célula individual del epitelio pigmentario de la retina (EPR) dentro del área de tratamiento láser reciba aproximadamente 150 pulsos. Para lograr dicha administración en un punto de haz circular con un diámetro de 0,5 mm en la mácula, se puede utilizar una velocidad de barrido de 1,666 mm/s y una tasa de repetición de pulsos de 0,5 kHz (periodo de pulso de 2 ms), irradiando así aproximadamente 150 pulsos a lo largo de 300 ms. Con una duración de pulso adecuada y una potencia pico seleccionada (por ej., 100 ms y 100 mW), se puede crear un historial de tiempo-temperatura de 150 pequeños picos de temperatura no letales consecutivos para cada célula EPR, donde cada pico produce una tasa muy alta de cambio de temperatura que provoca una respuesta de estrés biológico pero que no mata a la célula EPR. Al crear un gradiente no letal de 7 °C con un frente ascendente de 0,1 ms, cada pico puede inferir a la célula un choque térmico a una tasa de aproximadamente 70.000 °C/segundo.

El tercer conjunto de comandos de tratamiento transpupilar puede configurarse para controlar las características del haz y para dirigir el haz a una pluralidad de localizaciones de tratamiento próximas a la región del disco óptico de la retina 2102 pero excluyendo el disco óptico y el nervio óptico subyacente (por ej., haciendo que la luz láser irradiada evite un impacto sustancial en el área limitada por la duramadre del nervio óptico). La pluralidad de localizaciones de tratamiento puede incluir un patrón de barrido similar al del segundo conjunto de comandos de tratamiento transpupilar, pero navegando alrededor del disco óptico. Por ejemplo, la pluralidad de localizaciones de tratamiento puede incluir cinco trayectorias de barrido anulares concéntricas alrededor del disco óptico, barridas en una secuencia desde el anillo de mayor diámetro más externo hasta el anillo de menor diámetro más interno. Un anillo más interno tiene un límite de haz interno que colinda o es adyacente al disco óptico a fin de evitar la irradiación directa del nervio óptico y, comenzando con el anillo más interno, cada límite de haz externo colinda o es adyacente (o se superpone en algunos ejemplos) al siguiente anillo de mayor diámetro a fin de formar un área de tratamiento contigua. Con una dimensión del haz de 0,5 mm en la dirección radial hacia el exterior desde el diámetro mayor (~1,92 mm) del disco óptico y con anillos adyacentes que tienen límites contiguos, el anillo más externo de los cinco puede tener un límite externo del haz en un radio de 3,46 mm para un disco óptico de ojo humano típico. Con trayectorias de forma ovalada que coinciden con la forma ovalada del disco óptico, los cinco anillos pueden tener forma ovalada, por ej., con un límite exterior del haz a lo largo de una dirección de diámetro menor (~1,76 mm) en un radio de 3,38 mm para un disco óptico típico de ojo humano. En otros ejemplos, pueden hacerse más o menos barridos de los cinco anillos, y pueden utilizarse diferentes dimensiones de punto de haz en la dirección radial. En ejemplos típicos, el punto del haz es circular, lo que da lugar a un valor común para la dimensión del punto del haz a lo largo de la dirección de barrido y la dimensión del punto del haz en la dirección radial desde el centro del disco óptico, y en otros ejemplos pueden utilizarse formas de punto del haz ovales, cuadradas, rectangulares u otras formas no circulares. Los anillos de tratamiento pueden ser barridos en una secuencia de mayor a menor diámetro, y la secuencia puede asociarse a un aumento adecuado de la temperatura en las áreas que tienen células retinales rodeando el disco óptico dentro de un rango de temperatura terapéutico, por ejemplo, entre 37-47 °C. En algunos ejemplos, el espesor de los diferentes anillos puede ser diferente.

Debido a la proximidad entre la mácula y el disco óptico en el fondo del ojo humano típico, los ejemplos de anillos formados con el segundo y tercer conjuntos de comandos de tratamiento transpupilar pueden hacerse solapar en el fondo, dando lugar a un tratamiento de doble estimulación de las áreas seleccionadas. Los ejemplos expuestos aquí también pueden incluir la evitación de un doble tratamiento, cambiando los patrones de barrido asociados con el segundo y/o tercer conjunto de comandos de tratamiento transpupilar para que los puntos de haz aplicados a lo largo de una trayectoria de barrido del haz (como una trayectoria que rodea la mácula) no se superpongan sustancialmente a los puntos de haz aplicados a lo largo de una trayectoria de barrido de haz adyacente (como otra trayectoria que rodee el disco óptico). En las FIGS.

24A24C se muestran opciones de tratamiento adicionales. En la FIG. 24A, los comandos de tratamiento transpupilar producen trayectorias de barrido láser de ejemplo próximas al disco óptico que generalmente siguen el contorno oval del disco óptico. Cuando se proporcionan comandos de tratamiento macular transpupilar, para evitar el tratamiento excesivo de las áreas procesadas próximas a la mácula (o en la zona avascular foveal), las trayectorias de barrido pueden ajustarse para finalizar y evitar la superposición, como con los óvalos de barridos rotos que se muestran. La FIG. 24B muestra un área de tratamiento transpupilar que rodea y evita el disco óptico y la zona avascular foveal. En algunos ejemplos, la trayectoria o trayectorias de barrido que definen el área de tratamiento transpupilar pueden incluir círculos y óvalos contorneados (similares a los mostrados en la FIG. 24A), pero también pueden elegirse otras trayectorias de barrido para "pintar" el área de tratamiento seleccionada cerca del disco óptico y la mácula. En ejemplos típicos, la trayectoria de barrido del haz láser trata el área sin superponer segmentos de la trayectoria de barrido en una sola pasada, aunque en ejemplos adicionales las trayectorias pueden volver a trazarse. Como se explica aquí, los parámetros de tratamiento se seleccionan para producir la fotoestimulación láser subumbral y subletal de la retina que desencadene una respuesta de estrés dirigida a las células del epitelio pigmentario retinal (EPR) mediante el barrido continuo de un haz láser de acuerdo con patrones de barrido predeterminados y con parámetros láser de onda continua o pulsada y parámetros de barrido láser seleccionados. La FIG. 24C muestra otro ejemplo de patrón de tratamiento en el que un área de la retina es objeto de fotoestimulación láser subumbral subletal, pero se evita un área correspondiente a la posición de un paquete nervioso papilomacular. Como se muestra, se evita un área macular, incluyendo una perifovea y otras áreas maculares fuera de una FAZ, pero en algunos ejemplos, se puede tratar un área macular exclusiva del paquete nervioso papilomacular o incluyendo el paquete nervioso papilomacular.

En algunos ejemplos, los conjuntos segundo y tercero también pueden combinarse para formar un único conjunto de comandos de tratamiento. Utilizando un sistema OCT u otro dispositivo de captura de imágenes, la mácula y el disco óptico pueden localizarse y determinar sus posiciones, y el segundo y tercer conjunto de localizaciones de tratamiento y las órdenes de tratamiento correspondientes pueden definirse en relación con las posiciones determinadas. Si bien las localizaciones las podría encontrar una persona formada en la materia que realice el tratamiento, en ejemplos representativos se puede utilizar un dispositivo de control acoplado para comparar las características detectadas del fondo de ojo del paciente con imágenes o esquemas que representen la mácula y el disco óptico. Por ejemplo, las características detectadas se pueden procesar a través de uno o más algoritmos de identificación de imágenes o reconocimiento de patrones (como el aprendizaje profundo, redes neuronales convolucionales, transformada de Hough circular, etc.) para determinar posiciones centroides, límites, orientaciones, posiciones relativas, distancias, etc., para la mácula y el disco óptico de un paciente (o características de la córnea/esclerótica en tratamientos transesclerales) y los comandos de tratamiento se pueden actualizar para que el haz láser sea barrido en una posición correcta del ojo del paciente.

El tratamiento o tratamientos pueden realizarse utilizando sistemas calibrados. Por ejemplo, en un método 2300 mostrado en la FIG. 23, la potencia láser de los sistemas puede calibrarse en 2302 utilizando un detector para comparar las potencias pico y/o media ordenadas con las potencias reales. Las localizaciones ordenadas para la aplicación del haz láser utilizando el escáner de haz óptico y el dispositivo de interfaz del paciente pueden compararse con las localizaciones reales de aplicación del haz en uno o más planos o superficies de trabajo predeterminados (por ej., que se alineen con las superficies esclerales o retinianas esperadas) utilizando dispositivos de calibración espacial, como superficies de prueba láser y/o máquinas o sondas de medición de coordenadas. En 2304, con un dispositivo calibrado, uno o más conjuntos de comandos de patrones de tratamiento para un paciente específico y correspondiendo a un nomograma preplanificado o un nomograma generado personalizado se pueden producir usando software. En 2306, el paciente se prepara en posición supina para el tratamiento, y puede aplicarse anestesia si procede, incluso mediante la instilación previa de gotas Thealose Duo (Thealose 3 % API - Thea Pharma) durante 10 minutos o más, 2 gotas por minuto en el ojo seleccionado para recibir el tratamiento antes de la instilación de anestesia. Se pueden instilar gotas tópicas de proparacaína cuando el tratamiento esté preparado para iniciarse. En 2308, se puede colocar un espéculo en el ojo y centrar un dispositivo de interfaz del paciente en la córnea. Se puede aplicar aspiración y acoplar un cono del espéculo a la interfaz del paciente (PID). En 2310, puede detectarse la posición del ojo a través del sistema de tratamiento láser, y cualquier cambio en el patrón de tratamiento que pueda mejorar la precisión, como el centrado XY o los diámetros o formas anulares, puede aplicarse mediante software. Se puede entonces proceder con el tratamiento transescleral y/o transpupilar en 2312, y tras completarlo en 2314, la aspiración se puede desconectar y retirarse la PID.

La FIG. 25 muestra un ejemplo de aparato de tratamiento láser 2500 que puede utilizarse para administrar tratamientos de láser de acuerdo con los diversos ejemplos descritos en el presente documento. El aparato 2500 incluye un cabezal láser 2502 acoplado de forma deslizante a unos raíles 2504a, 2504b de manera que el cabezal láser 2502 puede fijarse en una orientación predeterminada en relación con un reposacabezas 2506 y puede deslizarse hacia el reposacabezas 2506. Los rieles 2504a, 2504b están dispuestos en una relación fija con el reposacabezas 2506, aunque cada uno puede ser ajustable, incluso uno con respecto al otro. Por ejemplo, los raíles 2504a, 2504b pueden fijarse a un soporte corporal 2508, como un sillón reclinable (por ej., un sillón dental) que tenga respaldo y/o reposapiés que pueda reclinarse hacia atrás y ajustarse con precisión mediante controles eléctricos. El paciente también puede estar en posición supina sobre una camilla. En otros ejemplos, el paciente puede estar en posición vertical con la vista de la FIG. 25 mirando hacia abajo sobre la cabeza del paciente. El reposacabezas 2506 puede estar firmemente fijado y ser ajustable con respecto al soporte corporal 2508, a través de uno o más elementos de soporte pivotantes 2510a-2510d. El reposacabezas 2506 puede configurarse como un reposacabezas en forma de herradura que incluye almohadillas ajustables opuestas 2512a, 2512b acopladas a los elementos de soporte 2410a, 2510b. En ejemplos representativos, el reposacabezas 2506 puede ajustarse para acomodar diferentes tamaños de cabeza.

El cabezal láser 2502 puede acoplarse a un extremo de un brazo de sujeción articulado y al soporte 2514 que incluye elementos de soporte pivotantes 2516a-2516c configurados para permitir el movimiento y la rotación del cabezal láser 2502, permitiendo que el cabezal láser 2502 se acerque al soporte del cuerpo 2508 y al reposacabezas 2506. En ejemplos representativos, el cabezal láser 2502 se puede acoplar de forma extraíble a los rieles 2504a, 2504b de manera que el cabezal láser 2502 se puede fijar y desplazar de forma deslizante a lo largo de los rieles 2504a, 2504b. Una vez montado mecánicamente o "encajado" en los raíles 2504a, 2504b, el cabezal láser 2502 también puede ajustarse en varias direcciones con fases de movimiento interno para ajustes finos y para centrar los componentes ópticos del cabezal láser 2502 en relación con los ojos de un paciente. En algunos ejemplos, la fijación del cabezal láser 2502 a los raíles 2504a, 2504b, puede facilitar al médico sentarse junto a la cabeza del paciente y controlar el acoplamiento del cabezal láser 2502 al ojo u ojos del paciente a través de un dispositivo de interfaz del paciente (PID) 2518 (como el dispositivo de interfaz del paciente 100 mostrado en las FIGS. 5A-5C, a modo de ejemplo). La PID 2518 puede fijarse al cabezal láser 2502 y ponerse en contacto con la cara y el ojo del paciente. La PID 2518 puede incluir un anillo de aspiración refrigerado por líquido configurado para proporcionar una solución refrigerante (como una solución salina PBS) a la córnea del paciente. La PID 2518 y el cabezal láser 2502 pueden alinearse con los ojos del paciente con la cabeza del paciente apoyada en el reposacabezas 2506. El médico puede utilizar un pedal para la aplicación manual del láser, los controles de imagen o el ajuste mecánico.

El cabezal láser 2502 típicamente incluye una pluralidad de fuentes láser, como dos fuentes láser, tres fuentes láser, cuatro fuentes láser, o más, y un escáner láser, como un galvo-escáner de 2 espejos o dos prismas de doble borde. En un ejemplo, el cabezal láser 2502 incluye una fuente láser configurada para generar un haz láser a aproximadamente 1470 nm, que puede utilizarse en los tratamientos transesclerales descritos aquí, como para reducir la presión intraocular o aplicar tratamientos preventivos. En un ejemplo, el cabezal láser 2502 incluye además una fuente láser configurada para generar un haz láser a aproximadamente 810 nm, que puede utilizarse en los tratamientos transpupilares descritos aquí, como para aplicaciones de neuroprotección de la retina. En algunos ejemplos, la fuente láser a 810 nm (u otra fuente láser) puede generar un haz láser configurado para modalidades de tratamiento de glaucoma estándar como trabeculoplastia láser de diodo (DLT), trabeculoplastia láser de diodo de micropulso (MDLT) y ciclofotocoagulación láser (LCP). En algunos ejemplos, el cabezal láser 2502 incluye además una fuente láser configurada para generar un haz láser a aproximadamente 635 nm, que puede utilizarse para apuntar y centrar los otros haces láser generados y barridos con el cabezal láser 2502. El escáner láser del cabezal láser 2502 puede utilizarse para guiar uno o más haces láser a través de la PID 2518 y/o la lente de contacto acoplada al ojo del paciente. En ejemplos típicos, se dispone una lente objetivo fija (como una lente F0 u otra óptica de barrido) para recibir el barrido del haz a una posición seleccionada con los espejos de barrido y para enfocar (o dirigir de otro modo) el haz recibido a las localizaciones de tratamiento diana. En algunos ejemplos, puede proporcionarse un accesorio de lente giratoria para que puedan acoplarse objetivos alternativos (o ningún objetivo) entre el escáner láser y la PID 2518. En ejemplos representativos, cada uno de los haces láser emitidos desde las fuentes láser puede tener un tamaño de punto fijo, aunque algunos ejemplos pueden incluir un tamaño de punto variable, por ej., con un expansor de haz en línea o una lente de ampliación. Los haces láser suelen tener un perfil de intensidad "tophat" uniforme, proporcionado por ópticas homogeneizadoras adecuadas, como guías de ondas homogeneizadoras y/o conjuntos de lentes.

El cabezal láser 2502 también puede incluir uno o más dispositivos de captura de imágenes, como una cámara que puede acoplarse a través de la PID 2518, por ejemplo, a través del escáner láser y/o la lente objetivo, para obtener imágenes del ojo del paciente. Pueden colocarse dispositivos de captura de imágenes más complejos, como un aparato OCT 2520, separados y acoplados al cabezal láser 2502, por ej., a lo largo de los elementos de soporte 2516a-2516c, cuando el factor de forma es insuficiente para el alojamiento en el cabezal láser 2502. Se puede acoplar una pantalla 2522 al soporte 2514 para mostrar imágenes del ojo y/o proporcionar una interfaz gráfica de usuario para controlar el tratamiento láser. La pantalla 2522 y el cabezal láser 2502 pueden acoplarse a un controlador láser 2524 (como un PC u otro dispositivo informático), que puede incluir un procesador y una memoria que almacene instrucciones para controlar el tratamiento láser. Como se muestra, las fuentes láser están dispuestas en el cabezal láser 2502 en el extremo del elemento de soporte 2516c, aunque en otros ejemplos, las fuentes láser pueden acoplarse al brazo de sujeción articulado y al soporte 2514 en otras posiciones y acoplarse a lo largo de los elementos de soporte 2516a-2516c a través de guías de ondas adecuadas, como fibras ópticas. El médico puede alinear la óptica y los haces láser emitidos por el cabezal láser 2502 a través de la PID 2518 con los ojos del paciente mediante el uso de un haz de enfoque, una cámara y/o un dispositivo de captura de imágenes. El controlador láser 2524 puede incluir una interfaz de entrada configurada con controles de usuario para activar una o más rutinas de tratamiento. Por ejemplo, los patrones de tratamiento existentes se pueden precargar en el controlador láser 2524 o se pueden cargar rutinas adicionales, como las específicas del paciente desde un dispositivo externo.

Habiendo descrito e ilustrado los principios de la tecnología divulgada con referencia a las realizaciones ilustradas, se reconocerá que las realizaciones ilustradas pueden ser modificadas en disposición y detalle sin alejarse de dichos principios. Por ejemplo, los elementos de las realizaciones ilustradas mostradas en software pueden implementarse en hardware y viceversa. Además, las tecnologías de cualquier ejemplo pueden combinarse con las tecnologías descritas en uno o más de los demás ejemplos. Se apreciará que los procedimientos y funciones como los descritos con referencia a los ejemplos ilustrados pueden implementarse en un único módulo de hardware o software, o pueden proporcionarse módulos separados. Las disposiciones particulares anteriores se proporcionan a efectos de una ilustración cómoda, aunque se pueden utilizar otras disposiciones.

En vista de las muchas realizaciones posibles a las que pueden aplicarse los principios de la tecnología divulgada, debe reconocerse que las realizaciones ilustradas son sólo ejemplos representativos y no deben tomarse como limitativas del alcance de la divulgación. Las alternativas abordadas específicamente en estas secciones son meramente ejemplares y no constituyen todas las alternativas posibles a las realizaciones aquí descritas. Por ejemplo, varios componentes de los sistemas aquí descritos pueden combinarse en función y uso. Por tanto, reivindicamos todo lo que entra dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Unsistema automatizado de tratamiento láser ab-externo para tratar un ojo de un sujeto,quecomprende: una fuente láser sin contacto (206, 2112) configurada para generar un haz láser (76, 82, 84) que tiene al menos una longitud de onda para tratar el ojo dirigiendo el haz láser (76, 82, 84) desde una localización separada del ojo, en la que al menos una longitud de onda es una longitud de onda de absorción de agua de infrarrojo cercano de 1,475 mm; un escáner láser (214) acoplado ópticamente a la fuente láser sin contacto (206, 2112) para recibir el haz láser (76, 82, 84) de la fuente láser sin contacto (206, 2112) y barrer el haz láser (76, 82, 84) en relación con el ojo; y un procesador (604, 2124) y una memoria (2126) que incluyen instrucciones almacenadas legibles por ordenador que, en respuesta a la ejecución por el procesador (604, 2124), hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser (76, 82, 84) a una pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral perilimbal posterior a la unión limbocorneal para ser irradiadas en un patrón de tratamiento predeterminado sobre una superficie externa del ojo, donde las localizaciones de tratamiento transescleral son 0-4 mm posteriores a la unión limbocorneal de tal manera que la energía láser es absorbida en células que contienen agua en la escleral superficial, creando una elevación térmica de manera que las cascadas de transducción celular en las estructuras oculares más profundas se ven afectadas, donde dirigir el haz láser (76, 82, 84) comprende dirigir repetidamente el haz láser (76, 82, 84) a las mismas localizaciones de tratamiento escleral irradiadas en la superficie del ojo a intervalos de repetición cíclicos suficientes para inducir preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación terapéutica de una o más de las mallas trabeculares, la red uveoescleral y/o el cuerpo ciliar sin fotocoagulación del tejido del ojo, caracterizado por que los parámetros láser están configurados para proporcionar la irradiancia del haz láser (76, 82, 84) y una velocidad de barrido con la que el haz láser (76, 82, 84) se desplaza alrededor del patrón de tratamiento predeterminado que está adaptado para aumentar la temperatura de las capas esclerales externas de 200 mm hasta una temperatura de alrededor de 43 45 °C.

2. El sistema de la reivindicación 1, donde la memoria (2126) incluye instrucciones almacenadas legibles por ordenador que hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser (76, 82, 84) a una pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilar e induzca elevaciones térmicas subletales que provocan biomodulación terapéutica en el tejido ocular diana dentro de un rango de temperatura terapéutica predeterminado, la pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilar que incluyen un patrón de tratamiento curvilíneo predeterminado en el tejido ocular diana del ojo que comprende múltiples anillos concéntricos en la mácula alrededor pero no en la zona avascular foveal, y/o donde la memoria (2126) incluye instrucciones almacenadas legibles por ordenador que hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser (76, 82, 84) a una pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilar e induzca elevaciones térmicas subletales que provocan biomodulación terapéutica en el tejido ocular diana dentro de un rango de temperatura terapéutica predeterminado, la pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilares incluyendo un área (i) que rodea la mácula, pero no en la zona avascular foveal, y (ii) que rodea el disco óptico, pero no en el disco óptico o la media luna peripapilar adyacente, y/o donde la memoria (2126) incluye instrucciones almacenadas legibles por ordenador que hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser (76, 82, 84) a una pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilares e induzca elevaciones térmicas subletales que provocan biomodulación terapéutica en el tejido ocular diana dentro de un rango de temperatura terapéutica predeterminado, la pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilares incluyendo un área que rodea el disco óptico, pero no en el disco óptico o la semiluna peripapilar adyacente, y/o en donde la memoria (2126) incluye instrucciones legibles por ordenador almacenadas que hacen que el sistema de tratamiento con láser dirija el haz láser (76, 82, 84) a una pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilares e induzca elevaciones térmicas subletales que provocan biomodulación terapéutica en el tejido ocular diana dentro de un rango de temperatura terapéutica predeterminado, donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento transpupilares incluyen un área adyacente a la zona avascular foveal, pero no en el área del paquete papilomacular.

3. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1 o 2, donde las instrucciones almacenadas legibles por ordenador hacen que el sistema de tratamiento láser dirija el haz láser (76, 82, 84) a la pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral en los intervalos suficientes para inducir el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación de las estructuras diana que provocan respuestas biomecánicas y bioquímicas para reducir la presión intraocular, y/o donde el procesador (604, 2124) está configurado con instrucciones para recibir una entrada correspondiente a una localización de la unión limbocorneal o del limbo del sujeto y donde el procesador (604, 2124) está configurado para determinar la pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral en respuesta a la entrada y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral está desviada radialmente hacia fuera desde la localización de entrada correspondiente a la unión limbocorneal o al limbo para contornear el patrón de tratamiento a la anatomía del ojo del sujeto.

4. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-3, donde las localizaciones de tratamiento escleral están en un patrón anular de 360° posterior a la unión limbocorneal, y el procesador (604, 2124) está configurado para dirigir el haz láser (76, 82, 84) a un conjunto de localizaciones de tratamiento escleral preidentificadas en la superficie del ojo durante un primer ciclo de tratamiento, y durante un ciclo de tratamiento posterior dirigir el haz láser (76, 82, 84) a las mismas localizaciones de tratamiento escleral preidentificadas, para lograr una elevación térmica cíclica precisa del tejido escleral subyacente a las localizaciones de tratamiento escleral preidentificadas a intervalos de tiempo con relajación térmica del tejido irradiado entre ciclos de tratamiento, y opcionalmente donde el procesador (604, 2124) está configurado para establecer la velocidad de cada ciclo de tratamiento para lograr la relajación térmica espaciando la irradiación de las localizaciones de tratamiento escleral a intervalos suficientes para que un tiempo de exposición y un tiempo de relajación produzcan un historial de tiempo-temperatura objetivo.

5. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-4, donde el intervalo entre la irradiación de la misma localización de tratamiento escleral produce un factor de trabajo, correspondiente a la relación entre el tiempo ON de exposición activa / (exposición activa tiempo OFF de relajación), en el intervalo de 2 - 50 %, y opcionalmente donde el intervalo entre la irradiación de la misma localización de tratamiento escleral es de aproximadamente 10-300 ms, opcionalmente de aproximadamente 100-200 ms.

6. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, donde el patrón de tratamiento predeterminado está localizado aproximadamente 1,5 mm posterior a la unión limbocorneal, y/o el patrón de tratamiento predeterminado comprende múltiples patrones de tratamiento anular, y donde los múltiples patrones de tratamiento anular están separados aproximadamente 1,5 mm, 2,5 mm y 3,5 mm posterior a la unión limbocorneal, donde los patrones de tratamiento anular comprenden uno o varios patrones circulares, ovalados, elípticos, de forma ovoide, no circulares, no elípticos o asimétricos, o patrones que corresponden a la forma del canal de Schlemm o del limbo, y/o donde el patrón de 360° se interrumpe nasalmente en 10 30° y temporalmente en 10-30°, y opcionalmente donde los múltiples patrones de tratamiento anular se dirigen a la (a) estructura de salida perilimbal; (b) pars plicata; y (c) pars plana.

7. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-6, que comprende además un disipador de calor (80, 620) dispuesto en contacto con el ojo sobre las localizaciones de tratamiento escleral para conducir el calor lejos de la superficie del ojo, y opcionalmente donde el disipador de calor (80) comprende una lente de contacto curva dispuesta sobre la superficie del ojo, y además opcionalmente donde la lente de contacto comprende una lente de contacto refrigerada que se ajusta sustancialmente a la superficie del ojo.

8. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-7, donde el preacondicionamiento térmico protector y la bioestimulación terapéutica son controlados por uno o más de la potencia del láser, la irradiancia, la velocidad de barrido, la tasa de repetición del ciclo, el número de repeticiones del ciclo, el tamaño del punto y el ciclo de trabajo, y/o donde el procesador (604, 2124) está configurado para dirigir el haz de láser (76, 82, 84) a la localización del tratamiento escleral en un punto que tiene un diámetro de 500-1000 mm, opcionalmente unos 600 mm, y/o donde el sistema comprende además un sistema óptico de captura de imágenes para detectar el limbo y/o la unión limbocorneal del sujeto, y/o donde el procesador (604, 2124) está configurado para identificar las localizaciones de tratamiento escleral predeterminadas en localizaciones determinadas por la forma del limbo y/o la unión limbocorneal del ojo del sujeto.

9. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-8, que comprende además una interfaz del paciente (100) para acoplar la fuente láser sin contacto (206, 2112) separada del ojo, la interfaz del paciente (100) comprende un separador (102) que mantiene el ojo en una localización sustancialmente fija para la obtención de imágenes y el tratamiento, y el separador (102) mantiene la fuente láser sin contacto (206, 2112) separada de la superficie del ojo y sin entrar en contacto con ella, y, opcionalmente, donde la interfaz del paciente (100) comprende además un espéculo (132) para la colocación entre los párpados del sujeto para exponer el ojo al haz láser (76, 82, 84), y/o donde la interfaz del paciente comprende además un anillo de fijación para una lente de contacto (106), y el anillo de fijación comprende una cara de sellado elástica, donde el sistema está configurado para mantener una presión negativa entre la lente de contacto (106) y el anillo de fijación para fijar la interfaz del paciente (100) a la superficie del ojo e inmovilizar sustancialmente el ojo del sujeto, y/o donde la presión negativa es ajustable, y/o donde el sistema está configurado para enfriar el separador (102) y/o anillo de fijación y/o lente de contacto (106), y/o donde el separador (102) y/o anillo de fijación comprenden canales internos de flujo de fluido (108), y el sistema está configurado para introducir un fluido frío a través de los canales de flujo de fluido (108) para enfriar el separador (102) y/o anillo de fijación y/o lente de contacto (106), y/o donde el sistema comprende además un brazo de localización (186) para posicionar la interfaz del paciente (100) en una localización relativa a la superficie del ojo del sujeto.

10. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 2-9, donde cada anillo en la mácula del patrón de tratamiento curvilíneo comprende una pluralidad de puntos de pulso láser uniformemente espaciados y superpuestos, emitidos secuencialmente a lo largo de un círculo completo para producir una zona de tratamiento anular irradiada dentro de cada anillo, donde los puntos de pulso láser se emiten a una velocidad de barrido común para todos los anillos maculares, y opcionalmente donde los múltiples anillos concéntricos comprenden zonas de tratamiento anular irradiadas radialmente contiguas en la mácula, y/o donde cada anillo concéntrico tiene una anchura de entre 400 mm y 600 mm.

11. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-10, donde la fuente láser (206, 2112) está configurada para producir el haz láser (76, 82, 84) con pulsos a un intervalo de repetición de pulsos en el rango de 1-3 ms, una tasa de repetición de pulsos de 1000 a 333 pulsos por segundo y una duración de pulso en el rango de 20-500 ms, y opcionalmente donde la fuente láser (206, 2112) está configurada para producir el haz láser (76, 82, 84) con pulsos a un intervalo de repetición de pulsos en el rango de 1,5-2,5 ms, tasa de repetición de pulsos de 666 a 400 pulsos por segundo, y una duración de pulso en el rango de 50-150 ms, o donde la fuente láser (206, 2112) está configurada para producir el haz láser (76, 82, 84) con pulsos a un intervalo de repetición de pulsos en el rango de 1,8-2,2 ms, tasa de repetición de pulsos de 556 a 455 pulsos por segundo, y una duración de pulso en el rango de 80-120 ms.

12. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 2 a 11, donde los anillos comprenden de tres a cinco anillos concéntricos contiguos en la mácula, teniendo cada anillo una anchura sustancialmente igual, y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral comprende tres anillos concéntricos en la esclerótica alrededor del limbo en los radios R1, R2 y R3 que corresponden respectivamente a las localizaciones que recubren la vía de salida del humor acuoso primario, el cuerpo ciliar de la pars plicata y la pars plana.

13. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 2 a 12, donde los anillos comprenden cinco anillos contiguos en la esclerótica, cada uno de los cuales tiene una anchura de aproximadamente 500 micras, y donde la pluralidad de localizaciones de tratamiento escleral comprende tres anillos concéntricos en la esclerótica a distancias de aproximadamente 1,5, 2,5 y 3,5 mm de la unión esclerocorneal.

14. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 2-13, donde la fuente láser (2112, 2110) comprende una primera fuente láser de diodo (2110) operable para producir un haz láser pulsado a 810 nm para dirigirlo a las localizaciones de tratamiento transpupilar, una segunda fuente de láser de diodo (2112) operable para producir un haz láser de onda continua a 1475 nm para dirigirlo a las localizaciones de tratamiento escleral, y al menos un divisor de haz (2114) situado para recibir y dirigir el haz a 810 nm y el haz a 1475 nm a lo largo de una trayectoria óptica común para la recepción por el escáner láser (214).

15. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1-14, que comprende además un detector (2118) acoplado ópticamente al tejido ocular diana y donde las instrucciones almacenadas legibles por ordenador hacen que el escáner láser (214) dirija selectivamente el haz láser (76, 82, 84) a la localización del ojo diana en base a un cambio en una posición del tejido ocular diana detectado con el detector (2118).