ES2322550T3 - Aparato para controlar la profundidad de penetrcion de un laser. - Google Patents
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Abstract
Aparato de suministro de radiación láser a un sustrato a una profundidad de penetración controlada, teniendo el sustrato un primer índice de refracción n1, y un coeficiente de absorción µa, comprendiendo dicho aparato: una base de acoplador óptico; y una pluralidad de puntas de acoplador óptico cada una configurada para estar unida mecánicamente de forma desmontable a la base de acoplador óptico para formar un acoplador óptico para suministrar energía óptica a partir de una fuente de energía óptica a un sustrato, comprendiendo el acoplador óptico una superficie adaptada para entrar en contacto con y formar una superficie de contacto con el sustrato, en el que cada punta de acoplador óptico, cuando está unida a la base de acoplador óptico, está conformada para suministrar internamente la energía óptica a la superficie de contacto en un ángulo incidente, en el que los ángulos incidentes correspondientes a cada una de la pluralidad de puntas de acoplador óptico son diferentes entre sí, mediante lo cual seleccionar una de las puntas de acoplador óptico especifica una profundidad de penetración deseada *r según la ecuación *r * (1/µa)cos*r, en la que *r es el ángulo de refracción correspondiente al ángulo incidente definido por la punta de acoplador óptico seleccionada.
Description
Aparato para controlar la profundidad de
penetración de un láser.
\global\parskip0.900000\baselineskip
Esta invención se refiere al uso de energía de
ondas electromagnéticas para modificar un sustrato, por ejemplo,
mediante calor, ablación, y/o reacción fotoquímica.
Los láseres son útiles en aplicaciones médicas,
de tratamiento de materiales, y otras para provocar calentamiento
y/o ablación, es decir, eliminación de sustancias, dentro de un
sustrato, por ejemplo, tejido biológico u otro material.
Adicionalmente, ciertos láseres, por ejemplo, láseres ultravioletas
(UV), pueden utilizarse para provocar modificaciones fotoquímicas,
por ejemplo, polimerización, en un sustrato, con o sin ablación
simultánea.
La energía láser se suministra normalmente como
un haz o iluminación en el que la energía electromagnética se
propaga directamente dentro del tejido u otro sustrato. La ablación
de tejido biológico mediante láseres ocurre de manera predominante
mediante la vaporización térmica rápida del agua de tejido. Sin
embargo, pueden coexistir procesos secundarios con esta
vaporización térmica. Por ejemplo, la eliminación mecánica explosiva
se provoca mediante pulsos de láser cortos cuando la intensidad de
energía láser es lo bastante alta para iniciar un plasma que
produce ondas de choque y fractura mecánica, por ejemplo, superior a
aproximadamente 10^{8} W/cm^{2}. Adicionalmente, la ablación
por láser de pulso UV puede provocar reacciones fotoquímicas
concurrentes en un tejido. Cuando están presentes, estos procesos
secundarios pueden cambiar la eficacia de ablación por láser de
pulso.
La profundidad de ablación dentro de un tejido u
otros materiales depende de la profundidad a la que penetran las
ondas electromagnéticas. Para algunas aplicaciones, por ejemplo,
tratamiento de tumores grandes, se requiere penetración profunda o
subsuperficial, y son preferibles zonas de longitud de onda
apropiadas, por ejemplo, rojo o infrarrojo cercano. Para otras
aplicaciones, se desea un efecto superficial bien controlado, por
ejemplo, reconstrucción superficial de la piel, ablación de la
superficie exterior de la córnea para corregir la visión, o de la
superficie interior de arterias enfermas. Normalmente, la energía
láser se suministra a un paciente con incidencia normal, y la
longitud de onda de la energía láser se selecciona para producir la
profundidad de penetración deseada basándose en la absorción óptica
del tejido objetivo y cualquier tejido intermedio.
La invención presenta sistemas y herramientas
para controlar la profundidad de penetración óptica de la energía
láser, por ejemplo, cuando se suministra energía láser a un tejido
objetivo en un paciente. Los sistemas y herramientas controlan la
profundidad de penetración óptica (OPD, optical penetration
depth) controlando el ángulo incidente al que se suministra la
energía láser a la zona objetivo del paciente. Realizaciones de la
invención incluyen un acoplador óptico que permite a un usuario
variar el ángulo incidente y así controlar de manera seleccionable
la OPD de la energía láser incidente. La fabricación del acoplador
óptico para tener un índice de refracción superior al del tejido
objetivo puede mejorar el intervalo de las OPD que pueden
seleccionarse. La energía láser, que se suministra a la profundidad
deseada, puede provocar una modificación del tejido objetivo
mediante, por ejemplo, calentamiento, ablación, y/o reacción
fotoquímica. La invención es tal como se define en el conjunto de
reivindicaciones adjunto.
En general, en un aspecto, la invención presenta
un aparato de suministro de radiación láser a un sustrato a una
profundidad de penetración controlada, teniendo el sustrato un
primer índice de refracción y un coeficiente de absorción
\mu_{a}. El aparato incluye un acoplador óptico para recibir
energía óptica a partir de una fuente de energía óptica y un
mecanismo de posicionamiento. El acoplador óptico tiene un segundo
índice de refracción superior al primer índice de refracción y está
adaptado para entrar en contacto y formar una superficie de
contacto con el sustrato. También tiene una superficie perfilada tal
que un ángulo de refracción \theta_{r} de la energía óptica
dentro del sustrato en la superficie de contacto puede variarse
ajustando las posiciones relativas del acoplador óptico y la
energía óptica que entra en el acoplador óptico. La selección de un
ángulo de refracción particular produce una profundidad de
penetración deseada \delta_{r}, según la ecuación
\delta_{r}. \approx (1/\mu_{a}) cos \theta_{r}. El
mecanismo de posicionamiento acopla el acoplador óptico y la
energía óptica para ajustar las posiciones relativas del acoplador
óptico y la energía óptica que entra en el acoplador óptico.
El acoplador óptico puede tener, por ejemplo,
una forma semiesférica o una forma semicilíndrica. El mecanismo de
posicionamiento puede ser un mecanismo de posicionamiento angular,
por ejemplo, puede incluir una suspensión cardán montada en el
acoplador óptico. De manera alternativa, el mecanismo de
posicionamiento puede ser un mecanismo de posicionamiento de
traslación, por ejemplo, puede incluir una estructura de soporte
conectada de manera deslizable al acoplador óptico. Además, el
acoplador óptico puede configurarse para recibir la energía óptica
con incidencia sustancialmente normal y suministrar la energía
óptica a la superficie de contacto con incidencia no normal.
En general, en otro aspecto, la invención
presenta otro aparato de suministro de radiación láser a un sustrato
a una profundidad de penetración controlada, teniendo el sustrato
un primer índice de refracción n_{1}, y un coeficiente de
absorción \mu_{a}. El segundo aparato incluye un acoplador
óptico para recibir energía óptica a partir de una fuente de
energía óptica. El acoplador óptico tiene un segundo índice de
refracción n_{2} superior al primer índice de refracción. El
acoplador óptico también tiene al menos dos superficies adaptadas
para entrar en contacto y formar una superficie de contacto con el
sustrato. Está conformado para dirigir internamente la energía
óptica recibida a partir de la fuente de energía óptica a la primera
superficie en un primer ángulo incidente agudo, y dirigir la
energía óptica reflejada internamente a partir de la primera
superficie a la segunda superficie en un segundo ángulo incidente
agudo diferente del primer ángulo incidente agudo. El contacto del
sustrato con la primera superficie produce una profundidad de
penetración óptica \delta_{r1} \approx
(1/\mu_{a})cos\theta_{r1}, mientras que el contacto
del sustrato con la segunda superficie produce una profundidad de
penetración óptica \delta_{r2} \approx
(1/\mu_{a})cos\theta_{r2}, en la que \theta_{r1}
es el ángulo de refracción correspondiente al primer ángulo
incidente agudo y \theta_{r2} es el ángulo de refracción
correspondiente al segundo ángulo incidente agudo.
El acoplador óptico puede incluir además una
tercera superficie adaptada para entrar en contacto y formar una
superficie de contacto con el sustrato. En este caso, el acoplador
óptico está conformado para dirigir la energía óptica reflejada
internamente desde la segunda superficie a la tercera superficie en
un tercer ángulo incidente agudo. En algunas realizaciones, los
ángulos incidentes agudos primero y segundo pueden ser ambos
superiores al arcsen (n_{0}/n_{2}), siendo n_{0} el índice de
refracción para el aire, y/o pueden ser ambos inferiores al arcsen
(n_{1}/n_{2}). Además, cada uno de los ángulos incidentes agudos
primero y segundo puede ser superior a aproximadamente 10º.
En general, en otro aspecto, la invención
presenta otro aparato de suministro de radiación láser a un sustrato
a una profundidad de penetración controlada, teniendo el sustrato
un primer índice de refracción n_{1} y un coeficiente de
absorción \mu_{a}. El tercer aparato incluye: una base de
acoplador óptico; y una pluralidad de puntas de acoplador óptico
cada una configurada para estar unida mecánicamente a la base de
acoplador óptico para formar un acoplador óptico para suministrar
energía óptica a partir de una fuente de energía óptica a un
sustrato. El acoplador óptico incluye una superficie adaptada para
entrar en contacto y formar una superficie de contacto con el
sustrato. Cada punta de acoplador óptico, cuando está unida a la
base de acoplador óptico, está conformada para suministrar
internamente la energía óptica a la superficie de contacto en un
ángulo incidente, en el que los ángulos incidentes correspondientes
a cada una de la pluralidad de puntas de acoplador óptico son
diferentes entre sí. La selección de una de las puntas de acoplador
óptico especifica una profundidad de penetración deseada
\delta_{r} según la ecuación \delta_{r} \approx
(1/\mu_{a})cos\theta_{r} en la que \theta_{r} es
el ángulo de refracción correspondiente al ángulo incidente definido
por la punta de acoplador óptico seleccionada.
En algunas realizaciones, cada una de las puntas
de acoplador óptico tiene un índice de refracción superior al
primer índice de refracción n_{1}. Además, la pluralidad de puntas
de acoplador óptico puede incluir al menos tres puntas de acoplador
óptico. El ángulo incidente definido por cada punta de acoplador
óptico puede ser superior a aproximadamente 10º. Adicionalmente, el
ángulo incidente definido por cada punta de acoplador óptico puede
ser superior a arcsen(n_{0}/n_{2}), en el que n_{0} es
el índice de refracción para el aire y n_{2} es el índice de
refracción de la punta de acoplador óptico respectiva. También, el
ángulo incidente definido por cada punta de acoplador óptico puede
ser inferior a arcsen(n_{1}/n_{2}), en el que n_{2} es
el índice de refracción de la punta de acoplador óptico
respectiva.
Realizaciones de cualquiera de los aparatos
primero, segundo y tercero descritos anteriormente pueden incluir
cualquiera de las características siguientes.
El aparato puede incluir una fibra óptica
acoplada mecánicamente al acoplador óptico o base de acoplador
óptico. El acoplador óptico o cada una de las puntas de acoplador
óptico puede hacerse a partir de uno de zafiro, sílice fundida,
vidrio BK-7, cristal de roca, germanio y seleniuro
de zinc. El aparato puede incluir además la fuente de energía
óptica. La fuente de energía óptica puede incluir un láser de
Nd:YAG, láser de CTE:YAG, láser de ErCr:YSGG, láser de holmio,
láser de erbio, láser de CO_{2}, láser de diodo o láser de
colorante. Por ejemplo, intervalos de longitud de onda adecuados
incluyen 1,7 a 2,2 \mum, 2,7 a 3,2 \mum, 10,6 \mum, y 420 a
510 nm.
Las realizaciones de la invención incluyen
varias ventajas.
Por ejemplo, los acopladores ópticos permiten a
un usuario controlar de manera selectiva la profundidad de
penetración óptica de energía láser suministrada a un objetivo.
Además, el material y la geometría del acoplador puede evitar que
la energía láser salga de él cuando no está en contacto con el
objetivo. El control sobre la OPD permite una modificación de
tejido fotomédica precisa.
Aplicaciones del nuevo dispositivo incluyen
modificación de piel superficial, eliminación de arrugas,
angioplastia láser de ablación de córnea y otra ablación
endoluminal, aplicaciones dentales, y litotripsia láser.
Otras características y ventajas de la invención
serán evidentes a partir de la siguiente descripción de las
realizaciones preferidas de la misma, y a partir de las
reivindicaciones.
La Fig. 1 es una representación esquemática de
la física de ondas refractadas en una superficie de contacto entre
dos medios de índices de refracción diferentes.
La Fig. 2 es un diagrama esquemático de un
sistema para acoplar energía láser dentro de un tejido de un
paciente.
Las Figs. 3a y 3b son diagramas esquemáticos de
un dispositivo de acoplador óptico.
Las Figs. 4a y 4b son diagramas esquemáticos de
otra realización de un dispositivo de acoplador óptico.
La Fig. 5 es un diagrama esquemático de otra
realización de un dispositivo de acoplador óptico.
Las Figs. 6a y 6b son diagramas esquemáticos de
otra realización de un dispositivo de acoplador óptico.
La Fig. 7 es un diagrama esquemático de un
método de suavizar arrugas utilizando los dispositivos de acoplador
óptico descritos ahora.
La presente invención ofrece acopladores ópticos
de energía láser que controlan el ángulo incidente de energía láser
que está suministrándose a un objetivo. El control del ángulo
incidente permite a un usuario seleccionar y variar la profundidad
de penetración óptica de la energía láser.
En general, el tratamiento que se hace funcionar
térmicamente (por ejemplo, modificación fotoquímica o ablación) de
un sustrato, por ejemplo, tejido biológico, en aire mediante pulsos
de láser cortos incidentes de manera normal, bien absorbidos puede
describirse mediante un modelo de primer orden que revela relaciones
entre la absorción óptica de tejido, la profundidad de ablación y
lesión térmica, y la duración de pulso de láser y flujo
(energía/superficie) necesarios para la ablación. El sustrato
absorbe la energía láser incidente de manera normal según la ley de
Beer, es decir, la intensidad I(z) dentro del sustrato
disminuye exponencialmente con la profundidad z:
(1)I(z)
\approx I_{0} \
e^{-\mu}a^{z},
en la que \mu_{a} es el
coeficiente de absorción óptica del sustrato, e I_{0} es la
irradiancia incidente. Con la energía láser suministrada con
incidencia normal, la profundidad de penetración óptica
característica, \delta, viene dada
por:
(2)\delta =
1/\mu_{a},
que es el espesor de la capa en la
que se absorbe la mayoría de la energía láser. En esta capa, la
energía entrante se convierte en calor, que inmediatamente comienza
a difundirse a los alrededores. La ablación más precisa y eficiente
se consigue cuando la energía térmica se restringe a esta capa, es
decir, cuando la energía láser se suministra antes del tiempo
necesario para un enfriamiento significativo de la capa. Este
concepto define un pulso de láser "corto", que es adecuado
para su uso en la presente invención. Un pulso de láser corto tiene
un ancho de pulso, \tau_{p}, inferior al tiempo de relajación
térmica, \tau_{r}, de la capa en la que se absorbe energía
(\tau_{p}< \tau_{r}). El tiempo de relajación térmica,
\tau_{r}, está relacionado con la conducción de calor
mediante:
(3)\tau_{r}
\approx
\delta^{2}/\alpha
en la que \alpha es la
difusividad térmica del tejido (por ejemplo, para tejido endoluminal
este valor es 1,3x10^{-3} cm^{2}/s). Por lo tanto, para un haz
incidente de manera
normal:
(4)\tau_{r}
\approx
(\mu_{a}{}^{2}\alpha)^{-1}
El flujo incidente, F_{0}
(energía/superficie), necesario para la ablación de tejido viene
dado por el requisito de que cada pulso suministre el calor de
vaporización para el agua de tejido en la superficie de contacto de
tejido/dispositivo. La energía absorbida por unidad de volumen,
E_{v}, en la superficie de contacto viene dada por:
(5)E_{v}=F_{0}\mu_{a}
Datos experimentales con una diversidad de
láseres de pulso sugieren que la ablación de tejido requiere E_{v}
\sim 2500 J/cm^{3} (similar a la vaporización de agua pura) tal
que la ablación se consigue de manera fiable cuando F_{0} \sim
2500/\mu_{a}.
Con cada pulso de láser corto con suficiente
energía incidente, se elimina una capa de aproximadamente \delta
en espesor, y una capa igual o superior a \delta permanece como
tejido desnaturalizado térmicamente. El espesor de este tejido
desnaturalizado térmicamente restante es importante durante la
cicatrización de la herida.
Este modelo revela la primordial importancia de
\delta, la profundidad de penetración óptica, no sólo para
determinar la magnitud de la capa de tejido eliminada y el daño
térmico residual, sino también para elegir la longitud de onda y
ancho de pulso de láser óptimos. Para el menor daño térmico y mejor
eficacia de ablación, \tau_{p}<\tau_{r}, y por
consiguiente en la práctica el ancho de pulso de láser óptimo
\tau_{p} varía con \tau_{r}. Para \delta \sim 1\mum y
\alpha = 1,3 x 10^{-3} cm^{2}/s, \tau_{r} es tan bajo
como aproximadamente 1 \mus.
Si la ablación de tejido ha de llevarse a cabo
con una precisión de magnitud de \mum utilizando pulsos de láser
incidentes de manera normal, debe escogerse una longitud de onda
para la que la absorción de tejido sea lo bastante alta, es decir,
\mua \sim 10^{4} cm^{-1}, de modo que \delta =
1/\mu_{a} 10^{-4} cm = 1 \mum. Tales coeficientes de
absorción de tejido altos son difíciles de conseguir, y se producen
sólo en el ultravioleta lejano por debajo de 220 nm y en la banda
infrarroja de absorción de agua más fuerte a 2,94 \mum.
\global\parskip1.000000\baselineskip
De manera ideal, podría obtenerse precisión aún
mayor si \delta fuera significativamente inferior a 1 \mum.
La refracción y reflexión en un límite plano
entre dos medios, teniendo cada uno un índice de refracción
diferente, se describe de manera clásica mediante la ley de Snell y
las ecuaciones de Fresnel. Con referencia a la figura 1, para
refracción a partir de un medio 14 de índice de refracción superior
n_{2}, a un medio 12 de índice de refracción inferior n_{1}, la
ley de Snell establece que:
(6)n_{2}sen\theta_{i} =
n_{1}sen\theta_{r},
en la que \theta_{i} es el
ángulo de incidencia y \theta_{r} es el ángulo de refracción. La
reflexión interna "total" 18 se produce en la superficie de
contacto 10 cuando el ángulo de incidencia es superior o igual a un
ángulo crítico \theta_{c} dado por \theta_{c} = arcsen
n_{1}/n_{2}. Se hace referencia a esta reflexión como
"total" porque cuando el medio 12 absorbe luz a la longitud de
onda de la radiación incidente, una cierta cantidad de energía está
todavía presente en el medio externo en una capa delgada justo
después de la superficie de contacto
10.
En particular, cuando el medio 12 absorbe luz a
la longitud de onda del haz incidente 16, como es normalmente el
caso cuando el medio 12 se corresponde con un tejido, la interacción
se describe de manera más precisa utilizando el siguiente conjunto
de ecuaciones simultáneas de valores reales:
- n_{2}sen \theta_{i} = n'sen \theta_{r},
- (7a)
- (n_{1})^{2}-(\kappa_{1})^{2}=(n')^{2}-(\kappa')^{2},
- (7b)
(7c)(n_{1})(\kappa_{1}) =
(n')(\kappa')cos\theta_{r},
en el que n_{1} y \kappa_{1}
son el índice de refracción y coeficiente de extinción del medio 12,
respectivamente, con incidencia normal, en el que n' y \kappa'
son el índice de refracción y coeficiente de extinción del medio
12, respectivamente, en el ángulo incidente arbitrario
\theta_{i}, y en el que \kappa_{1} está relacionado con el
coeficiente de absorción \mu_{a} según \kappa_{1}=
(\lambda\mu_{a})/(4\pi), siendo \lambda la longitud de
onda de la
radiación.
La resolución simultánea de las ecuaciones 7a,
7b y 7c proporciona el valor exacto para el ángulo de refracción
\theta_{r} en la presencia de absorción. Puesto que el haz 24
refractado se propaga dentro del medio 12 en un ángulo, la
profundidad de penetración óptica del haz refractado \delta_{r}
se reduce, comparada con la radiación incidente de manera normal.
Por ejemplo, para absorción débil, la profundidad de penetración
óptica \delta_{r} puede expresarse como:
(8),\delta_{r}
= (1/\mu_{a}) cos
\theta_{r}
en cuyo caso la profundidad de
penetración se reduce en un factor de cos \theta_{r}, comparada
con la radiación incidente de manera normal. En la práctica, esto
puede reducir la profundidad de penetración en hasta aproximadamente
un orden de magnitud. Además, la profundidad de penetración puede
controlarse variando el ángulo incidente \theta_{i} para
provocar un cambio correspondiente en el ángulo refractado
\theta_{r} según las ecuaciones 7a, 7b y
7c.
La tabla 1 a continuación muestra la profundidad
de penetración predicha \delta_{r} para haces refractados a
partir de una superficie de contacto para una radiación láser de
holmio de longitud de onda de 2,1 \mum (\mu_{a} \approx 25
cm^{-1} en la mayoría de tejidos). También se muestran el tiempo
de relajación térmica, \tau_{r}, suponiendo una difusividad
térmica para tejido, \alpha, de 1,3 x 10^{-3} cm^{2}/s, y la
profundidad mínima aproximada de lesión térmica residual (\approx
2\delta_{r}).
Es evidente a partir de la tabla 1 que un
generador de ondas refractadas para radiación láser de holmio que
funciona a \theta_{r} = 85º reduciría la profundidad de
penetración, y por consiguiente la lesión térmica y energía
depositada por unidad de superficie, en un orden de magnitud,
comparado con un haz de láser incidente de manera normal. Láseres
de holmio estándar de modo normal en uso quirúrgico funcionan en
duraciones de pulso de 100 a 300 \mus, de modo que
\tau_{p}<\tau_{r} incluso para un haz refractado a
\theta_{r} = 85º. Por tanto, un dispositivo que produce
refracción próxima a la superficie puede bombearse mediante láseres
de holmio de modo normal existentes.
\global\parskip0.900000\baselineskip
La energía necesaria para la modificación
superficial tal como ablación mediante estas ondas refractadas se
calcula tal como sigue. En una superficie de contacto refractiva, el
flujo incidente viene dado por:
(9)F_{0} =
(1-R) F_{b} cos \theta_{i}/cos
\theta_{r},
en el que R es la reflectancia de
Fresnel a partir de la superficie de contacto, y F_{b} es el flujo
del haz a partir del láser que se propaga dentro del medio 14. R
depende de los índices de los dos medios, el ángulo de incidencia y
la polarización según las ecuaciones de Fresnel. Como se apuntó
anteriormente, se consigue una ablación fiable de pulso corto
cuando E_{v} \approx 2500 (J/cm^{3}). R es normalmente de 0,8
a 0,9 para tal refracción próxima a la superficie, dependiendo de
n_{1}. La combinación de las ecuaciones y la resolución para
F_{b} (para la ablación), el flujo del haz en el medio 14,
da:
(10)F_{b(ablación)}
\approx 2500 cos \theta_{r}/[\mu_{a}(1-R) cos
\theta_{i}]
En ausencia de absorción significativa, el haz
refractado 24 se produce siempre que el ángulo de incidencia
\theta_{i} sea inferior al ángulo crítico para la reflexión
interna total \theta_{c}. Esta constante física se utiliza para
construir un generador de onda refractada de modo que irradia ondas
refractadas dentro del sustrato objetivo que va a someterse a
ablación cuando la superficie de contacto de generador 10 está en
contacto con el sustrato. Sin embargo, el generador de ondas
también se construye de forma que no se generan ondas refractadas
cuando la energía láser 16 se suministra a través de la superficie
de contacto 10 a un medio, por ejemplo, aire o agua, diferente del
sustrato objetivo. Esto se consigue seleccionando un ángulo de
incidencia, \theta_{i}, igual o superior al ángulo crítico,
\theta_{c}, para la reflexión interna total cuando el generador
no está en contacto con el sustrato objetivo, es decir, cuando éste
es aire, agua o fluidos corporales, dependiendo del uso deseado del
dispositivo.
Por ejemplo, el ángulo crítico, \theta_{c},
para una superficie de contacto de germanio (Ge)/aire es 14º, y
para una superficie de contacto de Ge/tejido es 20º. Una varilla de
Ge con el extremo distal esmerilado y pulido a 16º desde la
perpendicular al eje central proporcionará un ángulo de incidencia,
\theta_{i}, de 16º. Con este ángulo de incidencia, la energía
láser se acoplaría al tejido como ondas refractadas porque el
ángulo de incidencia es inferior al ángulo crítico para la reflexión
interna total para la superficie de contacto de Ge/tejido, pero la
energía láser no se irradiaría al aire porque el ángulo de
incidencia es superior al ángulo crítico para la reflexión interna
total para la superficie de contacto de Ge/aire.
Ésta es una característica de seguridad
importante y una ventaja útil de la invención sobre los dispositivos
de suministro de láser quirúrgicos actuales. No se permite que
ningún haz se propague alejándose del dispositivo cuando no está en
contacto con el sustrato deseado, por consiguiente es improbable
prender fuego de manera accidental a materiales tales como paños
quirúrgicos, vestimenta, etc., o dañar el sustrato, por ejemplo,
tejido sano, adyacente a la zona objetivo. Puesto que la energía se
acopla directamente al sustrato, por ejemplo, tejido, sólo cuando
se produce contacto, también es más fácil realizar una ablación
quirúrgica precisa.
La presente invención también prevé otro
beneficio de seguridad que resulta de un fenómeno que se produce
con la ablación de tejidos según la invención, que esencialmente
está ausente con el suministro de haz incidente de manera normal.
Durante una ablación de pulso de láser corto, se produce cavitación
por vapor y lesión mecánica en parte porque la ablación produce
confinamiento térmico, y provoca un aumento repentino de temperatura
y presión en el lugar de absorción de energía, con
sobrecalentamiento del agua de tejido durante el pulso de láser. Se
produce la expansión térmica, disminuye la presión, y comienza la
vaporización. El comienzo de la vaporización normalmente requiere
de 0,5 a 2 \mus incluso para pulsos de alta energía inferiores al
microsegundo, y la vaporización continúa mucho después de que se ha
suministrado el pulso. Cuando el medio externo es aire, el vapor se
expande libremente a partir de la superficie del tejido. Sin
embargo, cuando el medio externo es un fluido o tejido, se forma
una cavidad de vapor que se expande rápidamente, que crece y a
continuación se hunde violentamente en una escala de tiempo de
micro a milisegundos.
En contraposición a la ablación de haz libre,
durante la que la energía láser continúa suministrándose durante el
proceso de vaporización y ablación, tan pronto como comienza la
vaporización con cualquier generador de ondas refractadas
superficial, el tejido se reemplaza de manera transitoria por una
cavidad de vapor creciente. La reflexión interna total se producirá
entonces en la superficie de contacto de dispositivo/tejido hasta
que la cavidad de vapor se hunda. Por tanto, el proceso de
vaporización en una superficie de contacto refractiva de manera
temporal "apaga" su propia fuente de energía, desacoplando la
transmisión a través de la superficie de contacto.
Esta característica autolimitativa se produce
también en dispositivos para modificar superficialmente sustratos
ubicados en fluidos, en los que el dispositivo está diseñado para no
propagar una onda refractada al fluido, o el aire, cuando no está
en contacto con el sustrato.
\global\parskip1.000000\baselineskip
Pueden generarse ondas refractadas en tejido y
otros sustratos utilizando materiales ópticos estándar para el
medio 14. El zafiro es, por ejemplo, un material deseable para
fabricar un generador de ondas práctico debido a su alto índice de
refracción, ancha banda de transmitancia óptica, y robustez térmica
y mecánica extrema. Para un dispositivo de zafiro (n = 1,7), para
conseguir un ángulo de refracción, \theta_{r}, de 85º, el
ángulo de incidencia, \theta_{i}, debe ser de 50º. Al ajustar R
= 0,9 y \mu_{a} \approx 50 cm^{-1} (valor de coeficiente de
absorción de tejido cuando se utiliza un láser de holmio), el flujo
del haz requerido para la ablación, F_{b}, será aproximadamente de
67 J/cm^{2}, que es sólo ligeramente superior al flujo ablativo
de 50 J/cm^{2} requerido para la ablación de haz libre. Por tanto,
un generador de ondas refractadas práctico es relativamente
eficaz.
Esto puede parecer paradójico porque R es 0,9,
es decir, el 90% de la energía incidente sobre la superficie de
contacto se refleja en vez de absorberse. Sin embargo, como se
mostró anteriormente en la tabla 1, la energía transmitida a través
de la superficie de contacto se deposita en una capa mucho más
delgada. El orden de magnitud "perdido" por reflectancia se
"recupera" mediante la disminución de orden de magnitud en el
espesor de capa, y por consiguiente volumen, en el que se deposita
la energía.
Para demostrar la relación entre el ángulo
incidente y la profundidad de penetración óptica, se acopló la
energía láser de un láser de Ho:YAG a piel porcina a través de un
prisma de zafiro semicilíndrico. Se obtuvo la piel porcina afeitada
de espesor completo con grasa subcutánea inmediatamente
post-mortem y se colocó en contacto con el
prisma y se irradió en múltiples sitios correspondientes a
diferentes ángulos de incidencia. El tejido se fijó entonces en
formalina al 10%, se incrustó en parafina, se cortó en secciones y
se tiñó con hematoxilina y eosina. Las secciones histológicas
correspondientes a ángulos incidentes de 0º, 30º, y 40º mostraron
una zona residual de daño térmico hasta una profundidad de 650
micrones, 250 micrones, y 100 micrones, respectivamente.
Un sistema de suministro de energía láser a un
paciente se muestra de manera esquemática en la Fig. 2. Una fuente
200, por ejemplo, un láser y electrónica y/o moduladores asociados
proporciona la energía láser a una fibra óptica 210, que suministra
la energía láser a un acoplador óptico 220. En la realización
descrita ahora, el dispositivo de acoplador óptico 220 incluye un
componente portátil 222 y un componente de contacto con el tejido
224. Un cirujano manipula y coloca el dispositivo de acoplador
óptico 220 en relación a un tejido 250 utilizando el componente
portátil 222. El componente de contacto con el tejido 224 incluye al
menos una superficie de contacto con el tejido 226, que forma una
superficie de contacto con el tejido 250. El dispositivo de
acoplador óptico 220 y superficie(s) de contacto con el
tejido se diseñan para permitir al cirujano suministrar energía
láser al tejido en uno de ángulos incidentes múltiples que pueden
seleccionarse, controlando así la profundidad de penetración óptica
de la energía láser dentro del tejido. El dispositivo de acoplador
óptico puede incluir además un elemento de enfriamiento 280
adyacente a la(s) superficie(s) de contacto con el
tejido para enfriar el tejido más cercano a la superficie, y así
localizar el calentamiento provocado por la energía láser a alguna
profundidad intermedia.
El dispositivo de acoplador óptico 220 puede
incluir además una o más fibras ópticas (no mostradas) adyacentes a
la superficie de contacto con el tejido para visualizar el tejido
antes de, y durante, el suministro de energía láser. Tales fibras
de visualización se acoplan a detectores en un sistema de
procesamiento electrónico 240, que puede incluir además un
ordenador 242 y una pantalla 244 de visualización. De manera
alternativa, las fibras de visualización pueden reemplazarse por
una cámara CCD acoplada al sistema de procesamiento electrónico 240
y colocada adyacente a la superficie de contacto con el tejido. Los
elementos de enfriamiento 280 también están acoplados al sistema de
procesamiento electrónico 240, que controla la temperatura de los
elementos de enfriamiento.
El dispositivo de acoplador óptico 220 puede
conectarse también al sistema de procesamiento electrónico 240 para
proporcionar un control automático sobre el ángulo incidente
seleccionado para suministrar la energía láser al tejido 250 a una
profundidad de penetración deseada. De manera alternativa, cuando el
ángulo incidente se selecciona mediante manipulación manual del
dispositivo de acoplador óptico 220, el sistema de procesamiento
electrónico 240 puede proporcionar información correlativa a una
profundidad de penetración deseada con la manipulación del
dispositivo de acoplador óptico. En cualquier caso, la información
concerniente a la longitud de onda de la energía láser, el índice
de refracción del acoplador, el índice de refracción y coeficiente
de extinción del tejido, y la profundidad de penetración deseada
puede introducirse y/o estar almacenada previamente en el sistema
de procesamiento electrónico, que determina a continuación el ángulo
incidente \theta_{i}; correspondiente a la profundidad de
penetración deseada \delta_{r} según las ecuaciones 7a, 7b, 7c,
y 8. El sistema de procesamiento electrónico 240 puede además
correlacionar el ángulo incidente \theta_{i} con una
manipulación correspondiente del dispositivo de acoplador óptico
220, que puede hacer el cirujano de manera manual o el sistema de
procesamiento electrónico 240 de forma automatizada a través de
transductores (no mostrados) en el dispositivo de acoplador óptico
220.
En las realizaciones en las que la manipulación
del dispositivo de acoplador óptico se ejecuta de manera manual, la
información correlativa a la orientación de acoplador óptico a una
profundidad de penetración deseada puede también imprimirse sobre
el dispositivo de acoplador óptico o en una tabla 258 separada, para
uno o más tipos de tejido y/o longitudes de onda de energía
láser.
La fuente 200 puede también acoplarse al sistema
de procesamiento electrónico 240 para controlar de manera
sincronizada el suministro de la energía láser al dispositivo de
acoplador óptico 220.
En otras realizaciones, el dispositivo de
acoplador óptico puede ser parte de un sistema de catéter para su
uso en aplicaciones de fotoablación endoluminal. En tales casos, el
dispositivo de acoplador óptico puede manipularse utilizando hilos
guía y otras técnicas comunes a las aplicaciones de catéter.
Un diseño particular de un acoplador óptico se
muestra en la Fig. 3a. El dispositivo de acoplador óptico 360
incluye un acoplador óptico 362 con una superficie de contacto con
la piel 372 y una superficie perfilada 363. La energía láser 364 se
suministra al acoplador óptico 362 a través de un conducto de
suministro 366. El conducto de suministro 366 está montado de
manera rotatoria en el acoplador óptico 362 mediante una suspensión
cardán 368 para una rotación relativa al acoplador óptico 362
alrededor de un eje, A, (flecha 370).
En la realización descrita ahora, el acoplador
óptico 362 tiene forma, por ejemplo, semiesférica o semicilíndrica,
de modo que la energía láser 364 incide sobre la superficie
perfilada 363 en un ángulo de 90 grados con independencia de la
posición angular de la suspensión cardán 368 relativa a una
superficie perfilada 363, optimizando así la transmisión dentro del
acoplador óptico 362. Por tanto, la posición angular de suspensión
cardán 368 ajustada por el usuario controla el ángulo de incidencia
de la energía láser 364 que incide sobre la superficie de contacto
con la piel 372 del acoplador óptico 362. Como se describió
anteriormente, esto controla el ángulo de refracción de la energía
láser 364 dentro del tejido, y por tanto la profundidad de
penetración de la energía láser dentro del tejido.
La energía láser 364 se colima mediante una
lente 374 antes de entrar en el acoplador óptico 362. La energía
láser 364 se suministra a la lente 374 mediante, por ejemplo, una
fibra óptica 376. De manera alternativa, la energía láser 364 puede
suministrarse a la lente 374 como un haz libre. La suspensión cardán
368 se monta en el acoplador óptico 362 mediante, por ejemplo, dos
articulaciones de rótula 376 que tienen un grado de fricción
deseado para mantener la suspensión cardán 368 en una posición
angular seleccionada por un usuario. De manera alternativa, el
dispositivo de acoplador óptico 360 puede incluir un mecanismo de
bloqueo (no mostrado) para fijar la posición relativa de la
suspensión cardán 368 y el acoplador óptico 362.
El recorrido del acoplador óptico 362 a través
de la superficie de la piel puede rastrearse montando al menos una
rueda de codificador 378 (mostrándose dos ruedas de codificador en
la Fig. 3a) al acoplador óptico 362. La(s)
rueda(s)
de codificador gira(n) al mover el acoplador óptico 362 por la superficie de la piel. A medida que gira la rueda de codificador 378, se monitoriza la distancia que el acoplador óptico se mueve. La señal a partir de la rueda de codificador 378 puede alimentarse al sistema de procesamiento electrónico descrito anteriormente para controlar el suministro de energía láser al tejido y para, por ejemplo, evitar múltiples tratamientos de la misma zona de tejido.
de codificador gira(n) al mover el acoplador óptico 362 por la superficie de la piel. A medida que gira la rueda de codificador 378, se monitoriza la distancia que el acoplador óptico se mueve. La señal a partir de la rueda de codificador 378 puede alimentarse al sistema de procesamiento electrónico descrito anteriormente para controlar el suministro de energía láser al tejido y para, por ejemplo, evitar múltiples tratamientos de la misma zona de tejido.
Cuando el tejido objetivo es tejido
subsuperficial, el acoplador óptico 362 también puede utilizarse
para enfriar el tejido de superficie antes de la irradiación,
durante la irradiación, y tras la irradiación, para proteger al
tejido de superficie del daño térmico. Con este fin, se monta un
elemento de termopar 380 en el acoplador óptico 362. Se montan
preferiblemente dos elementos de termopar en la superficie de
acoplador óptico 362 separados 180 grados.
Por motivos de seguridad, es ventajoso evitar la
propagación del haz libre de energía láser a partir del acoplador
óptico 362 al entorno que lo rodea. Con referencia a la Fig. 3b, que
es una vista lateral del dispositivo 360 mostrado con la suspensión
cardán 368 desmontada, una película reflectante 382, que dirige la
energía láser reflejada 384 de vuelta al acoplador óptico 362, se
ubica sobre la superficie 363 del acoplador óptico 362. La película
reflectante 382 redirige la energía láser de vuelta a la superficie
de contacto de acoplador óptico/tejido en el mismo ángulo
incidente. De manera alternativa, un sumidero de haz 386, por
ejemplo, un cuerpo negro con un refrigerador, ubicado separado del
acoplador óptico 362 y en la trayectoria del haz 384 puede
utilizarse para absorber la energía láser. Adicionalmente, puede
colocarse un detector en el sumidero de haz para medir la
reflectancia y guiar la posición del ángulo incidente en un
procedimiento o bien manual o automático.
Como se describió anteriormente, el dispositivo
de acoplador óptico 360 puede incluir también uno o más elementos
de transductor (no mostrados) para proporcionar el control
electrónico de la posición relativa de la suspensión cardán 368 y
el acoplador óptico 362. Además, como se describió anteriormente, la
información correlativa a la orientación de la suspensión cardán a
una profundidad de penetración deseada puede también imprimirse
sobre el dispositivo de acoplador óptico o sobre una tabla separada
(no mostrada), para uno o más tipos de tejido y/o longitudes de
onda de energía láser.
La realización mostrada en las Figs. 3a y 3b
prevé un ejemplo de cómo un dispositivo de acoplador óptico puede
incluir múltiples componentes (la suspensión cardán y el acoplador
óptico) que pueden orientarse de manera ajustable relativas entre
sí para variar el ángulo de incidencia de la energía láser sobre una
superficie de contacto con el tejido. Otro ejemplo se muestra en
las Figs. 4a y 4b.
Con referencia a la Fig. 4a, un dispositivo de
acoplador óptico 460 incluye un acoplador óptico conformado 462,
por ejemplo, semiesférico o semicilíndrico, un primer soporte 466, y
un segundo soporte 468. El acoplador óptico 462 tiene una
superficie perfilada 463, que, en esta realización, es también la
superficie de contacto con el tejido. El acoplador óptico 462 se
monta en el primer soporte 466, que está conectado de manera
deslizable al segundo soporte 468. El segundo soporte 468 incluye
una abertura 470 que está alineada con una fibra óptica 472
acoplada al segundo soporte. La fibra óptica 472 suministra energía
láser a través de la abertura 470 para entrar en contacto con la
cara posterior 474 del acoplador óptico 462 con incidencia
sustancialmente normal.
El segundo soporte 468 también puede incluir una
lente de colimación 469 colocada para colimar la energía láser
antes de que incida sobre el acoplador óptico 462.
La energía láser entra en contacto con la cara
frontal (superficie perfilada 463) del acoplador óptico 462 en un
ángulo de incidencia que depende de la posición relativa de los
soportes 466 y 468 primero y segundo. Mediante la traslación de la
posición relativa del primer soporte 466 y segundo soporte 468, como
se muestra en la Fig. 4b, la energía láser entra en contacto con
una parte diferente de la superficie perfilada 463 en un ángulo de
incidencia correspondientemente diferente. Como se muestra tanto en
la Fig. 4a como en la 4b, los diferentes ángulos incidentes dan
lugar a diferentes ángulos refractados 479 y 479' y las
profundidades de penetración correspondientemente diferentes. El
dispositivo de acoplador óptico 460 puede incluir además o
incorporar cualquiera de las otras características descritas
previamente.
Las realizaciones de las Figs. 3a, 3b, 4a, y 4b
son ejemplos de dispositivos de acoplamiento láser en el que un
cambio relativo en la orientación angular o una traslación relativa
entre componentes del dispositivo de acoplador óptico se utiliza
para variar de manera selectiva el ángulo incidente en que la
energía láser entra en contacto con la superficie de contacto con
el tejido del acoplador óptico. En otra realización, tal como la
mostrada en la Fig. 5, el dispositivo de acoplador óptico puede ser
monolítico, pero está diseñado para incluir múltiples superficies
de contacto con el tejido cada una correspondiente a un ángulo
incidente diferente para la energía láser.
Con referencia a la Fig. 5, un dispositivo de
acoplador óptico 510 incluye una estructura de soporte 520 y un
acoplador óptico 530 conectado a la estructura de soporte. En la
realización descrita ahora, el acoplador óptico incluye tres
superficies de contacto con el tejido 532, 534, y 536,
respectivamente. Otras realizaciones pueden incluir más o menos de
tres superficies tales. La estructura de soporte 520 suministra
energía láser 542 dentro del acoplador óptico 530 y provoca que la
energía láser incida sobre una primera superficie de contacto con
el tejido 532 en un primer ángulo superior al de reflexión interna
total para una superficie de contacto de aire y/o agua. Tras tal
reflexión, la geometría del acoplador óptico 530 provoca que la
energía láser se refleje a partir de la primera superficie 532 a la
segunda superficie de contacto con el tejido 534 en un segundo
ángulo superior al de reflexión interna total para una superficie de
contacto de aire y/o agua. De manera similar, tras tal reflexión,
la geometría del acoplador óptico 530 provoca que la energía láser
se refleje a partir de la segunda superficie 534 a la tercera
superficie de contacto con el tejido 536 en un tercer ángulo
superior al de reflexión interna total para una superficie de
contacto de aire y/o agua. El primer, segundo, y tercer ángulos son
diferentes entre sí, y en la Fig. 5, por ejemplo, se muestra que
son 60º, 45º, y 57º, respectivamente.
Durante el uso, un cirujano manipula el
acoplador óptico 530, o bien directamente o indirectamente, para
entrar en contacto con el tejido con una seleccionada de las
superficies 532, 534, y 536 primera, segunda y tercera,
respectivamente, para provocar que la energía láser se acople a
partir del acoplador óptico 530 dentro del tejido en un ángulo de
incidencia correspondiente a una profundidad de penetración óptica
seleccionada. Las otras superficies que no entran en contacto con
el tejido reflejan internamente de manera total cualquier láser
incidente sobre ellas. El acoplador óptico 530 puede incluir además
un recubrimiento reflectante 540 para retroflectar la luz reflejada
a partir de la tercera superficie 536 de vuelta a través del
acoplador óptico. De manera alternativa, el recubrimiento
reflectante puede reemplazarse con un sumidero de haz como se
describió previamente. Además, puede colocarse un detector en el
sumidero de haz para medir la reflectancia y orientar la posición
del ángulo incidente en un procedimiento o bien manual o automático.
El dispositivo de acoplador óptico 510 puede incluir además o
incorporar cualquiera de las otras características descritas
previamente.
En otra realización mostrada en la Fig. 6a, un
dispositivo de acoplador óptico 610 puede incluir una base de
acoplador óptico 620 y una de múltiples puntas de acoplador óptico
630, 630', y 630'' conectada a la base 620 de forma desmontable. La
conexión desmontable entre la punta de acoplador óptico 630 y la
base de acoplador óptico 620 puede estar, por ejemplo, basada en un
ajuste por fricción, mecanismo de bloqueo, abrazadera, o adhesivo.
La base 620 suministra energía láser dentro del acoplador óptico 630
y provoca que la energía láser incida sobre una superficie de
contacto con el tejido 632 en un ángulo superior al de reflexión
interna total para una superficie de contacto con aire. Por
ejemplo, el ángulo mostrado en la Fig. 6a es 60º para la punta de
acoplador óptico 630. La geometría de cada punta de acoplador óptico
es diferente para producir un ángulo incidente diferente para la
radiación láser. Por ejemplo, la Fig. 6b muestra la punta de
acoplador óptico 630' conectada a la base 620 para producir un
ángulo incidente de 45º. Durante su uso, un cirujano selecciona una
punta de acoplador óptico que define un ángulo incidente
correspondiente a una profundidad de penetración óptica deseada
para la energía láser. Como en la realización de la Fig. 5, cada
punta de acoplador óptico 630 puede incluir un recubrimiento
reflectante 640 para retroflectar luz reflejada a partir de la
superficie de contacto con el tejido 632 de vuelta a través del
acoplador óptico. De manera alternativa, el recubrimiento
reflectante puede reemplazarse con un sumidero de haz tal como se
describió previamente. El dispositivo de acoplador óptico 610 puede
incluir además o incorporar cualquiera de las otras características
descritas previamente.
Materiales adecuados para cualquiera de los
acopladores ópticos descritos anteriormente incluyen, por ejemplo,
zafiro, sílice fundida, vidrio BK-7, cristal de
roca, germanio, y seleniuro de zinc. La elección del material
depende en parte de la longitud de onda de la energía láser que está
utilizándose y el índice de refracción y coeficiente de absorción
del tejido con el que se está entrando en contacto.
Fuentes láser adecuadas incluyen, por ejemplo,
un láser de Nd:YAG, láser de CTE:YAG, láser de ErCr:YSGG, láser de
holmio, láser de erbio, láser de CO_{2}, láser de diodo, láser de
colorante y lámparas de destellos. En realizaciones preferidas, se
prefieren sistemas de láser de pulso para modificación superficial,
por ejemplo, ablación o modificación fotoquímica, de un sustrato.
Otros láseres pueden utilizarse siempre que se consigan las
longitudes de onda y anchos de pulso apropiados tal como se
describió anteriormente. Cada láser descrito a continuación tiene
diferente
ventajas.
ventajas.
Láseres de CO_{2} de pulso, por ejemplo
láseres quirúrgicos de CO_{2} "de superpulso", o láseres de
CO_{2} atmosférico de excitación transversal (TEA, transverse
excited atmospheric) muy poderosos que presentan un ancho de
pulso de 2 \mus y hasta 2 J por pulso en salida multilínea de 10,6
\mum, por ejemplo, los fabricados por Lumonics, Londres,
Inglaterra, pueden generar la ablación de tejido.
Los láseres de holmio de pulso de modo normal,
por ejemplo, un modelo 123, fabricado por SEO, Inc., Concord,
Massachusetts, y láseres de holmio de pulso corto (0,5 a 10 \mus,
2 \mum), por ejemplo, un láser de holmio/tulio criogénico,
fabricado por Rare Earth, Inc., Dennis, Massachusetts, son útiles
para la ablación de tejido láser.
Los láseres de colorante sintonizables bombeados
por lámpara de destellos que funcionan en el espectro visible, por
ejemplo, los fabricados por Candela Laser Corporation, Wayland,
Massachusetts, en los que la duración del pulso de láser puede
variarse entre 0,3 y 10 \mus a longitudes de onda a las que el
coeficiente de absorción, \mu_{a}, puede variarse entre 10 y
1000 cm^{-1}, también pueden utilizarse. Este láser facilita la
elección de la longitud de onda, la determinación de los efectos de
la duración del pulso, y el control sobre los sucesos iniciales de
desacoplamiento de energía inducido por cavitación.
Cada láser puede acoplarse a través de un haz
colimado de 1 a 5 mm de diámetro con una distribución de intensidad
de haz espacial tan plana como sea posible, al acoplador óptico. El
material para el acoplador óptico puede elegirse para minimizar las
pérdidas de absorción a la longitud de onda de la fuente, por
ejemplo, germanio para una fuente de CO_{2}, acopladores ópticos
de sílice fundida y zafiro para fuentes de visible e infrarrojo
cercano tales como láseres de holmio y de colorante sintonizables, y
silicio para su uso con el láser de holmio y otros que funcionan
cerca de la longitud de onda de 2 \mum.
Pueden someterse a prueba parámetros óptimos
sobre tejido biológico in vitro utilizando procedimientos
rutinarios, por ejemplo, incrementando la intensidad de energía
láser acoplada dentro del generador de ondas de manera gradual
hasta que la ablación se observe visualmente. El tejido puede
entonces analizarse, por ejemplo, de manera microscópica, para
asegurar que se ha conseguido la profundidad de penetración deseada.
La profundidad de penetración e intensidad de energía requeridas
para la ablación pueden entonces ajustarse según las ecuaciones
descritas anteriormente.
Los dispositivos de acoplador óptico pueden
utilizarse en una amplia gama de aplicaciones fotomédicas tales
como manipulación precisa, reconstrucción superficial, y ablación de
capas dérmicas y epidérmicas de la piel y grasa subcutánea. A
continuación se describen aplicaciones adicionales.
Los dispositivos de acoplador óptico descritos
anteriormente pueden utilizarse para la reconstrucción superficial
de la piel en, por ejemplo, procedimientos cosméticos. Es posible
tanto la ablación de la piel y/o el calentamiento de superficie
superficial, así como el calentamiento subsuperficial y/o la
ablación de la piel. En cualquier caso, uno de los acopladores
ópticos descritos en el presente documento suministra energía óptica
dentro del tejido objetivo a la profundidad deseada controlando el
ángulo incidente de la radiación óptica. Para conseguir
calentamiento subsuperficial y/o ablación, se utilizan elementos de
enfriamiento para enfriar la superficie de la piel provocando que
el pico térmico inducido ópticamente resida a una profundidad
subsuperficial. Por tanto, el enfriamiento es apropiado para el
rejuvenecimiento de la piel no ablativo. Por ejemplo, la epidermis
se separa de la ablación o necrosis mediante enfriamiento, mientras
que la dermis (que se encuentra bajo la epidermis, comenzando a
aproximadamente 0,1 mm bajo la superficie) se calienta a al menos
55ºC de modo que se produce la lesión celular. Esto provoca
remodelación, o rejuvenecimiento mediante el reemplazo de la dermis
vieja. Tal calentamiento subsuperficial puede ser apropiado para
procedimientos cosméticos porque la curación y cicatrización del
tejido se produce bajo la superficie de la piel. Sin embargo, el
calentamiento de superficie superficial y/o la ablación también
pueden ser apropiados dependiendo del procedimiento.
Un procedimiento cosmético tal es el suavizado
de arrugas. Las arrugas se forman a partir de la piel sobrante. El
suavizado de arrugas requiere la ablación superficial o
subsuperficial de las crestas de piel que provocan la aparición de
las arrugas. La mayoría de las arrugas son finas, por ejemplo, de
espesor inferior a 1 mm, pero las arrugas más perceptibles son
normalmente de espesor superior a 1 mm.
Además del uso de los acopladores ópticos
descritos anteriormente para el suavizado de arrugas, la invención
incluye otro método para el suavizado de arrugas que es
particularmente adecuado para arrugas mayores y no está limitado a
acopladores ópticos que pueden proporcionar un ángulo incidente
seleccionable para la energía óptica que se dirige a la piel.
Con referencia a la Fig. 7, un cirujano hace que
se produzca el contacto de la superficie de contacto con el tejido
710 de un acoplador óptico 700 con una zona de piel 720 que contiene
una arruga. El perfil superficial de la arruga provoca que la
superficie de contacto con el tejido entre en contacto con las
crestas 730 de la arruga, pero no los valles 740 de la arruga.
Puesto que la energía láser 745 se suministra a la superficie de
contacto con el tejido en un ángulo incidente superior al de
reflexión interna total para una superficie de contacto de aire y/o
agua, la energía láser refractada 750 se acopla sólo a las crestas
de la arruga.
Hasta la fecha, la recanalización láser se
utiliza principalmente para ayudar en el acceso para angioplastia
con balón, en vez de para crear una nueva luz circular y suave.
Incluso tras utilizar un dispositivo de angioplastia láser o
angioplastia mecánica "de taladro" para tener acceso es
necesario disminuir el volumen del tejido y dejar una superficie
circular y suave sin perforación de las paredes del vaso. De manera
específica, el sistema ideal sería: (1) crear una luz suave y
circular de un tamaño predeterminado; (2) producir una lesión
térmica mínima al tejido; (3) producir residuos inferiores a
aproximadamente 7 \mum, el tamaño de los glóbulos rojos; (4)
suministrar luz directamente a las paredes internas de los vasos; y
(5) evitar la perforación.
Según la presente invención, los dispositivos de
acoplador óptico que suministran energía láser a profundidades de
penetración óptica controladas pueden utilizarse para crear una luz
tal, sin excesiva lesión de tejido, y con tamaño de residuos
apropiadamente pequeño, utilizando longitudes de onda de láser
compatible con fibra que al utilizarse como un haz libre penetran
demasiado profundamente y dañan tejido de otro modo sano.
Los dispositivos de acoplador óptico descritos
en el presente documento pueden utilizarse también para cirugía
láser refractiva de córnea. Las ondas refractadas que presentan una
profundidad de penetración óptica controlada pueden utilizarse para
realizar la ablación de una córnea para una forma de superficie
ópticamente correcta convencional y precisamente determinada y con
una lesión térmica mínima utilizando láseres que son más simples y
más fiables que los sistemas de láser de excímero de 193 nm
utilizados normalmente para la ablación de córnea.
Los dispositivos de láser acoplador descritos en
la presente memoria pueden también utilizarse para la eliminación
de la capa córnea humana para la administración de fármacos
controlando la profundidad de penetración óptica.
Según una realización, pueden utilizarse un
láser, tal como un láser de microchip de holmio de estado sólido
bombeado por diodo. Estos láseres son pequeños, portátiles, y pueden
incluso estar alimentados por baterías, con alta fiabilidad y larga
vida. Por tanto, el dispositivo hace posible aplicar un láser
altamente deseable, pero de otro modo no aplicable, para esta
aplicación.
Los procedimientos de eliminación de caries y
conducto radicular endodontal requieren el control sobre la
profundidad de interacción del láser para limitar la lesión térmica.
Los dispositivos de acoplador láser descritos en el presente
documento, que proporcionan el control sobre la profundidad de
penetración óptica, son adecuados para estas aplicaciones dentales.
La propagación de las ondas refractadas permite pulsos de láser de
corte dental que son compatibles con fibra óptica.
Otras realizaciones están dentro del alcance de
las siguientes reivindicaciones.
Claims (10)
1. Aparato de suministro de radiación láser a un
sustrato a una profundidad de penetración controlada, teniendo el
sustrato un primer índice de refracción n_{1}, y un coeficiente de
absorción \mu_{a}, comprendiendo dicho aparato:
una base de acoplador óptico; y
una pluralidad de puntas de acoplador óptico
cada una configurada para estar unida mecánicamente de forma
desmontable a la base de acoplador óptico para formar un acoplador
óptico para suministrar energía óptica a partir de una fuente de
energía óptica a un sustrato, comprendiendo el acoplador óptico una
superficie adaptada para entrar en contacto con y formar una
superficie de contacto con el sustrato, en el que cada punta de
acoplador óptico, cuando está unida a la base de acoplador óptico,
está conformada para suministrar internamente la energía óptica a
la superficie de contacto en un ángulo incidente, en el que los
ángulos incidentes correspondientes a cada una de la pluralidad de
puntas de acoplador óptico son diferentes entre sí, mediante lo cual
seleccionar una de las puntas de acoplador óptico especifica una
profundidad de penetración deseada \delta_{r} según la ecuación
\delta_{r} \approx (1/\mu_{a})cos\theta_{r}, en
la que \theta_{r} es el ángulo de refracción correspondiente al
ángulo incidente definido por la punta de acoplador óptico
seleccionada.
2. Aparato según la reivindicación 1, en el que
cada una de las puntas de acoplador óptico tiene un índice de
refracción superior al primer índice de refracción n_{1}.
3. Aparato según la reivindicación 1 ó 2, en el
que la pluralidad de puntas de acoplador óptico comprende al menos
tres puntas de acoplador óptico.
4. Aparato según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que el ángulo incidente definido
por cada punta de acoplador óptico es superior a aproximadamente
10º.
5. Aparato según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que el ángulo incidente definido
por cada punta de acoplador óptico es superior a
arcsen(n_{0}/n_{2}), en el que n_{0} es el índice de
refracción para el aire y n_{2} es el índice de refracción de la
punta de acoplador óptico respectiva.
6. Aparato según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que el ángulo incidente definido
por cada punta de acoplador óptico es inferior a
arcsen(n_{1}/n_{2}), en el que n_{2} es el índice de
refracción de la punta de acoplador óptico respectiva.
7. Aparato según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, que comprende además una fibra óptica
acoplada mecánicamente a la base de acoplador óptico.
8. Aparato según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que cada punta de acoplador
óptico está hecha de uno de zafiro, sílice fundida, vidrio
BK-7, cristal de roca, germanio y seleniuro de
zinc.
9. Aparato según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, que comprende además la fuente de
energía óptica.
10. Aparato según la reivindicación 9, en el que
la fuente de energía óptica comprende un láser de Nd:YAG, láser de
CTE:YAG, láser de ErCr:YSGG, láser de holmio, láser de erbio, láser
de CO_{2}, láser de diodo o láser de colorante.
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