EA027884B1 - Лазер с механизмами обратной связи для стоматологической хирургии - Google Patents

Abstract

Описывается хирургическое устройство, основанное на принципе контроля мощности лазера во время операции с применением лазера, основанное на оптических и иных сигналах, получаемых от оконечного элемента и оперируемой ткани. Лазерная хирургическая система состоит из нескольких основных компонентов, таких как лазер, система доставки лазерного излучения, оконечного элемента и системы контроля. Оконечный элемент может рассматриваться в частном случае как термооптический оконечный элемент, который является оптическим и механическим элементом, который может быть использован для модификации и лечения мягких и твердых тканей, включая резание, коагуляцию, испарение, карбонизацию и абляцию тканей.

Description

Представленное изобретение относится к области хирургических методов воздействия на мягкие и твердые ткани полости рта с использованием лазерного излучения.

Состояние вопроса и обоснование изобретения

Лазерная хирургия, в частности лазерная хирургия мягких и твердых тканей полости рта, широко распространена и принята в сложившейся практике благодаря нескольким преимуществам лазерного скальпеля по сравнению с традиционным холодным скальпелем или электрическим скальпелем. К числу преимуществ лазерной хирургии следует отнести сниженные болевые ощущения у пациентов, существенно сниженные требования к анестезии, заметно уменьшенный послеоперационный дискомфорт, практически мгновенная коагуляция мягких тканей и остановка кровотечения и наконец автоматическая стерилизация операционного поля.

Наиболее доступные по цене и популярные хирургические лазеры работают в ближнем инфракрасном спектре длин волн от 810 до 1100 нм благодаря бурному развитию полупроводниковых арсенидгаллиевых лазеров, которые позволяют генерировать лазерное излучение достаточной мощности при относительно низкой себестоимости, достаточной надежности, простых и в то же время энергетически эффективных полупроводниковых устройств. Общеизвестно, что поглощение световых волн в биологических тканях относительно низкое в указанном выше спектре длин волн и недостаточное для обеспечения точно ограниченного разреза с минимальным повреждением пограничных с хирургическим разрезом нормальных тканей.

Поэтому основной механизм лазерной хирургии в указанном спектре длин волн ассоциирован с так называемым Горячим оконечным элементом (ГОЭ), в этом случае дистальное окончание оптоволокна поглощает лазерное излучение вследствие проникновения в материал ГОЭ-углеродсодержащих тканей, черной бумаги, кукурузы или иного материала, лазерное излучение нагревает ГОЭ (окончание оптоволокна до высокой температуры. Затем теплопередача от горячего оконечного элемента на биологическую ткань реализует хирургическое воздействие гораздо эффективнее, чем непосредственное взаимодействие лазерного излучения с биологической тканью. Такое поведение горячего оконечного элемента лазерного скальпеля является типичным для контактной хирургии с различными длинами волн. Проблема заключается в контакте удаленного окончания оптического волокна, которое подвержено мощному излучению высокой плотности и выделяет тепло, которое может разогревать окончание оптоволокна путем теплопроводности. Окончание оптоволокна становится горячим, и его температура может достичь более 1500°С. В результате описанного процесса горячий оконечный элемент может расплавиться во время операции и разрушиться.

Из-за описанного явления режущая способность и температурное воздействие на биологические ткани во время операции подвергаются неконтролируемым изменениям, что может привести оперирующего хирурга к попутному разрушению биологических здоровых тканей и на этапе постоперационного восстановления к нежелательным осложнениям. Бесконтактная лазерная хирургия в этом смысле более предсказуемая, но менее удобная и технологически надежная, так как она основывается на интуиции и неощутимых способностях хирурга переводящих хирургический процесс в разряд искусства. В то же время бесконтактная лазерная хирургия применима с длинами волн лазерного излучения из диапазона 1,8-11 мкм, которое существенно сильнее поглощается биологическими тканями и намного дороже чем арсенид-галлиевые лазерные диоды.

Краткое описание изобретения

Настоящее изобретение представляет собой хирургическое лазерное устройство, содержащее источник лазерного излучения, оптически соединенный с волноводом, имеющим проксимальное и дистальное окончание, служащее для передачи лазерного излучения между проксимальным и дистальным окончаниями, проксимальное окончание оптического волновода служит для приема лазерного излучения от источника, дистальное окончание состоит из окончания оптического волновода и служит, как минимум, для частичного поглощения передаваемого по оптическому волноводу лазерного излучения и переизлучения в обратном направлении вторичного излучения, отображающего температуру дистального окончания, являющимся средством передачи вторичного излучения от дистального к проксимальному окончанию оптического волновода, детектор, оптически соединенный с проксимальным окончанием и для приема вторичного излучения и генерации выходного сигнала, отображающего температуру дистального ГОЭ, и являющимся средством, отвечающим на выходной сигнал, контролирующим источник лазерного излучения для поддержания выходного сигнала на предопределенном уровне. ГОЭ может быть съемным, совмещенным с окончанием оптического волокна или дистальное окончание оптического волокна может быть ГОЭ.

Хирургическое лазерное устройство может характеризоваться длиной волны лазерного излучения в интервале от 190 до 11000 нм. Длина волны лазерного излучения может быть также в интервале от 400

- 1 027884 до 2700 нм или в интервале от 800 до 2100 нм. Оптический волновод может состоять как из оптоволокна, так и из полого волновода.

Детектор настроен для обнаружения оптического излучения в интервале от 300 до 18000 нм. Также детектор настроен на обнаружение оптического излучения в интервале от 1000 до 2700 нм. Также детектор настроен на обнаружение излучения в интервале длин волн от 1300 до 2700 нм. Также детектор настроен на обнаружение излучения в интервале длин волн от 300 до 1100 нм или от 300 до 1500 нм. Также детектор настроен на обнаружение излучения в интервале длин волн от 1500 до 2700 нм. Предопределенный уровень выходного сигнала соответствует предопределенной температуре оконечного элемента.

В хирургическом лазерном устройстве предопределенная температура оконечного элемента взаимосвязана с предопределенным размером зоны коагуляции во время процедуры. Оптический кабель может быть с голым окончанием оптического волокна для частичного поглощения лазерного излучения на дистальном окончании оптического кабеля для формирования термооптического оконечного элемента (ТЬетто-Ор11са1 Τίρ далее по тексту именуемое ТОТ). Волновод может состоять из оптоволоконного кабеля или из полого волновода, проксимальное окончание которого принимает лазерное излучение от источника, а дистальное окончание волновода оптически связано с ТОТ, удаленное окончание которого частично поглощает лазерное излучение. Вторичное лазерное излучение может быть флуоресцентным излучением. Оконечный элемент содержит внедренный поглощающий материал. Поглощающий материал состоит из углеродных частиц, ионов металла или окислов металла.

ТОТ обладает поглощением в интервале от 0,05 до 1, предпочтительный интервал поглощения от 0,5 до 1.

Настоящее изобретение также предусматривает метод изготовления ТОТ, включающего получение ТОТ из оптически прозрачного материала; соединение оптически поглощающего материала и оконечного элемента; внедрение оптически поглощающего материала в поверхность оконечного элемента или в материал оконечного элемента путем приложения мощности лазерного излучения к оконечному элементу; и отжига оконечного элемента путем приложения мощности лазерного излучения к оконечному элементу. Процесс приложения мощности лазерного излучения состоит из автоматически подстраиваемой мощности лазерного излучения для поддержания предопределенного уровня температуры оконечного элемента. Метод в дальнейшем предусматривает очистку оконечного элемента после внедрения оптически поглощающего материала в поверхность оконечного элемента механическим или химическим путем. Метод в дальнейшем предусматривает процесс охлаждения оконечного элемента после отжига оконечного элемента приложением мощности лазерного излучения к оконечному элементу и последующий отжиг, следующий после охлаждения.

Техническая реализация хирургического лазерного устройства в настоящем изобретении состоит из источника лазерного излучения, оптически соединенного с оптическим волноводом, имеющим проксимальное окончание и дистальное окончание и служащим для проведения лазерного излучения от проксимального окончания до дистального окончания; проксимальное окончание служит для приема лазерного излучения от источника лазерного излучения; дистальное окончание, включающее оконечный элемент для работы на ткани; и механизм для контроля силы воздействия оконечного элемента на ткань. Механизм может быть пружинно-нагрузочным. Механизм состоит из датчика давления или силы и системы контроля реагирующей на выходной сигнал датчика давления или силы, система контроля служит для управления источником лазерного излучения и поддержания мощности лазерного излучения или температуры оконечного элемента на предустановленном уровне.

Другая реализация хирургического лазерного устройства по настоящему изобретению состоит из источника светового излучения, состоящего по меньшей мере из одного источника лазерного излучения, оптически соединенного с волноводом, имеющим проксимальное окончание и дистальное окончание, и приспособленным для передачи лазерного излучения от проксимального окончания до дистального окончания; проксимальное окончание волновода приспособлено для приема лазерного излучения от источника; средство для проведения отраженного и обратно рассеянного излучения от дистального окончания к проксимальному; детектор для оптической связи, принимаемой отраженной и обратно рассеянного излучения и генерации выходного сигнала; и средства для подстройки или отключения лазерного излучения в зависимости от выходного сигнала. Отраженное и обратно рассеянное лазерное излучение, принятое от удаленного окончания, является отличным по оконечного элемента излучением, применяемым для хирургии тканей.

Другая реализация хирургического лазерного устройства по данному изобретению состоит из источника лазерного излучения, оптически соединенного с волноводом, имеющим проксимальное окончание и удаленное окончание, и приспособленным для передачи лазерного излучения между проксимальным и дистальным окончаниями; проксимальное окончание волновода приспособлено для приема лазерного излучения от источника лазерного излучения; дистальное окончание приспособлено, по меньшей мере, частично поглощать лазерное излучение для разогрева путем поглощения лазерного излучения и переизлучения вторичного излучения после предшествующего разогрева; и вторичное излучение обладает достаточной мощностью для резания, коагуляции, испарения и абляции биологической ткани. Приспособленное для передачи лазерного излучения от проксимального окончания до удаленного оконча- 2 027884 ния; проксимальное окончание волновода приспособлено для приема лазерного излучения от источника; удаленное окончание приспособлено, как минимум, частично поглощать лазерное излучение, нагреваться за счет поглощения лазерного излучения и излучать вторичное излучение после нагрева; вторичное излучение обладает мощностью, достаточной для резания, коагуляции, испарения и абляции биологической ткани. Вторичное излучение может быть излучением раскаленного черного тела. Хирургическое лазерное устройство по данному изобретению состоит из оптической системы, оптически соединенной с дистальным оконечным элементом, для осуществления доставки вторичного излучения к ткани. Оптическая система может быть отражающей поверхностью или линзой. Оптическая система может быть концентратором или волноводом. Стороны оконечного элемента могут быть приспособлены для эмиссии вторичного излучения от одной или более сторон оконечного элемента.

Краткое описание чертежей

Фиг. 1 - Схематичная иллюстрация термооптического оконечного элемента.

Фиг. 2 - Иллюстрация типичной структуры мягкой ткани ротовой полости.

Фиг. 3а и 3Ь - Иллюстрация спектра поглощения для различных слоев мягкой ткани полости рта.

Фиг. 4 - Иллюстрация спектра температурного излучения черного тела при различных температурах.

Фиг. 5 - Иллюстрация эффективного поглощения в ткани как функция температуры оконечного элемента.

Фиг. 6 - Иллюстрация общей мощности излучения накаленного оконечного элемента как функция температуры.

Фиг. 7а и 7Ь - Иллюстрация плотности рассеивания тепловой энергии от излучения и теплопроводности для цилиндра с диаметром 0,4 мм.

Фиг. 8 - Схематическая иллюстрация оптического и термооптического оконечного элемента ТОТ с различным распределением поглощения.

Фиг. 9 - Схематическая иллюстрация различных форм оконечного элемента.

Фиг. 10 - Схематическая иллюстрация различных реализаций термооптического оконечного элемента с поглощающей пудрой.

Фиг. 11а и 11б - Схематическая иллюстрация оконечного элемента с оптической системой для улучшенной доставки излучения накаленного оконечного элемента.

Фиг. 12 - Схематическая иллюстрация бесконтактного и квазиконтактного термооптического оконечного элемента.

Фиг. 13 - Схематическая иллюстрация процесса инициации оконечного элемента.

Фиг. 14 - Схематическая иллюстрация приспособления инициации оконечного элемента.

Фиг. 15 (а)-(й) Иллюстрация реализации инициации термооптического оконечного элемента.

Фиг. 16 - Схематическая иллюстрация оптической схемы для измерения температуры.

Фиг. 17 - Схематическая иллюстрация альтернативной оптической схемы с одновременной регистрацией отражения света или флуоресценции.

Фиг. 18 - Схематическая иллюстрация всей волоконной-оптической схемы с волоконным соединителем.

Фиг. 19 - Схематическая иллюстрация измерения силы.

Фиг. 20 - Схематическая иллюстрация способа изобретения.

Фиг. 21 - Схематическая иллюстрация пружинно-нагрузочного механизма, вмонтированного в рукоятку лазера, для контроля уровня вертикальной составляющей силы.

Детальное описание предпочтительных практических реализаций

Настоящее изобретение использует концепцию контролируемой мощности лазерного излучения во время лазерной операции по оптическим и другим сигналам, получаемым от оконечного элемента и оперируемой ткани. Лазерная хирургическая система вообще состоит из нескольких основных компонентов, таких как лазер, система доставки, оконечный элемент и система контроля. Оконечный элемент в частном случае можно рассматривать как термооптического оконечного элемента (ТОТ). ТОТ является оптическим и механическим элементом, который используется для модификации и лечения мягких и твердых тканей, включая рассечение, коагуляцию и абляцию тканей. ТОТ обычно работает в контакте с оперируемой тканью и обеспечивает разрезание, коагуляцию и абляцию тканей, как минимум частично, благодаря тепловым условиям оконечного элемента, нагреваемого оптическим излучением, поглощаемым оконечным элементом. Процесс разрезания ткани с помощью ТОТ происходит благодаря термомеханической силе или абляции. Коагуляция ткани с помощью ТОТ происходит, по меньшей мере, частично благодаря теплопроводности от оконечного элемента к ткани и благодаря поглощению вторичного излучения от оконечного элемента, разогретого до высокой температуры лазерным излучением. Вторичное излучение может быть тепловым излучением или люминесценцией.

Фиг. 1 показывает схематическую иллюстрацию ТОТ. Оптический элемент 101 может быть изготовлен из стекла, кристаллического материала (сапфир), керамики, композиционного или другого оптического материала. ТОТ может быть выполнен из материала с высоким поглощением, полупроводника, металла или легированных оптических материалов. Оптическое излучение 102 поступает на оптический

- 3 027884 элемент 101.

Оптическое излучение частично или полностью поглощается в поглотительном элементе 103, который может быть выполнен в виде пленки материала, такого как металл, окись металла, углерод или другой материал, присоединенный к оптическому элементу 101, с использованием спекания, связи или другими методами присоединения. Поглощающий элемент 103 может находиться внутри оптического элемента 101. Например, оптический элемент 101 может быть полым оптическим или металлическим волокном с поглощающим металлическим проводом в полости волновода. Оптический элемент 101 может быть скомбинирован с поглощающим элементом 103. Например, оптический элемент из прозрачного стекла или кристалла может быть легирован ионами, поглощающими оптическое излучение. Для кварцевого или стеклянного волокна ионы металла могут быть N6, Сг, Ре, Υ1, Ег и др. ТОТ состоит из оптического элемента 101 и поглощающего элемента 103 и может работать в контакте с оперируемой тканью 104. ТОТ взаимодействует с тканью 104 посредством механической силы 105 в направлении движения оконечного элемента, посредством диффузии тепла 106, посредством теплового излучения 107 и посредством остаточного оптического излучения 108.

Оптическое и тепловое излучение поглощается мягкой тканью слизистой оболочкой благодаря трем основным хромофорам: гемоглобин (оксигемоглобин и дезоксигемоглобин), вода и коллаген. Типичная структура мягкой ткани слизистой оболочки ротовой полости показана на фиг. 2. Слизистая оболочка ротовой полости состоит из трех тканей: эпителий ротовой полости, основного слоя соединительной ткани, называемой собственной пластинкой, и слоя подслизистой. Толщина эпителия ротовой полости может варьироваться от 50 до 750 мкм; для десневого эпителия толщина стоя составляет 200-400 мкм. Граница между эпителием ротовой полости и основного слоя соединительной ткани обычно не имеет регулярной формы и называется фундаментной мембраной. Толщина слоя десневого эпителия ротовой полости, включая эпительные сосочки, находится в интервале от 200 до 300 мкм. Толщина слоя десенной пластинки слизистой оболочки ротовой полости приблизительно в том же интервале: от 200 до 300 мкм. Слой собственной пластинки может быть разделен на два слоя: поверхностный папиллярный слой (связанный с эпителиальными сосочками) и глубокий ретикулярный слой. В папиллярном уровне коллагеновые волокна тонкие и произвольно расположены и представляют собой много капиллярных петель. В ретикулярном уровне коллагеновые волокна расположены толстыми пачками и имеют тенденцию к параллельному плоскости поверхности расположению.

Для лечения тканей необходимо выбирать оптимальные параметры лазера, такие как длина волны, длительность импульса и плотность мощности. Слои слизистой оболочки рта, описанные выше, обладают различными оптическими свойствами, из-за их различия в составе и структуре тканей. Коэффициент поглощения для каждого слоя зависит от содержания составляющих хромофоров в данном уровне - воды, крови и коллагена. Коэффициент поглощения эпителия может быть рассчитан на основе знания содержания воды в эпителии, используя следующую формулу:

где - содержание воды в эпителии;

- коэффициент поглощения воды;

μι,, - коэффициент поглощения эпителия ротовой полости.

Коэффициенты поглощения папиллярным уровнем и ретикулярным уровнем могут быть рассчитаны на основе знания содержания крови, воды и коллагена в этих уровнях, используя следующую форму^лу^:

где £_Ж1, Г_Ь; и £_С1 - содержание воды, крови и коллагена в эпителии в рассматриваемом уровне;

РаЬ - полный коэффициент поглощения крови (45% гематокрит, 75% рассеяние кислорода);

μι, - коэффициент поглощения коллагена;

μ_αι - коэффициент поглощения рассматриваемого уровня.

Спектр поглощения для папиллярного и ретикулярного уровней приведен на фиг. 3. Для папиллярного уровня рассматривается, что объем содержания крови равен 5%, объем содержания воды равен примерно 75% и оставшийся объем 20% занимают биополимеры, такие как коллаген. Для ретикулярного уровня рассматривается, что объем содержания воды равен 1%, объем содержания воды равен примерно 75% и оставшийся объем 24 % занимают биополимеры, такие как коллаген.

Для оптимальной оптической коагуляции и резания с помощью светового излучения (включая лазерное излучение) или теплового излучения излучение должно быть поглощено в слоях ткани, окружающих оконечный элемент при глубине Ζ, в интервале от 0,001 до 0,1 см. Это соответствует коэффициенту поглощения μ,, в интервале примерно 10-1000 см^-1 в соответствии со следующей формулой:

Из фиг. 3 следует, что длина волны λ, удовлетворяющая этому условию: для эпителия λ больше 1300 нм, для папиллярного уровня λ меньше 600 и больше 1100 нм, для ретикулярного и папиллярных слоев λ чуть меньше 600 и чуть больше 1100 нм. Поэтому для резания и коагуляции непосредственным

- 4 027884 световым излучением оптимальная длина волны лазерного излучения должна выбираться из названных интервалов. Как отмечалось ранее, наиболее распространенные лазеры работают в части спектра длин волн, где непосредственное поглощение светового излучения намного меньше, поэтому термооптический оконечный элемент применяется в инструментах для процессов резания и коагуляции тканей. Существуют два основных механизма теплопередачи от ТОТ к ткани. Первый - теплопроводность, второй тепловое излучение от оконечного элемента (также известное, как излучение черного тела, если оконечный элемент может быть рассмотрен как черное тело, т.е. поглощение в значительной степени (до 100%) излучения всех длин волн в видимой части длин волн, инфракрасном диапазоне длин волн и в спектре теплового излучения длин волн, см. фиг. 4). Будем ссылаться на это вторичное излучение от оконечного элемента, как на тепловое излучение или излучение накаливания. Тепловое излучение, порождаемое ТОТ, может быть поглощено тканью, так же как и непосредственно лазерное излучение. Однако тепловое излучение обладает широким спектром длин волн, и расположение максимума мощности в этом широком спектре определяется температурой оконечного элемента, как показано на фиг. 4. Воздействие энергии теплового излучения на ткань может быть определено по среднему эффективному коэффициенту Шег поглощения ткани и может быть оценено по интегральному спектру поглощения поперечным сечением ткани (фиг. 3 а и 3Ь) и по спектру теплового излучения (фиг. 4). Фиг. 5 показывает ц_аегг как функцию температуры оконечного элемента. ТОТ осуществляет коагуляцию и режущее действие в основном теплопроводностью и поглощением теплового и лазерного излучений.

Как видно на фиг. 5, эффективный коэффициент поглощения слизистой оболочкой ротовой полости ц_аеГГ в интервале температур оконечного элемента от 500 до 2000 К варьируется от 600 до 1000 см^-1 что соответствует глубине проникновения в ткань от примерно 10 до примерно 15 мкм. Такое проникновение является типичным для длины волны 10600 нм СО₂-лазера. СО₂-лазер рассматривается как один из лучших лазеров для хирургии на мягких тканях с оптимальным кровоостанавливающим действием. Этот лазер обеспечивает минимально необходимое кровоостанавливающее действие, короткое время заживления при минимальных послеоперационных осложнениях. ТОТ может выделять проникающее тепловое излучение и обеспечивать область коагуляции, аналогичную свойственной СО₂ лазеру. Мощность теплового излучения возрастает с ростом температуры ТОТ, как показано на фиг. 6. ТОТ работает как специальный преобразователь светового излучения от длин волн с меньшим поглощением в тканях до длин волн с очень высоким поглощением (излучением накачки), обеспечивающим намного более сильное воздействие на ткани, чем излучение накачки. Эффективность ТОТ как преобразователя спектра возрастает с ростом температуры (фиг. 6). Оптимальная температура ТОТ для лучшего поглощения находится в интервале от 500 до 2000 К. Из-за эффективности преобразования оптимальная температура может быть в интервале от 900 до 4000 К. Излучение ТОТ обладает существенно изотропным распределением и может быть направлено и сконцентрировано в предпочтительном направлении с применением зеркал, линз, оптических конденсоров и волноводов.

Оперируемая ткань, окружающая ТОТ, нагревается одновременно с помощью теплопередачи и с помощью вторичного излучения. Было обнаружено для ТОТ, что оба механизма нагревания могут быть сопоставимы. Фиг. 7а и 7Ь показывают плотность рассеяния тепловой энергии от теплового излучения и от теплопередачи цилиндра с диаметром 0,4 мм. Цилиндр движется в ткани со скоростью 1 мм/с (фиг. 7а) и 10 мм/с (фиг. 7Ь) соответственно. Для высокоскоростного резания ткани порядка 10 мм/с механизм коагуляции, основанный на тепловом излучении, начинает преобладать над механизмом коагуляции, основанным на теплопередаче при температурах около 1000 К и выше. Для низких скоростей резания тканей ротовой полости 1 мм/с механизм коагуляции, основанный на излучении тепла, начинает преобладать над механизмом передачи тепла при температуре 1700 К и выше. Температура ТОТ может быть в интервале 500-1200 К, для контактного резания, коагуляции и абляции предпочтителен интервал 8001500 К, и для бесконтактного резания, коагуляции и абляции предпочтителен интервал температур 12003500 К.

ТОТ может быть использован в бесконтактном и квазиконтактных режимах (путем касания оперируемой ткани с небольшим надавливанием). Тепловое излучение может коагулировать и иссекать ткань благодаря поглощению водой, содержащейся в ткани. Так как для температуры ТОТ в интервале 5002000 К коэффициент поглощения водой в интервале 600-1000 см^-1, чистый эффект на ткань использования бесконтактного оконечного элемента может быть аналогичен эффекту СО2 лазера на ткань в бесконтактном режиме.

Фиг. 8 иллюстрирует оптический оконечный элемент 801 и термооптические оконечные элементы 806 и 807, которые могут быть использованы для операции на тканях. Эти оконечные элементы отличаются присутствием (отсутствием) и размещением поглощающей лазерный свет части на выходной кромке. Поглощающая часть 803 оконечного элемента может быть размещена внутри прозрачной части 802, окружать ее или быть размещена вне прозрачной части и, оставляя возможность для света 808, проходить сквозь оптическую систему целиком или частично, как показано на фиг. 8. В любом случае немного остаточного лазерного света 804 выходит из оконечного элемента, и вторичное излучение тепла 805, идущего от поглощающей свет и нагреваемой до высокой температуры части оконечного элемента.

- 5 027884

В настоящем изобретении было открыто оптимальное техническое воплощение работы ТОТ В одной из предпочтительных реализаций эффект резания ткани осуществляется посредством термомеханического реза. Термомеханический рез происходит благодаря механической силе воздействия острой кромки ТОТ. Как показано на фиг. 9, ТОТ может иметь различные формы, такие как конус 901, цилиндр 903, клин 905 или нож 907.

Материалом таких оконечных элементов может быть, например, стекло, кварц, оптический кристалл или керамика. Каждый оконечный элемент может состоять из поглотителя 902, 904, 906 или 908, размещенного на части поверхности ТОТ, облучаемой светом. Предпочтительно размещение поглотителя в наиболее острой части ТОТ, которая используется для термомеханического резания. Поглотитель может быть выполнен из карбона, металла их сплава и композиций и термически или химически присоединен к прозрачной части ТОТ или вплавлен в ТОТ. Поглотитель света может быть размещен внутри прозрачного материала. В другом воплощении ТОТ может быть исполнен как фотонное кристаллическое волокно. В еще одном варианте реализации оконечный элемент 910 выполнен из клиновидной сапфировой пластины, которая направляет свет, распространяющийся по волокну 909, в ткань через грань 911. В еще одной реализации ТОТ может быть выполнен из прозрачного материала, легированного поглощающими частицами или ионами. Например, стекло или иттрий-алюминиевый гранат, легированный ионами неодима, могут быть использованы в качестве материала для этого вида ТОТ. Лазер с длиной волны 808 нм может быть использован для накачки такого ТОТ. В дополнение к тепловому излучению, люминесцентное излучение, преобразующее лазерное излучение от оконечного элемента в интервале длин волн порядка 1060, 1320 и 1440 нм, может быть использовано для лечения ткани и коагуляции.

Другой пример ТОТ приведен на фиг. 10. Поглощающие частицы (порошка) графита помещены внутрь кварцевой трубки 1003. Затем окончание этой кварцевой трубки оплавляется с помощью пламени при температуре выше 1600°С. Во время этой процедуры образуется полая кварцевая сфера, содержащая графитовые частицы 1005. Внутреннее пространство сферы соединено с внутренним пространством кварцевой трубки. Кварцевое волокно 1001 вставлено в противоположное сфере окончание кварцевой трубки. Лазерное излучение распространяется вдоль кварцевой трубки и затем непосредственно или путем отражения от стенок трубки достигает частиц поглощающего порошка. Лазерное излучение нагревает частицы. Частицы излучают в инфракрасном диапазоне длин волн и разогревают стенку кварцевой трубки. Инфракрасное излучение и разогретые стенки оконечного элемента взаимодействуют с мягкими тканями и осуществляют коагуляцию, испарение, карбонизацию и иссечение. Примечательно, что оконечный элемент может быть продуман таким образом, что лазерное излучение частично проходит через поглощающую часть. Прохождение может быть в интервале от 0 до 95%. ТОТ может быть выполнен из материала с высоким поглощением. Например, ТОТ может быть выполнен из короткого отрезка трубы из высоко поглощающего материала.

Поскольку вторичное излучение от удаленного оконечного элемента распространяется во всех направлениях, его поставка до обрабатываемой ткани может быть улучшена. Обычно некоторая часть этого излучения распространяется вперед и может быть использована непосредственно для обработки ткани. Другая часть этого излучения распространяется в обратном направлении в оптическое волокно или ТОТ и затем производит нагрев волоконного оконечного элемента или ТОТ, и также происходит утечка излучения через боковую поверхность оконечного элемента или ТОТ, что может быть использовано для резания и коагуляции. Волоконный оконечный элемент или ТОТ для данного воплощения может быть выполнен из кварцевого волокна или из материала с высоким коэффициентом преломления, такого как сапфир, для увеличения эффекта обратного распространения света. Дополнительная оптическая система может собирать это тепловое излучение и направлять/концентрировать его на мягкую ткань.

Фиг. 11а иллюстрирует одну из таких реализаций перенаправления, используя зеркало 1105. Зеркало 1105 может состоять из нескольких плоских сегментов или может быть коническим, сферическим, параболическим или эллиптическим. Свет 1101 входит в прозрачную часть оконечного элемента 1102, разогревает поглощающую часть 1003, которая генерирует вторичное излучение. Одна часть излучения 1007 частично распространяется обратно в волокно. Вторая часть излучения 1006 распространяется непосредственно в прямом направлении в ткань 1004. Дополнительная часть излучения 1008 распространяется в сторону, отражается от зеркала 1005 и перенаправляется в ткань 1004.

Фиг. 11Ь иллюстрирует альтернативную конфигурацию такого зеркала. Оконечный элемент с оптической концентрацией излучения накаливания может быть использован для бесконтактного реза ткани, коагуляции, испарения, абляции и разогревания аналогично СО₂ или эрбиевому лазерам при бесконтактном режиме использования для лечения. Себестоимость такого устройства с полупроводниковым арсенид-галлиевым лазером, используемым для накачки ТОТ, значительно меньше, чем себестоимость типичных лазеров для среднего и дальнего инфракрасного лазеров.

Фиг. 12 иллюстрирует другую реализацию с бесконтактным или квазиконтактным оконечным элементом. ТОТ 1201 с диаметром 0,1-0,5 мм и поглощающим элементом 1202 смонтирован внутри трубки 1203 с высокоотражающей поверхностью 1204. Сферическая или эллиптическая поверхность 1204 полирована и имеет высокий коэффициент отражения для инфракрасного диапазона длин волн благодаря покрытию из золота. Дистальное окончание оконечного элемента с поглощающим элементом размещено

- 6 027884 относительно центра поверхности 1204 так, чтобы обеспечить необходимый диаметр пучка инфракрасного излучения от ТОТ. Например, если расстояние 1205 равно половине радиуса кривизны поверхности 1204, пучок инфракрасного излучения является квазиколлимированным с диаметром, близким по размеру с внешним диаметром трубки. Инфракрасный пучок может быть сфокусированным на поверхности ткани, если расстояние 1205 составляет от 0 до половины радиуса кривизны поверхности 1204.

Очень важно постоянно отслеживать и контролировать температуру оконечного элемента во время операции для получения предсказуемого результата, потому что температура ТОТ имеет более непосредственное воздействие на ткань по сравнению с мощностью света. В случае простой теплопередачи в линейной среде без фазового перехода температура ТОТ Т может быть просто функцией коэффициента поглощения света в оконечном элементе и мощности лазера Р_ь, как описано формулой Т_ТОТ~к-Р_ъ.

Однако, принимая в расчет дополнительный механизм теплопередачи посредством вторичного излучения, так же как и нелинейное изменение ткани, изменяющее скорость резания и уровень оптической и термической связи между оконечным элементом и тканью, технически трудно и непрактично поддерживать температуру оконечного элемента без механизма обратной связи.

Такой механизм может быть основан на оптическом (в ИК и видимом диапазоне длин волн) излучении горячего оконечного элемента. Спектр излучения изменяется в зависимости от температуры, как показано на фиг. 4, и возможно наблюдать, что значительная часть спектра перекрывается со спектром передачи волоконного оптического волновода системы доставки света. Даже с кварцевым волокном, особенно с кварцевым волокном с низкой концентрацией ОН, распространение идет до длины волны 2,7 мкм, и поэтому значительная часть вторичного излучения может распространяться обратно в проксимальное окончание волокна и может быть обнаружена фотодетектором.

Даже для дальнейшего увеличения чувствительности могут быть использованы специальные ИК-волокна или полые волноводы. Если указанная чувствительность достаточна, то спектральный интервал регистрации может быть ограничен сверху 2,2 мкм спектра длин волн, для которого силиконовое волокно с низкой концентрацией ОН является в высокой степени прозрачным и уровень сигнала не будет зависеть от длины волокна.

Как альтернатива, длина волокна может быть измерена любым оптическим методом, таким как интерферометрия, время распространения, фазовая модуляция, или иным известным методом измерения. Затем калибровка сигнала обратной связи термического излучения может быть подстроена под длину выбранного волокна. В настоящем изобретении авторы изобретения обнаружили, что частично поглощающий лазерное излучение ТОТ излучает достаточно оптической мощности для обнаружения и использования для контрольного измерения и поддержания температуры ТОТ, и, тем самым, позволяет максимально избегать нежелательного разрушения ткани и деградации оконечного элемента. Также температура оконечного элемента может поддерживаться в широком интервале от 300 до 1500°С для кварцевого волокна и от 300 до 2000°С для сапфирового оконечного элемента, не только чтобы избежать разрушения и деградации оконечного элемента, но также, чтобы обеспечить стабильное резание ткани с требуемой скоростью и уровнем коагуляции и сонаправленного температурного разрушения. Несколько воплощений технических реализаций механизма обратной связи, основанных на вторичном излучении ТОТ, описаны ниже.

Для высокой температуры оконечного элемента с Т_тот в интервале 1500-4000°С, термическое излучение может быть измерено в интервале 0,6-2,7 мкм, предпочтительно 1,0-2,7 мкм, или 1,3-2,7 мкм, или 2,2-2,7 мкм. Эти интервалы длин волн могут быть доставлены через кварцевое волокно. Для средней температуры оконечного элемента с Т_тот в интервале 300-1500°С термическое излучение может быть измерено в интервале 1,0-2,7 мкм, предпочтительно 1,3-2,7 или 2,2-2,7 мкм. Излучение в этих интервалах длин волн может быть доставлено с использование кварцевого волокна.

Для низкой температуры оконечного элемента с Т_тот в интервале 100-300°С термическое излучение может быть измерено в интервале 1,3-18 мкм, предпочтительно 2,2-2,7 или 2,2-18 мкм. Эти предпочтительные длины волн могут быть доставлены с использованием ИК-волокна, такого как стекло: флюориты тяжелых металлов (ΖΒΕΛΝ - (ΖιΤ4-ΒαΡ2-ΕαΡ3-Α1Ρ3-ΝαΡ)). германат (СеО2-РЬО), халькогенид (Λδ2§3 апб ЛкСеТеЗе), монокристалл (сапфира), кристалл поликристаллина (ЛдВгС1) и полые волноводы из металла, стекла или кристалла.

Для измерения температуры Т_ТОТ можно использовать сигнал, интегрированный по всей ширине спектра, описанного выше. Абсолютное значение Т_тот может быть определено путем калибровки термального канала источником теплового излучения. Например, дистальное окончание волокна может быть размещено в непосредственной близости или в контакте с объектом, разогретым электрическим током или пламенем, и сигнал может быть измерен в множественных установленных точках. Одновременно, абсолютное значение температуры измеряется с использованием традиционных средств измерения, таких как ИК-термометр, термопара или термический сенсор. Подобная процедура в результате калибровки приводит оптоэлектронный сигнал к реальной температуре оконечного элемента. Необходимо отметить, что распределение температуры между оконечным элементом и волокном может быть негомогенным, поэтому несколько эффективных значений температуры может быть измерены и откалиброваны.

- 7 027884

В другой реализации может быть выполнено одновременное измерение теплового излучения в двух интервалах длин волн, один канал от 300 до 1100 нм или 300 до 1500 нм и другой канал 1500 до 2700 нм. В этом случае Т_Тот может быть определен как отношение значений измеренных по этим двум каналам, предпочтительнее, чем абсолютное значение сигналов в каждом канале. Во время лазерного резания скорость резания ν может быть изменена оператором в определенном интервале, типично 0,5-50 мм/с.

Таким образом представлены несколько режимов уровней температуры Т_тот:

для ν_ιηιΙ1<ν<ν_ιηίΐχ и Т_ют =Т_тп,у<у_тп. X =500-3000 К, предпочтительно Е =500-1100 К, Т_тт =300 — 400 К.

2- Т_Г()1 ,=Т +7·(ν·ν_)ηίη)\ где ц- коэффициент, « = 0.2-10и Т_ю,, = Т_тт , при ν<ν_ιηιη.

Для постоянной коагуляции в области реза, которая не зависима от скорости реза ν, параметр η может быть выбран от 0,5 до 2,0. Для поддержания примерно постоянной коагуляции оперируемой ткани уровень температуры Т_тот должен быть уменьшен при уменьшении скорости резания. Скорость резания может быть измерена независимо с помощью механического, оптического, электрического и магнитного датчиков. Температура т_тот может быть регулируема на основе других сигналов из зоны обслуживания, таких как сила сопротивления взаимодействия оконечного элемента и ткани. Например, сила может быть увеличена при резании фиброзного фрагмента ткани и т_тот может быть повышена для более легкого и плавного резания. В другой реализации оптический или акустический сигнал, относящийся к изменениям в рассеянии или поглощении в оперируемой ткани, может быть использован для контроля т_тот для достижения стабильного воздействия на ткань.

Комбинирование ТОТ с предопределенным поглощением к и текущим в реальном времени контролем температуры обеспечивает стабильный т_тот, как описано выше, и легкое, минимально травматическое резание с минимальной кровопотерей в широком диапазоне скоростей движения ТОТ. Мощность лазера подстраивается в реальном времени для поддержания предопределенной температуры оконечного элемента. Такой режим автоматического контроля мощности (АКМ) обеспечивает плавный разрез и минимально травматическое лазерное воздействие. Метод и устройство для контроля в реальном времени температуры оконечного элемента или ткани в контакте с оконечным элементом описаны ниже.

В другой реализации измеряемый уровень температуры т_тот может быть предоставлен пользователю в реальном времени в виде визуального или звукового сигнала. Пользователь может отрегулировать мощность или скорость воздействия, основываясь на получаемых сигналах для поддержания желаемой цели лечебного действия.

Температура выходной кромки оконечного элемента зависит от поглощения лазерной мощности. Поглощаемая мощность зависит от падающей мощности и эффективного поглощения рабочей кромки оконечного элемента. Поглощение зависит от концентрации и количества поглощающих центров. Подготовка ТОТ является процедурой, которая нацелена на создание повторяемого от оконечного элемента к оконечному элементу количества поглощающих центров в объеме или на поверхности рабочей кромки оконечного элемента. В одной реализации предлагается организовать ТОТ подготовку в несколько стадий под контролем температуры ТОТ (см. фиг. 11). Для подготовки ТОТ может быть использована подводимая к ТОТ энергия лазерного излучения. Посредством контроля изменения энергии лазера в зависимости от интенсивности термического излучения в 1-2,7 мкм, предпочтительно 1,3-2,5 мкм достигается нагрев ТОТ 111 под воздействием лазерного излучения.

Первая стадия подготовки (вжигание) иллюстрирована в 117, 119 и 121 на фиг. 11. Целью этой стадии процедуры является создание поглощающих центров на поверхности ТОТ и внедрение их в объем ТОТ. На этой стадии дистальное окончание ТОТ, изготовленного из стекла, кварца или оптического кристалла 111, приводится в контакт (с небольшим надавливанием) с поглощающей средой, содержащей поглощающие центры 113. Под воздействием лазерного излучения эта среда разогревается до температуры размягчения или плавления стекла или кварца ТОТ или близко к температуре размягчения материала ТОТ, сделанного из оптического кристалла. Желательно, чтобы центры поглощения были слабо связаны друг с другом для минимизации потери лазерного излучения на разложение. Среда 113 может быть из порошка или из спрессованных карбоновых частиц, включая нано-частицы, органические полимеры, металл, оксиды металлов и другие материалы. Разогретые поглощающие центры прилипают к размягченной поверхности материала оконечного элемента, создают связи между поглощающими центрами и рабочей поверхностью оконечного элемента погруженной внутрь поглощающей среды. Глубина проникновения определяет длину участка оконечного элемента, имеющего повышенное поглощение (подкрашенный участок). Температура и время приложения температуры являются очень важными параметрами, потому что температура должна быть достаточно высока для размягчения материала оконечного элемента, но недостаточна для его расплавления и испарения. Вот почему температура должна быть контролируема. Например, для кварца температура должна контролироваться так, что ее интервал 10001700°С, предпочтительно 1000-1200°С. Контроль реализован путем обратной связи, которая уменьшает мощность лазера, когда интенсивность теплового излучения превосходит предопределенный уровень и соответственно увеличивает мощность лазерного излучения при уровне интенсивности термического излучения ниже предопределенного. Продолжительность первой стадии инициации оконечного элемента

- 8 027884 может быть от 0,1 до 10 с.

Вторая стадия подготовки ТОТ включает чистку. Назначением второй стадии является удаление недостаточно внедренных поглощающих центров с поверхности оконечного элемента. Чистка выполняется механически или химически без воздействия лазерного излучения с использованием специальной ветоши, кисточки с применением чистящих соединений, например алкоголя или кислоты. Чистка может также быть выполнена с помощью газа или жидкости под давлением. Вторая стадия может быть опущена путем точного контроля начальной толщины поглощающего материала 113, который исключает аккумуляцию избыточного материала на оконечном элементе. Вторая стадия подготовки оконечного элемента может быть опущена, например, для точного контроля количества поглощающих центров, внедренных в поверхность или в объем оконечного элемента.

Третья стадия подготовки ТОТ, включающая отжиг центров поглощения, приведена в 124 на фиг. 11. Поглощающие центры, внедренные в поверхность оконечного элемента или в объем, могут иметь разные размеры. Они могут быть окружены порами, которые могут стимулировать горение поглощающих центров в поле лазерного излучения. Размеры пор могут быть различными. Поглощающие центры, окруженные большими порами, будут выжжены легче, чем центры, окруженные меньшими порами. Неравномерное нагревание оконечного элемента вызывается отклонением в размерах поглощающих центров, может в данном рассмотрении уменьшить долговечность оконечного элемента. Таким образом, целью третьей стадии является увеличение однородности поглощающих центров. Другой целью третьей стадии может быть улучшение адгезии между поглотителем и материалом ТОТ, термальное проникновение диффундирующего поглотителя, спекание между поглотителем и материалом ТОТ и снятие механического напряжения в ТОТ. Один механизм гомогенизации осуществляется благодаря выжиганию центров, имеющих максимальный предел размера, потому что центры, имеющие максимальный размер, обладают большим сечением поглощения и соответственно поглощают больше энергии лазерного излучения, чем центры меньшего поперечного сечения. Таким образом мощность лазера должна быть достаточно высока для выжигания больших центров поглощения и недостаточной для выжигания малых центров поглощения. На временном протяжении этой стадии лазерное излучение может быть приложено к оконечному элементу, находящемуся в свободном положении в воздухе.

Также выигрышным является использование механизма обратной связи в течение первой и второй стадий инициации оконечного элемента для поддержания температуры оконечного элемента на оптимальном уровне. Определенно, оптимальный уровень температуры отличается для первой стадии выжигания и для третьей стадии отжига. Например, для первой стадии оптимальная температура может быть в интервале 1000-2000°С, и для третьей стадии она может быть в интервале 600-1000°С.

Этот процесс происходит под контролем температуры ТОТ. Уровень теплового излучения является критическим для отжига и оказывается ниже, чем уровень термического излучения, критический для зачернения. До тех пор пока число больших центров уменьшается, необходимо прилагать больше мощности лазерного излучения для поддержания уровня теплового излучения критического для отжига. Если оконечный элемент выполнен из кварцевого волокна с диаметром 400 мкм, то продолжительность третьей стадии инициации может варьироваться от 0,1 до 50 с и состоит от 1 до 50 циклов.

Процесс инициации приведен на фиг. 13. Очищенный оконечный элемент 1301 приводится в контакт с агентом инициации 1302. Прикладывается мощность лазера, и агент инициации вплавляется в выходную поверхность оконечного элемента. После этого оконечный элемент удаляется из инициирующего вещества и очищается, таким образом, получается незавершенный оконечный элемент 1303. Затем оконечный элемент отжигается при предопределенной температуре в нескольких циклах и становится завершенным инициированным оконечным элементом 1304. Инициированный оконечный элемент может быть использован для бесконтактной и контактной хирургии.

Для инициации можно использовать устройство, представленное на фиг. 14. Устройство позволяет выполнять инициализацию оконечного элемента для каждой процедуры, используя индивидуальную ячейку с инициирующим агентом. Устройство состоит из корпуса 1401 и картриджа 1402. Держатель имеет по меньшей мере одно отверстие 1403. Держатель 1401 имеет внутреннее углубление 1404 и 1405 для направления картриджа 1402. Картридж 1402 имеет корпус 1406, который имеет пространство 1407, содержащее инициализируемый агент 1408, размещенный между полозками 1409 и 1410. Отверстия 1403 и 1407 размещены на одной оси в пространстве. Картридж 1402 может быть заменяемым. Инициирующее вещество 1408 может быть сделано в форме жидкости или твердого тела. Вещество может быть раствором, суспензией, пудрой или гранулами. Инициирующее вещество может быть однородным или неоднородным. Инициирующим веществом 1408 могут быть карбоновые частицы, аллотропной формы карбон, древесный уголь, продукты из дерева, металл, оксиды металла и т.д. Полозки 1409 и 1410 могут быть выполнены из пластика или бумаги.

Полозки могут быть окрашены снаружи или быть пропитаны инициирующим веществом 1408.

Инициирующее приспособление работает следующим образом. Картридж 1402 с инициирующим агентом 1408 размещается между полозками 1409 и 1410, установленными в направляющих 1405 корпуса 1401 с осью пространства 1407, совпадающей с осью отверстий 1403. Оптическое соединение 1411 лазера 1412 размещено в пространстве 1403, так что оно покоится на полозке 1409 с небольшим усилием.

- 9 027884

Инициация начинается с первой фазы. Через оконечный элемент 1411 лазерное излучение доставляется, и в результате разрушает полозок 1409, и материал оконечного элемента 1411 взаимодействует с агентом инициации 1408. В этом случае вещество 1408 внедрено в материал оптической приставки 1411. После сгорания вещества 1408 оконечный элемент 1411 проникает в пространство 1407 и разрушает полозки 1410. Оконечный элемент 1411 проникает в углубление 1404 в корпусе 1401. Затем начинается вторая стадия процесса инициализации. Отжиг выполняется в углублении 1404. При завершении отжига лазерное излучение останавливается, и инициированный оконечный элемент извлекается из приспособления.

Поглощающие центры могут быть внедрены однократно при использовании специального приспособления для инициации оконечного элемента. Приспособление может быть выполнено в виде трубки с внутренним диаметром, близким к диаметру оконечного элемента. Одна сторона оконечного элемента может быть заполнена количеством поглощающего материала, достаточным для одной инициации. Трубка может быть выполнена из волокнистого материала на внутренней поверхности и может быть использована в течение второй стадии инициации.

Вместо инициации оконечных элементов пользователем на рабочем месте оконечные элементы могут поставляться фабрикой-изготовителем в инициированном виде. В этом случае система доставки должна иметь быстросъемный разъем, позволяющий подключать сменяемый оконечный элемент (повторно используемый или одноразовый). Несколько возможных реализаций для системы доставки с изменяемым оконечным элементом описаны здесь же на фиг. 15(а)-(Ь). Лазерный наконечник включает корпус 1501 и оптическое волокно 1502, в которое поступает лазерное излучение. Выход оптического волокна оптически связан с оконечным элементом, используя элемент 1503. Оптический элемент 1503 может быть обычной или градиентной линзой. Как альтернатива, соединитель может быть выполнен в виде непосредственного контакта между волокном и оконечным элементом. Оптическая система может состоять из одной и более линз. Линзы могут быть сферическими и асферическими. Материал оптического элемента 1503 может быть использован в гомогенных оптических материалах, таких как кварц, сапфир, гранат и т.д., так же как композиционные (гетерогенные) агенты, такие как тянутое кварцевое волокно, содержащее оксиды металла (Сг, Ре, N6 и др.).

Инициированные на фабрике оконечные элементы могут состоять из оптически поглощающего материала или могут быть выполнены в виде фрагмента оптически прозрачного материала с поглощающим веществом в дистальной области оконечного элемента. Несколько возможных конфигураций для фабричной инициации оконечного элемента представлены на фиг. 15(6)-(Ь). Оконечный элемент может иметь различные конфигурации: цилиндр, конус, пластинка, многогранник и т.д. Фиг. 15(6) иллюстрирует цилиндр поглощающего материала. Фиг. 15(е) иллюстрирует прозрачный цилиндр с дистальной частью 1506, выполненной из поглощающего материала. Поглощающий материал может занимать только часть поперечного сечения оконечного элемента, как изображено на фиг. 15(Г)-(Н). Фиг. 15(д) иллюстрирует реализацию, в которой поглощающий материал окружает как конверт прозрачный оконечный элемент. Фиг. 15(Н) представляет реализацию, в которой прозрачный оконечный элемент и поглощающий материал размещены в трубке с закрытым окончанием для механического удержания поглощающего материала. ТОТ может быть подготовлен путем спекания или термического соединения поглощающих центров в печи с точным температурным контролем для достижения эквивалентных результатов для первой и третьей стадий инициации.

Описанные методы и устройства инициации оконечного элемента обеспечивают более стабильное поглощение ТОТ. Поглощение инициированного оконечного элемента А или передача температуры оконечным элементом Т-(1-А) могут быть в интервале А = 0,05-1 и для Т = 0-0,95, предпочтительный интервал для А = 0,5-1 и для Т = 0,5.

Более высокие значения А, такие как 0,7-1,0, могут быть важны, когда нагрев ткани или соседних структур путем рассеяния лазерного излучения должен быть предупрежден. В специальных случаях при операциях вблизи имплантата не должно вести к перегреву и повреждению прилегающих тканей, включая костные и мягкие ткани.

Температура Т_тот определена А и мощностью лазера Р, если температура Т_тот ниже температуры термически увеличенного поглощения Т_Т1А материала оконечного элемента. Термически увеличенное поглощение диэлектрика материала оконечного элемента А_Т1Р (Т) происходит благодаря увеличению концентрации свободных электронов и другим механизмам. Например, для кварца температура Т_Т1А достигает 1000°С. Для сапфира температура Т_Т1А составляет около 1800°С. Поглощение света для материала оконечного элемента увеличивается при Т_тот>Т_Т1А, и общий коэффициент поглощения к=А+А_Т1Р(Т) увеличивается, и Алр(Т) распределен в объеме оконечного элемента. Работа с Т_тот<Т_Т1А является предпочтительной для более точной регулировки Т_тот и контроля процесса резания. Работа с Т_тот>Т_Т1А является предпочтительной для использования ТОТ в качестве преобразователя лазерного излучения в излучения накаливания благодаря высокой эффективности преобразования и генерации излучения накаливания для ТОТ большого объема, где происходит термически увеличенное поглощение оконечного элемента.

Режим автоматического контроля мощности (АКМ) для резания ткани, испарения, абляции и коагуляции с ТОТ и инициация ТОТ требует измерения температуры оконечного элемента Измерение температуры ТОТ в реальном времени может быть выполнено обнаружением теплового излучения накалива- 10 027884 ния от ТОТ или фотоакустическим флуоресцентным или другим сигналом от ТОТ, который зависит от его температуры.

Оптическая схема для обнаружения теплового излучения, обеспечивающая обнаружение термического сигнала, приведена на фиг. 16. Излучение операционного лазера может иметь расходимость пучка, как у лазерного диода, может быть коллимированным или запущенным в оптическое волокно. В данной реализации излучение операционного лазера 1602 инжектируется в оптическое волокно 1601. Расходимость лазерного излучения на выходе волокна определяется числовой апертурой (ΝΑ) оптического волокна 1607.

Лазерное излучение с выхода волокна поступает на коллиматор 1603, проходит через спектральный разделитель 1604 и фокусируется коллиматором 1605 на вход оптического волокна1607, доставляющего лазерное излучение к оконечному элементу и ткани (не показано на чертежах). Термический сигнал появляется, пока ТОТ нагревается лазерным излучением, и распространяется вдоль волокна в направлении, противоположном направлению распространения лазерного излучения. Если числовая апертура (ΝΑ) выхода волокна выше, чем угловая расходимость впущенного лазерного излучения, то угловая расходимость термального сигнала будет выше расходимости лазерного излучения. После выхода из волокна термальный сигнал проходит через коллиматор 1605, проходит через спектральный делитель 1604, проходит через фильтр1608 и фокусируется линзой 1609 на фотодетектор 1610. Фотодетектор 1610 может быть выполнен из δί, Се или ОаА1А§. Например, множественные фотодиоды, произведенные Натата18и РЬо1ошс8, могут быть использованы в качестве регистрационной системы.

В другой реализации тепловое излучение обнаруживается одновременно или последовательно с оптическим излучением, распространяющимся через тот же выходной фильтр, как показано на фиг. 17. Этот оптический сигнал вместе с термическим сигналом соединены на выходное волокно1712 и распространяются вдоль волокна в направлении, противоположном распространению основного лазерного излучения. Выходной фильтр 1712 для измерения теплового излучения может быть выполнен из кварца, сапфира, германатного стекла, флуоридного стекла или полого волокна. Система и устройство температурного контроля ТОТ являются частью хирургического лазера. Та же система может быть частью устройства для подготовки ТОТ, которое состоит из приспособления для ТОТ, поглощающего элемента и системы чистки оконечного элемента. Устройство для подготовки ТОТ может быть частью хирургического лазера с системой контроля температуры двойного применения. Делитель пучка 1705 с фильтром 1714, линзой 1715 и фотодетектор 1716 используются для обнаружения сигнала теплового излучения и измерения температуры ТОТ и ткани. Делитель пучка 1704 с фильтром 1709, линзой 1707 и фотодиодом 1708 используются для обнаружения оптического сигнала. Оптический сигнал может быть обратно отраженным основным лазерным излучением от ТОТ. Как минимум одно дополнительное лазерное или диодное излучение может быть запущено в тот же выходной фильтр и обнаружено в том же канале, как 1704, фильтр 1709, линза 1707 и фотодиод 1708. Дополнительный лазер или диод могут генерировать отличающиеся длины волн. Тот же самый канал может быть использован для измерения флуоресценции от оконечного элемента и ткани. Волокно с двойной оболочкой может быть лучше использовано для разделения теплового и оптического сигналов.

В схеме, показанной на фиг. 16 и 17, делитель пучка 1604 или 1705 и фильтры 1608 или 1714 выполняют спектральное разделение между вторичным (тепловым) излучением и отраженным или рассеянным излучением лазерного диода. В дополнение к или вместо спектрального разделения возможно выполнять временное разделение между этими сигналами. В частности, лазерное излучение может быть импульсным и тепловое излучение может быть измерено в перерывах между импульсами лазерного излучения, когда рассеянное или отраженное лазерное излучение отсутствует и потому не мешает в измерительном процессе.

Для оптимальной работы перерыв между импульсами предпочтительно должен быть меньше времени термической релаксации для ТОТ, который может составлять от 0,001 до 500 мс, в зависимости от диаметра и конфигурации оконечного элемента. Термическая релаксация ТОТ может состоять из двух компонент.

Первая компонента - это термическая релаксация центров поглощения и вторая компонента - это термическая релаксация объема оконечного элемента. Центры поглощения обычно расположены в тонком слое, имеющем толщину от 0,1 до 100 мкм и время термической релаксации от 0,001 до 10 мс. Вторая компонента относится к термической релаксации ТОТ как целого. ТОТ имеет диаметр 200-1000 мкм и время термической релаксации от 25 до 625 мс. Обе температуры центра поглощения и объема оконечного элемента могут быть измерены описанным методом в перерывах между импульсами лазерного излучения, который должен быть порядка 10-625 мс. Температура центров поглощения должна измеряться в течение первых 0,001-10 мс. Температура объема оконечного элемента должна измеряться в оставшемся после первого измерения временном интервале до 625 мс. Основываясь на этом измерении, любая из этих температур может быть регулирована и поддерживаться отдельно. Например, измерение температуры всего объема оконечного элемента может быть использовано для предотвращения термически вызванного поглощения оконечным элементом путем ограничения мощности лазера.

В еще одной реализации разделение между термическим и оптическим сигналами может выпол- 11 027884 няться без делителя пучка. В этой реализации устройство для измерения обратно направленного сигнала включает входной для лазерного излучения оптический разделитель и оптический волновод (например, волокно) для доставки излучения к оконечному элементу и обратного теплового излучения и по выбору оптического сигнала от ткани или оконечного элемента обратно в оптический разделитель. В этой реализации числовая апертура лазерного излучения ΝΆΣ, которое связано с волноводом как минимум в одном направлении, меньше, чем числовая апертура волновода (направляющего излучение) ΝΆ^.

Оптический сепаратор может передавать излучение с числовой апертурой меньше чем ΝΛΣ и отражать или смешать излучение во внечисловую апертуру ΝΛΣ. Разделитель может быть отражающим или преломляющим элементом для направления излучения от выхода волновода в угле, который больше, чем ΝΑΚ но меньше, чем ΝΆ^, на фотодетектор для измерения обратно направленного излучения из волновода, которое может быть вторичным излучением или отраженным/обратно рассеянным излучением. Например, разделитель может быть линзой, частично покрытой отражающим слоем. Эта линза выполняет несколько назначений, включая передачу от входа волокна с числовой апертурой ΝΑΣ, оптически соединенной с лазером, на второе волокно с числовой апертурой ΝΑ№, доставляющей лазерное излучение и отраженное излучение обратно на фотодетекторы.

Устройство работает следующим образом. Лазерное излучение выходит из первого оптического волокна и поступает на линзовый разделитель. Часть излучения отражается от передней поверхности линзы и собирается фокусирующей линзой на принимающую область фотодетектора, который служит для мониторинга падающей оптической мощности. Лазерное излучение фокусируется основной линзой на второе оптическое волокно (волновод) и распространяется на оконечный элемент и оперируемую ткань. На удаленном окончании второго оптического волокна или в ТОТ лазерное излучение частично преобразуется во вторичное лазерное излучение. Вторичное излучение распространяется обратно вдоль волокна, приходя на линзовый разделитель. Первые и второе волокна могут иметь различные числовые апертуры. Соответственно, излучение, приходящее из этих волокон, имеет различную расходимость пучка ΝΑΤ и ΝΆ™. Этот линзовый разделитель имеет просветленное покрытие вне входной апертуры излучения. Часть вторичного излучения, содержащаяся в телесном угле вне спадающего расхождения начального излучения на отражающем покрытии, отражается и частично фокусируется другой линзой на принимающей области фотодетектора, принимающего вторичное излучение. Также выход второго оптического волокна содержит лазерное излучение, частично отражается или обратно рассеивается от оконечного элемента и биологической ткани. Это излучение также отражается от отражающего покрытия и собирается другой линзой на другой фотодетектор.

Оптическая схема с функциями, похожими на функции таких схем, которые показаны на фиг. 16 и 17, может быть основана на оптическом волокне, скомбинированном с интегральными оптическими элементами. Фиг. 18 иллюстрирует оптическую схему такой реализации. Лазерное излучение подсоединено к волокну 1802, оптическому волокну комбинатора 1801, также пилотный пучок соединен с другим волокном 1803. Излучение доставляется к ткани 1807 через выходное волокно 1806.

Обратно направленное вторичное излучение измеряется в выходном волокне 1804 с помощью фотодетектора 1805. Другие каналы мультиплексора оптических волокон, такого как 1808, могут быть использованы для обнаружения обратного отражения лазерного излучения и, так же как 1809, для соединения с излучением добавочного источника(ов) света.

Оптические свойства ткани могут изменяться под действием лазерного излучения. Соответственно отраженный и обратно-рассеянный сигналы от длины волны лазерного излучения могут тоже меняться. Этот оптический сигнал вместе с термическим соединены с выходным волокном и распространяются вдоль волокна в направлении, обратном распространению основного лазерного излучения. В дополнение, оптическое поглощение ткани может быть изменено добавлением внешнего хромофора в ткань. Например, во время удаления пораженной или очищенной ткани можно добавить поглощающее вещество, такое как черные чернила в периодонтальный карман для увеличения тепловыделения, которое может поддерживать уничтожение бактерий. Температура при таком соединении элементов в течение лазерного облучения может быть измерена по той же схеме, что и измерение Т_тот.

Материал оконечного элемента, структура и, в частности, преломление материала могут быть подобраны для обеспечения сильного ограничения для использования наиболее удаленной части оперируемой ткани или, альтернативно, для обеспечения контролируемого утекания света в ткань, так что оконечный элемент может резать боковой поверхностью с большой скоростью, глубокое резание или боковое освещение для внутренней стерилизации корневого канала. Как первичное, так и вторичное излучения ТОТ могут утекать в ткань. Также оконечный элемент с коэффициентом преломления, близким к ткани, будет хорошо ограничивать свет, когда не погружен в ткань, однако свет будет вытекать из оконечного элемента, как только оконечный элемент погружается в ткань. Эта утечка света может способствовать боковому резанию и ограничивать проникание оптической мощности вглубь ткани.

- 12 027884

Оптические каналы могут быть использованы для измерения и контроля нескольких эффектов, таких как различение вида ткани, изменение в ткани, произведенное лазером, такие как коагуляция, испарение, карбонизация. Оптические каналы могут быть использованы для измерения ТОТ состояний, неисправностей и деградации, скорости перемещения в ткани, глубины позиционирования оконечного элемента в ткани, зазора между ТОТ и твердыми тканями, такими как корень зуба или челюстная кость, в то время когда оконечный элемент находится внутри слизистой ткани ротовой полости.

Различение тканей может основываться на сигнале обратного отражения при нескольких длинах волн. Примеры включают различение эпителия ротовой полости, ретикулярного и папиллярного слоя соединительной ткани, называемой собственной пластинкой, костной ткани, дентина, эмали или стоматологического материала. Мощность лазера может автоматически настраиваться на оптимальный эффект на оперируемой ткани. Например, работа дополнительных лазера или диода в видимом (красный, зеленый, синий) или в ближнем инфракрасном диапазоне длин волн может быть скомбинирована в той же волоконной системе доставки, и затем отраженный свет может быть спектрально проанализирован или разделен в несколько спектральных каналов, используя фильтры или другие оптические элементы, и система может быть откалибрована для различных видов тканей путем анализа отношения между отражением или обратным рассеянием в различных каналах. Например, для различения вида ткани может быть использован отраженный сигнал на двух длинах волн. Например, одна длина волны может быть выбрана из интервала 300-600 нм с высоким поглощением в крови, и другая длина волны - из того же интервала с меньшим поглощением в крови, такой как 600-2000 нм, предпочтительно 600-900 нм для различения соединительной ткани или для различения эпителия и поверхностного папиллярного слоя слизистой оболочки или мягкой ткани и твердой ткани. Тот же самый канал может быть использован для обнаружения разрушения основания на высоком обратном рассеянии отражения света от разрушения эмали или дентина. Предпочтительная длина волны для осуществления обнаружения может быть выбрана из интервала 300-1300 нм, предпочтительно 400-1100 нм.

Оптический канал может быть использован для обнаружения изменений в ткани, таких как частичная или полная коагуляция, иссечение, карбонизация и измерение глубины коагуляции ткани. Например, известно, что рассеяние ткани изменяется, если происходит коагуляция ткани. Поэтому контроль в реальном времени рассеяния может служить для мониторинга уровня коагуляции и выключает или изменяет мощность лазера в момент, когда коагуляция достигнет предопределенного уровня. Это может быть использовано, в частности, для создания коагуляционных колонок или областей с предопределенными параметрами.

Для многих приложений резания важно иметь оконечный элемент, как минимум, с частичным поглощением лазера, иначе говоря, инициированный или зачерненный оконечный элемент. Это особенно важно для новых инфракрасных лазеров с небольшим поглощением в ткани, в частности, в спектральном интервале от 700 до 1200 нм. Высокий уровень лазерного облучения ткани с глубоким проникновением в ткань может привести к перегреву и разрушению значительного объема ткани. В системе с регистрацией вторичного излучения ТОТ можно обнаружить значительное уменьшение этого вторичного излучения, потому что оконечный элемент не инициирован из-за ошибки оператора, или затемненная часть оконечного элемента стала неисправной во время операции. Если система пытается поддерживать температуру, что физически означает поддержание предопределенного уровня измеряемого сигнала во вторичном излучении канала обнаружения, отсутствие поглощения оконечного элемента будет приводить к состоянию защита от работы вразнос системы обратной связи, обычно обусловливающей высокую мощность лазера. Состояние защита от работы вразнос произойдет, что может быть обнаружено по сочетанию необычно низкого сигнала с необычно высокой мощностью лазера. Соответственно система может иметь функцию защита от работы вразнос, обеспечивающую отключение лазера и сообщение пользователю о верификации состояния оконечного элемента.

Для таких же процедур случается обратная ситуация. Эти процедуры должны выполняться с использованием чистых неинициированных оконечных элементов или удаленных окончаний волокна так, что только лазерное излучение должно исходить от холодного оконечного элемента. В этой ситуации может быть полезно обнаруживать непреднамеренное зачернение оконечного элемента, например вследствие загрязнения или непроизвольного контакта с тканью. В подобных ситуациях система может иметь защиту от нежелательного зачернения оконечного элемента или карбонизации контакта ткани. Если вторичное излучение превысит предустановленный порог срабатывания, система может выключить лазер или вывести сообщение пользователю о верификации состояния оконечного элемента. Так как при равных условиях мощность лазера требует поддерживать предопределенную температуру в зависимости от движений оконечного элемента в ткани, изменения в этой мощности могут быть использованы для мониторинга скорости движения оконечного элемента, включая замедления и остановки движения в ткани. Известно, что продолжительная экспозиция тканей может привести к попутному термическому разрушению тканей, сильной коагуляции и карбонизации. Поэтому та же система, что выполняет автоматизированный контроль мощности в реальном времени, может обнаружить медленное движение или остановку и предупредить оператора или выключить лазерное излучение во избежание нежелательного разрушения тканей.

- 13 027884

Замедление движение наконечника может быть обнаружено по изменению в мощности требуемой для поддержания Т_тот или производной мощности по времени άΡ/άΐ. Когда движение быстро останавливается или останавливается, мощность падает, потому что меньше энергии требуется для поддержания температуры с малой или нулевой скоростью. Другие методы оценки скорости движения оконечного элемента могут быть использованы, такие как требования к силе для движения оконечного элемента в ткани, используя тензор-сенсор, оптический сенсор отражения обратного рассеяния, акустический сенсор, измеритель ускорения и др.

Другой подход к мониторингу скорости относится к тангенциальной силе, необходимой для движения внутри ткани во время реза. Скорость ограничена, в частности, тангенциальной силой, противодействующей движению оконечного элемента в биологической ткани. Эта сила изменяется в процессе резания, из-за неоднородности в структуре биологической ткани. Чем выше сила, тем меньше скорость возможна для резания. В том же случае сила сопротивления ткани может привезти к разрушению оптического оконечного элемента. Поэтому сила может быть контролируема непосредственно сенсором, и мощность лазера может быть подстроена в реальном времени для гарантии продолжения процесса резания с выбранной скоростью. В типичном случае оконечный элемент может быть в форме цилиндра с затемненным дистальным окончанием. В течение процесса резания дистальная область оконечного элемента погружается в биологическую ткань и испытывает воздействие тангенциальной силы во время движения. Одна реализация элемента для измерения силы показана на фиг. 19. Устройство состоит из наконечника 1901, оконечного элемента 1902, датчик усилия 1903 и приспособления 1904. Одно окончание датчика усилия 1903 присоединено к наконечнику 1901, а другое через приспособление 1904 - к оконечному элементу 1902. в процессе резания тангенциальная сила изгибает оконечный элемент и присоединенный датчик усилия. Датчик усилия генерирует электрическое напряжение, пропорциональное силе. Соотношение между температурой оконечного элемента и мощностью лазера, так же как и рассеивание лазерного излучения, может изменяться с глубиной погружения в ткань. Поэтому эта глубина может быть под мониторингом путем регистрации сигнала и калибровки соответствующих сигналов или их отношений как функция глубины погружения оконечного элемента.

Оптический канал может быть использован для определения расстояния между ТОТ и твердой тканью, такой как корень зуба или кость, в то время когда ТОТ находится внутри слизистой оболочки. Уровень рассеяния или спектр могут поменяться с погружением оконечного элемента в мягкие ткани, когда оконечный элемент направляется к твердым тканям, таким как зуб или кость. Это может быть обнаружено путем наблюдения обратного рассеяния или отражения основного лазерного излучения, входящего обратно в оптическое волокно, или добавляя дополнительный лазерный источник на отличающейся длине волны и сравнивая отношение двух или более оптических сигналов, зарегистрированных приходящими обратно из оптического волокна. Для интервала длин волн 300-2500 нм, предпочтительно 300-1300 нм сигнал обратного рассеяния от твердых тканей может быть значительно больше, чем от тканей слизистой оболочки. Эта разница может быть использована для обнаружения зазоров между твердой тканью и оконечным элементом, погруженным в мягкую ткань. Оптический канал может быть использован для измерения присутствия бактерий в твердых тканях периодонтального кармана, корневом канале и обнаружения налета на корне.

Лазерное излучение может возбуждать флуоресценцию, которая может быть обнаружена и служить как индикатор бактериальной пленки или других органических загрязнений. То же волокно, что используется для лазерной хирургии, может быть использовано для возбуждения флуоресценции, которая может быть основным лазерным источником или дополнительным источником света, и для сбора флуоресцентного излучения идущего обратно в оптическое волокно и регистрируемого на проксимальном окончании волокна, флуоресцентный сигнал может возбуждаться лазером или диодом с длиной волны 3001000 нм. Это излучение может быть доставлено через похожую на доставку пилотного лазера. Лазер возбуждения может быть непрерывным или иметь длительность импульса короче, чем время релаксации. Регистрация флуоресцентного сигнала происходит после импульса лазера. Оптический канал, который может быть использован для измерения температуры ТОТ, содержит флуоресцентный материал, и система обнаружения измеряет флуоресцентный сигнал, генерируемый ТОТ. Флуоресцентное излучение частично распространяется обратно в оптическое волокно и обнаруживается фотодатчиком. Пик флуоресцентного излучения может претерпевать спектральный сдвиг из-за изменения температуры флуоресцентного вещества в оконечном элементе.

ТОТ может быть использован для преобразования световой энергии в акустическую энергию. Вода, содержащаяся в ткани, может соприкасаться с поглотителем на оконечном элементе и может быть нагрета до температуры испарения с формированием пузырьков. Пузырьки могут генерировать положительное и отрицательное давление в ткани (акустические волны). Акустические волны могут иметь сильно выраженный терапевтический эффект, такой как резание ткани, разрушение зубного налета на корнях, стимулирование клеточной активности в костной ткани, в сосудистой системе десен, стимулирование прилегание десен. Во время формирования пузырьков на поглотителе температура оконечного элемента изменяется, и во время этого изменения может быть измерена с использованием системы обратной связи, описанной выше. Мощность лазера может быть отрегулирована на основе этого сигнала. Используя сис- 14 027884 тему контроля Т_тот, систему формирование пузырьков, параметр акустической энергии может быть контролирован и оптимизирован для наилучших результатов лечения. Те же параметры могут быть измерены с использованием акустического сенсора, акустически соединенного с ТОТ или зоной лечения ткани. Акустический сигнал может быть использован для контроля процесса лечения ткани. Акустический или фотоакустический сигнал может быть использован для обнаружения вида ткани и регистрации абляции.

В дополнение к теплопередаче от ТОТ, лазерное излучение, которое частично проникает в биологическую ткань и частично преобразуется в ИК-излучение и поглощается в биологической ткани. В этом случае биологическая ткань нагревается. Когда происходит разогрев ткани до температуры выше 100°С, жидкость, содержащаяся в ткани, кипит и начинает формирование пузырей кипения. Когда достигается критический размер, пузыри кипения коллапсируют и формируют волну низкого давления, способную разрушать бактерию и окружающие ткани. Сценарий, описанный выше, может быть использован в лечении болезней десны, буквально, облучения внутри десневого кармана в целях укрепления структуры зуба, чтобы снизить концентрацию бактерий путем термического разрушения. Термическое разрушение бактерий может быть достигнуто, когда температура бактерий возрастает до 50-80°С. Безопасность гарантирована фактом, что температура на поверхности корня зуба меньше, чем критическое значение для поражения одонтобластов.

Нагрев лазером может быть ассоциирован с эндогенными хромофорами внутри десневого кармана или экзогенными хромофорами. Такими экзогенными хромофорами могут быть, например, водная суспензия карбоновых частиц, включая карбоновые частицы и наночастицы, золотые частицы, органические молекулы, пищевые красители, низкофототоксичные красители, такие как метиленовый синий, индоцианиновая зелень и др. Например, карбоновые частицы могут иметь размеры в интервале от 10 нм до 200 мкм, предпочтительный размер от 0,1 до 5 мкм. Карбоновые частицы могут быть покрыты или инкапсулированы в биополимер для более легкого проникновения в десневой карман или селективного присоединения к бактерии или биологической пленке. Концентрация хромофоров может быть оптимизирована для обеспечения максимального нагревающего эффекта на бактерии с гарантированной безопасностью для окружающих тканей. Концентрация выбирается из интервала, обеспечивающего коэффициент поглощения на длинах волн 10-10000 см^-1, предпочтительно 250-5000 см^-1. Перед лазерной операцией состав с экзогенными хромофорами накладывается внутрь десневого кармана с использованием зубной щетки, шприца или аппликатора.

Метод лечения заболеваний десны заключается во внутренней обработке десневого кармана лазерным излучением, которое прекращается после завершения формирования кавитационных пузырьков и возобновляется после исчезновения пузырьков. Для внедрения метода, использованного в устройстве, см. фиг. 20. Устройство состоит из лазера 2001, системы доставки 2002, наконечника 2003 и оконечного элемента 2004. Оконечный элемент 2004 может иметь поглощение 0,05<А<0,7, предпочтительно 0,05<А<0,3 или наиболее предпочтительно иметь оконечный элемент без поглощения. Температура поглотителя и хромофора (например, карбоновые частицы) измеряется с использованием теплового излучения от хромофора или с оптической системой, описанной выше. Обработка бактерий в десневом кармане может быть контролирована акустическим сенсором 2005, акустически связанным с оконечным элементом 2004, выход которого используется для регулировки мощности лазера системой контроля 2006.

Устройство работает, как описано ниже. Лазерное излучение от лазера 2001 системы доставки 2002 с наконечником 2003 через оконечный элемент 2004 оставляется в десневом кармане. Поглощение лазерного излучения осуществляет разогрев бактерий, а также генерацию пузырьков и генерирует акустические волны. Температура ткани, контактирующей с оконечным элементом 2004, измеряется на основе вторичного теплового излучения, которое распространяется обратно в измерительный модуль (фиг. 16, например) в системе контроля 2006. Как только температура достигнет порога безопасности, мощность лазера может быть уменьшена или отключена. Акустические волны измеряются акустическим сенсором 2005, чей сигнал передается в систему контроля 2006. Как только формирование пузырьков акустически обнаружено, мощность лазера может быть подстроена или отключена. Формирование пузырьков прекращается, акустическая волна исчезает, и мощность лазера восстанавливается.

Оптический или термооптический оконечный элемент в контактном режиме приложен к ткани с определенной механической силой. Эта механическая сила изменяется оператором, из-за изменения скорости движения и механических свойств ткани и мощности лазера. Оптимальный интервал механической силы может зависеть от конструкции оконечного элемента (диаметр например) и свойств ткани. Механическая сила должна быть в интервале от 0,5 до 30 г силы, предпочтительно 2-10 г силы для вертикального направления и 5-20 г силы для горизонтального направления. Для обеспечения постоянной силы от руки оператора на ткань был предложен наконечник лазера с оптимизацией механической силы. Схема реализации такого воплощения наконечника приведена на фиг. 14. Термооптический или оптический оконечной элемент 1401 смонтирован в держателе 1405. Этот держатель механически соединен с корпусом наконечника 1406 через 1402, 1403 и 1404 с предопределенной эластичностью. Вертикальная пружина 1404 расширяется, пока 1403 сжимает пружину. Горизонтальная пружина может быть выполнена как кольцо (Θ-тшд.). Пружины могут включать сенсор силы, наконечник может быть подсоединен к

- 15 027884 акселерометру. Сигналы от сенсора силы или акселерометра могут быть использованы для контроля мощности лазера.

Другие реализации

Так как изобретение описано в сочетании с детальным описанием, приведенные и последующие описания подразумеваются для иллюстрации и не для ограничения цели изобретения, что определено в приложенной формуле изобретения. Другие аспекты, преимущества и модификации изложены в формуле изобретения. Использование таких как и например использовано для целей иллюстрации и не ограничивает существа или предметов в рамках классификации.

Claims (27)

1. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ

   1. Хирургическое лазерное устройство, содержащее источник лазерного излучения, оптически соединенный с волноводом, имеющим проксимальное окончание и дистальное окончание, при этом волновод служит для передачи излучения между проксимальным и дистальным окончаниями;

   проксимальное окончание волновода, предназначенное для приема лазерного излучения от источника;

   дистальное окончание, содержащее термооптический оконечный элемент, имеющий поглощение в интервале от 0,05 до 1 и предназначенный, по меньшей мере, для частичного поглощения прямого лазерного излучения и генерации вторичного излучения отображающего температуру дистального окончания; средство для передачи вторичного излучения от дистального окончания к проксимальному окончанию;

   детектор, оптически связанный с проксимальным окончанием, для приема вторичного излучения и генерирующий выходной сигнал, отображающий температуру дистального окончания оконечного элемента;

   средство, реагирующее на выходной сигнал, для управления источником лазерного излучения для поддержания выходного сигнала на предопределенном уровне.
2. 2. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором оконечный элемент выполнен с возможностью отсоединения.
3. 3. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором длина волны лазерного излучения составляет от приблизительно 190 до приблизительно 11000 нм.
4. 4. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором длина волны лазерного излучения составляет от приблизительно 400 до 2700 нм или от приблизительно 800 до приблизительно 2100 нм.
5. 5. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором волновод является оптическим волокном.
6. 6. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором волновод является полым волноводом.
7. 7. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором детектор выполнен с возможностью регистрации оптического излучения, имеющего длину волны от приблизительно 300 до 18000 нм.
8. 8. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором детектор выполнен с возможностью регистрации оптического излучения, имеющего длину волны от приблизительно 1000 до 2700 нм.
9. 9. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором детектор выполнен с возможностью регистрации излучения, имеющего длину волны от приблизительно 1300 до 2700 нм.
10. 10. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором детектор выполнен с возможностью регистрации излучения, имеющего длину волны от приблизительно 300 до 1100 нм или от приблизительно 300 до приблизительно 1500 нм.
11. 11. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором детектор выполнен с возможностью регистрации излучения, имеющего длину волны от приблизительно 1500 до приблизительно 2700 нм.
12. 12. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором предопределенный уровень выходного сигнала соответствует предопределенной температуре оконечного элемента.
13. 13. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором предопределенная температура оконечного элемента взаимосвязана с предопределенным размером зоны коагуляции во время лечения.
14. 14. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором оптическое волокно представляет собой оголенный конец оптического волокна, приспособленный, по меньшей мере, для частичного поглощения лазерного излучения на дистальном окончании для создания термооптического оконечного элемента.
15. 15. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором волновод содержит оптическое или полое волокно, в котором проксимальное окончание принимает лазерное излучение, а дистальное окончание оптически соединено с проксимальным окончанием термооптического оконечного элемента, чье дистальное окончание, по меньшей мере, частично поглощает лазерное излучение.
16. 16. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором вторичное излучение является флуоресцентным излучением.
17. 17. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором оконечный элемент содержит внедренный поглощающий материал.
18. 18. Хирургическое лазерное устройство по п.17, в котором поглощающий материал содержит кар- 16 027884 боновые частицы, ионы металла или оксиды металла.
19. 19. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором термооптический оконечный элемент имеет поглощение в интервале от 0,5 до 1.
20. 20. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором дистальное окончание содержит пружинно-нагрузочный механизм для контроля силы воздействия оконечного элемента на оперируемую ткань.
21. 21. Хирургическое лазерное устройство по п.20, в котором механизм дополнительно содержит сенсор силы или давления и систему контроля, реагирующую на выходные сигналы сенсора, при этом система контроля предназначена для управления источником лазерного излучения, чтобы поддерживать мощность лазера или температуру оконечного элемента на предопределенном уровне.
22. 22. Хирургическое лазерное устройство по п.1, которое дополнительно содержит оптическую систему, оптически соединенную с дистальным окончанием оконечного элемента для доставки вторичного излучения в ткань.
23. 23. Хирургическое лазерное устройство по п.22, в котором оптической системой является отражатель, линза, концентратор или волновод.
24. 24. Хирургическое лазерное устройство по п.1, в котором используют термооптический оконечный элемент, изготовленный получением оптического оконечного элемента из оптически прозрачного материала с последующим контактированием оптически поглощающего материала с оконечным элементом, внедрением оптически поглощающего материала на поверхность или в материал оконечного элемента путем приложения мощности лазера к оконечному элементу и отжигом оконечного элемента путем приложения мощности лазера к оконечному элементу.
25. 25. Хирургическое лазерное устройство по п.24, в котором приложение мощности лазерного излучения включает автоматическую подстройку мощности лазерного излучения для поддержания предопределенного уровня температуры оконечного элемента.
26. 26. Хирургическое лазерное устройство по п.24, в котором используют термооптический оконечный элемент, изготовленный с дополнительной очисткой оконечного элемента после внедрения оптически поглощающего материала на поверхность оконечного элемента или в материал оконечного элемента механически или химически.
27. 27. Хирургическое лазерное устройство по п.24, в котором используют термооптический оконечный элемент, изготовленный с дополнительным охлаждением оконечного элемента после отжига оконечного элемента путем приложения мощности лазерного излучения к оконечному элементу и другого этапа отжига после этапа охлаждения оконечного элемента.