RU2318466C1 - Laser assembly for ablation of tissue and lithotripsy - Google Patents
Laser assembly for ablation of tissue and lithotripsy Download PDFInfo
- Publication number
- RU2318466C1 RU2318466C1 RU2006122323/14A RU2006122323A RU2318466C1 RU 2318466 C1 RU2318466 C1 RU 2318466C1 RU 2006122323/14 A RU2006122323/14 A RU 2006122323/14A RU 2006122323 A RU2006122323 A RU 2006122323A RU 2318466 C1 RU2318466 C1 RU 2318466C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- radiation
- laser
- tissue
- crystal
- optical
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
- A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
- A61B18/24—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor with a catheter
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
- A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
- A61B18/26—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor for producing a shock wave, e.g. laser lithotripsy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
- A61B2017/00238—Type of minimally invasive operation
- A61B2017/00274—Prostate operation, e.g. prostatectomy, turp, bhp treatment
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00315—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for treatment of particular body parts
- A61B2018/00547—Prostate
-
- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01S—DEVICES USING THE PROCESS OF LIGHT AMPLIFICATION BY STIMULATED EMISSION OF RADIATION [LASER] TO AMPLIFY OR GENERATE LIGHT; DEVICES USING STIMULATED EMISSION OF ELECTROMAGNETIC RADIATION IN WAVE RANGES OTHER THAN OPTICAL
- H01S3/00—Lasers, i.e. devices using stimulated emission of electromagnetic radiation in the infrared, visible or ultraviolet wave range
- H01S3/14—Lasers, i.e. devices using stimulated emission of electromagnetic radiation in the infrared, visible or ultraviolet wave range characterised by the material used as the active medium
- H01S3/16—Solid materials
- H01S3/163—Solid materials characterised by a crystal matrix
- H01S3/1631—Solid materials characterised by a crystal matrix aluminate
- H01S3/1638—YAlO3 (YALO or YAP, Yttrium Aluminium Perovskite)
-
- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01S—DEVICES USING THE PROCESS OF LIGHT AMPLIFICATION BY STIMULATED EMISSION OF RADIATION [LASER] TO AMPLIFY OR GENERATE LIGHT; DEVICES USING STIMULATED EMISSION OF ELECTROMAGNETIC RADIATION IN WAVE RANGES OTHER THAN OPTICAL
- H01S3/00—Lasers, i.e. devices using stimulated emission of electromagnetic radiation in the infrared, visible or ultraviolet wave range
- H01S3/23—Arrangements of two or more lasers not provided for in groups H01S3/02 - H01S3/22, e.g. tandem arrangements of separate active media
- H01S3/2308—Amplifier arrangements, e.g. MOPA
- H01S3/2325—Multi-pass amplifiers, e.g. regenerative amplifiers
- H01S3/2333—Double-pass amplifiers
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Laser Surgery Devices (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике и может использоваться в оперативной урологии, в частности при лечении доброкачественной гиперплазии простаты (ДГПЖ) и литотрипсии при лечении мочекаменной болезни (МКБ).The invention relates to medical equipment and can be used in surgical urology, in particular in the treatment of benign prostatic hyperplasia (BPH) and lithotripsy in the treatment of urolithiasis (ICD).
ДГПЖ и МКБ являются наиболее распространенными заболеваниями в урологии. С внедрением в хирургическую практику эндоскопических методов хирургического лечения все большее распространение получают способы лечения с использованием лазерных установок, при которых доставка лазерного излучения к зоне воздействия осуществляется с помощью тонких оптических волокон. Однако известные из уровня техники лазерные установки предназначены, как правило, для лечения либо только ДГПЖ, либо только МКБ.BPH and ICD are the most common diseases in urology. With the introduction of endoscopic methods of surgical treatment into surgical practice, treatment methods using laser systems are becoming more widespread, in which the delivery of laser radiation to the affected area is carried out using thin optical fibers. However, laser devices known from the prior art are intended, as a rule, for the treatment of either only BPH or only ICD.
Известные к настоящему моменту способы лечения ДГПЖ с использованием лазерных установок основаны на воздействии высокоинтенсивным лазерным излучением (с мощностями излучения преимущественно более 60 Вт) на гиперплазированные доли предстательной железы с целью удаления ткани. Фототермические и фотомеханические процессы при взаимодействии мощного лазерного излучения с тканью ведут к вапоризации, абляции и коагуляции оставшейся в области воздействия ткани.Currently known methods of treating BPH using laser systems are based on the action of high-intensity laser radiation (with radiation powers predominantly more than 60 W) on hyperplastic prostate lobes in order to remove tissue. Photothermal and photomechanical processes in the interaction of high-power laser radiation with tissue lead to vaporization, ablation and coagulation of the tissue remaining in the area of influence.
В частности, в патенте US 5593404 (Costello, et al), описано устройство для проведения абляции ткани гиперплазированой предстательной железы на основе Nd:YAG лазера с длиной волны излучения 1,064 мкм, работающего в непрерывном режиме генерации, с выходной мощностью излучения в диапазоне от 40 т до 90 Вт. Воздействие осуществляется с помощью волоконного катетера с боковым выводом излучения. Плотность мощности излучения на поверхности ткани, при диаметре пятна равном 1 мм, составляет от 5,1×103 до 1,1×104 Вт/см2. Помимо узкой области применения недостатком устройства является также то, что вследствие большой эффективной глубины проникновения излучения с длиной волны 1,064 мкм большая доля ткани (толщиной до нескольких миллиметров) после воздействия коагулируется. Коагулированные ткани отходят в течение долгого периода (до 3-х недель), что приводит к задержке мочеиспускания и длительным срокам катетеризации. Процесс восстановления сопровождается ощущениями послеоперационной боли и дискомфорта, риском инфекционных воспалений.In particular, US Pat. No. 5,593,404 (Costello, et al) describes a device for ablating tissue of a hyperplastic prostate gland based on an Nd: YAG laser with a radiation wavelength of 1.064 μm, operating in a continuous generation mode, with an output radiation power in the range of 40 t up to 90 watts. The exposure is carried out using a fiber catheter with a lateral output of radiation. The radiation power density on the tissue surface, with a spot diameter of 1 mm is 5,1 × 10 March to April 10 1,1 × W / cm 2. In addition to the narrow field of application, the disadvantage of the device is that due to the large effective penetration depth of radiation with a wavelength of 1.064 μm, a large proportion of tissue (up to several millimeters thick) coagulates after exposure. Coagulated tissues leave for a long period (up to 3 weeks), which leads to urinary retention and long periods of catheterization. The recovery process is accompanied by sensations of postoperative pain and discomfort, the risk of infectious inflammation.
К настоящему моменту широкое распространение получили устройства на основе импульсных Ho:YAG лазеров с длиной волны излучения 2,1 мкм, работающие в режиме свободной генерации, с длительностью импульса излучения от 100 до 500 мкс и выходной мощностью до 80 Вт.To date, devices based on pulsed Ho: YAG lasers with a radiation wavelength of 2.1 μm, operating in the free generation mode, with a radiation pulse duration of 100 to 500 μs and an output power of up to 80 W, are widely used.
Имея высокий коэффициент поглощения (μa=26,93 см-1 [1]), излучение Ho:YAG лазера хорошо поглощается как водой, содержащейся в ткани предстательной железы, так и в водном растворе, используемом для ирригации области воздействия. Для предотвращения потерь энергии и побочных эффектов связанных с нагревом воды в известных устройствах осуществляется контактное воздействие дистального конца волокна на ткань. Контактное иссечение ткани, в свою очередь, требует использования специальных устройств, марцеляторов - см. патент US 6156049 (Lovato, et al.) - для измельчения и вывода частей иссеченной ткани из простатического отдела уретры. При эндоскопическом доступе ограничена возможность манипуляций инструментом и контактное воздействие на нужные участки ткани может быть невыполнимо.Having a high absorption coefficient (μ a = 26.93 cm -1 [1]), the radiation of the Ho: YAG laser is well absorbed both by the water contained in the tissue of the prostate gland and in the aqueous solution used to irrigate the affected area. To prevent energy loss and side effects associated with the heating of water in known devices, the contact effect of the distal end of the fiber on the tissue is carried out. Contact excision of tissue, in turn, requires the use of special devices, marcellators - see patent US 6156049 (Lovato, et al.) - for grinding and removing parts of excised tissue from the prostatic urethra. With endoscopic access, the ability to manipulate the instrument is limited and contact exposure to the desired tissue sites may not be feasible.
Известно также устройство на основе Nd:YAG лазера, работающего в квазинепрерывном режиме генерации с генерацией второй гармоники излучения, с мощностью излучения до 80 Вт (см. US 6986764, Davenport et al.). Устройство имеет длину волны излучения равную 0,532 мкм, импульс излучения представляет собой цуг из коротких (<1 мкс) импульсов следующих друг за другом с высокой частотой повторения (25 кГц), общая продолжительность цуга может составлять от 1 мс до 50 мс. Излучение 0,532 мкм имеет больший коэффициент эффективного поглощения тканью предстательной железы, чем излучение 1,064 мкм, поглощение его водой незначительно (μa=4,34×10-4 см-1 [2]). В результате воздействия большая, чем при воздействии излучения 1,064 мкм, доля ткани подвергается абляции, а глубина остаточной коагулированной ткани не превышает 1-2 мм. Недостатком устройства является то, что при данных параметрах излучения механизм взаимодействия с тканью носит термический характер и основан на удалении излишней ткани за счет нагрева ее до высоких температур. Неэффективность энерговклада при таком характере взаимодействия выражается в том. что требуется и высокая плотность энергии импульса на поверхности ткани, и высокая средняя мощность излучения. Необходимость поддержания высоких плотностей мощности требует уменьшения размеров пятна на поверхности ткани и, следовательно, уменьшения до значений менее 2 мм расстояния между дистальным концом волокна с боковым выводом излучения и зоной воздействия. При таких расстояниях продукты взаимодействия оседают на прозрачную поверхность кварцевого колпачка и могут приводить к выходу инструмента из строя. Проведение одной процедуры, связанной с абляцией предстательной железы средних размеров и больше, требует использования двух экземпляров волоконного инструмента с боковым выводом излучения и ведет к увеличению стоимости процедуры. Достижения высокой средних мощностей излучения твердотельных лазеров связано с увеличением энергопотребления, габаритов, а также с известными проблемами компенсации тепловых эффектов в резонаторе излучателя. В конечном счете это приводит к высокой стоимости предлагаемого оборудования. Кроме того, высокие температуры в зоне воздействия ведут к повреждению подлежащих слоев ткани, которые остаются в виде коагулированного слоя, что снижает точность воздействия и ведет к увеличению общей дозы облучения.A device is also known based on an Nd: YAG laser operating in a quasi-continuous mode of generation with the generation of a second harmonic of radiation, with a radiation power of up to 80 W (see US 6986764, Davenport et al.). The device has a radiation wavelength of 0.532 μm, the radiation pulse is a train of short (<1 μs) pulses following each other with a high repetition rate (25 kHz), the total duration of the train can be from 1 ms to 50 ms. Radiation of 0.532 μm has a larger coefficient of effective absorption by the prostate tissue than radiation of 1.064 μm, its absorption by water is negligible (μ a = 4.34 × 10 -4 cm -1 [2]). As a result of the exposure, the proportion of tissue is greater than when exposed to 1.064 μm radiation, and the depth of the residual coagulated tissue does not exceed 1-2 mm. The disadvantage of this device is that with these radiation parameters, the mechanism of interaction with the tissue is thermal in nature and is based on the removal of excess tissue by heating it to high temperatures. The inefficiency of the energy input with this type of interaction is expressed in that. which requires a high density of pulse energy on the surface of the tissue, and a high average radiation power. The need to maintain high power densities requires reducing the size of the spot on the surface of the fabric and, therefore, reducing to less than 2 mm the distance between the distal end of the fiber with the lateral output of the radiation and the exposure zone. At such distances, the interaction products settle on the transparent surface of the quartz cap and can lead to tool failure. Carrying out one procedure associated with ablation of the prostate gland of medium size and larger requires the use of two copies of a fiber instrument with lateral output of radiation and leads to an increase in the cost of the procedure. Achievements of high average radiation powers of solid-state lasers are associated with an increase in energy consumption, dimensions, as well as with well-known problems of compensating for thermal effects in the cavity of the emitter. Ultimately, this leads to the high cost of the proposed equipment. In addition, high temperatures in the exposure zone lead to damage to the underlying tissue layers, which remain in the form of a coagulated layer, which reduces the accuracy of the exposure and leads to an increase in the total radiation dose.
В рассмотренных аналогах, предназначенных для лечения ДГПЖ. реализуется механизм абляции тканей, в котором энергия лазерного излучения, доставляемая внутрь ткани, достаточна для ее вапоризации. При этом происходит относительно медленный нагрев ткани, имеющей в своем составе большое количество воды, до температур выше 100°С, при постоянном давлении окружающей среды. Такие процессы характерны для взаимодействия лазерных импульсов большой длительности с тканью.In the considered analogues intended for the treatment of BPH. a tissue ablation mechanism is implemented in which the energy of laser radiation delivered to the inside of the tissue is sufficient for its vaporization. In this case, a relatively slow heating of the fabric, having in its composition a large amount of water, to temperatures above 100 ° C, at a constant ambient pressure, occurs. Such processes are characteristic of the interaction of laser pulses of long duration with tissue.
В случае коротких длительностей лазерного импульса для излучения видимого и инфракрасного диапазона ряд экспериментальных и теоретических данных [4-12] указывает на значительное (до 10 раз) снижение плотности энергии, необходимой для начала процесса абляции, даже при температурах ниже 100°С [4, 8]. Основной причиной более эффективного удаления ткани являются развитие акустических и ударных волн, сопровождаемых кавитацией в приповерхностном слое ткани, на глубине, равной половине эффективной глубины проникновения. При низких плотностях поглощенной энергии основным механизмом возбуждения звука является оптоакустический механизм, при котором генерация акустических волн происходит из-за термоупругих напряжений при неоднородном нагреве ткани. При значении энергии, превышающем энергию парообразования, возбуждение акустической волны в тканях обусловлено импульсом отдачи, возникающем при испарении ткани. При дальнейшем повышении энергии возможен пробой на поверхности ткани, сопровождающийся генерацией ударных волн.In the case of short laser pulse durations for visible and infrared radiation, a number of experimental and theoretical data [4-12] indicate a significant (up to 10 times) decrease in the energy density required to start the ablation process, even at temperatures below 100 ° C [4, 8]. The main reason for more effective tissue removal is the development of acoustic and shock waves, accompanied by cavitation in the surface layer of the tissue, at a depth equal to half the effective penetration depth. At low absorbed energy densities, the main mechanism of sound excitation is the optoacoustic mechanism, in which the generation of acoustic waves occurs due to thermoelastic stresses during inhomogeneous heating of the tissue. When the energy value exceeds the vaporization energy, the excitation of the acoustic wave in the tissues is due to the recoil momentum arising from the evaporation of the tissue. With a further increase in energy, breakdown on the surface of the tissue is possible, accompanied by the generation of shock waves.
Критерием развития тех или иных процессов при взаимодействии излучения с тканью является ограничение происходящих процессов в зоне взаимодействия за время равное длительности лазерного импульса tL так, чтобы не происходило переноса энергии из зоны взаимодействия ни за счет теплопереноса, ни за счет распространения звуковых волн. Примем за оптическую зону взаимодействия, расстояние d, на котором значение плотности энергии излучения в ткани падает до уровня 1/е от значения на поверхности. Тогда для процессов теплопереноса условием ограничения их в оптической зоне взаимодействия будет условие [11]:A criterion for the development of various processes during the interaction of radiation with tissue is the limitation of the processes occurring in the interaction zone for a time equal to the laser pulse duration t L so that energy transfer from the interaction zone does not occur either due to heat transfer or due to the propagation of sound waves. We take for the optical interaction zone, the distance d, at which the value of the radiation energy density in the tissue drops to the level 1 / e of the value on the surface. Then, for heat transfer processes, the condition for their restriction in the optical interaction zone will be condition [11]:
tL<<tth=d2/Mχ,t L << t th = d 2 / Mχ,
где tth - время за которое процессы теплопереноса достигнут границы оптической зоны взаимодействия, χ - коэффициент температуропроводности (для воды χ=0,15 мм2/с), М - численный параметр [15], связанный с геометрической формой облучаемого объема (М=4 для диска, М=8 для цилиндра, М=27 для сферы).where t th is the time during which the heat transfer processes reach the boundaries of the optical interaction zone, χ is the thermal diffusivity (for water χ = 0.15 mm 2 / s), M is the numerical parameter [15] associated with the geometric shape of the irradiated volume (M = 4 for a disk, M = 8 for a cylinder, M = 27 for a sphere).
Соответственно для акустических волн условием их ограничения в зоне взаимодействия будет:Accordingly, for acoustic waves, the condition for their limitation in the interaction zone will be:
tL<<ts=d/cs,t L << t s = d / c s ,
где ts - время распространения звуковых волн, за которое они достигнут границы зоны взаимодействия, cs - скорость звука в воде.where t s - time of propagation of sound waves, during which they reach the boundary zone of interaction, c s - velocity of sound in water.
Ткань предстательной железы при распространении излучения видимого и ближнего инфракрасного диапазона является средой с доминированием процессов рассеяния. Определение значения оптической зоны для каждой из длин волн требует знания параметров ткани как при поглощении, так и при рассеянии излучения с учетом анизотропии [5]:The tissue of the prostate gland during the propagation of radiation of the visible and near infrared range is a medium with a dominance of scattering processes. Determining the value of the optical zone for each of the wavelengths requires knowledge of the tissue parameters both during absorption and when the radiation is scattered, taking into account anisotropy [5]:
d=(1/μeff)·ln(1+κ),d = (1 / μ eff ) ln (1 + κ),
где μeff - эффективный коэффициент поглощения, κ - параметр, связанный с увеличением значения плотности энергии у поверхности при обратном рассеянии излучения в среде. Из [5] κ=3+5,1 Rd-exp(-9,7 Rd), где Rd - коэффициент общего диффузного отражения среды. Измеренные значения μeff и Rd для ткани предстательной железы и излучения с длинами волн 0,532 и 1,064 мкм представлены в [11]. С учетом формы облучаемой зоны и характерном значении диаметра пятна на поверхности ткани - 1 мм, получаем размер оптической зоны взаимодействия на длине волны 0,532, равный d0,532=1,8 мм, а для излучения 1,064 мкм - d1,064=5,1 мм.where μ eff is the effective absorption coefficient, κ is a parameter associated with an increase in the energy density at the surface during backscattering of radiation in the medium. From [5], κ = 3 + 5.1 R d -exp (-9.7 R d ), where R d is the coefficient of the total diffuse reflection of the medium. The measured values of μ eff and R d for prostate tissue and radiation with wavelengths of 0.532 and 1.064 μm are presented in [11]. Taking into account the shape of the irradiated zone and the characteristic value of the spot diameter on the tissue surface - 1 mm, we obtain the size of the optical interaction zone at a wavelength of 0.532, equal to d 0.532 = 1.8 mm, and for radiation of 1.064 μm, d 1.064 = 5.1 mm.
Для излучения Ho:YAG лазера ткань предстательной железы является средой с доминированием поглощения, причем излучение поглощается водой, которая находится в составе ткани, поэтому d2,1=1/μа=0,34 мм.For the Ho: YAG laser radiation, prostate tissue is a medium with absorption dominance, and the radiation is absorbed by water, which is part of the tissue, therefore d 2.1 = 1 / μ a = 0.34 mm.
Время для каждой из длин волн, за которое распространение тепла достигнет границы оптической зоны взаимодействия, равно: tth0,532=2,6 с, tth1,064=21,8 с, tth2,1=0,19 с, а для акустической волны, соответственно: ts0,532=1,2 мкс; ts1,064=3,4 мкс; ts2,1=0,2 мкс. Таким образом, при взаимодействии излучения рассмотренных устройств с тканью соблюдаются условия ограничения распространения теплопереноса. Условие ограничения акустической энергии в зоне взаимодействия соблюдены только для излучения Ho:YAG лазера. Однако большое поглощение в воде делает невозможным его применение для абляции предстательной железы.The time for each of the wavelengths during which the heat propagation reaches the boundary of the optical interaction zone is: t th0.532 = 2.6 s, t th1.064 = 21.8 s, t th2.1 = 0.19 s, and for an acoustic wave, respectively: t s0.532 = 1.2 μs; t s1.064 = 3.4 μs; t s2.1 = 0.2 μs. Thus, when the radiation of the considered devices interacts with the tissue, the conditions for limiting the spread of heat transfer are observed. The condition for limiting the acoustic energy in the interaction zone is met only for the emission of a Ho: YAG laser. However, a large absorption in water makes it impossible to use for ablation of the prostate gland.
В первом приближении степень нарушения ограничения акустических напряжений в зоне взаимодействия подчиняется экспоненциальному закону [5], где фактор ограниченности ≈ А:In a first approximation, the degree of violation of the limitation of acoustic stresses in the interaction zone obeys the exponential law [5], where the boundedness factor ≈ A:
A=(1-exp(-tLcs/d))/(tLcs/d).A = (1-exp (-t L c s / d)) / (t L c s / d).
Фактор А при длительности импульса, равной tL=d/cs, имеет смысл того, что пиковые давления в зоне взаимодействия достигают значений, равных 0,63 от значений давлений которые могут быть достигнуты при заведомо коротких импульсах. Для излучения 0,532 мкм с длительностью tL<<1,0 мкс фактор А=1, что отражает факт отсутствия диссипации энергии из зоны взаимодействия, а при длительностях импульса порядка 1 мс имеет значение около 0,001. При дальнейшем увеличении длительности импульса tL значение фактора А стремится к нулю. Если задаться в качестве граничного условия значением фактора, А равным 0,1, то длительность, при которой импульс излучения с длиной волны 0,532 мкм может рассматриваться как частично удовлетворяющий условию ограничения акустической энергии в зоне взаимодействия, должна иметь значение меньше 12 мкс.Factor A with a pulse duration equal to t L = d / c s , it makes sense that the peak pressure in the interaction zone reaches values equal to 0.63 of the pressure values that can be achieved with deliberately short pulses. For radiation of 0.532 μm with a duration of t L << 1.0 μs, factor A = 1, which reflects the fact that there is no energy dissipation from the interaction zone, and for pulse durations of the order of 1 ms, it has a value of about 0.001. With a further increase in the pulse duration t L, the value of factor A tends to zero. If we set the boundary value of the factor A as 0.1, then the duration at which the radiation pulse with a wavelength of 0.532 μm can be considered as partially satisfying the condition for limiting acoustic energy in the interaction zone should be less than 12 μs.
Известны также лазерные установки на красителях с ламповой накачкой излучения, длительность импульса излучения которых лежит в микросекундном диапазоне [16-18]. Вследствие низкой мощности выходного излучения 1-5 Вт такие лазеры могут использоваться либо в литотрипсии, либо при воздействии на ткани, когда требуется микроскопическое воздействие, например в ангиопластике. Из-за токсичности используемых активных сред, высокой стоимости и сложности эксплуатации эти устройства не нашли широкого распространения.Also known are laser systems based on dyes with lamp-pumped radiation, the duration of the radiation pulse of which lies in the microsecond range [16-18]. Due to the low output power of 1-5 W, such lasers can be used either in lithotripsy or when exposed to tissues when a microscopic effect is required, for example, in angioplasty. Due to the toxicity of the active media used, the high cost and complexity of operation, these devices are not widely used.
Далее, известны твердотельные лазеры с микросекундной длительностью импульса, применяющиеся для дробления камней при МКБ, на основе разных активных сред: на рубине в заявке RU 95105018 (Беренберг В.А. и др.), опубликованном 10.06.1997 г., на кристаллах Nd:YAG в заявке RU 93003708 (Дьяконов Г.И. и др.), опубликованной 20.05.1995 г. и в патенте US 5963575 (Muller G. et al.), опубликованном 05.10.1999 г. Перечисленные устройства не могут применяться для абляции мягких тканей, в том числе предстательной железы, поскольку малые значения энергии 0,1-0,2 Дж и невысокая частота повторения импульсов до 10 Гц не дают выходной мощности излучения, требуемой для реализации эффективной абляции. Средняя выходная мощность перечисленных лазеров не превышает 2 Вт, что явно недостаточно.Further, solid-state lasers with a microsecond pulse duration are known that are used for crushing stones in the ICD based on different active media: on ruby in the application RU 95105018 (Berenberg V.A. et al.), Published on 10.06.1997, on Nd crystals : YAG in the application RU 93003708 (Dyakonov G.I. et al.), Published 05/20/1995, and in patent US 5963575 (Muller G. et al.), Published 05.10.1999, These devices cannot be used for ablation soft tissues, including the prostate gland, since low energy values of 0.1-0.2 J and a low pulse repetition rate at up to 10 Hz do not give the output radiation power required to implement effective ablation. The average output power of these lasers does not exceed 2 W, which is clearly not enough.
Известны твердотельные лазеры с короткой длительностью импульса, для которых условие ограничения акустической энергии в зоне взаимодействия заведомо выполняется (tL≤10-9 с). Наиболее близким аналогом заявленного изобретения является лазерная установка, известная из патента US 5144630 (Lin), опубл. 01.09.1992, которая, как указывается, может быть использована как для абляции тканей, так и для литотрипсии и которая включает в себя лазерный излучатель, выполненный с возможностью генерации импульсов и содержащий оптический генератор и внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику. При этом в раскрывающем наиболее близкий аналог источнике описана установка на базе Nd:YAG или Nd:YLF лазера с преобразованием частоты основного излучения во вторую, четвертую и пятую гармоники. Для преобразования частоты излучения используются нелинейные кристаллы LBO, КТР, ВВО с разными способами реализации преобразования частоты. Длительность выходного импульса излучения лежит в диапазоне 10-13-10-6 с, а значения частоты повторения импульсов - в диапазоне 1-109 Гц. Предусмотрена возможность выбора длины волны излучения или использование смешанного излучения нескольких длин волн в зависимости от области применения для медицинских или промышленных приложений.Solid-state lasers with a short pulse duration are known for which the condition for limiting the acoustic energy in the interaction zone is obviously fulfilled (t L ≤10 -9 s). The closest analogue of the claimed invention is a laser installation, known from patent US 5144630 (Lin), publ. 09/01/1992, which, as indicated, can be used both for tissue ablation and lithotripsy and which includes a laser emitter configured to generate pulses and containing an optical generator and an extra-resonant radiation converter to the second harmonic. At the same time, the source revealing the closest analogue describes the installation of an Nd: YAG or Nd: YLF laser with the conversion of the frequency of the main radiation into the second, fourth, and fifth harmonics. To convert the radiation frequency, nonlinear crystals LBO, KTP, BBO are used with different methods for implementing frequency conversion. The duration of the output radiation pulse lies in the range of 10 -13 -10 -6 s, and the pulse repetition rate is in the range of 1-10 9 Hz. It is possible to select a radiation wavelength or to use mixed radiation of several wavelengths depending on the application for medical or industrial applications.
Возможные области применения в медицине: офтальмология, микрохирургия, нейрохирургия и литотрипсия. При малых длительностях импульса в диапазоне от субпикосекундных до пикосекундных длительностей, и высоких частотах повторения 103-109 Гц предлагается возможность микрохирургического вмешательства при абляции ткани поверхности роговицы, при фокусировке излучения с длинами волн 0,213 мкм или 0,266 мкм на поверхность роговицы. При плотности энергии 1,3 Дж/см2 зона повреждения, создаваемая импульсом излучения с длиной волны 0,213 мкм составила ≤1 мкм в глубину, а для излучения с длиной волны 0,266 мкм - ≤25 мкм [29, 30]. В случае наносекундного диапазона длительностей и диапазона частот 5-50 Гц оговаривается возможность осуществления абляции ткани роговицы на участке ткани с большей площадью, размером до нескольких миллиметров.Possible medical applications: ophthalmology, microsurgery, neurosurgery and lithotripsy. At small pulse durations ranging from subpicosecond to picosecond duration, and high repetition rates of 10 3 -10 9 Hz offered the possibility of intervention at a microsurgical tissue ablation corneal surface by focusing radiation with wavelengths of 0.213 microns or 0.266 microns on the corneal surface. At an energy density of 1.3 J / cm 2 , the damage zone created by a radiation pulse with a wavelength of 0.213 μm was ≤1 μm in depth, and for radiation with a wavelength of 0.266 μm it was ≤25 μm [29, 30]. In the case of a nanosecond range of durations and a frequency range of 5-50 Hz, the possibility of ablation of corneal tissue in a tissue area with a larger area up to several millimeters is stipulated.
Короткие длительности и малые значения энергии импульса излучения приводят к микроскопическим повреждениям на поверхности и малым объемам удаленной ткани. Такое воздействие может быть востребованным в микрохирургии глаза или нейрохирургии, но практическое использование излучения с такими характеристиками непригодно при абляции больших, до 50 см3, объемов ткани вследствие продолжительности процесса удаления. Увеличение средней мощности излучения за счет значительного увеличения частоты повторения импульсов сводится к квазинепрерывному режиму генерации, приводящему, как и в предыдущем случае, к возрастанию роли нежелательных термических эффектов.Short durations and low values of the energy of the radiation pulse lead to microscopic damage on the surface and small volumes of removed tissue. Such an effect may be in demand in eye microsurgery or neurosurgery, but the practical use of radiation with such characteristics is unsuitable for ablation of large, up to 50 cm 3 , tissue volumes due to the length of the removal process. An increase in the average radiation power due to a significant increase in the pulse repetition rate reduces to a quasi-continuous generation regime, which leads, as in the previous case, to an increase in the role of undesirable thermal effects.
Фрагментация камней лазерным излучением с короткой длительностью импульсов 10-13-10-6 с неэффективна несмотря на диапазон длин волн генерируемого излучения с высоким поглощением в веществе камня, и интенсивность излучения, достаточную для образования лазерной искры на поверхности камня. Ударные волны в этом случае генерируются за счет расширения плазмы в лазерной искре, а энерговклад в образующийся кавитационный пузырь мал, что приводит к микроскопическим повреждениям вещества камня и снижению скорости фрагментации камней. Малые значения энергии импульса при таких режимах генерации излучения не обеспечивают генерацию ударной волны с высокими значениями давления во фронте.Fragmentation of stones by laser radiation with a short pulse duration of 10 -13 -10 -6 s is ineffective despite the wavelength range of the generated radiation with high absorption in the stone material, and the radiation intensity sufficient to form a laser spark on the stone surface. In this case, shock waves are generated due to the expansion of the plasma in the laser spark, and the energy input into the resulting cavitation bubble is small, which leads to microscopic damage to the stone material and a decrease in the stone fragmentation rate. The low values of the pulse energy under these modes of radiation generation do not provide the generation of a shock wave with high pressure values in the front.
Другим существенным фактором, ограничивающим применение наиболее близкого аналога, для заявленных целей является невозможность применения волоконного инструмента для доставки излучения к зоне воздействия. Высокие значения интенсивности излучения в импульсе короткой длительности ведут к повреждению волокна и, следовательно, к отсутствию возможности проведения абляции тканей или лазерной литотрипсии эндоскопическими методами.Another significant factor limiting the use of the closest analogue for the stated purposes is the inability to use a fiber tool to deliver radiation to the affected area. High values of radiation intensity in a short pulse lead to fiber damage and, consequently, to the inability to carry out tissue ablation or laser lithotripsy by endoscopic methods.
В основу настоящего изобретения положена задача создания многофункциональной лазерной установки, которая могла бы использоваться как для абляции ткани предстательной железы при лечении ДГПЖ, так и для дробления камней при лечении МКБ.The present invention is based on the task of creating a multifunctional laser unit, which could be used both for ablation of prostate tissue in the treatment of BPH, and for crushing stones in the treatment of ICD.
Указанная задача решается тем, что в лазерной установке для абляции ткани и литотрипсии, включающей лазерный излучатель, выполненный с возможностью генерации импульсов и содержащий оптический генератор и внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику, согласно изобретению лазерный излучатель генерирует импульсы излучения в диапазоне длительностей 0,1÷10,0 мкс, оптический генератор выполнен на основе кристалла Nd:YAlO3 с модуляцией добротности затвором на нарушенном полном внутреннем отражении и волоконной линией задержки, между оптическим генератором и двухпроходным оптическим усилителем на основе кристалла Nd:YAlO3 установлен оптический изолятор, внерезонаторный преобразователь излучения выполнен с эффективностью преобразования не менее 30%, а на вводе излучения в волоконный инструмент установлен аттенюатор.This problem is solved in that in a laser apparatus for tissue ablation and lithotripsy, including a laser emitter, configured to generate pulses and containing an optical generator and an extra-resonant radiation converter to the second harmonic, according to the invention, the laser emitter generates radiation pulses in the duration range of 0.1 ÷ 10.0 μs, the optical generator is based on an Nd: YAlO 3 crystal with Q-switching by a gate at the impaired total internal reflection and a fiber delay line , between the optical generator and a two-pass optical amplifier based on a Nd: YAlO 3 crystal, an optical insulator is installed, the non-resonant radiation converter is made with a conversion efficiency of at least 30%, and an attenuator is installed at the input of radiation into the fiber instrument.
Предпочтительно внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику оснащен системой термостабилизации, включающей в себя термостат с установленным в нем нелинейным кристаллом.Preferably, the non-resonant radiation converter into the second harmonic is equipped with a thermal stabilization system including a thermostat with a non-linear crystal installed in it.
Также предпочтительно, чтобы внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику был выполнен с возможностью реализации 90°-ного некритичного по углу синхронизма с фокусированием излучения в нелинейный кристалл.It is also preferable that the non-resonant transducer of radiation into the second harmonic be configured to realize a 90 ° angle-non-critical phase matching with focusing of the radiation into a nonlinear crystal.
При этом в качестве нелинейного кристалла в преобразователе может в частном случае использоваться кристалл LBO (LiB3O5) или кристалл КТР (KTiOPO4).Thus as the nonlinear crystal converter may be used in the particular case crystal LBO (LiB 3 O 5) crystal or KTP (KTiOPO 4).
В отличие от известных аналогов, каждый из которых может успешно использоваться только для воздействия на ткани одной структуры, заявленное устройство позволяет эффективно воздействовать на ткани различной структуры: мягкие ткани и твердые конкременты, за счет обеспечения средней выходной мощности излучения в диапазоне от 1 до 100 Вт при микросекундной длительности импульсов и может быть использовано для лечения двух самых распространенных заболеваний в урологии (ДГПЖ и МКБ).Unlike well-known analogues, each of which can only be successfully used to affect tissues of one structure, the claimed device allows you to effectively affect tissues of various structures: soft tissues and hard calculi, by providing an average output radiation power in the range from 1 to 100 W with a microsecond pulse duration and can be used to treat the two most common diseases in urology (BPH and ICD).
Эффективность воздействия лазерного излучения на ткань зависит не только от выбора длины волны с соответствующим коэффициентом поглощения, как у наиболее близкого аналога, но и от сочетания других параметров излучения (в том числе длины волны, длительности, энергии и частоты повторения импульсов). Конструкция заявленного устройства обеспечивает реализацию микросекундного диапазона длительностей импульса и преобразование излучения во вторую гармонику (длительность и длина волны излучения). В сочетании со значениями энергии импульса в диапазоне 0,1-1,0 Дж и значениями частоты повторения импульсов до 100 Гц параметры излучения позволяют осуществлять абляцию максимального объема мягких тканей (в частности до 100 см3 ткани предстательной железы) с одновременным предотвращением диссипации энергии лазерного излучения из зоны взаимодействия за время импульса. Одновременно полученные параметры излучения достаточны для получения энергии импульса, которая при воздействии на твердые конкременты обеспечивает развитие кавитационных эффектов и генерацию давления ≥100 КБр во фронте ударной волны, развивающейся при коллапсе кавитационного пузыря. Времена воздействия составляют при абляции предстательной железы менее 15 мин, а при фрагментации камней - менее 2 мин, приводя к уменьшению продолжительность проведения оперативного вмешательства в сравнении с другими методами.The effectiveness of the effect of laser radiation on tissue depends not only on the choice of wavelength with the corresponding absorption coefficient, as in the closest analogue, but also on a combination of other radiation parameters (including wavelength, duration, energy and pulse repetition rate). The design of the claimed device provides for the implementation of the microsecond range of pulse durations and the conversion of radiation into a second harmonic (duration and wavelength of radiation). In combination with pulse energy values in the range 0.1-1.0 J and pulse repetition rates up to 100 Hz, the radiation parameters allow ablation of the maximum volume of soft tissues (in particular, up to 100 cm 3 of prostate tissue) while preventing laser energy dissipation radiation from the interaction zone during the pulse. At the same time, the obtained radiation parameters are sufficient to obtain the pulse energy, which, when exposed to solid calculi, provides the development of cavitation effects and the generation of pressure ≥100 KBr at the front of the shock wave developing during the collapse of the cavitation bubble. The exposure times for ablation of the prostate gland are less than 15 minutes, and for fragmentation of the stones less than 2 minutes, leading to a decrease in the duration of surgery in comparison with other methods.
Кроме того, микросекундная длительность импульса излучения с энергией до 1 Дж позволяет избежать разрушения волокна, применяемого для доставки излучения в зону операции, вследствие чего в отличие от излучения наносекундного и пикосекундного диапазона длительностей в прототипе позволяет использовать эндоскопический доступ и применять малоинвазийные технологии лечения.In addition, the microsecond duration of a radiation pulse with an energy of up to 1 J allows avoiding the destruction of the fiber used to deliver radiation to the operation area, which, in contrast to the radiation of the nanosecond and picosecond range of durations in the prototype, allows using endoscopic access and applying minimally invasive treatment technologies.
Абляция тканей с использованием заявленного устройства осуществляется при воздействии излучения с выходной мощностью от 30 Вт и более на длине волны второй гармоники. Разрушение твердых конкрементов производится контактным способом при воздействии смешанного излучения двух длин волн: основного излучения и второй гармоники с энергией импульса до 0,2 Дж и частотой повторения импульсов 10 Гц. Средняя выходная мощность излучения в таком режиме воздействия составляет до 2 Вт, причем фрагментация камней осуществляется за счет ударных волн, генерирующихся при схлопывании кавитационных пузырей на поверхности камня. Возможно также использование заявленного устройства для контактного рассечения ткани, когда с целью увеличения гемостатического эффекта осуществляется воздействие на ткани смешанным излучением двух длин волн основного излучения и второй гармоники, причем средняя выходная мощность излучения при контактном рассечении ткани может составлять до 100 Вт.Tissue ablation using the claimed device is carried out when exposed to radiation with an output power of 30 W or more at a second harmonic wavelength. The destruction of solid stones is carried out by the contact method under the influence of mixed radiation of two wavelengths: the main radiation and the second harmonic with a pulse energy of up to 0.2 J and a pulse repetition rate of 10 Hz. The average output radiation power in this exposure mode is up to 2 W, and the fragmentation of the stones is due to the shock waves generated by the collapse of cavitation bubbles on the surface of the stone. It is also possible to use the claimed device for contact dissection of tissue, when, in order to increase the hemostatic effect, two mixed wavelengths of the main radiation and the second harmonic are exposed to the tissues, the average output radiation power during contact dissection of the tissue can be up to 100 watts.
Предлагаемое изобретение поясняется далее более подробно на конкретном примере его выполнения со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых представлены:The invention is further explained in more detail with a specific example of its implementation with reference to the accompanying drawings, in which:
- на фиг.1 - блок-схема установки;- figure 1 is a block diagram of the installation;
- на фиг.2 - оптическая схема излучателя.- figure 2 is an optical diagram of the emitter.
В показанном на чертежах предпочтительном примере осуществления изобретения лазерная установка включает в себя лазерный излучатель, содержащий два квантрона 1 и 3 с активными элементами из кристаллов Nd:YAlO3 26 и 34, установленными соответственно в оптическом генераторе и двухпроходном оптическом усилителе, которые более подробно описываются ниже. Накачка активных элементов осуществляется с помощью блоков питания 9 и 10. Модуляция добротности в оптическом генераторе излучателя осуществляется модулятором 2, представляющим собой затвор на нарушенном полном внутреннем отражении (затвор НПВО 29). Преобразование излучения во вторую гармонику осуществляется нелинейным кристаллом, установленным в термостате 4. Изменение соотношения энергий основного излучения и энергии второй гармоники лазерного импульса осуществляется сменными фильтрами аттенюатора с помощью блока управления аттенюатора 5. Измерение и контроль выходных параметров излучения производится с помощью группы компонентов 6 на основе фотодиодов. Система охлаждения 7 с воздушно-водяным теплообменником замкнутого цикла осуществляет охлаждение квантронов 1 и 3. Работа блоков питания 9 и 10 ламп накачки, модулятора добротности 2, термостата 4, аттенюатора 5, контрольно-измерительной группы компонентов 6 и блока управления 8 системы охлаждения 7 управляется контроллером 12, который электрически связан с блоками управления указанных устройств.In the preferred embodiment shown in the drawings, the laser system includes a laser emitter comprising two quantrons 1 and 3 with active elements of Nd: YAlO 3 crystals 26 and 34 installed respectively in the optical generator and two-pass optical amplifier, which are described in more detail below . The active elements are pumped using power supplies 9 and 10. Q-switching in the optical emitter of the emitter is carried out by a
Для удобства эксплуатации устройство может быть также оснащено сенсорным монитором 11 как для управления работой установки, так и для отображения сигнала хирургической эндовидеокамеры, обработка которого осуществляется блоком 13. Блок обработки 13 видеосигнала служит не только для отображения хода вмешательства в реальном времени на экране монитора 11, но и может производить запись видеосигнала на внешний мобильный носитель памяти для архивирования и последующего анализа.For ease of use, the device can also be equipped with a touch monitor 11 both to control the operation of the installation and to display the signal of the surgical endovideo camera, the processing of which is carried out by unit 13. The video signal processing unit 13 serves not only to display the course of the intervention in real time on the monitor screen 11, but can also record video on an external mobile storage medium for archiving and subsequent analysis.
На Фиг.2 показана оптическая схема лазерного излучателя установки, обеспечивающего требуемые параметры выходного излучения. Достижение эффективного результата применения устройства для лечения упомянутых ранее заболеваний требует совместного решения нескольких технических задач. Основными параметрами излучения, которые необходимо обеспечить, являются:Figure 2 shows the optical diagram of the laser emitter of the installation, providing the required parameters of the output radiation. Achieving an effective result of using the device for the treatment of the diseases mentioned above requires the joint solution of several technical problems. The main radiation parameters that must be provided are:
а) получение требуемой длительности импульса лазерного излучения, лежащего в микросекундном диапазоне длительностей (от 0,1 до 12 мкс);a) obtaining the required duration of the laser pulse lying in the microsecond range of durations (from 0.1 to 12 μs);
б) достижение, в указанном диапазоне длительностей, значений энергии импульса лазерного излучения предпочтительно от 0,8 Дж и более;b) achieving, in the specified range of durations, the values of the energy of the laser pulse, preferably from 0.8 J or more;
в) реализация преобразования во вторую гармонику основного излучения с эффективностью от 30% и более.c) implementation of conversion to the second harmonic of the main radiation with an efficiency of 30% or more.
Генерация импульса лазерного излучения осуществляется в оптическом генераторе, включающем в приведенном на фиг.2 примере глухое зеркало 21, волоконную линию задержки 22, поляризационную развязку на основе ромба Френеля 25, кристалл Nd:YAlO3 26, линзу 28, затвор НПВО 29, предназначенный для активной модуляции добротности резонатора [8, 9], и выходное зеркало 30. Зеркала 27 и 33 составляют 45 градусов с оптической осью, имеют коэффициент отражения 99,9% и служат для поворота оптической оси с целью уменьшения габаритных размеров установки.The laser pulse is generated in an optical generator, which, in the example shown in FIG. 2, includes a
В частном случае осуществления изобретения в качестве активного элемента может использоваться кристалл Nd:YAlO3 26 размерами ⌀6,3×100 мм, в качестве глухого зеркала может использоваться сферическое зеркало 21, с коэффициентом отражения на длине волны 1,0796 мкм, равным 99,9%, а выходным зеркалом 30 может служить плоскопараллельная пластина толщиной 1 мм.In the particular case of the invention, an Nd:
Увеличение длительности импульса достигается изменением эффективной длины резонатора за счет использования волоконной линией задержки 22. Волоконная линия задержки для изменения временных характеристик излучения лазера впервые использована Диановым Е.М и др. [19, 20], а дальнейшие исследования выполнены в работах [21-25].An increase in the pulse duration is achieved by changing the effective cavity length due to the use of a
В частности, в рассматриваемом примере может использоваться кварцевое волокно с диаметром кварцевой жилы 300 мкм и числовой апертурой NA=0,22. Торец волокна, обращенный к глухому зеркалу 21, находится от него предпочтительно на расстоянии, равном диаметру кварцевой жилы волокна. Согласование числовой апертуры излучения выходящего из другого торца волоконной линии задержки 22 с апертурой активного элемента 26 осуществляется объективом 23 с фокусным расстоянием, равным 18 мм. Для предотвращения генерации излучения в резонаторе, образующемся между торцом волокна линии задержки 22 и выходным зеркалом 30, и получения вследствие этого связанных резонаторов используется поляризационная развязка 25, состоящая из ромба Френеля 24.1, повернутого на угол 45° относительно оптической оси, и поляризатора 24.2. Излучение на выходе из активного элемента 26 фокусируется на поверхность выходного зеркала 30 линзой 28, с фокусным расстоянием 98 мм.In particular, in this example, a quartz fiber with a quartz core diameter of 300 μm and a numerical aperture of NA = 0.22 can be used. The fiber end face facing the
Увеличение энергии импульса в заявленной установке обеспечивается за счет двойного прохода через оптический усилитель 34, собранный на базе кристалла Nd:YAlO3. Для предотвращения влияния усилителя 34 на оптический генератор между ними установлен оптический изолятор 32, который может включать в себя ротатор Фарадея, кварцевый ротатор и два поляризатора из призм Глана. Согласование апертур изолятора 32 усилителя 34 с апертурой оптического генератора осуществляется линзой 31. Двойной проход излучения через оптический усилитель 34 обеспечивается с помощью сферического зеркала 35.Increasing the pulse energy in the claimed installation is provided due to the double passage through the
В частном случае оптический усилитель 34 может быть собран на базе кристалла Nd:YAlO3 размерами ⌀8×100 мм, линза 31 может иметь фокусное расстояние 120 мм.In a particular case, the
Линза 36 используется для фокусировки лазерного излучения, отраженного оптическим изолятором 32, в нелинейный кристалл 37, установленный в термостате 4. Система объективов 38 и 41 предназначена для ввода излучения в присоединяемый к установке волоконный инструмент 42. Аттенюатор 39 со сменными фильтрами, установленный между объективами 38 и 41, предназначен для изменения соотношений энергий основного излучения и второй гармоники.
Светоделительная пластина 40, установленная за аттенюатором 39, предназначена для отражения части излучения на измерительную группу компонентов 6, состоящую из энергометров 44 и 45 и дихроичного зеркала 43, обеспечивающих контроль и управление выходными параметрами излучения.A
Установка работает следующим образом.Installation works as follows.
Лазерный резонатор между зеркалами 21 и 30, работает в режиме активной модуляции добротности и генерирует импульсы излучения микросекундного диапазона длительностей. Длительность импульса на выходе определяется в первую очередь эффективной длиной резонатора и потерями излучения при распространении в волоконной линии задержки. Значение длительности лазерного импульса на выходе зеркала 30 может регулироваться длиной волоконной линии задержки 22. Изменение усиления активной среды или потерь на согласование апертур в резонаторе, при изменении уровня накачки активного элемента 26, обуславливают относительно небольшие изменения длительности импульса в зависимости от уровня накачки. Например, для волоконной линии задержки из волокна с диаметром кварцевой жилы 300 мкм с длиной 50 м длительность импульса по полувысоте на выходе оптического генератора составляет 0,98 мкс при энергии накачки, равной 35 Дж, и 0,8 мкс при энергии накачки, равной 44 Дж. Выбирая длину волоконной линии задержки в генераторе, следует учитывать возможность изменения длительности импульса излучения (например, увеличение в 2-3 раза) при усилении в оптическом усилителе 34 из-за смещения переднего фронта импульса, распространяющегося среде с насыщением усиления.The laser cavity between the
Поляризационная развязка 25 на основе ромба Френеля служит для подавления паразитной генерации излучения в резонаторе, образующемся между выходным зеркалом 30 и полированным торцом волокна волоконной линии задержки 22, и предотвращения образования связанных резонаторов. Модуляция добротности резонатора производится затвором НПВО 29, имеющим в открытом состоянии пропускание, равное 95% на длине волны 1,0796 мкм генерируемого излучения.The
Энергия импульса за выходным зеркалом 30 составляет 130 мДж при накачке 35 Дж и 180 мДж при накачке равной 44 Дж. Для увеличения энергии импульса лазерного излучения используется оптический усилитель 34, причем излучение дважды проходит через него за счет отражения от сферического зеркала 35. Сферическое зеркало 35 с радиусом кривизны, равным 100 мм, предпочтительно устанавливать таким образом, чтобы компенсировать на обратном проходе изменения радиуса фронта лазерного пучка, вызванные тепловой линзой в усилителе 34.The pulse energy behind the
Распространяющееся в обратном направлении излучение поляризовано под углом 90° к первоначальной горизонтальной плоскости и плоскость его поляризации перпендикулярна к оси пропускания поляризатора - призмы Глана изолятора 32. Пропускание изолятора для излучения нужной поляризации составляет 92%, а степень изоляции отраженного излучения равна 38 дБ.The radiation propagating in the opposite direction is polarized at an angle of 90 ° to the original horizontal plane and its plane of polarization is perpendicular to the transmission axis of the polarizer — the Glan prism of the
Энергия отраженного призмой Глана излучения может достигать значений порядка 0,8÷1,2 Дж и иметь длительность порядка 2,0-3,0 мкс при апертуре пучка около 8 мм. Плотность мощности излучения в таком пучке имеет значение порядка 1,0 МВт/см2. Достижение эффективного преобразования частоты излучения требует больших значений плотности мощности. С этой целью излучение фокусируется в нелинейный кристалл 37, в котором реализуется 90°-ный некритичный по углу синхронизм. На длине волне излучения Nd:YAlO3 лазера возможно осуществление некритичного по углам синхронизма, например, для кристаллов КТР или LBO, при их нагреве. Экспериментально измеренное значение температуры для кристалла КТР равно 54°С [28], для кристалла LBO по литературным данным в диапазоне 145 - 155°С.Излучение фокусируется линзой 36, имеющей фокусное расстояние 120 мм, в нелинейный кристалл 37, термостабилизированный с точностью ±0,1°С. Эффективность преобразования излучения в указанных условиях составила около 40%, а энергия излучения на длине волны 0,54 мкм на выходе преобразователя ~ 0,4 Дж.The energy of the radiation reflected by the Glan prism can reach values of the order of 0.8–1.2 J and have a duration of the order of 2.0–3.0 μs at a beam aperture of about 8 mm. The radiation power density in such a beam has a value of the order of 1.0 MW / cm 2 . Achieving effective radiation frequency conversion requires large power densities. To this end, the radiation is focused into a
Система ввода излучения в волокно, состоящая из объективов 38 и 41, переносит с уменьшением изображение пятна лазерного излучения из перетяжки в нелинейном кристалле в плоскость входного торца волоконного инструмента 42. Система оптимизирована как по отношению к сферическим, так и по отношению к хроматическим аберрациям для излучения двух длин волн.The system for introducing radiation into the fiber, consisting of
Часть лазерного излучения отводится пластиной 40 для измерения выходной энергии импульса излучения на каждой из длин волн энергометрами 44 и 45, связанными обратной связью с контроллером, для осуществления контроля и управления выходными параметрами излучения.Part of the laser radiation is assigned to the
Предусмотрена возможность изменения соотношения долей энергии излучения на каждой из длин волн в выходной энергии излучения в зависимости от текущей задачи практического использования. Увеличение средней мощности и гемостатических свойств излучения при контактном рассечении тканей можно получить, оставив в лазерном пучке непреобразованное основное излучение. Для использования в литотрипсии оптимальной комбинацией параметров импульса излучения с разными длинами волн может быть следующая: максимальная общая энергия импульса 200 мДж, при этом излучение 0,54 мкм не более 60 мДж, излучение 1,0796 мкм не более 140 мДж.It is possible to change the ratio of the shares of radiation energy at each wavelength in the output radiation energy, depending on the current task of practical use. An increase in the average power and hemostatic properties of radiation during contact dissection of tissues can be obtained by leaving the unconverted main radiation in the laser beam. For use in lithotripsy, the optimal combination of parameters of a radiation pulse with different wavelengths can be the following: maximum total pulse energy of 200 mJ, with radiation of 0.54 μm not more than 60 mJ, radiation 1.0796 μm not more than 140 mJ.
Аттенюатор 39, состоящий из сменных фильтров, служит для выбора нужного соотношения энергий излучения на каждой из длин волн. Возможны три комбинации пропускания системы из фильтров по отношению к излучению 1,0796 мкм: 1 - 100% пропускание для контактного рассечения тканей с повышенным уровнем коагуляции ткани и гемостаза; 2 - пропускание в пределах 70-80% в режиме работы литотриптора; 3 - отсутствие пропускания в режиме абляции с минимальной коагуляцией ткани.The
Предварительные эксперименты по воздействию излучения микросекундной длительности на мягкие ткани стенки мочеточника показали возможность реализации абляции в выбранном диапазоне длительностей. При воздействии на ткани мочеточника, с диаметром пятна на поверхности ткани равным 0,3 мм при значениях плотности энергии от 15 Дж/см2 наблюдалось начало удаления ткани с образованием кратера. При возрастании плотности энергии до 35 Дж/см2 и воздействии 500 импульсов глубина кратера составляла 0,5 мм, а слой коагулированной ткани не превышал в толщину 0,4 мм. Очевидно, что малая энергия излучения в импульсе не обеспечивает требуемой скорости удаления ткани. Увеличение эффективности удаления ткани требует увеличения как энергии импульса, так и значения средней мощности излучения на длине волны второй гармоники.Preliminary experiments on the effect of radiation of microsecond duration on soft tissues of the ureter wall showed the possibility of ablation in a selected range of durations. When exposed to ureteral tissue, with a spot diameter on the tissue surface of 0.3 mm with energy densities of 15 J / cm 2 , the beginning of tissue removal with the formation of a crater was observed. With an increase in energy density to 35 J / cm 2 and exposure to 500 pulses, the depth of the crater was 0.5 mm, and the layer of coagulated tissue did not exceed 0.4 mm in thickness. Obviously, the low radiation energy in the pulse does not provide the required tissue removal rate. An increase in tissue removal efficiency requires an increase in both the pulse energy and the average radiation power at the second harmonic wavelength.
Как уже отмечалось ранее, абляция тканей с использованием заявленного устройства осуществляется при воздействии излучения с выходной мощностью более 30 Вт на длине волны второй гармоники. Воздействие на ткань производится дистанционно, диаметр пятна на поверхности ткани составляет 1 мм, а плотность энергии на поверхности ткани имеет значение более 35 Дж/см2. Возможно контактное рассечение ткани, где с целью увеличения гемостатического эффекта осуществляется воздействие на ткани смешанным излучением первой и второй гармоники. Средняя мощность излучения при контактном рассечении ткани на выходе дистального торца волоконного инструмента может составлять более 60 Вт. Разрушение твердых конкрементов также производится контактным способом, при соприкосновении дистального торца волоконного инструмента, с диаметром кварцевой жилы 300 мкм, с поверхностью камня. Воздействие в этом случае осуществляется смешанным излучением двух длин волн с энергией импульса до 0,2 Дж и частотой повторения импульсов 10 Гц. Средняя мощность излучения на выходе волоконного инструмента в таком режиме воздействия составляет 2 Вт. Фрагментация камней в этом случае осуществляется за счет ударных волн, генерирующихся при схлопывании кавитационных пузырей на поверхности камня. В заключение следует отметить, что вышеуказанный пример приведен исключительно для лучшего понимания сущности заявленного изобретения и не может рассматриваться в качестве ограничивающего объем притязаний. Специалисту будут ясны и другие частные случаи осуществления изобретения (в частности, изменение длительности импульса в заявленных пределах - от 0,1 до 10 мкс - может быть достигнуто изменением длины волоконной линии задержки 22, кроме того, возможно осуществление поляризационной развязки на базе фазовой пластины толщиной λ/4, использование других нелинейных кристаллов и т.д.), не выходящие за рамки испрашиваемой правовой охраны, определяемой исключительно прилагаемой формулой изобретения.As already noted earlier, tissue ablation using the claimed device is carried out when exposed to radiation with an output power of more than 30 watts at a second harmonic wavelength. The impact on the tissue is carried out remotely, the diameter of the spot on the surface of the fabric is 1 mm, and the energy density on the surface of the fabric is more than 35 J / cm 2 . Contact tissue dissection is possible, where, in order to increase the hemostatic effect, the tissue is exposed to the mixed radiation of the first and second harmonics. The average radiation power during contact dissection of the tissue at the output of the distal end of the fiber tool can be more than 60 watts. The destruction of solid stones is also carried out by the contact method, when the distal end of the fiber tool comes into contact with a quartz core diameter of 300 μm, with the surface of the stone. The impact in this case is carried out by mixed radiation of two wavelengths with a pulse energy of up to 0.2 J and a pulse repetition rate of 10 Hz. The average radiation power at the output of a fiber tool in this exposure mode is 2 watts. Fragmentation of stones in this case is carried out due to shock waves generated during the collapse of cavitation bubbles on the surface of the stone. In conclusion, it should be noted that the above example is provided solely for a better understanding of the essence of the claimed invention and cannot be construed as limiting the scope of claims. Other special cases of carrying out the invention will be clear to the skilled person (in particular, changing the pulse duration within the stated limits - from 0.1 to 10 μs - can be achieved by changing the length of the
Источники информацииInformation sources
1. G.M.Hale and M.R.Querry, "Optical constants of water in the 200nm to 200um wavelength region," App. Opt., 12, 555-563, (1973).1. G. M. Hale and M. R. Quuerry, "Optical constants of water in the 200nm to 200um wavelength region," App. Opt., 12, 555-563, (1973).
2. R.M.Pope and E.S.Fry, "Absorption spectrum (380-700 nm) of pure water. II. Integrating cavity measurements" App. Opt., 36, 8710-8723, (1997).2. R.M. Pope and E.S. Fri, "Absorption spectrum (380-700 nm) of pure water. II. Integrating cavity measurements" App. Opt., 36, 8710-8723, (1997).
3. W.F.Cheong, S.A.Prahl, A.J.Welch. "A review of the optical properties of biological tissues", IEEEJ. Quantum Electron., 26:2166-2185, (1990).3. W.F. Cheong, S.A. Prahl, A.J. Welch. "A review of the optical properties of biological tissues", IEEEJ. Quantum Electron., 26: 2166-2185, (1990).
4. S.L.Jacques, "How tissue optics affect dosimetry for photochemical, photothermal, and photomechanical mechanisms of laser-tissue interaction," SPIE Proceedings, 1599, 316-322 (1992).4. S. L. Jacques, "How tissue optics affect dosimetry for photochemical, photothermal, and photomechanical mechanisms of laser-tissue interaction," SPIE Proceedings, 1599, 316-322 (1992).
5. Steven L. Jacques "Role of tissue optics and pulse duration on tissue effects during high-power laser irradiation", App. Opt. v.32, No. 13, pp.2447-2457, (1993).5. Steven L. Jacques "Role of tissue optics and pulse duration on tissue effects during high-power laser irradiation", App. Opt. v.32, No. 13, pp. 2444-2457, (1993).
6. D.Albagli, M.Dark, L.T.Perelman, С von Rosenberg, I Itzkan, M.S.Feld "Photomechanical basis of laser ablation of biological tissue" Optics Letters, v.19, No.21, pp.1684-1686, (1994)6. D.Albagli, M. Dark, LTPerelman, C. von Rosenberg, I Itzkan, MSFeld "Photomechanical basis of laser ablation of biological tissue" Optics Letters, v.19, No.21, pp. 1684-1686, ( 1994)
7. A.Oraevsky, R.O.Esenaliev, S.L.Jacques, F.K.Tittel, "Mechanism of precise tissue ablation with minimal side effects (under confined stress conditions of irradiation)" SPIE Proceedings, 2323, 250-261 (1995).7. A. Oraevsky, R. O. Esenaliev, S. L. Jacques, F. K. Tittel, "Mechanism of precise tissue ablation with minimal side effects (under confined stress conditions of irradiation)" SPIE Proceedings, 2323, 250-261 (1995).
8. A A.Oraevsky, S.L.Jacques, F.K.Tittel "Mechanism of laser ablation for aqueous media irradiated under confined-stress" J. Appl. Phys. V.78(2), pp.1281-1290, (1995).8. A A. Oraevsky, S. L. Jacques, F. K. Tittel, "Mechanism of laser ablation for aqueous media irradiated under confined-stress" J. Appl. Phys. V.78 (2), pp. 1281-1290, (1995).
9. I.Itzkan, D.Albagli, M.L.Dark, L.T.Perelman, Ch. von Rosenberg, M.S.Feld "The thermoelastic basis of short pulsed laser ablation of biological tissue", Proc. Natl. Acad. Sci. USA, v.92, pp.1960-1964, (1995).9. I. Itzkan, D. Albagli, M. L. Dark, L. T. Perelman, Ch. von Rosenberg, M.S. Feld "The thermoelastic basis of short pulsed laser ablation of biological tissue", Proc. Natl. Acad. Sci. USA, v. 92, pp. 1960-1964, (1995).
10. V.Venugopalan, N.S.Nishioka, В.В.Miki&, "Thermodynamic Response of Soft Biological Tissues to Pulsed Infrared-Laser Irradiation", Biophysical Journal, v.70, pp.2981- 2993, (1996).10. V. Venugopalan, N. S. Nishioka, V. B. Miki &, "Thermodynamic Response of Soft Biological Tissues to Pulsed Infrared-Laser Irradiation", Biophysical Journal, v. 70, pp. 2981-2993, (1996).
11. A.A.Oraevsky, S.L.Jacques, and F.K.Tittel, "Measurement of tissue optical properties by time-resolved detection of laser-induced transient stress" App. Opt. 36, 402-416 (1997).11. A.A. Oraevsky, S. L. Jacques, and F.K. Tittel, "Measurement of tissue optical properties by time-resolved detection of laser-induced transient stress" App. Opt. 36, 402-416 (1997).
12. D.Kim, M. Ye, C.P.Grigoropoulos, "Pulsed laser-induced ablation of absorbing liquids and acoustic-transient generation", Appl. Phys. A, v.67, pp.169-181, (1998).12. D. Kim, M. Ye, C. P. Grigoropoulos, "Pulsed laser-induced ablation of absorbing liquids and acoustic-transient generation", Appl. Phys. A, v. 67, pp. 169-181, (1998).
13. L.V.Zhigilei, B.J.Garrison, M.Goto, J.Hobley, M.Kishimoto, H.Fukumura, A.G.Zhidkov, "The role of inertial and spatial confinement in laser interaction with organic materials", Proceedings World Multiconference on Systems, Cybernetics and Informatics, Orlando, USA, pp.215-220, (2001).13. LVZhigilei, BJ Garrison, M. Goto, J. Hobley, M. Kishimoto, H. Fukumura, AGZhidkov, "The role of inertial and spatial confinement in laser interaction with organic materials", Proceedings World Multiconference on Systems, Cybernetics and Informatics, Orlando, USA, pp. 215-220, (2001).
14. Г.В.Островская. Эффективность преобразования световой энергии в акустическую при взаимодействии импульсного лазерного излучения с жидкой средой. I. Расчет эффективности преобразования при оптоакустическом взаимодействии, ЖТФ, т.72, вып.10, стр.95-102, (2002).14. G.V. Ostrovskaya. The efficiency of converting light energy into acoustic energy in the interaction of pulsed laser radiation with a liquid medium. I. Calculation of conversion efficiency in optoacoustic interaction, ZhTF, vol. 72, issue 10, pp. 95-102, (2002).
15. A.L.McKenzie, "Physics of thermal processes in laser-tissue interactions", Phys. Med. Biol. 35, pp.1175-1209 (1990)"15. A.L. McKenzie, "Physics of thermal processes in laser-tissue interactions", Phys. Med. Biol. 35, pp. 1175-1209 (1990) "
16. M.R.Prince, T.F.Deutsch, A.H.Shapiro, R J.Margolis, A.R.Oseroff, J.T.Fallon, J.A.Parrish, R.R.Anderson, "Selective ablation of atheromas using a flashlamp-excited dye laser at 465 nm", Proc. Nat. Acad. Sci. USA, v.83, pp.7064-7068, (1986).16. M. R. Prince, T. F. Deutsch, A. H. Shapiro, R. J. Margolis, A. R. Oseroff, J. T. Fallon, J. A. Parrish, R. R. Anderson, "Selective ablation of atheromas using a flashlamp-excited dye laser at 465 nm," Proc. Nat. Acad. Sci. USA, v. 83, pp. 7064-7068, (1986).
17. U.S.Sathyam, A.Shearin, and S.A.Prahl, "The Effects Of Spot Size, Pulse Energy, and Repetition Rate on Microsecond Ablation of Gelatin Under Water", Proc. SPIE 2391, 336-344, (1995).17. U.S. Sathyam, A.Shearin, and S.A. Prahl, "The Effects Of Spot Size, Pulse Energy, and Repetition Rate on Microsecond Ablation of Gelatin Under Water", Proc. SPIE 2391, 336-344, (1995).
18. B.S.Amurthur, S.A.Prahl, "Acoustic cavitation events during microsecond irradiation of aqueous solutions", Proc. SPIE 2970, 4-9, (1997).18. B. S. Amurthur, S. A. Prahl, "Acoustic cavitation events during microsecond irradiation of aqueous solutions", Proc. SPIE 2970, 4-9, (1997).
19. E.M.Дианов, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко, Н.В.Кравцов, В.В Фирсов. Лазер со световодным резонатором, Квантовая электроника, 3, № 11, стр.2503-2505, (1976).19. E.M. Dianov, S.K. Isaev, L.S. Kornienko, N.V. Kravtsov, V.V. Firsov. Laser with a fiber-optic resonator, Quantum Electronics, 3, No. 11, p. 2503-2505, (1976).
20. Е.М.Дианов, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко, Н.В.Кравцов, В.В.Фирсов. Комбинационный лазер со световодным резонатором, Квантовая электроника, 5, № 6, стр.1305-1309, (1978).20. E.M. Dianov, S.K. Isaev, L.S. Kornienko, N.V. Kravtsov, V.V. Firsov. Raman laser with a light guide, Quantum Electronics, 5, No. 6, p. 1305-1309, (1978).
21. S.K.Isaev, L.S.Kornienko, N.V.Kravtsov, N.M.Naumkin, B.G.Skuibin, V.V.Firsov YU. P Yatsenko. "Mode self-locking in solid-state lasers with long resonators". J. Opt. Soc. Am., v.68, No.11, pp.1621-1622, (1978).21. S.K. Isaev, L.S. Kornienko, N.V. Kravtsov, N.M. Naumkin, B.G. Skuibin, V.V. Firsov YU. P Yatsenko. "Mode self-locking in solid-state lasers with long resonators." J. Opt. Soc. Am., V. 68, No.11, pp. 1621-1622, (1978).
22. A.M.Забелин, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко. Селекция мод и перестройка частоты в лазере со световодным резонатором, Квантовая электроника, 8, № 12, стр.2695-2697, (1981).22. A.M. Zabelin, S.K. Isaev, L.S. Kornienko. Mode selection and frequency tuning in a laser with a fiber-optic resonator, Quantum Electronics, 8, No. 12, pp. 2695-2697, (1981).
23. Masataka Nakazawa, Masamitsu Tokuda, Naoya Uchida. "basing characteristics of a Nd3+:YAG laser with a long optical-fiber resonator". J. Opt. Soc. Am., v.73, №66, pp.838-842, (1983).23. Masataka Nakazawa, Masamitsu Tokuda, Naoya Uchida. "basing characteristics of a Nd 3+ : YAG laser with a long optical-fiber resonator." J. Opt. Soc. Am., V.73, No. 66, pp. 838-842, (1983).
24. E.M.Дианов, A.M.Забелин, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко. Кольцевой гранатовый лазер со световодным резонатором, Квантовая электроника, 11, № 8, стр.1509-1510, (1984).24. E.M. Dianov, A.M. Zabelin, S.K. Isaev, L.S. Kornienko. Ring garnet laser with a waveguide resonator, Quantum Electronics, 11, No. 8, p. 1509-1510, (1984).
25. Е.М.Дианов, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко, В.В.Фирсов, Ю.П.Яценко. Синхронизация компонент ВРМБ в лазере со световодным резонатором, Квантовая электроника, 16, № 1, стр.5-6, (1989).25. E.M. Dianov, S.K. Isaev, L.S. Kornienko, V.V. Firsov, Yu.P. Yatsenko. Synchronization of SBS components in a laser with a fiber-optic resonator, Quantum Electronics, 16, No. 1, pp. 5-6, (1989).
26. Г.И.Кромский, В.Н.Макаров, Л.Г Сапрыкин, Е.А.Степанцев, А.П.Фефелов, С.И.Хоменко. Модулятор добротности лазера, Авторское свидетельство СССР SU 11379107 (1983).26. G.I. Kromsky, V.N. Makarov, L.G. Saprykin, E.A. Stepantsev, A.P. Fefelov, S.I. Khomenko. Laser Q-switch, USSR Author's Certificate SU 11379107 (1983).
27. В.Denker, V.Osiko, S.Sverchkov, Yu.Sverchkov, A.Fefelov, S.Khomenko. "Highly efficient erbium glass lasers with Q-switching based on frustrated total internal reflection", v.19, №6, pp.544-547, (1992).27. B. Denker, V. Osiko, S. Sverchkov, Yu. Sverchkov, A. Fefelov, S. Khomenko. "Highly efficient erbium glass lasers with Q-switching based on frustrated total internal reflection", v.19, No. 6, pp. 544-547, (1992).
28. Абросимов С.А., Гречин С.Г., Кочиев Д.Г., Маклакова Н.Ю., Семененко В. ГВГ в кристалле КТР моноимпульсов микросекундной длительности, Квантовая электроника, 31, № 7, стр.643-646, (2001).28. Abrosimov SA, Grechin SG, Kochiev DG, Maklakova N.Yu., Semenenko V. SHG in a KTP crystal of single-pulse microsecond pulses, Quantum Electronics, 31, No. 7, pp. 643-646 , (2001).
29. Ren,Q; Gailitis, R.P.; Thompson, K.P.; Lin, J.T. Ablation of the cornea and synthetic polymers using a UV (213 nm)solid-state laser, IEEE J. Quantum Electron., 26:2284-2288, (1990).29. Ren, Q; Gailitis, R.P .; Thompson, K.P .; Lin, J.T. Ablation of the cornea and synthetic polymers using a UV (213 nm) solid-state laser, IEEE J. Quantum Electron., 26: 2284-2288, (1990).
30. R.P.Gailitis, Q.Ren, K.P.Thompson, J.T.Lin, G.O.Waring. Solid state ultraviolet laser (213 nm) ablation of the cornea and synthetic collagen lenticules, Lasers in Surgery and Medicine, Volume 11, Issue 6, Pages 556-562, (1991).30. R.P. Gailitis, Q. Ren, K.P. Thompson, J.T. Lin, G.O. Waring. Solid state ultraviolet laser (213 nm) ablation of the cornea and synthetic collagen lenticules, Lasers in Surgery and Medicine, Volume 11, Issue 6, Pages 556-562, (1991).
Claims (4)
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2006122323/14A RU2318466C1 (en) | 2006-06-23 | 2006-06-23 | Laser assembly for ablation of tissue and lithotripsy |
PCT/RU2007/000339 WO2008002198A1 (en) | 2006-06-23 | 2007-06-21 | Laser device for ablating tissues and for lithotripsy |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2006122323/14A RU2318466C1 (en) | 2006-06-23 | 2006-06-23 | Laser assembly for ablation of tissue and lithotripsy |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2318466C1 true RU2318466C1 (en) | 2008-03-10 |
Family
ID=38845854
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2006122323/14A RU2318466C1 (en) | 2006-06-23 | 2006-06-23 | Laser assembly for ablation of tissue and lithotripsy |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
RU (1) | RU2318466C1 (en) |
WO (1) | WO2008002198A1 (en) |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2478242C2 (en) * | 2011-06-07 | 2013-03-27 | Учреждение Российской академии наук Институт автоматики и электрометрии Сибирского отделения РАН | Q-switched and mode-coupled laser |
RU2494697C2 (en) * | 2007-12-28 | 2013-10-10 | Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. | Device for tissue ablation with mechanism of feedback of formation of photoacoustic section of affection |
RU2522965C2 (en) * | 2009-11-18 | 2014-07-20 | Уэйвлайт Гмбх | Material processing device and method for operation of this device |
RU2552688C2 (en) * | 2009-07-29 | 2015-06-10 | Алькон Ленскс, Инк. | Optical system for ophthalmic surgical laser |
RU2602943C2 (en) * | 2012-04-26 | 2016-11-20 | Дорниер Медтек Лазер Гмбх | Method for generating shaped laser pulses in a lithotripter and a lithotripter |
RU2632803C1 (en) * | 2016-04-12 | 2017-10-09 | Общество с ограниченной ответственностью "Русский инженерный клуб" | Biotissue dissecting method with laser radiation and device for its implementation |
RU2694126C1 (en) * | 2018-08-08 | 2019-07-09 | Общество с ограниченной ответственностью "Троицкий инженерный центр" | Surgical laser system |
RU214037U1 (en) * | 2021-10-12 | 2022-10-11 | Акционерное Общество "Наука И Инновации" | LASER INSTALLATION FOR LITHOTRIPSY |
Families Citing this family (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2009095742A1 (en) | 2008-01-31 | 2009-08-06 | Cellectis | New i-crei derived single-chain meganuclease and uses thereof |
CA2514517A1 (en) | 2003-01-28 | 2004-08-12 | Cellectis | Use of meganucleases for inducing homologous recombination ex vivo and in toto in vertebrate somatic tissues and application thereof |
ITMI20121997A1 (en) | 2012-11-23 | 2014-05-24 | Velleja Res Srl | FIBRINOLITIC COMPOSITIONS FOR THE PREVENTION AND TREATMENT OF FLEBOTROMBOTIC STATES |
CN109494562A (en) * | 2018-12-05 | 2019-03-19 | 武汉华锐超快光纤激光技术有限公司 | A kind of double frequency dipulse endovenous laser stone crusher |
CN115177364B (en) * | 2022-07-20 | 2024-06-18 | 中国人民解放军空军军医大学 | Thulium laser lithotripter with feedback system |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5144630A (en) * | 1991-07-29 | 1992-09-01 | Jtt International, Inc. | Multiwavelength solid state laser using frequency conversion techniques |
RU2038052C1 (en) * | 1992-02-27 | 1995-06-27 | Институт общей физики РАН | Method of crushing calculi in patients' organs |
DE4336947A1 (en) * | 1993-03-27 | 1995-05-04 | Laser Medizin Zentrum Ggmbh Be | Long pulse laser with resonator extension using an optical waveguide |
WO1996033538A1 (en) * | 1995-04-17 | 1996-10-24 | Coherent, Inc. | High repetition rate erbium: yag laser for tissue ablation |
-
2006
- 2006-06-23 RU RU2006122323/14A patent/RU2318466C1/en not_active IP Right Cessation
-
2007
- 2007-06-21 WO PCT/RU2007/000339 patent/WO2008002198A1/en active Application Filing
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
D.KIRN et al, "Pulsed laser-induced ablation of absorbing liquids and acoustic-transient generation", Appl. Phys. A, v.67, pp.169-181, (1998). ДИАНОВ Е.М. и др. Комбинационный лазер со световодным резонатором, Квантовая электроника, 5, №6, с.1305-1309, (1978). ЗАБЕЛИН А.М. и др. Селекция мод и перестройка частоты в лазере со световодным резонатором, Квантовая электроника, 8, №12, 1981, с.2695-2697. * |
Cited By (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2494697C2 (en) * | 2007-12-28 | 2013-10-10 | Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. | Device for tissue ablation with mechanism of feedback of formation of photoacoustic section of affection |
RU2552688C2 (en) * | 2009-07-29 | 2015-06-10 | Алькон Ленскс, Инк. | Optical system for ophthalmic surgical laser |
RU2522965C2 (en) * | 2009-11-18 | 2014-07-20 | Уэйвлайт Гмбх | Material processing device and method for operation of this device |
RU2478242C2 (en) * | 2011-06-07 | 2013-03-27 | Учреждение Российской академии наук Институт автоматики и электрометрии Сибирского отделения РАН | Q-switched and mode-coupled laser |
RU2602943C2 (en) * | 2012-04-26 | 2016-11-20 | Дорниер Медтек Лазер Гмбх | Method for generating shaped laser pulses in a lithotripter and a lithotripter |
US10258410B2 (en) | 2012-04-26 | 2019-04-16 | Dornier Medtech Laser Gmbh | Method for generating shaped laser pulses in a lithotripter and a lithotripter |
RU2632803C1 (en) * | 2016-04-12 | 2017-10-09 | Общество с ограниченной ответственностью "Русский инженерный клуб" | Biotissue dissecting method with laser radiation and device for its implementation |
RU2694126C1 (en) * | 2018-08-08 | 2019-07-09 | Общество с ограниченной ответственностью "Троицкий инженерный центр" | Surgical laser system |
RU214037U1 (en) * | 2021-10-12 | 2022-10-11 | Акционерное Общество "Наука И Инновации" | LASER INSTALLATION FOR LITHOTRIPSY |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2008002198A1 (en) | 2008-01-03 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
RU2318466C1 (en) | Laser assembly for ablation of tissue and lithotripsy | |
US6080148A (en) | Variable pulse width lasing device | |
KR100523789B1 (en) | Short pulse mid-infrared parametric generator for surgery | |
Chan et al. | A perspective on laser lithotripsy: the fragmentation processes | |
US20020133146A1 (en) | Short pulse mid-infrared parametric generator for surgery | |
AU601136B2 (en) | Multiwavelength laser source | |
US7063694B2 (en) | Method and system for photoselective vaporization for gynecological treatments | |
US20060007965A1 (en) | Passive Q-switch modulated fiber laser | |
US20070225696A1 (en) | Surgical apparatus for laser ablation of soft tissue | |
Serebryakov et al. | Mid-IR laser for high-precision surgery | |
WO1998041177A9 (en) | Short pulse mid-infrared parametric generator for surgery | |
RU2315582C1 (en) | Laser assembly | |
US20050256513A1 (en) | Method and system for vaporization of tissue using direct visualization | |
RU95493U1 (en) | LASER MACHINE | |
Vogel et al. | Time-resolved measurements of shock-wave emission and cavitation-bubble generation in intraocular laser surgery with ps-and ns-pulses and related tissue effects | |
RU214037U1 (en) | LASER INSTALLATION FOR LITHOTRIPSY | |
Kochiev et al. | Surgical solid-state lasers and their clinical applications | |
RU2209054C1 (en) | Ophthalmic surgical laser device | |
Steiger | Comparison of different pulsed and Q-switched solid state laser systems for endoscopic laser-induced shockwave lithotripsy: performance and laser/stone interactions | |
Abreu et al. | Diode laser-pumped, frequency-doubled neodymium: YAG laser peripheral iridotomy | |
Čech et al. | Generation of powerful 3 microns radiation and its delivery | |
El-Sherif | Pulsed optical fibre lasers: Self-pulsation, Q-switching and tissue interactions | |
Thomas et al. | Laser induced shock wave lithotripsy | |
Pierce | Tissue Interaction Mechanisms with Mid-Infrared Lasers |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20100624 |
|
NF4A | Reinstatement of patent |
Effective date: 20110920 |
|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20190624 |