BR112018012478B1 - Dispositivo a laser para tratamento seletivo de acne com aumento de temperatura da pele reduzido - Google Patents

Abstract

DISPOSITIVO A LASER PARA TRATAMENTO SELETIVO DE ACNE COM AUMENTO DE TEMPERATURA DA PELE REDUZIDO. Um dispositivo a laser para o tratamento seletivo de acne compreendendo: uma fonte de laser (1) terminando em um colimador óptico (2), que supre um feixe de laser; a dita fonte de laser (1) compreende uma chave (13) que permite que impulsos do dito feixe de laser de duração predefinida sejam transmitidos; uma interface optomecânica (3) compreendendo uma lente (4) focalizando o feixe de laser recebido do colimador óptico (2); uma fibra óptica (5) conectada na dita interface opto-mecânica (3); caracterizado pelo fato de que a dita fibra óptica (5) tem um comprimento maior que 15 m; e o dito dispositivo compreende uma peça manual (10) conectado na dita fibra óptica (5) onde a dita peça manual (10) compreende um sistema de zoom óptico (11) que permite que o diâmetro do feixe de laser que emerge da dita peça manual (10) seja variado de 0,5 mm a 5 mm.

Description

DESCRIÇÃO

[001] A presente invenção se refere a um dispositivo a laser para o tratamento seletivo de acne com aumento de temperatura da pele reduzido.

[002] Um dispositivo portátil manual compacto para tratar um dis túrbio de folículo sebáceo em uma região dérmica da pele é descrito no documento WO2008/008971.

[003] O objetivo da presente invenção é fornecer um dispositivo a laser extremamente eficiente para o tratamento seletivo de acne.

[004] Um objetivo adicional é fornecer um dispositivo a laser para o tratamento seletivo de acne com aumento de temperatura da pele reduzido, o que evita dano aos tecidos circundantes.

[005] Um objetivo adicional é fornecer um dispositivo a laser para o tratamento seletivo de acne com aumento de temperatura da pele reduzido, capaz de reduzir os efeitos de aquecimento da parte da pele envolvida no tratamento.

[006] De acordo com a presente invenção, os ditos objetivos e outros são obtidos por um dispositivo a laser para o tratamento seletivo de acne e por um método de acordo com as reivindicações anexas.

[007] Características adicionais da invenção são descritas nas reivindicações anexas.

[008] De acordo com a presente invenção, é fornecida uma solu ção para o tratamento seletivo de acne garantindo a otimização dos parâmetros físicos que determinam o aumento de temperatura, ΔT, que induz dano térmico da glândula sebácea, permitindo simultaneamente o controle dinâmico de alguns deles:

[009] - comprimento de onda de 1726 nm, em geral dentro da faixa de comprimento de onda de 1690 nm - 1750 nm, reduzindo assim os efeitos de aquecimento devido à absorção da água nos tecidos que circundam a glândula sebácea, garantindo o efeito de difusão mínima e, portanto valor máximo da fração f;

[0010] - energia P > 1 W garantindo assim uma fluência apropriada para o processo que é extremamente estável em emissão (flutuações < 3%) de modo a não alterar a profundidade do processo em longo prazo;

[0011] - feixe de laser tendo uma distribuição de intensidade de topo plana isto é, adequado para o tratamento seletivo da glândula sebácea que não induz dano nos tecidos circundantes e com um diâmetro Φ > 0,5 mm, mais em geral selecionável a partir de uma faixa de 0,5 mm - 5,0 mm, mantendo inalterada a distribuição de intensidade de feixe de laser e garantindo a possibilidade de penetrar o tecido biológico em uma maneira selecionada;

[0012] - controle de temperatura de superfície da pele, sem o uso de qualquer gás criogênico que possa criar choques térmicos na pele humana;

[0013] - duração do impulso do laser de modo não ser maios longo que o tempo para difusão de calor pela glândula sebácea e tal como para evitar o aquecimento do tecido que circunda a dita glândula.

[0014] O sistema objeto da presente invenção permite que uma distribuição de temperatura ótima seja obtida dentro do tecido biológico a fim de obter cm energia de radiação de laser mínima, o tratamento seletivo de acne, reduzindo o efeito de interação da radiação a laser com o dito tecido.

[0015] Deve ser adicionado que a solução proposta, em adição a superar os limites do processo de tratamento de acne, permite que um feixe de "topo plano" seja obtido, a distribuição de intensidade do qual é independente das condições de liberação de radiação de laser e da energia da dita radiação de laser.

[0016] As características e vantagens da presente invenção serão evidentes a partir da descrição detalhada seguinte de uma modalidade prática da mesma, ilustrada por meio de exemplo não limitante nos desenhos anexos, em que:

[0017] - a figura 1 mostra o aumento de temperatura ΔT induzido por um feixe de laser em 1726 nm, tendo uma distribuição de intensidade uniforme (topo plano) na direita e uma distribuição Gaussiana na esquerda, no tecido biológico com uma fluência de 50 J/cm2 e um diâmetro de feixe de 3,5 mm no topo e 1,5 mm no fundo, onde a simulação considera a glândula sebácea posicionada no eixo Y com R - 0 cm e a uma profundidade de superfície de pele de 0,6 mm, com o eixo X mostrando a profundidade em cm, e o eixo Y mostrando a dimensão do feixe em cm;

[0018] - a figura 2 mostra o perfil de aumento de temperatura ΔT ao longo do eixo vertical da glândula sebácea R=0 induzido por um feixe de laser com fluência igual a 50 J/cm2, tendo um perfil de intensidade Gaussiano com variação no diâmetro do feixe de laser óptico a partir da curva inferior para a curva superior igual a 0,25, 0,5, 1, 2, 3, 3,5, 4, 5 mm, onde a derme é encontrada entre os segmentos A e D, e a glândula sebácea é encontrada entre os segmentos B e C;

[0019] - a figura 3 mostra o perfil de aumento de temperatura ΔT ao longo do eixo vertical da glândula sebácea R=0 induzido por um feixe de laser com fluência igual a 50 J/cm2, tendo um perfil de intensidade uniforme com variação no diâmetro de feixe de laser óptico a partir da curva inferior para a curva superior igual a 0,25, 0,5, 1, 2, 3, 3,5, 4, 5 mm, onde a derme é encontrada entre os segmentos A e D, e a glândula sebácea é encontrada entre os segmentos B e C;

[0020] - a figura 4 mostra esquematicamente um sistema de laser para o tratamento seletivo de acne, de acordo com a presente invenção;

[0021] - a figura 5 mostra a evolução da distribuição de intensida de de feixe de laser em 1726 nm com variação no comprimento da fibra L para uma fibra tendo um diâmetro de núcleo de 200 mícron e abertura numérica de núcleo 0,22;

[0022] - a figura 6 mostra a dependência da penetração da radia ção no tecido biológico z como uma função do diâmetro do feixe de laser Φ;

[0023] - a figura 7 mostra a dependência da trajetória térmica Rth versus o tempo de duração do impulso

[0024] - a figura 8 mostra a variação de temperatura da glândula sebácea com um único impulso tendo uma duração de 400 ms;

[0025] - a figura 9 mostra a variação de temperatura da glândula se- bácea com uma sequência de três impulsos com a duração de 100 ms.

[0026] Quando a radiação de laser, ou mais geralmente a radiação de luz, atinge um tecido biológico, o primeiro efeito encontrado é absorção dos fótons pelo tecido. Simultaneamente os fenômenos de dispersão de fótons podem ser observados e em alguns casos os fenômenos de reflexão que competem com a absorção. Fisicamente, estes processos dependem do coeficiente de absorção dos tecidos (μa), o coeficiente de dispersão (μb) e o coeficiente de anisotropia (g) para a dispersão, e nas relações dos índices de refração (n) para a reflexão. Em segundo lugar, a luz absorvida pelo tecido biológico (abaixo também define alvo ou tecido alvo), é convertida em calor, energia, (ΔE) que pode espalhar nos tecidos circundantes. Consequentemente, um aumento de temperatura é registrado ((ΔT): ΔT = ΔE / (p x Cp) (equação 1) onde p e Cp são a densidade e o calor específico do tecido, respectivamente). Este aumento de temperatura ocorre não somente no tecido alvo, mas também nos tecidos vizinhos. A tendência temporal da difusão de calor é governada pelo tempo de relaxamento térmico (tr). O tempo de relaxamento térmico é definido como o intervalo de tempo exigido a fim de que, dada uma distribuição de temperatura Gaussiana tendo uma largura igual ao diâmetro do tecido alvo, seu valor central diminui por 50%. Para uma boa aproximação, tr [ms] é diretamente proporcional ao quadrado do diâmetro do tecido alvo e inversamente proporcional à constante de difusão do calor k: tr onde n depende da geometria do alvo. Por exemplo, uma glândula sebácea com comprimento de 0,1 mm aquece signifi- cantemente em 0,5 segundos. A energia absorvida pelo tecido alvo e a fluência da radiação incidente são ligadas por meio da equação: ΔE = μa x f x F (equação 2), onde f representa a fração de redução da intensidade de radiação incidente antes da atingir o tecido alvo. Se a intensidade, ou melhor, a fluência (F), definida como (Energia da radiação incidente)/(Área do ponto de radiação incidente), da radiação de luz é suficiente, então o aumento de temperatura destrói, para a equação 2, o tecido alvo. Deve ser lembrado que a fluência da radiação incidente (F) pode ser escrita em termos de energia de laser P e duração do impulso t como: F = (Energia x duração de impulso)/(área de ponto) e neste caso podemos falar sobre o dano térmico e é dito que a radiação de luz completou um tratamento. Combinando a equação 1 e equação 2 temos: (equação 3)

[0027] a partir da qual é deduzido que o aumento de temperatura que induz o dano térmico é proporcional:

[0028] a) ao coeficiente de absorção μa, e, portanto depende do comprimento de onda da radiação incidente ;

[0029] b) à fração f que diminui quando o fenômeno de dispersão aumenta e, portanto, quando ao ponto precedente depende do comprimento de onda da radiação incidente e é correlacionado com a profundidade z no qual a radiação de luz penetra no tecido biológico;

[0030] c) à energia da radiação incidente E e portanto à energia P do sistema de radiação por meio da relação

[0031] d) ao tempo de irradiação da radiação de luz que se maior que o tempo de relaxamento térmico tr pode induzir uma propagação maior do calor além do tecido alvo e portanto um aumento de temperatura excessivo;

[0032] e) ao diâmetro Φ e à distribuição de intensidade da área de feixe de laser;

[0033] f) ao valor de temperatura inicial Ti do tecido alvo.

[0034] Neste ponto é apropriado refletir na significância biológica das faixas de temperatura (ΔT). Em muitos tecidos humanos, um aumento de temperatura que induz uma temperatura na faixa de 50°C - 60°C é suficiente para induzir dano térmico, mas para valores mais altos, ocorrem efeitos altamente indesejados. Em detalhe, na faixa de temperatura 60°C - 70°C, as estruturas proteicas e ao colágeno são desnaturados, enquanto na faixa de temperatura de 70°C - 80°C, os ácidos nucléicos desagregam e as membranas se tornam permeáveis. Quando a temperatura atinge 100°C, ocorre a vaporização da água contida nos tecidos. Conclui-se que o método de induzir dano térmico devido ao aumento de temperatura (ΔT) em um tecido alvo por meio de radiação de luz é de interesse considerável para aplicações estéticas e médicas, mas, no dito processo, aumentos de temperatura inde- sejados nos tecidos circundantes, que podem induzir a efeitos colaterais como aqueles descritos acima, devem ser evitados. Segue que é fundamental nas aplicações acima mencionadas para controlar, durante o processo, todos os parâmetros físicos nos qual o aumento de temperatura depende (equação 3). De todos os estudos conhecidos, indubitavelmente as publicações pelo Prof. R.R. Anderson são as mais exaustivas. Fototermólise seletiva (Anderson e Parrish, Selective Phototherolisys: precise microsurgery by selective absortion of pulsed radiation in Science 220: 524-527 1983) é baseada no princípio que um aumento de temperatura apropriado e máximo (ΔT) ocorre somente no tecido alvo selecionado, isto é, o dano induzido pela radiação de luz ou radiação de laser é configurado (Alora e Anderson, Recent Developments in Cutaneous Lasers in Lasers Surgery and Medicine 26:1098-118 2000). A técnica de fototermólise seletiva foi aplicada em áreas diferentes, incluído o tratamento seletivo de acne. US 6605080 ilustra um método e aparelho para o direcionamento seletivo de tecidos ricos em lipídios, e ensina de modo excelente os valores de fluência para o tratamento seletivo de acne mas deixa aberto o problema de penetração da radiação incidente no tecido biológico, assumindo o mesmo comprimento de onda, considerando que, novamente como estabelecido em US 6605080, as glândulas sebáceas são localizadas em uma profundidade, que é extensiva, variando de 1 mm a 4 mm da superfície da pele. Neste aspecto, o Requerente notou que a penetração z da radiação na pele depende da fluência e em particular da área, isto é, o diâmetro Φ do ponto de laser (figura 1). US 6605080 indica as faixas de fluência de energia e faixas de valor de tempo dentro das quais se pode realizar o tratamento de acne. As ditas faixas de valor não consideram a correlação, indicada matematicamente na equação 3, existente com a eficiência de penetração no tecido biológico. Novamente em US 6605080 numerosas faixas de comprimento de onda À são sugeridas (880 nm-935 nm, 1150 nm - 1230 nm, 1690 nm- 1750 nm e 2280 nm- 2350 nm) em que é possível tratar acne seletivamente. Como a fototermólise seletiva estabelece, a melhor condição para o tratamento seletivo de acne é quando o coeficiente de absorção dos lipídios (μalip) em que a glândula sebácea é rica, e maior que o coeficiente de absorção da água (μaH20) em que a epiderme e derme são ri-cas, que é o tecido que circunda a dita glândula. Desta maneira, uma forte (seletiva) absorção da glândula sebácea é obtida, e não dos tecidos circundantes ricos em água. A dita condição ocorre em todas as faixas de comprimento de onda registradas em US 6605080, mas as faixas de comprimento de onda acima mencionadas não são equivalentes para o propósito do tratamento de acne em pele humana por duas razões:

[0035] 1- passando da faixa de 880 nm- 935 nm para a faixa 1690 nm- 1750 nm da contribuição de radiação, em energia P, que atinge a superfície da pele humana é 10 vezes menor;

[0036] 2- o efeito da dispersão diminui quando o comprimento de onda aumenta e portanto a fração f varia;

[0037] 3- por outro lado, a capacidade de penetração da radiação de luz aumenta com o comprimento de onda.

[0038] Consequentemente, é conveniente definir uma única faixa de comprimento de onda único, ou melhor, um comprimento de onda em que emitir a fonte de luz ou melhor a fonte de laser e otimizar todos os parâmetros para o tratamento seletivo de acne para este comprimento de onda. Em 2006, o Prof. Rox R. Anderson (Anderson e outros, Selective Photothermolysis of Lipid-Rich Tissues: A Free Electron Laser Study Lasers in Surgery and Medicine 38: 913-919 2006) realizou testes preliminares com um Laser de Elétron Livre tendo comprimento de onda em 1720 nm, chegando à conclusão que a faixa de absorção de lipídio seletiva em 1720 nm poderia ser de interesse para o tratamento seletivo de alvos de superfície (isto é, máximo de profundidade de pele de 2 mm) como as glândulas sebáceas de superfície. Mais recentemente, em 2011m uma fonte de fibra óptica foi desenvolvida baseada em dispersão de Raman capaz de emitir radiação a laser em um comprimento de onda de 1708 nm (Alexander e outros, Photo- thermolise of sebaceous glands in human skin ex vivo with a 1,708 micron Raman fiber laser and contact cooling in Laser in Surgery and Medicine 43: 470-480 2011). A decisão de usar uma fonte de fibra óptica baseada em dispersão Raman, que, portanto garante a operação na melhor faixa de comprimento de onda para o tratamento seletivo de acne, significa que o feixe emergente tem uma distribuição de intensidade com perfil Gaussiano. O limite desta solução é o uso do dito feixe de laser tendo distribuição de intensidade com perfil Gaussiano. De fato, o dito feixe não é mais adequado para o tratamento seletivo de acne. Existem numerosas soluções que definem um sistema de resfriamento da superfície da pele, isto é, definem um valor de temperatura inicial apropriado Ti. Muitas destas soluções são baseadas na emissão de líquidos criogênicos na superfície de pele (Painthankar e outros, Acne treatment with a 1,450 wavelength and cryogen spray cooling, Lasers in Surgery and Medicine 31: 106-114 2002). Estas soluções são frequentemente muito complexas e não ótimas quando, durante o tratamento, o valor de fluência da radiação que induz o aumento de temperatura ΔT tem que ser drasticamente modificado.

[0039] Em conclusão, a técnica conhecida tem diferentes aborda gens para o tratamento seletivo de acne, mas não existe uma solução total que permite o controle e modificação dinâmica de todos os parâmetros que influenciam o aumento de temperatura e que são discutidos matematicamente na equação 3. Consequentemente, nenhuma das soluções apresentadas exclui a possibilidade de induzir dano biológico aos tecidos que circundam a glândula sebácea.

[0040] Simulações de Monte Carlo foram usadas para identificar possíveis soluções para superar os limites da técnica conhecida descrita acima. Nestas simulações, o tecido alvo é representado por uma glândula sebácea localizada dentro da pele, em particular na derme. A glândula está localizada, por exemplo, em 0,6 mm da superfície da pele e tem um comprimento de 1,0 mm. A figura 1 ilustra as simulações de Monte Carlo que na esquerda mostram o aumento de temperatura (ΔT) induzido por um feixe tendo um perfil de intensidade Gaussiano quando o diâmetro do ponto de radiação de laser diminui, e na direita mostram o aumento de temperatura (ΔT) induzido por um feixe de laser tendo um perfil de intensidade uniforme (também chamado "topo plano") quando o diâmetro do ponto de radiação de laser diminui. Nesta discussão, é estabelecido que a distribuição de intensidade de feixe de laser é de topo plano, isto é uniforme, quando a relação (^) entre o desvio padrão da intensidade (δ1) com relação ao valor médio da mesma intensidade (<I>) é menor que um valor predefinido, aqui estabelecido em 15%. Com a mesma fluência, é observado que um feixe tendo uma distribuição de intensidade uniforme (topo plano) induz um aumento de temperatura uniforme (ΔT) nas primeiras camadas de tecido, isto é, aqueles que precedem a glândula sebácea. Por outro lado, um feixe de laser tendo um perfil de intensidade Gaussiano induz um forte gradiente de aumento de temperatura (ΔT), especialmente nas primeiras camadas do tecido. Isto é particularmente evidente na figura 2. A figura 2 mostra o perfil de aumento de temperatura (ΔT) ao longo do eixo vertical da glândula sebácea (R=0) induzido por um feixe de laser tendo um perfil de intensidade Gaussiano (superior esquerdo) e induzido por um feixe de laser tendo um perfil de intensidade uniforme (inferior direito) quando o diâmetro do feixe de laser varia. Com um feixe de laser tendo um perfil de intensidade Gaussiano com diâmetro >1 mm, um aumento de temperatura >70°C é induzido nas camadas da pele que precedem a glândula. O dito aumento é indesejado para a dita camada de pele. O dito efeito não ocorre com um feixe de laser tendo a mesma fluência que o precedente, mas caracterizado por uma distribuição de intensidade uniforme. Além do mais, com um feixe de laser tendo uma distribuição de intensidade uniforme (topo plano), quando o diâmetro do feixe varia, a variância de aumento de tempera-tura (ΔT) é bastante reduzida. Conclui-se que um feixe de laser tendo uma distribuição de intensidade uniforme é preferível com relação a um feixe de laser tendo uma distribuição de intensidade de perfil Gau- ssiano para o propósito do tratamento seletivo de acne sem o efeito colateral de dano aos tecidos circundantes. As análises das simulações de Monte Carlo ressaltam que à medida que o diâmetro do feixe de radiação de laser incidente aumenta, o grau de penetração z da radiação no tecido biológico aumenta. A vantagem de modular o diâmetro do ponto Φ portanto é evidente, mantendo constante a fluência do processo. A fim de atingir camadas de pele mais ou menos profundas. O uso de um feixe de "topo plano" é preferido em várias aplicações (EP2407807, US5658275) e existem numerosas técnicas para obter tal perfil de feixe partindo de uma distribuição de intensidade de uma fonte multimodo. Em particular em US5658275, um feixe de "topo plano" é obtido injetando um feixe de laser multimodo (número V > 2.405) em duas fibras multimodo, a primeira tendo um número V menor que a segunda; na segunda fibra, chamada fibra de controle remoto, a fibra é flexionada com um raio de curvatura apropriado (conhecida como técnica de flexão). Soluções são também conhecidas (WO2011070306) em que um feixe de laser tendo um perfil de intensidade Gaussiano é convertido por meio de materiais não lineares e um feixe tendo uma distribuição de intensidade. Um feixe de laser tendo um perfil de intensidade arbitrário pode ser feito de topo plano também por meio de óptica de difração especial. As ditas soluções não são particularmente ótimas. Em detalhe, a aplicação na qual um raio de curvatura é introduzido em uma fibra, a fim de obter um feixe com uma distribuição de intensidade uniforme, não é aconselhável devido a problemas de perda de energia induzida pela curvatura (D. Marcuse, "Curvature loss formula for optical fibers", J. Opt. Soc. AM, 66 (3), 216 (1976)) e a probabilidade de criar micro fraturas nas fibras submetidas à curvatura. A decisão de mudar de uma fibra com um número-V V1 para uma fibra tendo um número-V V2, de modo que V2>V1, exige o uso de óptica que tem o efeito de quebrar a frente de onda e induzir perdas na intensidade da luz. Finalmente, soluções que envolvem o uso de óptica discreta, tais como microlentes, ou materiais não lineares induzem perdas de energia consideráveis na passagem da radiação de laser através de materiais não lineares. Finalmente, também é conhecido que para obter um feixe tendo uma distribuição de intensidade uniforme a iniciação do feixe não uniforme na fibra deve ocorrer com ângulos apropriados (Shealy and Hoffnagle Laser beam shaping profiles and propagation in Appl. Optics Vol. 45 2006).

[0041] Um dispositivo a laser para tratamento seletivo de acne, de acordo com a presente invenção, compreende uma fonte de laser 1 em fibra óptica baseada no efeito Raman. A fonte 1 termina em um colimador óptico 2. O colimador 2 está oticamente alinhado com uma fibra óptica 5 por meio de uma interface opto-mecânica 3. A interface opto-mecânica 3 é composta de um sistema de ajuste micrométrico linear e angular que por meio de uma lente 4, posicionada dentro dele, focaliza o feixe colimado que emerge do colimador 2 dentro do núcleo da fibra 5. A interface opto-mecânica 3 termina em um conector SMA 6 e a fibra multimodo 5 começa com um conector SMA 7.

[0042] A fibra 5 termina em um conecto SMA 8, que é conectado a uma peça de mão 10, que é colocada em contato com o tecido biológico durante o tratamento por meio de um conector SMA 9 que coopera com o conector SMA 8.

[0043] A peça de mão 10 compreende um sistema de zoom óptico 11 que permite que o feixe de laser que emerge da fibra 5 seja ampliado.

[0044] A peça de mão 10 compreende em sua extremidade uma janela de safira 12.

[0045] A fonte de laser 1 compreende uma chave 13 que interrom pe a transmissão do feixe de laser e permite o ajuste da duração dos impulsos de laser enviados.

[0046] Ativando apropriadamente a chave 13 é possível enviar im pulsos de laser da duração desejada e separados por tempos de espera desejados.

[0047] A fonte 1 emite no comprimento de onda de 1726 nm ou geralmente na faixa de comprimento de onda 1720 nm -1730 nm. Não somente na dita faixa está o coeficiente de absorção dos lipídios maior que o coeficiente de absorção da água, μaiip = 10 cm - 1 > μaH2o = 6cm -1 (@1720 nm), mas o coeficiente de dispersão (3,5 cm- - 1 @1720 nm) é bastante reduzido com relação ao coeficiente de absorção dos lipídios (10 c -1 @1720 nm) garantindo a condição que quase todos os fótons incidentes são absorvidos pelo tecido biológico. A radiação que emerge do colimador óptico 2 é colimado e tem um diâmetro na faixa de 3 mm - 5 mm. a fonte 1 pode emitir radiação de luz em modo contínuo ou em modo pulsado. A fonte de laser 1 é fornecida com um regulador de energia e uma chave que fornece a emissão pulsada da fonte. Dada a natureza da fonte 1, o perfil de intensidade da radiação que emerge do colimador 2 tem uma forma Gaussiana. Em uma configuração alternativa, a fonte de laser pode ser terminada com uma fibra que tem um número-V > 2,405.

[0048] A interface opto-mecânica 3 é composta de um sistema de ajuste micrométrico linear e angular que por meio de uma lente 4 focaliza o feixe colimado que emerge do colimador 2 dentro do núcleo da fibra 5.

[0049] A fibra 5 tem as seguintes características:

[0050] 1. o diâmetro Φ e a abertura numérica NA de seu núcleo, não são funcionais para a criação de um feixe tendo uma distribuição de intensidade uniforme mas são funcionais para assegurar que a injeção da radiação de laser colimada por meio da lente 4 é maximizada de modo a não induzir perdas em intensidade de luz e excesso de aquecimento indesejado do conector SMA 7;

[0051] 2. número-V > 2.405;

[0052] 3. o núcleo pode ter um perfil circular, quadrado ou retangular;

[0053] 4. um comprimento L de modo a obter depois de certo valor de L, chamado L*, um feixe de laser tendo uma distribuição de intensidade uniforme;

[0054] 5. é enrolada com um raio de curvatura que é funcional so mente para alojar no dispositivo e não é de modo a induzir perdas de intensidade de radiação devido à flexão.

[0055] A figura 5 mostra a distribuição de intensidade do feixe de laser emergindo da fibra 5 para valores diferentes do comprimento de fibra L. Por meio de exemplo, para uma fibra tendo número-V - 78.50, o valor de L para o qual a distribuição de intensidade é uniforme ^ ^ 15% é L* é igual a ou maior que 25 m. Se consideramos ^ ^ 20%, o comprimento L* é igual a ou maior que 15 m.

[0056] Deve ser notado que quando o comprimento da fibra L é L > L*, o parâmetro ^ é independente das condições de liberação, por exemplo, as especificações da lente 4. Portanto, a obtenção deste último resultado torna um dos parâmetros físicos ^ funcional para o tratamento seletivo de acne independente de quaisquer condições de alinhamento óptico do sistema que poderiam mudar com o tempo. Além do mais, a escolha técnica de usar somente o parâmetro de comprimento da fibra como um elemento de controle para produzir o feixe de topo plano tem a vantagem de não introduzir qualquer tipo de perda de energia P da fonte de laser 1. Em conclusão: a solução técnica escolhida para obter a uniformidade apropriada da distribuição de intensidade ^ ^ 15% para o tratamento seletivo de acne é independente da energia P da radiação de laser necessária para o tratamento.

[0057] Foi verificado que L* depende do valor de número-V da fi bra e o comprimento de onda da radiação de laser incidente. Em particular foi verificado que L* diminui quando o número-V aumenta e L* aumenta quando o comprimento de onda diminui. Em conclusão, não somente a faixa de comprimento de onda de 1720 nm -1730 nm selecionada é vantajosa para os valores de coeficientes descritos acima, mas o valor de uniformidade de distribuição de intensidade obtido é menor. Na solução proposta, o raio de curvatura com o qual a fibra é alojada no dispositivo não tem qualquer efeito de tornar a distribuição de intensidade uniforme. Em conclusão, a fibra 5 que satisfaz as 5 condições acima mencionadas é o elemento que transforma o feixe de laser tendo uma distribuição de intensidade com um perfil de intensi-dade Gaussiano emergindo do colimador 2 em um feixe de laser tendo uma distribuição de intensidade uniforme. Em uma maneira similar, a fibra 5 pode transformar um feixe de laser de modo não único com uma distribuição de intensidade não uniforme em um feixe tendo uma distribuição de intensidade uniforme. Em uma maneira similar, a fibra 5 pode transformar um feixe de laser de modo não único com uma distribuição de intensidade não uniforme em um feixe tendo uma distribuição de intensidade uniforme.

[0058] O fato que a fibra 5 e a peça manual 10 são conectadas por meio de dois conectores SMA torna a peça manual 10 um elemento substituível, isto é, é extremamente útil no campo de aplicação no caso de falha ou dano do mesmo durante o tratamento.

[0059] O sistema de zoom 11 consiste de um sistema óptico adap tado para produzir na janela de safira 12, que é posicionado no plano de imagem do dito sistema, uma imagem ampliada da superfície de saída da fibra 5 garantindo a mesma distribuição de intensidade.

[0060] O zoom óptico 11 é um sistema óptico composto de 3 len tes. Por meio de exemplo, uma primeira lente 11a é uma lente convexa plana que focaliza o feixe emergindo da fibra 5 na segunda lente 11b. a segunda lente 11b é uma lente bicôncava. A terceira lente 11c é uma lente biconvexa que transforma o feixe ampliado que vem da se- gunda lente 11b em um feixe colimado que atinge a janela 12. A segunda lente biconvexa 11b movendo entre a primeira 11a e a terceira lente 22c dispersa os raios de luz, modificando a ampliação do feixe emergindo da fibra 5.

[0061] O movimento da segunda lente 11b ocorre em uma manei ra conhecida e pode ser ajustado do exterior no modo contínuo.

[0062] Em uma solução alternativa depois que a terceira lente 11c é possível introduzir uma quarta lente pianoconvexa adicional 11d que permite que o feixe ampliado seja focalizado dentro do tecido biológico. O grau de ampliação "m" obtido pelo sistema de zoom 11 é variável obtendo assim, dinamicamente durante o tratamento, o diâmetro mais apropriado Φ do feixe de laser. Esta configuração óptica não varia a distribuição de intensidade do feixe de laser.

[0063] Por meio de exemplo, admitindo a hipótese que a fibra 5 é uma fibra que tem um diâmetro de núcleo de 0,2 mm, o sistema de zoom 11 permite uma ampliação variando de 2,5x a 25x para ser obtida dinamicamente, de modo que produz na janela de safira um diâmetro de feixe de laser variando na faixa de 0,5 mm - 5,0 mm, e mais preferivelmente 1,5 a 3,5 mm. Esta solução tem uma característica única de modificar, durante o tratamento, dois parâmetros de processo: a fluência, e, portanto o aumento de temperatura ΔT no tecido alvo e a dimensão do feixe de laser emergente, e, portanto o nível de profundidade no tecido atingido pela radiação (figuras 6 e 7). É salientado que o dito dinamismo não afeta o nível de uniformidade da distribuição de intensidade de feixe de laser. Portanto é possível introduzir um sistema de reali- mentação que conecta a ampliação produzida pelo sistema 11, e, por-tanto o diâmetro do ponto Φ, com o ajuste da energia P emitida peã fonte de laser 1 de modo que cada diâmetro do ponto que atinge a superfície da pele, a fluência apropriada é obtida. Por meio de exemplo, se desejamos aplicar 50 J/cm2 com um feixe tendo distribuição de intensida- de uniforme e diâmetro 3,5 mm, uma energia de laser de aproximadamente 60 W seria exigida. Se durante o mesmo tratamento fosse necessário reduzir a fluência, por exemplo, de 50 J/cm2 a 30 J/cm2, sem varia a profundidade do processo, isto é manter o ponto em 3,5 mm, é suficiente para reduzir a energia da fonte 1 para aproximadamente 36 W. Um exemplo adicional: se desejamos aplicar 30 J/cm2 com um feixe tendo distribuição de intensidade uniforme e diâmetro 4,0 mm, uma energia de laser de aproximadamente 62 W seria exigida. Se durante o mesmo tratamento fosse necessário para reduzir a profundidade de processo sem variar a fluência, então seria suficiente reduzir a dimensão do ponto em 2,0 mm e a energia da fonte de laser 2 para 19 W. A figura 6 mostra a dependência da profundidade de processo z na dimensão do feixe Φ- Note que durante o tratamento de acne, não é problemático alcançar as glândulas sebáceas dispostas em camadas da pele mais superficiais, mas é mais difícil atingi as glândulas localizadas a uma profundidade. A solução proposta permite que esta condição crítica seja solucionada à medida que permite tratamento igual das glândulas de superfície e as glândulas mais profundas ou em geral variando de 0,5 mm a 5,0 mm, em uma maneira dinâmica. Uma vantagem adicional da solução proposta é evidente considerar as posições dos receptores de dor na pele. Elas estão localizadas nas áreas de superfície da pele z < 2,5 mm e têm uma densidade média de aproximadamente 100/cm2. Segue-se que tratar as glândulas sebáceas localizadas perto da superfície da pele, por exemplo, na faixa de ze [0,5 mm; 2,5 mm], e reduzir o estímulo do número maior de receptores, é conveniente trabalhar com feixes tendo diâmetros Φ < 2,0 mm.

[0064] Em alguns casos para reduzir o dano nas camadas de su perfície da pele, é conveniente reduzir a temperatura das ditas camadas. Para reduzir a temperatura das primeiras camadas da pele, um sistema de resfriamento pode ser usado (não mostrado), conectado à peça de mão 10, que por meio de um fluxo de ar emitido de um tubo 14 pode abaixar a temperatura da janela de safira 12 posicionada depois do sistema de zoom 11; a janela de safira 12 é colocada em contato com o tecido biológico a ser tratado. O dito sistema de resfriamento permite que a temperatura seja ajustada em uma faixa de -10°C a +10°C. Esta solução oferece uma vantagem dupla: por um lado, os fluxos de água não são usados para resfriar a janela 12 e por outro, o fluxo de ar que atinge o lado interno da janela 12, isto é, aquele oposto à superfície de contato com o tecido biológico a ser tratado, impede a formação de condensado produzido pelas temperaturas baixas às quais o elemento 12 é exposto. A janela de safira 12 é em geral na janela óptica escolhida por seu valor alto de condutividade térmica e transparência à radiação de interesse, mas não altera a forma do perfil de intensidade de feixe de laser.

[0065] O processo de resfriamento das várias camadas da pele abaixo da superfície da pele é regulado pelas leis de termodinâmica. Levando em conta isto e a presença da chave 13 da fonte de laser 1, a duração do impulso ou a série de impulsos a serem aplicados pode ser regulada, como mostrado nas figuras 8 e 9.

[0066] No instante t = 0 mseg, a glândula sebácea é irradiada com uma energia P por um tempo A temperatura da glândula passa da temperatura basal do tecido Tbase para a temperatura máxima Tpeak, isto é, um aumento de temperatura ΔT é obtido. A duração do impulso de laser t é menor que o tempo de relaxamento térmico do tecido alvo (no exemplo é 450 ms), que como discutido previamente depende da geometria do alvo, de modo a não induzir aquecimento do tecido circundante. Após a radiação, a temperatura diminui e depois de certo tempo a temperatura da glândula retorna para Tbase.

[0067] Se a duração do impulso t, isto é, o período de tempo que a energia P é administrada, não é suficiente para induzir um aumento de temperatura ΔT que produz dano térmico na glândula sebácea, a duração do impulso T é aumentada até que o limite máximo é atingido representado pelo tempo de relaxamento térmico. Isto resulta no aquecimento das regiões de tecido que circundam a glândula devido à liberação da energia absorvida pela glândula. A extensão destas regiões depende da duração do impulso, e a trajetória térmica Rth (figura 7), que representa a propagação radial da energia liberada pela glândula sebácea irradiada, depende do tempo de duração da radiação.

[0068] A solução proposta permite evitar o aquecimento das partes de tecido que circundam a glândula sebácea por meio de uma modulação de tempo do impulso de laser. A figura 9 mostra um exemplo da dita modulação para uma glândula sebácea com valor de desnaturação térmica de 50°C e tr ~500 ms. A figura 8 mostra o valor de temperatura induzido por uma fonte que emite um impulso com duração de 400 ms. A figura 9 mostra o valor de temperatura induzido pela mesma fonte que emite três impulsos com duração de 100 ms cada, espaçados por um tempo de 500 ms, de acordo com a presente invenção. No primeiro caso, a propagação radial é 0,45 mm, no segundo caso, aquele de acordo com a presente invenção, o dito valor e reduzido por 50%, isto é, atinge o valor de 0,22 mm. Por meio de exemplo, o impulso da fonte 1 pode ser modulado na faixa entre 10 ms e 500 ms.

[0069] Se fontes de laser únicas de energia apropriada não estão disponíveis para realizar o tratamento seletivo de acne, é introduzida uma solução alternativa na qual duas ou mais fontes são combinadas.

Claims (8)

1. Dispositivo a laser para o tratamento seletivo de acne compreendendo: uma fonte de laser (1) terminando em um colimador óptico (2), que supre um feixe de laser; a dita fonte de laser (1) compreende uma chave (13) que permite que impulsos do dito feixe de laser de duração predefinida sejam transmitidos; uma interface opto-mecânica (3) compreendendo uma lente (4) focalizando o feixe de laser recebido do colimador óptico (2); uma fibra óptica (5) conectada na dita interface opto- mecânica (3); e o dito dispositivo compreende uma peça manual (10) conectada na dita fibra óptica (5) caracterizado pelo fato de que a dita fibra óptica (5) possui um comprimento maior do que 15 m; e em que a dita peça manual (10) compreende um sistema de zoom óptico (11) que permite que o diâmetro do feixe de laser que emerge da dita peça manual (10) varie de 0,5 mm a 5 mm.

2. Dispositivo, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a dita fonte de laser (1) emite um feixe de laser no comprimento de onda de 1726 nm.

3. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a dita fonte de laser (1) é monomodo.

4. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a dita fibra óptica (5) é uma fibra multímodo.

5. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a dita fibra óptica (5) produz em sua saída um feixe de laser possuindo uma distribuição de intensidade de feixe de topo plano, em que a relação entre o desvio padrão da intensidade em relação ao valor médio da mesma intensidade é menor do que 20%.

6. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a dita peça manual (10) compreende em sua saída uma janela de safira (12).

7. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que compreende um sistema de resfriamento que envia ar a uma temperatura predefinida para a superfície interna da dita janela de safira (12).

8. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações precedentes, caracterizado pelo fato de que a dita chave (13) é controlada de modo que a duração de um impulso esteja na faixa entre 10 ms e 550 ms.