[0001] Il est frappant de constater que les lasers à but chirurgical existants ne permettent pas de maîtriser tous les paramètres de l'interaction rayon-laser / tissus biologiques. Il est vrai que cette interaction est très complexe. En particulier il n'existe aucun laser médical qui permette de maîtriser parfaitement la profondeur de pénétration. Or il est nécessaire, si l'on ne veut pas endommager les tissus sous-jacents, de régler quatre paramètres: la durée de l'impulsion laser, sa puissance (ou la combinaison de la puissance et de la durée qui est l'énergie), la fréquence de répétition, qui règle, avec l'énergie, la vitesse d'ablation, et surtout la profondeur de pénétration qui dépend principalement de la longueur d'onde du laser (mais aussi de la diffusion thermique pour de longues impulsions).
[0002] La présente invention a pour objet un laser chirurgical amélioré, quasi universel, pouvant être utilisé en arthroscopie, urologie, gynécologie, et dans d'autres disciplines médicales. La première application envisagée est celle de la chirurgie des cartilages articulaires qui revêt une grande importance chez les humains, mais aussi chez les animaux domestiques, en particulier chez les chevaux de course. Actuellement, les travaux concernant le traitement par laser des cartilages arthrosiques, destinés à réparer les effets d'un accident, de la maladie ou de l'usure et à supprimer la cause de douleurs, sont très fragmentaires et les résultats incertains. Un laser capable de traiter ces cas est un net progrès.
[0003] Sachant que les tissus biologiques sont constitués d'environ 85% d'eau, la pénétration de la lumière laser est essentiellement gouvernée par celle de l'eau. Les 15% restant provoquent d'autres phénomènes qui dépendent de la nature du tissu. Par exemple, le cartilage articulaire présente un coefficient de rétro-diffusion très élevé dans le visible et le proche infrarouge: une grande partie de la lumière et renvoyée à l'extérieure.
[0004] Sachant que la profondeur de pénétration d'un rayon laser dans le tissu biologique dépend principalement des propriétés de l'eau et de la longueur d'onde du laser, l'idée de base de cette invention est d'utiliser les possibilités d'émission d'un cristal dopé avec plusieurs terres rares pour sélectionner, par un procédé électromécanique piloté par ordinateur, des longueurs d'onde correspondant à des pénétrations différentes. Un cristal laser co-dopé à l'holmium et au thulium possède plusieurs lignes de fluorescence dont la longueur d'onde, située autour de 2 micromètre correspond justement aux profondeurs de pénétration qui intéressent le chirurgien.
[0005] La fig. 1 montre la pénétration de la lumière laser dans l'eau entre 1.85 micromètre et 2.15 micromètre. Les croix représentent des longueurs d'onde possibles du laser.
[0006] Le laser, selon la présente invention est basé sur un cristal ou une céramique formé par exemple de YAG (Y3 AI5 O12), ou même sur un liquide aprotique polaire, servant de cage à des terres rares, pompé classiquement au moyen d'une lampe flash afin d'obtenir une énergie de sortie suffisante sans utiliser un étage amplificateur. Le milieu est dopé accessoirement avec du chrome afin de mieux coupler l'émission lumineuse du flash avec les bandes d'absorption des terres rares utilisées. L'énergie de l'impulsion laser dépend de la capacité du banc de condensateur alimentant le flash et de sa tension de charge, tandis que la durée de l'impulsion dépend de la valeur de l'inductance en série dans le circuit du flash. La sélection de la longueur d'onde se fait au moyen d'un, de plusieurs prismes ou d'un réseau, et par rotation d'un des éléments du système optique.
[0007] Une forme d'exécution du dispositif, selon l'invention, est donnée ci-dessous à titre d'exemple.
[0008] Un exemple de réalisation de la tête laser est donnée à la fig. 2. Elle se compose classiquement du cylindre elliptique 1 aux foyers duquel se logent la lampe flash 4 et le cristal laser 5. Le cylindre est fermé par les plaques 2 et 3, planes et parallèles qui optiquement forment l'image d'un cylindre de section elliptique infiniment long. Les tubes 6 et 7 servent respectivement à amener et à évacuer le liquide de refroidissement, tandis que les tubes 8 et 9 servent tout à la fois à tenir le cristal laser et à protéger ses faces du liquide de refroidissement et de la poussière. L'ouverture 10 sert à évacuer les éventuelles bulles d'air.
[0009] La fig. 3 montre un exemple de réalisation du dispositif optique où la sélection de la longueur d'onde se fait par rotation du miroir arrière à couches diélectriques 14, situé derrière le prisme 13, selon un axe vertical 18. Le système optique se compose en outre du milieu amplificateur de lumière (cristal YAG) 11 et du coupleur de sortie 12 formé d'un réflecteur à couches diélectriques partiel laissant passer une partie de la lumière. Le miroir 14 et le coupleur 12 ne forment un interféromètre de Perrot Fabry permettant l'émission stimulée de la lumière que pour une longueur d'onde qui dépend du pouvoir dispersif du prisme 13 et des angles 15 et 16 que forme le prisme 13 et le miroir 14 avec l'axe optique 17.
[0010] La fig. 4 montre un exemple de réalisation du dispositif homocinétique de sélection de la longueur d'onde. Le miroir 14 est monté sur une platine 31 qui est reliée au statif 19 par l'intermédiaire d'une bille 20, et de deux vis à réglage différentielle 21 et 22. Le statif 19 est lui même solidaire du banc optique 23. La bille 20 s'adapte dans deux encoches circulaires, de section en forme de V, 24 et 25, situées respectivement dans les faces de la platine 31 et du statif 19 et forme ainsi un point de pivotement sans jeu. La bille 26, fixée à l'extrémité de la vis micrométrique 20 vissée dans le statif 19, vient s'encastrer dans une ramure de section en forme de V 27 et forme, avec la bille 20, un axe de pivotement vertical 18 sans jeu. Le pivotement est assuré par la vis micrométrique 22 vissée dans le statif 19.
La rotation de la vis 22 est assurée par un moteur pas à pas non représenté ici. Les vis 28, 29 et 30, munies de ressorts appliquent une force de maintient entre la platine et le statif.
[0011] Il manque encore un réglage pour rendre l'axe de rotation 18 parallèle à une arrête du prisme. On l'obtient dans cet exemple de réalisation, selon la fig. schématique 6, en disposant un deuxième dispositif homocinétique (sans moteur) 32, placé horizontalement, supportant le prisme 13, et dont l'axe de rotation 33 est perpendiculaire aux faces du premier statif 19. Ces deux dispositifs permettent de régler la position dans l'espace de l'axe de rotation 18 et de le rendre parallèle à une arrête du prisme, tandis que la vis micrométrique 22 assure la rotation.
[0012] La fig. 5 montre un exemple de réalisation de vis micrométrique différentielle. Un axe 43 de 3 mm de diamètre comporte d'un côté un pas de vis fin 44 de M3 x 0,25 mm, tandis que l'autre extrémité comporte un pas de vis fin 45 de M3 x 0,20 mm. L'extrémité de l'axe comporte encore un logement hexagonal 34 de 1,5 mm permettant l'entraînement de l'axe. Le pas de vis 44 vient se visser dans le pas de vis correspondant 35 d'un cylindre lisse 37 qui coulisse sans jeu à l'intérieur de la vis 36. Le cylindre 37 est empêché de tourner par les deux ergots 39 et 40 qui coulissent sans jeu dans deux encoches 41 et 42 fraisées à l'extrémité de la vis 36. Le pas de vis 45 se visse dans la pas de vis correspondant 38 de la vis 36. La vis 36 comporte un pas de vis fin extérieur M6 x 05 et sert au réglage grossier et à sa fixation sur le statif.
[0013] Lorsque l'on visse l'axe intérieur 43, celui-ci s'éloigne de 0,25 mm par tour, mais il se visse en même temps dans le cylindre 37 et le fait reculer de 0,20 mm par tour. Le mouvement pat-rapport à la vis 36 est donc de 0,25 mm. - 0,20 mm = 0,050 mm par tour. En entraînant l'axe 43 avec un moteur pas à pas il est possible d'effectuer des déplacements de 1'000 nm environ par pas ou de 10 nm avec la technique des micro-pas. En prenant une distance de 60 mm entre l'axe 18 et l'extrémité de la vis micrométrique 22, la résolution angulaire est respectivement de 3,4 seconde d'arc ou de 0,034 seconde d'arc, ce qui permet une sélectivité suffisante des longueurs d'onde.
[0001] It is striking to note that existing surgical laser lasers do not make it possible to control all the parameters of the laser-ray / biological tissue interaction. It is true that this interaction is very complex. In particular there is no medical laser that allows to perfectly control the depth of penetration. Now it is necessary, if one does not want to damage the underlying tissues, to adjust four parameters: the duration of the laser pulse, its power (or the combination of the power and the duration which is the energy ), the repetition frequency, which adjusts, with the energy, the speed of ablation, and especially the depth of penetration which depends mainly on the wavelength of the laser (but also of the thermal diffusion for long pulses) .
The present invention relates to an improved surgical laser, almost universal, which can be used in arthroscopy, urology, gynecology, and other medical disciplines. The first application envisaged is that of articular cartilage surgery which is of great importance in humans, but also in domestic animals, especially in race horses. Currently, the work on laser treatment of osteoarthritic cartilage, intended to repair the effects of an accident, disease or wear and to remove the cause of pain, are very fragmentary and uncertain results. A laser able to treat these cases is a clear progress.
Knowing that biological tissues are made of about 85% water, the penetration of laser light is essentially governed by that of water. The remaining 15% causes other phenomena that depend on the nature of the tissue. For example, articular cartilage has a very high backscattering coefficient in the visible and near infrared: a large part of the light and returned to the outside.
Knowing that the depth of penetration of a laser beam into the biological tissue depends mainly on the properties of the water and the wavelength of the laser, the basic idea of this invention is to use the possibilities. of emission of a crystal doped with several rare earths to select, by a computer-controlled electromechanical process, wavelengths corresponding to different penetrations. A holmium-thulium co-doped laser crystal has several fluorescence lines whose wavelength, around 2 microns, corresponds precisely to the penetration depths of interest to the surgeon.
[0005] FIG. 1 shows the penetration of laser light in water between 1.85 micrometer and 2.15 micrometer. The crosses represent possible wavelengths of the laser.
The laser, according to the present invention is based on a crystal or a ceramic formed for example YAG (Y3 AI5 O12), or even on a polar aprotic liquid, serving cage rare earth, conventionally pumped by means of a flash lamp to obtain sufficient output energy without using an amplifier stage. The medium is incidentally doped with chromium in order to better couple the light emission of the flash with the rare earth absorption bands used. The energy of the laser pulse depends on the capacity of the capacitor bank supplying the flash and its charging voltage, while the duration of the pulse depends on the value of the series inductance in the flash circuit. The selection of the wavelength is done by means of one, several prisms or a network, and by rotation of one of the elements of the optical system.
An embodiment of the device according to the invention is given below as an example.
An embodiment of the laser head is given in FIG. 2. It is conventionally composed of the elliptical cylinder 1 at the hearths of which are housed the flash lamp 4 and the laser crystal 5. The cylinder is closed by the plates 2 and 3, plane and parallel which optically form the image of a cylinder of elliptical section infinitely long. The tubes 6 and 7 serve respectively to supply and discharge the cooling liquid, while the tubes 8 and 9 serve both to hold the laser crystal and to protect its faces from the coolant and dust. The opening 10 serves to evacuate any air bubbles.
FIG. 3 shows an exemplary embodiment of the optical device wherein the selection of the wavelength is done by rotation of the rear mirror with dielectric layers 14, located behind the prism 13, along a vertical axis 18. The optical system is further composed of light amplifier medium (crystal YAG) 11 and the output coupler 12 formed of a reflector with partial dielectric layers letting part of the light. The mirror 14 and the coupler 12 form a Perrot Fabry interferometer allowing the stimulated emission of light only for a wavelength that depends on the dispersive power of the prism 13 and the angles 15 and 16 that form the prism 13 and the mirror 14 with the optical axis 17.
FIG. 4 shows an embodiment of the homokinetic device for selecting the wavelength. The mirror 14 is mounted on a plate 31 which is connected to the stand 19 by means of a ball 20, and two screws with differential adjustment 21 and 22. The stand 19 is itself secured to the optical bench 23. The ball 20 fits in two circular notches, of V-shaped section, 24 and 25, located respectively in the faces of the plate 31 and the stand 19 and thus forms a pivot point without play. The ball 26, fixed to the the end of the micrometer screw 20 screwed into the stand 19, is embedded in a V-shaped section of section 27 and forms, with the ball 20, a vertical pivot axis 18 without clearance. The pivoting is ensured by the micrometric screw 22 screwed into the stand 19.
The rotation of the screw 22 is provided by a stepper motor not shown here. The screws 28, 29 and 30, provided with springs, apply a holding force between the plate and the stand.
It still lacks an adjustment to make the axis of rotation 18 parallel to a stop of the prism. It is obtained in this embodiment, according to FIG. schematic 6, by providing a second homokinetic device (without motor) 32, placed horizontally, supporting the prism 13, and whose axis of rotation 33 is perpendicular to the faces of the first stand 19. These two devices allow to adjust the position in the space of the axis of rotation 18 and make it parallel to a stop of the prism, while the micrometer screw 22 rotates.
FIG. 5 shows an exemplary embodiment of differential micrometer screw. An axis 43 with a diameter of 3 mm has on one side a fine screw thread 44 of M3 × 0.25 mm, while the other end has a fine thread pitch 45 of M3 × 0.20 mm. The end of the axis further comprises a hexagonal housing 34 of 1.5 mm for driving the axis. The screw thread 44 is screwed into the corresponding screw thread 35 of a smooth cylinder 37 which slides without play inside the screw 36. The cylinder 37 is prevented from rotating by the two pins 39 and 40 which slide without play in two notches 41 and 42 countersunk at the end of the screw 36. The screw thread 45 is screwed into the corresponding screw thread 38 of the screw 36. The screw 36 has a fine external screw thread M6 x 05 and is used for coarse adjustment and attachment to the stand.
When the inner axis 43 is screwed, the latter moves away from 0.25 mm per turn, but it is screwed at the same time in the cylinder 37 and reverses it by 0.20 mm per turn. . The movement pat-report to the screw 36 is 0.25 mm. - 0.20 mm = 0.050 mm per revolution. By driving the axis 43 with a stepper motor it is possible to make displacements of 1'000 nm in steps or 10 nm with the technique of micro-steps. By taking a distance of 60 mm between the axis 18 and the end of the micrometer screw 22, the angular resolution is respectively 3.4 arc seconds or 0.034 arc seconds, which allows a sufficient selectivity of the wavelengths.