ES2211697T3 - Perforador laser con divisor de haz o modulador optico-acustico. - Google Patents
Perforador laser con divisor de haz o modulador optico-acustico.Info
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Abstract
Perforador de láser para llevar a cabo perforaciones en la piel comprendiendo: a) un elemento emisor de láser (20) el cual emite un haz de impulsos, opcionalmente seleccionado del grupo que consiste en Er:YAG, de impulsos de CO2, Ho:YAG, Er:YAP, Er/Cr:YSGG, Ho:YSGG, Er:GGSG, Er:YLF, Tm:YAG, Ho:YAG, Ho/Nd: YALO3, cobalto:MgF2, HF químico, DF químico, monóxido de carbono, láseres UV profundos y de frecuencia triplicada Nd:YAG; b) una fuente de energía (10); c) una red que forma un impulso de alta tensión (16) conectada a la fuente de energía; d) medios (22) para excitar el elemento que emite el láser (20) conectados a la red que forma el impulso (16); e) una cavidad del láser (18); f) una serie de prismas divisores de la luz (48) colocados para crear múltiples haces que emanan simultáneamente del perforador de láser, o alternativamente un modulador acústico-óptico (52) colocado fuera de la cavidad del láser (18) para desviar consecutivamente el haz a diferentes ángulos para crear diferentes emplazamientos de perforación en la piel; y g) medios de enfoque (28) para enfocar el haz en forma de sección de elipse cerrada a una distancia de por lo menos 10 mm desde el elemento que emite el láser (20) y provisto de un eje de menos de 1 mm en el punto focal.
Description
Perforador láser con divisor de haz o modulador
óptico-acústico.
Esta solicitud es una continuación en parte de la
patente americana pendiente US Nº 07/968,862 registrada el 28 de
octubre de 1992, correspondiente a
WO-A-9409713.
Esta invención pertenece al ámbito de los equipos
médicos, es decir equipos médicos de láser.
El procedimiento tradicional de recogida de
pequeñas cantidades de sangre de un paciente utiliza la perforación
mecánica de la piel con un dispositivo afilado, como por ejemplo un
bisturí de metal o una aguja. Este procedimiento tiene muchas
desventajas, dos de las cuales son la posible infección de los
trabajadores sanitarios o del público en general con el dispositivo
utilizado para perforar la piel y la costosa manipulación y
eliminación de residuos biológicamente peligrosos.
Cuando la piel se perfora con un dispositivo
afilado, como por ejemplo un bisturí de metal o una aguja, el
residuo biológico se crea en forma del "elemento afilado" que
está contaminado por la sangre o el tejido del paciente. Si el
paciente está infectado con cualquiera de una serie de agentes que
aparecen en la sangre, como por ejemplo el virus de la
inmunodeficiencia humana (HIV-Human
Immunodeficiency Virus) que causa el síndrome de la
inmunodeficiencia adquirida (AIDS-Autoimmune
Deficiency Syndrome), el virus de la hepatitis, o el agente
etiológico de otras enfermedades, el elemento afilado puede suponer
una amenaza seria a otros que deban estar en contacto con él.
Existen muchos casos documentados de infecciones de HIV por parte
de trabajadores sanitarios que fueron accidentalmente heridos con un
elemento afilado contaminado.
La eliminación de elementos afilados es también
un problema importante. La eliminación de materiales contaminados
plantea tanto un problema logístico como una carga económica al
usuario final, como por ejemplo a la institución médica. En los
años 1980 ocurrieron numerosos casos de residuos biológicos
inadecuadamente tratados, lavados en playas públicas. El potencial
de que otras personas, tales como los consumidores de drogas por
vía intravenosa, obtengan agujas inadecuadamente desechadas es
también problemático.
Existe una desventaja adicional del procedimiento
tradicional de ser herido por un instrumento afilado con el
propósito de extraer sangre. A menudo, el procedimiento de producir
la herida se tiene que repetir antes de obtener sangre suficiente.
Esto causa tensión y angustia significativas al paciente.
Evidentemente, el procedimiento actual de
perforación de la piel con el propósito de extraer sangre tiene
problemas inherentes significativos. Estos problemas aparecen
porque se utiliza un instrumento afilado en el proceso. Por lo
tanto, existe la necesidad de una técnica para perforar la piel que
no utilice un elemento afilado. Este procedimiento evitaría la
necesidad de eliminar instrumentos contaminados y reduce los
riesgos del cruce de infecciones.
Los láseres se han utilizado en los últimos años
como una herramienta muy precisa y eficaz para una variedad de
procedimientos quirúrgicos. Entre las potencialmente nuevas fuentes
de radiación de láser, los elementos de tierras raras son del mayor
interés para la medicina. El más prometedor de ellos es un cristal
YAG (Ytrium-aluminum garnet - Itrio Alumino
Granate) contaminado con iones de erbio (Er). Con la utilización de
este cristal, es posible construir un láser de
erbio-YAG (Er:YAG) el cual puede ser configurado
para emitir energía electromagnética a una longitud de onda (2,94
micras) la cuál es fuertemente absorbida por el agua. Cuando se
irradia un tejido, el cual está constituido principalmente por
agua, con radiación a, o cerca de, esta longitud de onda, se
calienta rápidamente. Si la intensidad de la radiación es
suficiente, el calentamiento es lo suficientemente rápido como para
causar la vaporización del tejido. Algunas utilizaciones médicas de
los láseres de Er:YAG se han descrito en las disciplinas de
odontología, ginecología y oftalmología. Véase, por ejemplo "El
efecto de la radiación de láser de YAG:Er en tejidos duros y
blandos" de Bogdasarov y otros, Prepint 266, Instituto de física
general, Moscú, 1987; "Fundamentos experimentales para la
aplicación del láser YAG:Er" de Bol'shakov, E.N. y otros, SPIE
1353:160-169, láseres y medicina (1989).
El dispositivo de acuerdo con la invención
utiliza un haz láser para perforar la piel del paciente. La
perforación se produce irradiando la superficie de la piel mediante
un impulso enfocado de la energía electromagnética emitida por el
láser. Es posible perforar la piel con mucha precisión hasta una
profundidad que se puede seleccionar sin causar daño clínicamente
relevante al tejido próximo sano, mediante una selección prudente
de los siguientes parámetros de irradiación: longitud de onda,
fluencia de la energía (determinada dividiendo la energía del
impulso por el área irradiada), la duración temporal del impulso y
el tamaño del punto de irradiación.
Se proporciona un dispositivo que emite un haz
láser de impulsos enfocado a un punto pequeño con el propósito de
perforar el tejido. Ajustando la salida del láser, se puede
controlar la profundidad, la anchura y la longitud de la perforación
para ajustarla al propósito para el cual se requiere la perforación.
Este procedimiento se puede utilizar para crear un agujero pequeño
relativamente estrecho en la piel el cual penetra dentro del lecho
de capilares, permitiendo de ese modo la extracción de sangre para
una variedad de propósitos. Opcionalmente, se puede añadir un
dispositivo de calentamiento previo del tejido para incrementar el
flujo de la sangre antes de la perforación con el láser. Se
incorporan ventajosamente enclavamientos de seguridad para evitar un
funcionamiento peligroso e irradiaciones accidentales del
láser.
Este dispositivo puede ser adicionalmente
modificado para incluir un contenedor. Un contenedor de ese tipo se
puede añadir para: (1) incrementar el rendimiento en la extracción
de sangre y suero; (2) reducir el ruido creado cuando el haz láser
perfora el tejido del paciente; y (3) recoger el tejido erosionado.
En el contenedor se hace opcionalmente el vacío para acelerar la
recogida de sangre y suero. En una realización, el contenedor recoge
únicamente el tejido erosionado. El ruido creado a partir de la
interacción del haz láser con la piel del paciente puede causar
angustia al paciente. El contenedor opcional reduce la intensidad
del ruido y por lo tanto alivia la angustia y la tensión del
paciente. El contenedor minimiza también el riesgo de contaminación
cruzada y garantiza la esterilidad de la muestra recogida. La
colocación del contenedor en el dispositivo de esta invención es
única ya que cubre el tejido que está siendo perforado en el
momento de la perforación por el haz láser y por lo tanto es capaz
de recoger la muestra de sangre y el tejido erosionado cuando
ocurre la perforación.
Esta invención proporciona también un medio para
perforar la piel de un paciente de una manera que no produce
sangrado. La perforación creada típicamente penetra a través de la
capa de queratina o de ambas, la capa de queratina y la epidermis.
Esto permitirá la administración de productos farmacéuticos a
través de la piel. Existen muchas ventajas en la administración de
medicamentos de este modo, por ejemplo: los medicamentos se pueden
administrar continuamente en un paciente externo durante largos
períodos de tiempo y la velocidad y el rendimiento del medicamento
suministrado se puede mejorar para aquellos medicamentos que sean
lentos o incapaces de penetrar a través de la piel. Además, este
procedimiento de administración proporciona una ruta de
administración alternativa para medicamentos que, de otro modo,
requerirían ser inyectados.
Esta invención evita la utilización de elementos
afilados. La ausencia de un elemento afilado contaminado eliminará
el riesgo de heridas accidentales y los riesgos relacionados a los
trabajadores sanitarios, el paciente y cualquier persona que pueda
entrar en contacto con el elemento afilado, ya sea por accidente o
por necesidad.
La ausencia de elementos afilados también evita
la necesidad de eliminar residuos biológicamente peligrosos. Por lo
tanto, esta invención proporciona un procedimiento ecológicamente
seguro de perforar la piel.
El dispositivo de esta invención no requiere unas
habilidades especiales para utilizarlo. Es pequeño, ligero de peso
y se puede utilizar con baterías que se pueden recargar. Esta
movilidad y facilidad de uso hace posible utilizar el dispositivo en
una variedad de emplazamientos, como por ejemplo, una habitación de
un hospital, de una clínica o de una casa.
Las características de seguridad incorporadas en
este dispositivo no requiere que el operario del dispositivo, el
paciente, o quién esté en las proximidades del dispositivo cuando
está siendo utilizado, lleve elemento alguno de protección para los
ojos. Esta es una mejora considerable sobre los dispositivos láser
de la técnica anterior los cuales requieren una protección especial
de este tipo.
La presente invención se entenderá mejor y sus
ventajas serán apreciadas por aquellos expertos en la técnica con
referencia a los dibujos que se acompañan, en los cuales:
La figura 1 muestra el dispositivo láser con su
fuente de energía, red de formación del impulso de alta tensión,
lámpara de destello, varilla de láser, espejos, alojamiento y
lentes de enfoque.
La figura 2 muestra un enclavamiento cargado por
resorte opcional y un aplicador opcionalmente calentado.
La figura 3 muestra medios alternativos de
excitar la varilla de láser utilizando un diodo láser.
La figura 4 muestra un mecanismo de enfoque
alternativo.
La figura 5A muestra múltiples divisores del haz
como por ejemplo espejos parcialmente plateados, espejos dicroicos,
o prismas divisores del haz para crear múltiples perforaciones
simultáneas. La figura 5B muestra un modulador acústico-óptico con
alta tensión modulada para accionar el modulador y desviar el haz
para crear múltiples perforaciones simultáneas.
La figura 6 muestra un parche que puede ser
utilizado para esterilizar el emplazamiento de la perforación.
La figura 7A muestra un parche para la
esterilización y el suministro de productos farmacéuticos. La
figura 7B muestra un parche con un material transparente al láser
opcional como por ejemplo mica, cuarzo o zafiro el cual es
transparente al haz láser en el centro del parche.
La figura 8 muestra un contenedor opcional para
recoger la sangre y el tejido erosionado y para reducir el ruido
que resulta de la interacción entre el láser y el tejido del
paciente.
La figura 9 muestra un tapón y el centro de
perforación del tapón.
La figura 10 muestra un contenedor opcional para
recoger el tejido erosionado y reducir el ruido que resulta de la
interacción entre el láser y el tejido del paciente.
La figura 11 muestra una versión opcional del
contenedor de recogida el cual es especialmente útil cuando el
contenedor incluye un reactivo para mezclar con la sangre.
Esta invención proporciona un dispositivo para
perforar la piel, tanto para recoger muestras de sangre como para
la administración de productos farmacéuticos. El dispositivo
utiliza un haz láser, específicamente enfocado y que emite a una
longitud de onda apropiada, preferiblemente entre 2 y 7 micras,
para crear pequeños agujeros en la piel del paciente. El haz láser
se enfoca con una lente para producir un punto de irradiación en la
piel de un tamaño de aproximadamente 0,1-1 mm de
diámetro y una fluencia de energía en la gama de
10-10.000 j/cm^{2}. Opcionalmente, el punto puede
ser en forma de raja con una anchura de 0,05-0,5 mm
y una longitud de hasta 2,5 mm.
Como se representa en las figuras, el dispositivo
comprende una conexión a la energía la cual puede ser tanto un
suministro eléctrico normalizado 10, como opcionalmente un paquete
de baterías que se pueden recargar 12, opcionalmente con un
interruptor de enclavamiento de la energía 14 con fines de
seguridad; una red de formación de impulsos de alta tensión 16; una
cavidad de la bomba láser 18 conteniendo una varilla de láser 20,
preferiblemente Er:YAG; medios para excitar la varilla de láser,
preferiblemente una lámpara de destellos 22 sostenida en el
interior de la cavidad de la bomba láser; un resonador óptico
comprendiendo un espejo de alta reflectancia 24 colocado detrás de
la varilla de láser y un espejo de acoplamiento de salida 26
colocado antes de la varilla de láser; una lente de enfoque de
transmisión 28 colocada más allá del espejo de acoplamiento de
salida; opcionalmente, una segunda lente cilíndrica de enfoque 27
colocada entre el espejo de acoplamiento de salida y la lente de
enfoque de transmisión; un aplicador 30 para colocar la piel del
sujeto en el punto focal del haz láser, que opcionalmente se
calienta por ejemplo con un calentador termoeléctrico 32, fijado al
alojamiento del láser 34; un enclavamiento 36 colocado entre el
aplicador y el suministro de energía y opcionalmente un descargador
del haz 38 fijado al aplicador con un puerto de acceso de botón
40.
Las figuras 1-2 son
representaciones esquemáticas de la realización preferida del
dispositivo de la invención. El dispositivo preferiblemente extrae
energía de una línea normal de 110 V o 220 V, 10 (una fase, 50 ó 60
Hz) que se rectifica y se utiliza para cargar un banco de
capacitores incluidos en la red de formación de impulso de alta
tensión 16. Opcionalmente, se puede utilizar un paquete de baterías
que se pueden recargar 12. El banco de capacitores establece una
alta tensión de corriente continua a través de la lámpara de
destellos de alta salida 22. Opcionalmente, puede estar provisto un
enclavamiento de la energía 14, como por ejemplo una cerradura de
contactos, que evitará la carga accidental de los capacitores y por
lo tanto la excitación accidental del láser. Se puede añadir al
dispositivo un enclavamiento adicional en el aplicador, como por
ejemplo un enclavamiento cargado por resorte 36, de forma que la
descarga de los capacitores requiera que ambos enclavamientos lo
permitan.
Presionando un interruptor, un impulso de tensión
se puede sobre imponer a la tensión ya existente a través de la
lámpara de destellos para causar que la lámpara de destellos
conduzca y, como consecuencia, inicie el destello. La luz de la
lámpara de destellos está colocada en la cavidad del láser 18 que
tiene una forma tal que la mayor parte de la luz se dirige
eficazmente a la varilla de láser 20, la cual absorbe la luz y, al
excitarse, emite el láser como consecuencia. Los espejos de la
cavidad del láser de baja 26 y de alta 24 reflectancia colocados
colinealmente con el eje largo del láser, sirve para amplificar y
alinear el haz láser.
Opcionalmente, como se representa en la figura 3,
un láser de diodo 42 el cual produce un haz de la bomba colineal
con el eje largo del cristal de láser se puede utilizar en lugar de
la lámpara de destellos para excitar el cristal. El haz de la bomba
de este láser está colimado con lentes de colimación 44 y se
transmite a la varilla de láser primaria a través del espejo
infrarrojo de alta reflectancia 45. Este espejo de alta
reflectancia permite que el haz láser de bomba de diodo sea
transmitido mientras refleja la luz infrarroja desde el láser
primario.
El material de láser Er:YAG es el material
preferido para la varilla de láser, porque la longitud de onda de
la energía electromagnética emitida por este láser 2,94 micras,
está muy cerca de uno de los picos de las longitudes de onda de
absorción (aproximadamente 3 micras) del agua. Por lo tanto, esta
longitud de onda es fuertemente absorbida por el agua. El
calentamiento rápido del agua causa la perforación de la piel.
Otro material útil para emitir láser es cualquier
material que, cuando es inducido a emitir láser, emita a una
longitud de onda que sea fuertemente absorbida por el tejido, como
por ejemplo a través de la absorción por el agua o los ácidos
nucléicos o las proteínas y consecuentemente cause la perforación
requerida de la piel. Un láser puede cortar efectivamente el tejido
para crear las perforaciones deseadas en dónde el tejido exhiba un
coeficiente de absorción de 10-10.000 cm^{-1}.
Ejemplos de elementos útiles que emiten láser son los láseres de
impulsos de CO_{2}, Ho:YAG (holmio:YAG), Er:YAP, Er/Cr:YSGG
(erbio/cromo: itrio, escandio, galio, granate; 2,796 micras),
Ho:YSGG (holmio: SIG; 2,088 micras), Er:GGSG (erbio: gadolinio,
galio, escandio, granate), Er:YLF (erbio: itrio, litio, fluoruro;
2,8 micras), Tm:YAG (tulio: YAG; 2,01 micras), Ho:YAG (holmio: YAG;
2,127 micras); Ho/Nd: YAIO_{3} (holmio/neodimio: itrio,
aluminato; 2,85-2,92 micras), cobalto:MgF_{2}
(cobalto: magnesio, fluoruro; 1,75-2,5 micras), HF
químico (fluoruro de hidrógeno; 2,6-3 micras), DF
químico (deuterio fluoruro; 3,6-4 micras), monóxido
de carbono (5-6 micras), láseres UV profundos y de
frecuencia triplicada Nd:YAG (neodimio: YAG, en dónde el haz láser
pasa a través de cristales los cuales causan que la frecuencia se
triplique).
Utilizando la tecnología normal, algunos de estos
materiales de láser proporcionan el beneficio adicional del pequeño
tamaño, permitiendo que el dispositivo perforador de láser sea
pequeño y portátil. Además del Er:YAG, los láseres Ho:YAG
proporcionan esta ventaja.
El haz láser emitido se enfoca hacia abajo hasta
un punto de un tamaño de un milímetro o inferior al milímetro con
la utilización de las lentes de enfoque 28. Consideraciones
relativas a temas de seguridad del láser sugieren que se utilicen
lentes de enfoque de longitud focal corta para asegurar que la
velocidad de fluencia de la energía (w/cm^{2}) sea baja excepto en
el foco de la lente en dónde está colocada la muestra de tejido que
se va a perforar. Consecuentemente, se minimiza el peligro del haz
láser.
El haz se puede enfocar de forma que sea más
estrecho a lo largo de un eje que en el otro a fin de producir una
perforación en forma de raja mediante la utilización de una lente
de enfoque cilíndrica 27. Esta lente, la cual enfoca el haz a lo
largo de un eje, se coloca en serie con la lente de enfoque de
transmisión 28. Cuando las perforaciones son en forma de raja el
daño asociado con la perforación se reduce considerablemente.
Opcionalmente, el haz se puede ensanchar, por
ejemplo, a través de la utilización de una lente de divergencia
cóncava 46 (véase la figura 4), antes del enfoque a través de la
lente de enfoque 28. Este ensanchamiento del haz produce como
resultado un haz láser con una velocidad de fluencia de la energía
incluso inferior a una distancia corta más allá del punto focal,
reduciendo consecuentemente el nivel de peligro. Además, esta
disposición óptica reduce las anomalías ópticas en el punto láser
en la posición del tratamiento, consecuentemente dando como
resultado una perforación más precisa.
De acuerdo con la invención, el haz se puede
dividir por medio de un divisor de haz para crear haces múltiples
capaces de perforar en diversos emplazamientos simultáneamente o
casi simultáneamente. La Figura 5 proporciona dos variaciones
útiles de divisores del haz. En una versión, múltiples divisores
del haz 48 tales como espejos parcialmente plateados, espejos
dicroicos, o prismas divisores del haz pueden estar provistos
después de que se haya enfocado el haz. Alternativamente, a un
modulador acústico-óptico 52 se le puede suministrar alta tensión
modulada para accionar el modulador 52 y desviar el haz. Este
modulador está fuera de la cavidad del láser. Funciona desviando el
haz láser secuencial y rápidamente en una variedad de ángulos para
simular la producción de múltiples haces.
Un calentador pequeño, como por ejemplo un
calentador termoeléctrico 32, está opcionalmente colocado al final
del aplicador de láser próximo al emplazamiento de la perforación.
El calentador eleva la temperatura de la piel y de los capilares
que se van a perforar antes de la irradiación con el láser. Esto
incrementa el flujo de sangre, lo cual aumenta el volumen de sangre
recogido cuando el dispositivo se utiliza para ese propósito. Una
gama sugerida de temperaturas de la piel está entre 36ºC y 45ºC,
aunque es apropiada cualquier temperatura que cause vasodilatación y
el incremento resultante del flujo de sangre sin alterar la
composición química de la sangre.
Un contenedor 68 está opcionalmente ajustado
dentro del alojamiento del láser y está colocado cerca del
emplazamiento de la perforación. El contenedor reduce la intensidad
del ruido producido cuando el haz láser perfora el tejido del
paciente, aumenta el rendimiento de la recogida de sangre y recoge
el tejido erosionado. El contenedor tiene una forma tal que permite
una inserción fácil dentro del alojamiento del láser y proporciona
un ajuste con fricción en el interior del alojamiento del láser. La
figura 8 muestra el contenedor insertado dentro del alojamiento del
láser y colocado sobre el emplazamiento de la perforación.
La forma y el tamaño del contenedor son tales que
permiten la inserción dentro del aplicador y permiten recoger la
muestra de sangre y el tejido erosionado. Preferiblemente, el
contenedor tiene forma de bala con un volumen de alrededor de 1,5
mililitros.
En la realización preferida, el contenedor está
construido de vidrio o de plástico. En una realización se ha
realizado el vacío en el contenedor. El vacío opcional en el
contenedor ejerce una presión negativa sobre el emplazamiento de la
perforación, incrementado de ese modo el rendimiento de la recogida
de sangre. El contenedor está opcionalmente recubierto con
productos químicos anticoagulantes y conservantes. Ejemplos de
conservantes incluyen el ácido etilenodiaminatetraacético (EDTA) o
benzoato de sodio. Ejemplos de productos químicos anticoagulantes
son la heparina de sodio y el citrato de sodio.
El extremo del contenedor próximo al
emplazamiento de la perforación está opcionalmente sellado a prueba
de aire con un tapón 70. El tapón 70 está fabricado de material de
una flexibilidad adecuada para que se adapte a los contornos del
emplazamiento de perforación (por ejemplo, un dedo). El
emplazamiento deseado de la perforación se presiona firmemente
contra el tapón. El material del tapón es impermeable a la
transferencia de gas. Además, el material del tapón es lo
suficientemente fino como para permitir la perforación del material
así como la perforación de la piel por el láser. En la realización
preferida, el tapón está fabricado de caucho.
El centro de perforación del tapón 74, como se
representa en la figura 9, está preferiblemente fabricado de
material de caucho delgado. El grosor del tapón es tal que el tapón
puede mantener el vacío antes de la perforación y el láser puede
perforar tanto el tapón como el tejido adjunto al tapón. Para
utilizarlo con un láser Er:YAG, el tapón debe tener un grosor en la
gama de aproximadamente 100 a 500 micras, pero como máximo 1
milímetro de grosor.
El centro de perforación del tapón 74 es lo
suficientemente grande como para cubrir el emplazamiento de
perforación. Opcionalmente, el emplazamiento perforado es un
agujero redondo con un diámetro aproximado en la gama de
0,1-1 mm, o en forma de raja con una anchura de
aproximadamente 0,05-0,5 mm y una longitud
aproximada de hasta 2,5 mm. Por lo tanto, el centro de perforación
del tapón es suficientemente grande como para cubrir emplazamientos
de perforación de estos tamaños.
El emplazamiento de perforación es firmemente
presionado contra el material de caucho. Opcionalmente, se puede
colocar un anillo de adhesivo en el tapón de caucho para
proporcionar un cierre hermético entre el emplazamiento de la
perforación y el contenedor. Preferiblemente, el emplazamiento de la
perforación en el tapón se estira cuando el tejido es presionado
contra el tapón. Este estiramiento del material del tapón causa que
el agujero creado en el tapón se extienda más allá del tamaño del
agujero creado en el tejido. Como resultado, la sangre y el suero
pueden fluir sin impedimentos dentro del contenedor 68.
El contenedor 68 incluye una ventana 72 que está
fabricada de un material que transmite los infrarrojos y está
colocado en la trayectoria del haz láser en el extremo del
contenedor próximo al haz. El haz láser penetra en el contenedor a
través de la ventana, perfora el centro de perforación del tapón 74
y perfora el tejido del paciente. En la realización preferida, el
material que transmite los infrarrojos es cuarzo, pero otros
ejemplos de materiales adecuados para infrarrojos incluyen sal
gema, germanio y polietileno.
En una segunda realización del contenedor, como
se representa en la figura 10, el contenedor 68 incluye un agujero
76 a través del cual pasa el láser. En esta segunda realización, el
contenedor únicamente recoge el tejido erosionado. Como en la
primera realización, el emplazamiento de la perforación es
firmemente presionado contra el contenedor. El contenedor puede
incluir opcionalmente un tapón próximo al emplazamiento de la
perforación, sin embargo, no es esencial porque no existe la
necesidad de mantener el vacío en la segunda realización. Ambas
realizaciones del contenedor reducen el ruido creado por la
interacción entre el haz láser y el tejido del paciente y de ese
modo alivia la ansiedad y la tensión del paciente.
Opcionalmente, el contenedor es desechable, de
forma que el contenedor y el tapón se pueden desechar después de su
utilización. Adicionalmente, el contenedor puede contener reactivos
para diversas pruebas que se lleven a cabo con la sangre extraída.
Ejemplos de tales reactivos son la heparina de sodio y otros
reactivos conocidos en la técnica para ser utilizados en los
análisis químicos normales de la sangre. Véase por ejemplo, Garza,
D. Y otros, Manual de análisis de sangre (3ª edición) Appleton and
Lang Pub. Co. Norwalk, CT, 1993. Los reactivos se colocan de forma
que no estén en la trayectoria de la luz láser. Los reactivos están
presentes preferiblemente en forma seca, recubriendo las paredes
interiores del contenedor y de ese modo disponibles rápidamente para
la interacción con la muestra de sangre que se extrae.
Una configuración preferible del contenedor
cuando contiene un reactivo se representa en la figura 11. En esta
configuración, el contenedor tiene una muesca 78 en la base de tal
forma que cualquier reactivo fluido presente en el contenedor no
caiga en la línea de fuego del haz láser cuando el contenedor se
sostiene tanto vertical como horizontalmente. El apéndice 80 del
área con la muesca está fabricada de una substancia transparente a
los infrarrojos, como por ejemplo cuarzo.
Cuando los reactivos están presentes en el
contenedor antes de la extracción de sangre, es beneficioso
etiquetar el contenedor de alguna manera con los reactivos
contenidos en el interior, o con la prueba que se va a llevar a
cabo en la muestra utilizando esos reactivos. Un procedimiento
preferido de un etiquetado para este tipo es mediante la utilización
de tapones con códigos de colores. Por ejemplo, un tapón azul puede
indicar la presencia de un reactivo A, mientras que un tapón rojo
puede indicar la presencia de los reactivos B más C en el interior
del contenedor.
A fin de esterilizar la piel antes de la
perforación, se puede colocar opcionalmente un parche de papel, o
de otro material delgado, impregnado de alcohol sobre el
emplazamiento que se va a perforar. Este material también puede
evitar que se desprenda tejido potencialmente infectado en el hilo
liberado por la perforación. El material debe ser transparente al
haz láser. Ejemplos de materiales de este tipo son una capa delgada
de cuarzo, mica o zafiro. Alternativamente, se puede colocar sobre
la piel una capa delgada de plástico, como por ejemplo una película
de cloruro de polivinilo. Aunque el haz láser perforará el
plástico, el plástico evita que parte del hilo se desprenda y por
lo tanto disminuye cualquier riesgo potencial de contaminación a
partir de tejido infectado. Adicionalmente, se puede añadir una
capa de una substancia viscosa estéril, como por ejemplo vaselina,
al material transparente o a la película de plástico para
incrementar la adherencia del material o del plástico a la piel y
adicionalmente disminuye la contaminación del hilo. Adicionalmente,
un parche de este tipo se puede utilizar para suministrar alérgenos,
anestesia local o bien otros productos farmacéuticos como se
describe más adelante.
Ejemplos de un parche de este tipo se
proporcionan en las figuras 6 y 7. En la figura 6, un papel
impregnado de alcohol 54 está rodeado por una cinta adhesiva
temporal 58. Vistas laterales de dos parches alternativos se
muestran en las figuras 7A y 7B, en dónde se presentan en la zona
central del parche 60 alcohol esterilizante, ungüento antibiótico,
alérgeno o un producto farmacéutico. Este material se sostiene en
su sitio mediante una capa de papel o de plástico 62, opcionalmente
con un material transparente al láser 64 (representado en la
figura 7B) como por ejemplo mica, cuarzo o zafiro los cuales son
transparentes al haz láser en el centro del parche. El parche se
puede colocar en la piel utilizando un adhesivo 66.
Los factores que se deben considerar al definir
el haz láser son la longitud de onda, la fluencia de la energía, la
duración temporal del impulso y el tamaño del punto de irradiación.
La longitud de onda está determinada por el material láser
utilizado, como por ejemplo Er:YAG utilizado en el dispositivo. La
duración temporal del impulso es una consecuencia de la amplitud del
impulso producido por el banco de capacitores, la lámpara de
destellos y el material de la varilla de láser. La amplitud del
impulso óptimamente está entre 1 y 1.000 microsegundos. El haz
láser se enfoca con precisión en la piel creando un punto focal en
forma de raja de una anchura en la gama de 0,05 hasta 0,5 mm y una
longitud de hasta 2,5 mm, o un punto focal en forma de elipse de
0,2-0,3 por 1-2 mm. La densidad de
energía, la cual es una función de la salida de energía del láser
(en julios) y del tamaño del haz en el punto focal (cm^{2}), debe
estar en la gama de 10-100.000 j/cm^{2}. La
longitud focal de la lente puede ser cualquier longitud pero en una
realización del dispositivo es 30 mm. La velocidad de fluencia de
energía está preferiblemente en la gama de 1,3 x 10^{4} hasta 6,4
x 10^{10} watios/cm^{2} y al mismo tiempo la velocidad de
fluencia de energía está preferiblemente en la gama de 1,3 x
10^{1} hasta 6,4 x 10^{7} watios/cm^{2}.
El dispositivo funciona como sigue: se conecta el
interruptor de enclavamiento de la energía, empezando de ese modo
la carga de los capacitores. Se manipula el dispositivo de tal
manera que una parte de la piel del paciente quede colocada en el
emplazamiento del foco del láser en el interior del aplicador. Para
la extracción de sangre, la colocación de la perforación será
óptimamente en el emplazamiento en el que el flujo de sangre sea
alto. Ejemplos de tales regiones de la piel son la punta de los
dedos de la mano o el talón del pie. Para la perforación para
administrar una anestesia o productos farmacéuticos o bien para
inmunización, se prefiere una región de la piel que tenga menos
contacto con objetos duros o con fuentes de contaminación. Ejemplos
de ello son la piel de los brazos, las piernas, el abdomen o la
espalda. Opcionalmente, en este momento se activa el elemento para
calentar la piel.
Preferiblemente está provisto un soporte con un
agujero que coincide con el plano focal del sistema óptico.
Opcionalmente, un enclavamiento cargado por resorte 36 puede estar
fijado al soporte de forma que cuando el paciente aplique una
pequeña cantidad de presión al enclavamiento, para incrustarlo en el
punto focal, el interruptor se cierra y el láser iniciará un
impulso de radiación. En esta puesta a punto, el punto focal del
haz no está en línea con el extremo del soporte, hasta que ese
extremo no sea presionado. En el improbable caso extremo de una
descarga accidental del láser antes de la colocación adecuada del
tejido en el extremo del aplicador de láser, la disposición óptica
dará como resultado una velocidad de fluencia de energía que es
significativamente baja, causando de ese modo un efecto
despreciable en objetivos no intencionados.
Para ciertos propósitos, es útil crear múltiples
perforaciones de la piel simultáneamente o en una secuencia rápida.
Para conseguir esto, se añade al dispositivo un divisor del
haz.
El dispositivo se puede utilizar para perforar la
piel hasta la capa de los capilares para permitir recoger sangre.
La sangre se puede utilizar para una amplia variedad de pruebas,
tales como determinar la composición química de la sangre (azúcar en
la sangre, CBC, urea, electrolitos, creatinina, colesterol, etc) y
puede ser fraccionada en sus componentes, como por ejemplo suero y
células, para una gran variedad de propósitos, como por ejemplo la
determinación del número de glóbulos rojos en la sangre. La sangre
también se puede utilizar para análisis genéticos para
asesoramiento genético.
Con los otros parámetros establecidos, la
intensidad de la fuente de la bomba láser determinará la intensidad
del impulso láser, lo cual a su vez determinará la profundidad de
la perforación resultante. Por lo tanto, se pueden proporcionar
diversos ajustes en el dispositivo para permitir la penetración de
diferentes grosores de piel.
Como se ha descrito antes, la piel se puede
calentar previamente para dilatar los capilares e incrementar el
flujo de sangre antes de la perforación. Este flujo de sangre
aumentado permite recoger un mayor volumen de sangre y evita la
necesidad de múltiples perforaciones. El calentamiento previo se
puede llevar a cabo mediante la adición de un calentador previo,
como se ha descrito antes, o por otros medios para calentar
previamente la piel antes de colocarla en la parte del aplicador de
láser del dispositivo.
Opcionalmente, un descargador de haz está
colocado de tal manera que no impida la utilización del láser para
pinchar las puntas de los dedos de la mano. El descargador de haz
absorberá cualquier radiación electromagnética perdida del haz que
no sea absorbida por el tejido, evitando de ese modo que rayos
dispersos produzcan daños. El descargador de haz se puede quitar
fácilmente para situaciones en las que la presencia del descargador
de haz impediría la colocación de una parte del cuerpo en el
aplicador.
Este procedimiento de extraer sangre crea una
zona muy pequeña en la cual se vaporiza el tejido y sólo se crea
una zona extremadamente pequeña con necrosis térmica. Un agujero
prácticamente redondo puede variar en la gama de
0,1-1 mm de diámetro, mientras que un agujero en
forma de raja puede variar desde aproximadamente
0,05-0,5 mm de ancho y hasta aproximadamente 2,5 mm
de longitud. Como resultado, la curación es más rápida o tan rápida
como la curación de un pinchazo en la piel con un implante
afilado.
La sangre se puede recoger dentro de una vasija
adecuada, como por ejemplo un tubo de ensayo pequeño o un tubo de
capilaridad, o en un contenedor colocado entre el láser y el
tejido, como se ha descrito antes. El láser de esta invención es
particularmente adecuado para recoger sangre porque no coagula la
sangre al penetrar en la piel. Además el proceso se realiza sin
contacto y por lo tanto ni el paciente ni la sangre que se extrae
ni el instrumento que crea la perforación se contaminan.
Mediante una modificación adecuada del nivel de
energía y del tamaño del punto del haz láser, se pueden hacer
perforaciones que no penetren en la piel tan profundo como se ha
descrito antes. Estas perforaciones se pueden hacer a través de las
superficies exteriores únicamente, tales como la capa de queratina
o de ambas, la capa de queratina y la epidermis. Opcionalmente se
puede emplear un divisor del haz óptico de forma que se pueda
realizar tanto una perforación única como una serie de
perforaciones en el área deseada. Después de la perforación, se
puede administrar el producto farmacéutico a la piel en forma de
crema, loción o parche.
Al igual que para la administración de productos
farmacéuticos, se pueden administrar antígenos a través de la piel
con fines de inmunización. Las perforaciones de realizan a través
de las capas exteriores de la piel, tanto de forma única como
múltiple y el inmunógeno se proporciona en la fórmula adecuada.
Para inmunizaciones de refuerzo en las que la administración durante
un período de tiempo aumenta la respuesta de inmunización, el
inmunógeno se puede proporcionar en una fórmula que penetre
lentamente a través de las perforaciones, pero a una velocidad más
rápida que lo que sería posible a través de la piel sin
perforar.
Se puede administrar anestesia local utilizando
el procedimiento y el dispositivo de esta invención. La anestesia
aplicada tópicamente debe penetrar la capa de queratina a fin de
que sea efectiva. Actualmente, se utilizan compuestos que actúan
como transportadores del medicamento para facilitar la difusión
transdérmica de algunos medicamentos. Estos transportadores algunas
veces alteran el comportamiento del medicamento o son ellos mismos
tóxicos. El nivel de energía del aparato se debe ajustar
adecuadamente para penetrar la capa de queratina pero sin penetrar
la capa de los capilares. La anestesia se puede administrar en las
perforaciones por ejemplo en un parche impregnado de pomada
balsámica.
Este dispositivo y este procedimiento también se
pueden aplicar a la administración de alérgenos, por ejemplo para
pruebas de alergias. Se pueden realizar múltiples perforaciones a
través de la capa exterior de la piel, pero sin penetrar en el
nivel de los capilares. Una variedad de alérgenos se pueden aplicar
entonces a la piel, como en el caso de una prueba con parches en la
piel.
Los ejemplos siguientes son descripciones de la
utilización del dispositivo de esta invención con el propósito de
extraer sangre. Estos ejemplos no significan una limitación al
ámbito de la invención sino que son meramente una realización.
Se formó un impulso de radiación láser infrarrojo
utilizando un láser Er:YAG de estado sólido, multimodo de impulsos
que consistía en dos espejos resonadores planos, un cristal Er:YAG
como medio activo, un suministro de energía y medios para enfocar
el haz láser. La longitud de onda del haz láser era de 2,94 micras.
La duración del impulso era de aproximadamente 100 microsegundos.
El tamaño del punto elíptico era aproximadamente de
0,2-0,3 por 1-2 mm. La energía de
impulso utilizada era 0,7, 0,9 ó 2,0 J para piel de delgada a
gruesa, respectivamente. Se utilizaron impulsos únicos, pero, en una
prueba, se utilizaron 6 impulsos por minuto, cada uno irradiando un
parte distinta de tejido.
Los parámetros de funcionamiento fueron los
siguientes:
La energía por impulso era 2 julios, con el
tamaño del haz en el punto focal siendo de 0,2 mm, creando una
fluencia de energía de 10^{3} j/cm^{2}. La duración temporal
del impulso era de 100 microsegundos, creando una velocidad de
fluencia de energía de 1 x 10^{7}watios/cm^{2}.
Cada dedo del paciente fue tratado, previamente a
la perforación, con alcohol etílico de 96% para eliminar las
bacterias. El dedo se colocó en el punto focal del láser y se
descargó el láser. Se extrajo la sangre de la perforación con un
tubo de capilaridad de cristal. El volumen de sangre extraído (sin
apretar el dedo) varió entre 0,5-1,0 ml. Esta sangre
no difería químicamente de las muestras comparables obtenidas
mediante pinchado por bisturí durante las pruebas de control. El
daño provocado por la perforación de láser se estimó que era igual o
menor que el daño provocado por el pinchazo al clavar el
bisturí.
El análisis morfológico del efecto de la
perforación de láser en el tejido de la piel mostró un área mínima
de destrucción térmica (inferior a 20-40 micras más
allá del borde de la perforación producida) sin signos de
carbonización. Las heridas tenían forma de cono. La profundidad y la
anchura de las heridas se encontró que eran proporcionales a la
fluencia de energía y estaban aproximadamente relacionadas a la
inversa de la duración del impulso láser.
El perforador de láser comprende una lámpara de
destellos (Lámparas PSC, Webster, NY), un cristal Er:YAG (Union
Carbide Crystal Products, Washagoul, WA), espejos resonadores
ópticos (CVI Laser Corp., Albuquerque, NM) una lente de transmisión
de infrarrojos (Esco Products Inc., Oak Ridge, NJ), así como
numerosos componentes eléctricos normales, tales como capacitores,
resistores, inductores, transistores, diodos, rectificadores
controlados por silicio, fusibles e interruptores, los cuales se
pueden comprar a partir de cualquier firma suministradora de
componentes eléctricos, como por ejemplo Newark Electronics, Little
Rock, AR.
Se formó un impulso de radiación láser infrarrojo
utilizando un láser Er:YAG de estado sólido, multimodo de impulsos
que consistía en dos espejos resonadores planos, un cristal Er:YAG
como medio activo, un suministro de energía y medios para enfocar
el haz láser. La longitud de onda del haz láser era de 2,94 micras.
La duración del impulso era de aproximadamente 100 microsegundos.
El tamaño del punto elíptico era aproximadamente de
0,2-0,3 por 1-2 mm. La energía de
impulso utilizada era 0,7, 0,9 ó 2,0 J para piel de delgada a
gruesa, respectivamente. Se utilizaron impulsos únicos, pero, en una
prueba, se utilizaron 6 impulsos por minuto, cada uno irradiando un
parte distinta de tejido.
Los parámetros de funcionamiento fueron los
siguientes:
La energía por impulso era 2 julios, con el
tamaño del haz en el punto focal siendo de 0,2 mm por 1 mm, creando
una fluencia de energía de 10^{3} j/cm^{2}. La duración
temporal del impulso era de 100 microsegundos, creando una
velocidad de fluencia de energía de 1 x 10^{7}watios/cm^{2}.
Cada dedo del paciente fue tratado, previamente a
la perforación, con alcohol etílico de 96% para eliminar las
bacterias. El dedo se colocó en el punto focal del láser y se
descargó el láser. Se extrajo la sangre de la perforación con un
tubo de capilaridad de cristal. El volumen de sangre extraído (sin
apretar el dedo) varió entre 0,5-1,0 ml. Esta sangre
no difería químicamente de las muestras comparables obtenidas
mediante pinchado por bisturí durante las pruebas de control. El
daño provocado por la perforación de láser se estimó que era igual o
menor que el daño provocado por el pinchazo al clavar el
bisturí.
El análisis morfológico del efecto de la
perforación de láser en el tejido de la piel mostró un área mínima
de destrucción térmica (inferior a 20-40 micras más
allá del borde de la perforación producida) sin signos de
carbonización. Las heridas tenían forma de raja. La profundidad y la
anchura de las heridas se encontró que eran proporcionales a la
fluencia de energía y estaban aproximadamente relacionadas a la
inversa de la duración del impulso láser.
Se llevó a cabo una perforación como en el
ejemplo 1 ó 3, excepto en que el dispositivo se modificó para
incluir un tubo para recoger la sangre, ajustado con apriete entre
el extremo frontal del dispositivo de láser y el punto focal del
láser, a través del cual pasó el haz láser. El tubo tiene 2,0 cm de
largo y 1,0 cm de diámetro, con una muesca en el fondo la cual
avanza el fondo 1,0 cm dentro del centro del tubo. Como resultado,
cualquier fluido o aditivo cristalizado como por ejemplo el
anticoagulante heparina de sodio no cae dentro de la línea de fuego
del haz láser cuando el tubo se sostiene tanto vertical como
horizontalmente. El apéndice del área con la muesca está fabricado
de un disco de cuarzo el cual es transparente al haz láser.
El extremo distante del tubo está cubierto con un
tapón de caucho. El tapón de caucho está recubierto en el exterior
con un adhesivo para causar la adherencia del tapón a la piel que
se va a perforar. El propio tubo se mantiene con vacío en el
interior antes de la perforación. El tubo está adicionalmente
recubierto en su interior con heparina de sodio para actuar como
anticoagulante con el propósito de llevar a cabo un hemograma de la
muestra obtenida.
Se dispara entonces el láser, causando que el haz
láser pase a través del tubo perforando únicamente el extremo
distante (el tapón) del tubo, así como la piel. Una muestra de
sangre de aproximadamente 1 cc fluirá entonces dentro del tubo y se
mezcla con la heparina de sodio. Toda la muestra de sangre así como
el tejido reventado/erosionado queda por lo tanto contenido en el
interior del tubo, evitando la contaminación y la propagación de
enfermedades.
Mientras las realizaciones y las aplicaciones de
esta invención han sido mostradas y descritas, se les hará
evidentes a aquellos expertos en la técnica que son posibles muchas
más modificaciones sin salirse de la invención, como se define en
las reivindicaciones anexas.
Claims (23)
1. Perforador de láser para llevar a cabo
perforaciones en la piel comprendiendo:
a) un elemento emisor de láser (20) el cual emite
un haz de impulsos, opcionalmente seleccionado del grupo que
consiste en Er:YAG, de impulsos de CO_{2}, Ho:YAG, Er:YAP,
Er/Cr:YSGG, Ho:YSGG, Er:GGSG, Er:YLF, Tm:YAG, Ho:YAG, Ho/Nd:
YALO_{3}, cobalto:MgF_{2}, HF químico, DF químico, monóxido de
carbono, láseres UV profundos y de frecuencia triplicada Nd:YAG;
b) una fuente de energía (10);
c) una red que forma un impulso de alta tensión
(16) conectada a la fuente de energía;
d) medios (22) para excitar el elemento que emite
el láser (20) conectados a la red que forma el impulso (16);
e) una cavidad del láser (18);
f) una serie de prismas divisores de la luz (48)
colocados para crear múltiples haces que emanan simultáneamente del
perforador de láser, o alternativamente un modulador
acústico-óptico (52) colocado fuera de la cavidad del láser (18)
para desviar consecutivamente el haz a diferentes ángulos para
crear diferentes emplazamientos de perforación en la piel; y
g) medios de enfoque (28) para enfocar el haz en
forma de sección de elipse cerrada a una distancia de por lo menos
10 mm desde el elemento que emite el láser (20) y provisto de un
eje de menos de 1 mm en el punto focal.
2. El perforador de láser de la reivindicación 1
caracterizado porque la sección cónica cerrada se selecciona
del grupo que comprende el círculo, la elipse y una raja.
3. El perforador de láser de acuerdo con las
reivindicaciones 1 ó 2 caracterizado porque la longitud de
onda del láser está entre 2 micras y 7 micras, en particular entre
2,9 micras y 3,0 micras.
4. El perforador de láser de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones anteriores caracterizado
porque la fuente de energía incluye un paquete de baterías
(12).
5. El perforador de láser de acuerdo con la
reivindicación 4 caracterizado porque el paquete de baterías
(12) es recargable.
6. El perforador de láser de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones anteriores caracterizado
porque los medios (22) para excitar el material que emite láser
(20) se selecciona a partir de una lámpara de destellos o de un
diodo láser.
7. El perforador de láser de acuerdo con la
reivindicación 6 caracterizado porque el diodo láser (42) es
anterior al material que emite láser (20) y el haz láser desde el
diodo láser se enfoca en el material que emite el láser a través de
lentes de colimación (44).
8. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones anteriores
caracterizado porque los medios de enfoque (28) enfocan el
haz desde dicho elemento que emite láser en una forma elíptica o en
forma de raja provista de una anchura entre 0,05 y 0,5 mm y una
longitud igual o inferior a 2,5 mm.
9. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones anteriores
caracterizado porque la energía de impulso y la duración
temporal del impulso son tales que la potencia por unidad de volumen
es suficiente para crear un agujero por lo menos tan profundo como
la capa de queratina y como máximo tan profundo como la capa de los
capilares de la piel de una persona.
10. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones anteriores
caracterizado porque la energía de impulso y la duración
temporal del impulso son tales que la potencia por unidad de volumen
es suficiente para crear un agujero por lo menos tan profundo como
la capa de los capilares de la piel de una persona.
11. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones anteriores
caracterizado porque la energía de impulso y la duración
temporal del impulso son tales que la potencia por unidad de volumen
es suficiente para crear un agujero por lo menos tan profundo como
la capa de queratina pero no tan profundo como la capa de los
capilares de la piel de una persona.
12. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 9 a 11 caracterizado
porque que la energía del impulso es aproximadamente 2,0 J con el
tamaño del haz en el punto focal siendo aproximadamente 0,2 mm por
1 mm y la duración temporal del impulso es aproximadamente 100
microsegundos, creando una velocidad de fluencia de la energía de
aproximadamente 1 x 10^{7} w/cm^{2}.
13. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones anteriores
caracterizado porque el haz láser tiene una longitud de onda
de 2,94 micras.
14. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con la reivindicación 11 caracterizado porque están
provistos medios para administrar un producto farmacéutico.
15. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con la reivindicación 14 caracterizado porque los medios
para administrar un producto farmacéutico es un parche colocado
sobre la perforación.
16. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con la reivindicación 8 caracterizado porque un eje del
punto mide en el punto focal aproximadamente 0,2 mm y el otro eje
del haz mide aproximadamente 1,0 mm.
17. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones anteriores
caracterizado por un aplicador (30) colocado a lo largo de
la trayectoria del haz entre la cavidad del láser y el tejido que se
va a perforar de forma que el punto focal del haz está en el
interior o en un extremo del aplicador (30).
18. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con la reivindicación 17 caracterizado porque el aplicador
es calentado.
19. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con la reivindicación 18 caracterizado porque que el
calentador es un calentador termoeléctrico.
20. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 17 a 19 caracterizado
por un enclavamiento (14) entre la red de formación del impulso de
alta tensión (16) y la fuente de energía caracterizado
porque el láser no se puede descargar a menos que el enclavamiento
esté anulado.
21. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con la reivindicación 20 caracterizado porque el
enclavamiento es opcionalmente un enclavamiento cargado mediante
resorte el cual se activa presionando el aplicador.
22. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 17 a 21 caracterizado
porque el aplicador (30) incluye un descargador del haz (38).
23. El dispositivo perforador de láser de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 17 a 22 caracterizado
porque el aplicador (30) incluye un puerto de acceso de botón
(40).
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US96886292A | 1992-10-28 | 1992-10-28 | |
| US968862 | 1992-10-28 | ||
| US126241 | 1993-09-24 | ||
| US08/126,241 US5643252A (en) | 1992-10-28 | 1993-09-24 | Laser perforator |
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|---|---|
| ES2211697T3 true ES2211697T3 (es) | 2004-07-16 |
Family
ID=26824428
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