ES2227596T3 - Fuente de luz pulsatil para eliminar tejidos biologicos. - Google Patents

Abstract

UNA FUENTE DE LUZ PULSATIL PARA ELIMINAR TEJIDOS BIOLOGICOS PRESENTA UNA UNIDAD DE CONTROL DE LA FUENTE DE LUZ DE FORMA QUE ESTA PROPORCIONA UNA SERIE DE IMPULSOS CON UNA DURACION E INTENSIDAD DE RADIACION PREDETERMINADA PARA CADA UNO DE LOS MISMOS. LA UNIDAD DE CONTROL PUEDE HACERSE FUNCIONAR DE TAL FORMA QUE LA FUENTE DE LUZ PROPORCIONA CON UNA FRECUENCIA DE REPETICION PREDETERMINADA Y/O CONTROLABLE IMPULSOS CORTOS (10) CON UNA INTENSIDAD DE RADIACION SUFICIENTE PARA ELIMINAR LOS TEJIDOS Y LA CONSIGUIENTE RADIACION LUMINOSA (11) CON UNA INTENSIDAD DE RADIACION Y/O RADIACION, QUE NO ES SUFICIENTE PARA EL CORTE DEL TEJIDO, AUNQUE SI TIENE UNA ACCION CALORIFICA.

Description

Fuente de luz pulsátil para eliminar tejidos biológicos.

La invención se refiere a una fuente de impulsos de luz para la eliminación de tejido biológico.

Es un hecho conocido a través de muchas aplicaciones médicas que con ayuda de luz suficientemente intensiva, en especial radiación láser, se puede extirpar o cortar tejido. Con la ablación va vinculado un calentamiento del tejido circundante o adyacente. La magnitud de este calentamiento queda determinada, en especial, para la longitud de onda de la radiación empleada o por el coeficiente de absorción del tejido dependiente de ella y por la intensidad de radiación. En el caso de elevada absorción en el tejido y de baja intensidad de radiación, como ocurre, por ejemplo, con el láser de régimen continuo - CO_{2}, se evapora el tejido, por vía pirolítica, con un efecto secundario calorífico relativamente grande. En el caso típico el cráter o corte formado en tejido blando queda rodeado por una capa de carbonización, una zona esponjada o reblandecida mediante vacuolas, una zona de coagulación y una zona reversible dañada térmicamente. En muchos casos la coagulación del tejido producida por el calentamiento y la hemostasis vinculada a la misma resultan de provecho práctico porque no posibilitan cortes sangrantes. En cambio, para aquellas aplicaciones, en las que se trate de conseguir un daño lo menor posible del tejido remanente y una buena cicatrización, son desventajosos grandes efectos térmicos. También resulta desfavorable una carbonización de la superficie del tejido, como se presenta al cortar con láser de régimen continuo. Ya se ha intentado reducir los daños térmicos, en el caso de este tipo de laceres, mediante una disminución de la intensidad de radiación acortando al mismo tiempo o simultáneamente el tiempo de actuación o acción.

Por otra parte, investigaciones de los últimos años han puesto de manifiesto que con fuentes de impulsos de luz de elevada potencia y con una longitud de onda establecida en el ultravioleta o en el infrarrojo, por ejemplo, Laceres TEA-CO_{2}-, Er:YAG-, Er:SIG- o Excimer, se puede extirpar tejido duro o blando sin carbonización, mediante un proceso termomecánico de ablación muy efectivo, con sólo pequeños daños térmicos. Así, en el caso de tejido blando, la orla marginal in vivo coagulada después del empleo del láser Er:YAG de carrera libre únicamente alcanza unos 30-40 \mum. Esto es de especial interés para el tratamiento de lesiones cutáneas superficiales o para la cirugía cosmética porque se evita en gran parte un daño del tejido que supere la ablación. Sin embargo, si se alcanza la capa capilar del tejido, se colapsa la ablación debido a la sangre saliente.

En todas las aplicaciones quirúrgicas, empleadas hasta ahora, de fuentes de luz quedan acopladas las propiedades de ablación y los efectos secundarios o concomitantes térmicos, de manera que una ablación precisa con alta eficiencia de ablación siempre va ligada a un bajo efecto secundario o concomitante térmico y viceversa. Una posibilidad de lograr diferentes efectos secundarios térmicos consiste en la combinación de varias fuentes o manantiales de luz de diferente longitud de onda en un aparato. El funcionamiento paralelo de ambas fuentes de luz necesaria para un corte y una coagulación simultánea implica ciertamente un elevado gasto de aparatos.

La DE 39 34 646 A1 da a conocer un procedimiento del tipo indicado más arriba, en los que se tiene que conseguir una vaporización determinada intencionadamente sin descomposición parcial o quemadura por el hecho de que se emplea el fenómeno luminoso, que se produce en el proceso de pirolisis, como señal de regulación para la unidad de mando. Por esto se maniobra la unidad de mando de tal modo que se varían o la potencia del láser, la proporción de cadencia o la energía de impulso.

Además, la DE 32 33 671 A1 da a conocer un dispositivo láser con una memoria para la acumulación de una pluralidad de juegos de datos, los cuales indican parámetros para las condiciones de trabajo para una determinada radiación de láser. Sin embargo, en este caso no se facilitan detalles sobre los distintos parámetros y, por ende, una óptima ablación de tejido.

La invención se propone el cometido de crear una fuente de impulsos de luz, del tipo mencionado anteriormente, la cual haga posible, con solamente una única longitud de onda, extirpar tejidos al mismo tiempo con precisión y con escasos efectos concomitantes o secundarios térmicos así como sin carbonización de la superficie y, con independencia de la ablación, calentar de forma determinada intencionadamente y maniobrable a fin de producir, por ejemplo, una zona de coagulación específica para la finalidad de empleo.

Este problema se resuelve mediante las características indicadas en la reivindicación primera y en la reivindicación segunda.

De las reivindicaciones secundarias se evidencian unas configuraciones ventajosas y unos perfeccionamientos de la invención.

Con la fuente de impulsos de luz según la invención se puede extirpar tejido biológico con precisión y con pequeños efectos secundarios o concomitantes térmicos y calentar en magnitud variable, por añadidura. La emisión de luz de la fuente de luz según la invención está modulada de modo maniobrable, de manera que, dentro de un ciclo de impulsos, a un impulso de radiación de elevada potencia, empleado para la ablación del tejido, sigue en tiempo definido una radiación de luz con reducida intensidad de irradiación, que puede tener la forma de una sección final del impulso de radiación, la cual sección terminal presenta una potencia reducida, o la forma de una serie de impulsos formada por uno o varios impulsos de radiación, cuya potencia o contenido de energía no es suficiente para una ablación del tejido y, por consiguiente, únicamente produce el calentamiento del tejido.

La fuente de impulsos de luz según la invención permite un amplio campo de empleo, desconocido hasta la fecha, de una única fuente de radiación para aplicaciones quirúrgicas con poco gasto en aparatos, el cual campo de utilización se extiende desde la cirugía de precisión con pocos o pequeños daños térmicos en áreas no irrigadas o sólo débilmente irrigadas hasta la eliminación de tejido irrigado con hemostasis. Como el efecto concomitante térmico y, por ende, el espesor de la zona de coagulación se puede adecuar a la intervención individual, se puede producir en tal caso una zona necrótica térmica justamente suficiente y, por tanto, de daño mínimo. Además, una zona de coagulación tan amplia no da lugar a defectos o deterioros en la calidad de corte.

La fuente de luz según la invención es, de preferencia, una fuente de luz ultravioleta o infrarroja.

El primer impulso de radiación del ciclo de impulsos corresponde a la emisión de radiación, como se utiliza habitualmente para la ablación de tejido biológico con escaso daño del mismo. Se establece la ablación del tejido si en su superficie queda acumulada una determinada energía, en función del tipo de tejido y de la intensidad de radiación, por elemento volumétrico H_{abl}. Esto corresponde a un valor umbral de la radiación (F_{s}) también dependiente del tejido y de los parámetros de radiación. Una parte de la energía irradiada permanece al final del impulso en el tejido, calienta la zona marginal de los cráteres o de los cortes y provoca los efectos secundarios o concomitantes térmicos descritos, en especial la coagulación del tejido.

De conformidad con una configuración preferente de la invención, los parámetros del primer impulso de radiación de la serie de impulsos se eligen de tal manera que el calentamiento y el daño o deterioro del tejido producidos en relación con la ablación del tejido son pequeños. Esto se consigue por medio de la combinación de elevada intensidad de radiación y elevada absorción en el tejido (coeficiente de absorción típico mayor que 10 cm^{-1}).

La fuente de luz empleada a tal efecto es, de preferencia, un láser impulsado Er:YAG-, Er:SIG-, Ho:YAG-, Tm:YAG-, CO-, CO_{2}-, o Excimer.

Algunos datos al respecto se pueden ver en la publicación de R. Hibst y R. Kaufmann, "Comparación de diversos láseres (amplificadores de luz) media infrarroja para la ablación de la piel", Lasermedizin vol. 11 (1995) páginas 19-26.

Valores típicos para el láser Er:YAG son:

\bullet

energía necesaria para la ablación por elemento volumétrico H_{abl} = 1,5 Kjcm^{-3}.

\bullet

valor umbral de la intensidad de radiación 1 Jcm^{-2} aproximadamente

\bullet

duración de impulso en la gama de 150 a 600 \mus

\bullet

radiación en el empleo clínico en la piel unos 5 - 20 Jcm^{-2}

\bullet

intensidad media de radiación unos 10 kWcm^{-2}

\bullet

tamaño de mancha en el caso de ablación superficial o llana de 1 a 3 mm en el diámetro.

La potencia referida al láser se calcula a base de la intensidad de radiación y del tamaño de mancha.

La zona de coagulación ocasionada por el impulso extirpador se agranda, según la invención, por el hecho de que a continuación del impulso corto, que provoca la ablación, se emite una subsiguiente radiación de luz con una intensidad de radiación y/o radiación, que no es suficiente para la ablación de tejido, pero que produce un efecto térmico.

Esta radiación consecutiva de luz en forma de una sección final de impulso de reducida intensidad de radiación o de, al menos, uno, pero, de preferencia, de varios impulsos de luz está dimensionada por lo que respecta a su potencia o energía, de tal manera que, en el caso de un tamaño dado del campo de radiación, no se alcanza el valor umbral de ablación del tejido.

De acuerdo con una configuración de la invención se emplea para ello, al menos un impulso con baja intensidad de radiación. A fin de que el tejido no se extirpe y sólo se caliente poco a poco, se emplean impulsos con una intensidad de radiación tan baja que, debido a la conducción del calor, la energía acumulada en la superficie por elemento volumétrico queda por debajo de H_{abl}, es decir, no se alcanza el valor umbral de la intensidad de radiación necesaria para la ablación.

Para la evaluación del límite superior de la intensidad de radiación se puede suponer que la energía H ajustada por elemento volumétrico resulta de la alimentación de energía dada mediante absorción de la luz y una pérdida de energía proporcional a H:

\frac{dH}{dt} = \mu . I_{o} - \frac{1}{\tau} . H

(I_{o}: intensidad de radiación, p: coeficiente de absorción). El tiempo de relajación térmica \tau aplicado como factor de proporcionalidad para el contingente de pérdida se puede evaluar partiendo de fórmulas conocidas. Disminuye cuadráticamente con el volumen calentado, y, por consiguiente, con p creciente. Se alcanza el valor umbral de la intensidad de radiación I_{s} cuando el equilibrio (dH/dt = O) la densidad de energía en la superficie es igual a H_{abl}. De este modo resulta de la ecuación anterior:

I_{s}= \frac{H_{abl}}{\mu\cdot\tau}

Para el láser Er:YAG se puede estimar para el principio de la radiación el tiempo de relajación térmica del tejido en algunos \mus, de tal manera que con los restantes valores (véase arriba) se calcula una intensidad de radiación I_{s} en la zona o campo de KWcm^{-2}. En este caso, al aumentar crecientemente la zona calentada disminuye I_{s}. La trayectoria o curso exacto resulta difícil de calcular aquí. Para una capa de, por ejemplo, 80 \mum de espesor el tiempo de relajación térmica es de unos 30 ms, lo cual lleva a una intensidad de radiación máxima admisible de unos 5 Wcm^{-2}. Por consiguiente, una configuración ventajosa de esta alternativa es una trayectoria con intensidad de radiación decreciente. En este caso, la intensidad de radiación (potencia) y la duración del impulso determina la magnitud del calentamiento.

Si resulta técnicamente difícil de realizar la necesaria diferencia en la intensidad de radiación entre los impulsos de ablación y los impulsos de calentamiento, en el caso de un láser dado, según otra configuración de la invención está previsto utilizar una sucesión o secuencia de impulsos con un contenido de energía por debajo del valor umbral de ablación.

Como punto de partida o referencia para este valor umbral se pueden emplear los valores umbral F_{s} (véase arriba) determinados a base de mediciones de la ablación. Los valores umbral aumentan al decrecer la intensidad de radiación (teóricamente se vuelven infinitos en el caso de una intensidad de radiación I_{s}) y disminuyen en el caso de tejido calentado. Así pues, para el láser Er:YAG se partiría, por el momento, de F_{s} = 1 Jcm^{-2} y en el experimento se cambiaría la intensidad de radiación de cada uno de los impulsos o su duración de manera que ya no se produzca ninguna ablación más justamente. Los factores individuales intensidad de radiación y duración de impulso se atienen a las exigencias técnicas de la fuente de luz, para el efecto es determinante o decisivo, en primer lugar, su producto.

De conformidad con una forma de realización la intensidad de radiación y la duración de los impulsos, que siguen al primer impulso de radiación, pueden ser distintas entre sí. Esto se ofrece, por ejemplo, para el láser Er:YAG si para la alimentación de la lámpara de destellos de vanado de este láser se utiliza la energía de un único banco condensador para la generación de toda la serie de impulsos. Por medio de la tensión decreciente se hacen cada vez más débiles los impulsos láser, lo cual, sin embargo se puede compensar mediante una duración de impulso convenientemente alargada o prolongada.

El óptimo intervalo de tiempo entre los impulsos inferiores o entre el impulso extirpador y la serie de impulsos para el calentamiento resulta del tiempo de relajación térmica de la superficie del tejido. Para poder introducir en el tejido la mayor cantidad posible de energía, resulta ventajoso dejar enfriar entre dos impulsos de esta clase la superficie del tejido con respecto a la temperatura que produce una ablación. A fin de crear al mismo tiempo una gran profundidad de la coagulación, este enfriamiento no debiera efectuarse hasta la temperatura (fisiológica) de partida (típicamente 37°C). Antes bien, el postcalentamiento tendría que hacerse mediante el impulso siguiente a más tardar cuando la superficie ha alcanzado la temperatura de unos 60°C hasta 70°C, necesaria para la pretendida coagulación. Este tiempo aumenta con la profundidad óptica de penetración de la radiación empleada.

Además, el comportamiento de enfriamiento de la superficie depende de su anamnesia. En el caso del primer impulso láser el calentamiento superficial del tejido conduce a un gradiente de temperatura muy pronunciado con un descenso de la temperatura correspondientemente rápido, condicionado por la conducción de calor. Merced a la conducción de calor también se calienta poco a poco capas de tejido debajo de la superficie, de manera que el gradiente de temperatura para un subsiguiente impulso de calentamiento es menor. El aumento del tiempo de relajación térmica con el número de los impulsos de calentamiento es reconocible partiendo de una medición de la temperatura superficial. Así pues, una secuencia optimizada de impulsos de calentamiento presentará, por lo general, distintos intervalos de tiempo entre los impulsos individuales. Análogamente, el contenido de energía de los impulsos individuales será distinto.

Cálculos con modelos o maquetas así como mediciones muestran para el láser Er:YAG que la elevación de temperatura de 30K hasta 40K, necesaria para una coagulación de la piel in vivo, se logra de nuevo en la superficie algunos ms después del final del impulso. Para el láser Ho:YAG se ha de contar prácticamente con el múltiplo de 20 de este valor. En cualquier caso los tiempos exactos para el tejido considerado y la longitud de onda empleada se han de determinar experimentalmente.

Naturalmente, para otros efectos que la coagulación, por ejemplo, para la hipertermia, son determinantes otras temperaturas y tiempos, que el especialista puede averiguar sin la menor dificultad.

En el caso de esta forma de realización de la serie de impulsos utilizada para el calentamiento la energía total (por elemento superficial) introducida en el tejido y, por consiguiente, la profundidad de coagulación se pueden mandar ventajosamente por medio del número de los impulsos, que siguen al primer impulso en la serie de impulsos.

En el caso de una forma de realización modificada, se puede emplear como alternativa al cálculo previo de parámetros fijos para los distintos impulsos de calentamiento un mando de las energías, duraciones y pausas de los impulsos sobre la base de la temperatura superficial, medida de modo continuo o intermitente. Tan pronto como la temperatura superficial no alcanza un valor mínimo predeterminado (por ejemplo 70°C), se activa el láser. Se para de nuevo la emisión láser cuando se consigue el valor límite superior preajustado (por ejemplo 200°C).

En el caso de esta realización de la serie de impulsos empleada para el calentamiento la energía total (por elemento superficial) introducida en el tejido y, por ende, la profundidad de coagulación se pueden mandar ventajosamente por medio del número de los impulsos que siguen al primer impulso, en la serie de impulsos.

Por supuesto, se puede utilizar también para la coagulación la serie optimizada de impulsos de calentamiento sin el impulso de ablación. Asimismo puede resultar ventajoso aplicar los impulsos de calentamiento (también) antes del impulso de ablación si se tiene que destruir o "necrosar", por ejemplo, tejido infectado antes de la ablación, que está ligada a una dispersión de fragmentos de tejido.

A continuación, con ayuda de los dibujos, se explica todavía más detalladamente la invención.

En los dibujos:

La figura 1 muestra una sección o corte a través de una zona de tejido después de la radiación con elevada absorción de tejido y baja intensidad de radiación,

La figura 2 muestra una sección o corte a través de una zona de tejido después de la radiación con alta absorción de tejido y alta intensidad de radiación,

La figura 3 muestra una sección o corte a través de una zona de tejido después de la radiación con una fuente de impulsos de luz según la invención,

La figura 4 muestra una primera forma de realización de un impulso, con una sección o parte inicial del impulso, que causa una abrasión, y una sección o parte final del impulso, que sigue a la anterior, con intensidad de radiación reducida,

La figura 5 muestra una forma de realización preferente de una sucesión o secuencia de impulsos con un primer impulso, que ocasiona una ablación, y un subsiguiente impulso con intensidad de radiación reducida,

La figura 6 muestra otra forma de realización de una sucesión o secuencia de impulsos con un primer impulso, que provoca una ablación y una subsiguiente serie de impulsos con unos impulsos cada vez más débiles, pero convenientemente prolongados,

La figura 7 muestra una realización de un dispositivo con un mando del láser en función de la temperatura superficial del tejido.

En la figura 1 se representa una sección o corte a través de una zona de tejido, como resulta, por ejemplo, en el caso de elevada absorción en el tejido y baja intensidad de radiación. Esto ocurre, por ejemplo, en el caso del láser de régimen continuo CO_{2}, el cual se dirige a la superficie del tejido 1. El cráter o corte 2 formado en el tejido está rodeado de una zona de carbonización 3, de una zona 4 esponjada mediante unas vacuolas, de una zona de coagulación 5 y de una zona 6 reversible dañada térmicamente. En muchos casos, la coagulación producida por medio del calentamiento y la hemostasis vinculada a ella resulta de provecho práctico porque posibilita unos cortes no sangrantes. Para aplicaciones, en las que se trata de conseguir un daño menor posible del tejido remanente y una buena cicatrización, resultan desfavorables grandes efectos térmicos. También es desventaja la carbonización de la superficie del tejido.

En la figura 2 se muestra una sección o corte correspondiente a la figura 1, el cual presenta la radiación con una fuente de impulsos de luz de elevada potencia y una longitud de onda establecida en el ultravioleta o infrarrojo. Ejemplos para una fuente de luz de esta naturaleza son los laceres TEA-CO_{2}, Er:YAG, Er:SIG o Excimer. En este caso, se extirpa tejido duro o tejido blando sin carbonización mediante un proceso de ablación termomecánico muy efectivo, con sólo escasos daños térmicos. La zona 5 coagulada, después del empleo o aplicación del láser Er:YAG, de marcha o carrera libre, tiene in vivo únicamente un grosor de unos 30 - 40 \mum. Esto resulta para la cirugía cosmética de especial interés porque se evita un daño o lesión del tejido más allá de la ablación. Sin embargo, si se alcanza la capa de capilares, la ablación se colapsa debido a la sangre saliente.

La figura 3 muestra una sección o corte correspondiente a las figuras 1 y 2 a través de un tejido después de la radiación con la fuente de impulsos de luz según la invención. Como se explica a continuación aún mas detalladamente, con ayuda de las figuras 4 y 5, en este caso la emisión de luz de una fuente de impulsos de luz ultravioleta o infrarroja se modula de tal modo que, dentro de un ciclo de impulsos, a un impulso de alta potencia suficiente para la ablación del tejido, sigue en tiempo definido una serie de impulsos formada por uno o varios impulsos, cuya potencia o contenido de energía no es suficiente para una ablación de tejido y, por consiguiente, sólo da lugar al calentamiento del tejido. En este caso, el cráter 2 está rodeado de una zona de coagulación 5 con tamaño regulable. De esta forma cabe la posibilidad de extirpar un tejido al mismo tiempo con precisión así como con escasos efectos secundarios o concomitantes térmicos y sin carbonización de la superficie y de calentar de manera determinada intencionadamente y controlable, independientemente de la ablación.

La figura 4 muestra una primera forma de realización de un impulso para la consecución de la ablación representada en la figura 3. En este caso, cada impulso comprende una primera sección o parte inicial del impulso 10, corto y suficiente para la ablación, y una subsiguiente sección o parte final de impulso con intensidad de radiación reducida. Por lo que respecta a los distintos parámetros de las secciones o partes del impulso, se remite a la discusión precedente.

La figura 5 muestra una segunda forma de realización de una sucesión o secuencia de impulsos para la consecución de la ablación representada en la figura 3. En este caso sigue, en un ciclo de impulsos, a un primer impulso 10, corto, suficiente para la ablación, al menos otro impulso 11 separado del impulso 10 mediante un intervalo de tiempo, con intensidad de radiación temporalmente decreciente, que únicamente produce un efecto calorífico.

En la figura 6 se representa otra forma de realización de una sucesión o secuencia de impulsos, en la cual, dentro de un ciclo de impulsos, al impulso 10 corto, suficiente para la ablación, de elevada intensidad de radiación sigue una sucesión de impulsos 12 a 14, cuya intensidad de radiación disminuye respectivamente, pero cuya duración aumenta.

Por supuesto que la intensidad de radiación de los impulsos 11 o 12 a 14, que siguen al primer impulso 10, y su duración también pudieran ser constantes mientras que no motiven otro daño o una ablación del tejido. Además, se puede escoger oportunamente la cantidad de estos impulsos 12 a 14, sobre la base de los criterios mencionados más arriba, para el respectivo caso de aplicación.

Una alternativa para el cálculo previo de parámetros fijos para los distintos impulsos de calentamiento es el mando de la energía, duraciones de impulsos y pausas, sobre la base de la temperatura superficial medida de forma continua o intermitente, por ejemplo entre los distintos impulsos. Tan pronto como la temperatura superficial no alcance un valor mínimo predeterminado (por ejemplo, 70°C), se activa el láser. De nuevo se detiene la emisión del láser cuando se alcanza el valor límite superior preajustado (por ejemplo 200°C).

Una posible configuración de un dispositivo de esta clase en forma de una pieza de mano recta o manija se representa esquemáticamente en la figura 7. La radiación del láser procedente de una fuente de laceres Q se desvía a través de un espejo divisor S, que es permeable para la radiación térmica, y mediante una lente L transparente para la radiación del láser y la radiación térmica se enfoca sobre el tejido. Asimismo la zona superficial del tejido radiada se reproduce a través de la lente L sobre la cara terminal de una fibra conductora de luz, que transmite la radiación térmica (por ejemplo, una fibra de halogenuro de plata o de calcogenuro). Esta lleva la radiación térmica a un detector de infrarrojos D. Partiendo de esta señal de salida, que se amplifica en un amplificador V, resulta posible, previa la correspondiente calibración, calcular la temperatura superficial del tejido justamente trabajado, lo cual se puede aprovechar para el mando descrito del láser.

En el caso de esta forma de realización de la serie de impulsos empleada para el calentamiento, se pueden mandar la energía total (por elemento superficial) introducida en el tejido y, por consiguiente, la profundidad de coagulación, de manera ventajosa, mediante el número o cantidad de los impulsos, que siguen al primer impulso, dentro de la serie de impulsos.

Aunque únicamente se han mencionado las fuentes de luz - láser como ejemplos para la fuente de luz, estos ejemplos en manera alguna tienen un carácter restrictivo o limitativo, porque también se pueden emplear otras fuentes de luz con correspondiente longitud de onda e intensidad de radiación, cuyo proceso de generación de luz, no se basa en el principio del láser, como, por ejemplo, lámparas de descarga de gases de alta presión con impulsos, con carga de xenón o de otro gas.

Claims (14)

1. Fuente de luz pulsátil para eliminar tejidos biológicos, con una unidad de mando para la maniobra de la fuente de luz, de tal manera que esta suministra una sucesión o secuencia de impulsos, cada uno de los cuales con una duración y una intensidad de radiación predeterminadas, siendo activable la unidad de mando de tal forma que la fuente de luz proporciona unos impulsos (10) de igual longitud de onda con una frecuencia de repetición predeterminada, comprendiendo los impulsos (10) una primera parte o porción de impulso (10a) de corta duración con una intensidad de radiación y una radiación suficientes para la ablación de tejido y una subsiguiente parte o porción de impulso (10b) respectivamente, cuya intensidad de radiación es comandable separadamente de la primera parte o porción de impulso (10a) y no es suficiente para la ablación de tejido, pero produce, sin embargo, un efecto térmico.

2. Fuente de luz pulsátil para eliminar tejidos biológicos, con una unidad de mando para la maniobra de la fuente de luz, de tal manera que esta proporcione una sucesión o secuencia de impulsos con una duración y una intensidad de radiación predeterminadas respectivamente, siendo activable la unidad de mando de tal manera que la fuente de luz suministra unos impulsos (10) de igual longitud de onda con una frecuencia de repetición predeterminada, estando compuestos los impulsos (10) de, al menos, un primer impulso (10) con una intensidad de radiación suficiente para la ablación de tejido y radiación, así como de, al menos, otro impulso (11; 12-14) con una intensidad de radiación maniobrable separadamente de, al menos, un primer impulso (10), la cual no es suficiente para la ablación de tejido, pero produce, sin embargo, un efecto térmico.

3. Fuente de luz según una de las reivindicaciones primera o segunda, caracterizada por el hecho de que, al menos, un primer impulso (10) o primera parte o sección de impulso (10a) producen una ablación de tejido poco dañina, con solamente una ligera coagulación de las zonas ubicadas en el borde de la ablación.

4. Fuente de luz según una de las reivindicaciones primera a tercera, caracterizada por el hecho de que, al menos, un primer impulso (10) o una sección o porción de impulso (10a) presentan una elevada intensidad de radiación y la luz emitida presenta una elevada absorción en el tejido.

5. Fuente de luz según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada por el hecho de que la fuente de luz es un láser que emite luz ultravioleta o infrarroja.

6. Fuente de luz según la reivindicación quinta, caracterizada por el hecho de que el láser es un láser con impulsos de erbio, holmio, tulio, CO_{2}, o excimer.

7. Fuente de luz según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada por el hecho de que la radiación aplicada a la superficie del tejido con cada primer impulso (10) o porción de impulso (10a) se sitúa dentro de la gama comprendida entre 1 y 250 J/cm^{2} por impulso o porción de impulso.

8. Fuente de luz según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada por el hecho de que cada primer impulso (10) o parte de impulso (10a) presenta una potencia de más de 500 vatios y una duración de 50 a 1000 microsegundos.

9. Fuente de luz según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada por el hecho de que la energía de los otros impulsos (11; 12-14) o de la subsiguiente porción de impulso (10b) está cada vez dimensionada de tal manera que, en el caso de un tamaño predeterminado del campo de radiación, no se alcanza el umbral de ablación del tejido.

10. Fuente de luz según una de las reivindicaciones precedentes segunda a novena, caracterizada por el hecho de que, al menos, otro impulso (11) presenta una intensidad de radiación que decrece con el tiempo.

11. Fuente de luz, según una de las reivindicaciones primera y tercera a novena, caracterizada por el hecho de que la sección o parte de impulso subsiguiente (10b) presenta una intensidad de radiación, que al principio aumenta con el tiempo y luego subsecuentemente disminuye.

12. Fuente de luz según una de las reivindicaciones segunda a décima, caracterizada por el hecho de que los distintos impulsos (12-14) consecutivos de una sucesión o secuencia de impulsos presentan una intensidad de radiación decreciente, pero una duración de impulsión creciente respectivamente, y por el hecho de que el contenido de energía de cada uno de estos impulsos se sitúa por debajo del valor umbral de ablación, en el caso de un tamaño predeterminado del campo de radiación.

13. Fuente de luz según una de las reivindicaciones segunda a décima y duodécima, caracterizada por el hecho de que cada sucesión de impulsos presenta una duración predeterminada.

14. Fuente de luz según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizada por el hecho de que el contenido de energía del impulso siguiente (11) o de las series de impulsos siguientes (12-14) o de la subsiguiente parte de impulso (10b), que suceden al primer impulso (10) o la primera parte o porción de impulso (10a), es suficiente para una coagulación del tejido.