ES2251764T3 - Generador parametrico de pulsos breves infrarrojos de gama media para cirugia. - Google Patents

Abstract

Un sistema láser de rayos infrarrojos de gama media para efectuar un procedimiento quirúrgico por láser en un tejido, constando el referido sistema de: - un medio que sea fuente láser (20) para producir un haz de bombeo (50) dotado de una duración de pulso de menos de 50 ns y una longitud de onda que vaya aproximadamente de 0,85 a 0,9 µm o de 1,0 a 1,1 µm; un cristal no lineal (15, 15'', 15") para convertir paramétricamente el haz de bombeo (50) en un haz de referencia (52) y un haz de señal (54), teniendo el referido haz de referencia (52) una longitud de onda en la gama infrarroja media correspondiente aproximadamente a un pico de absorción del referido tejido; y - medios (40) para dirigir el referido haz de referencia (52) sobre el referido tejido para extirpar porciones de dicho tejido fundamentalmente mediante un proceso foto-mecánico de ablación; y en el que el referido sistema incluya medios que incluyan un neutralizador de haces (32) para evitar que las longitudes de onda de señal procedentes del haz de señal (54) alcancen el referido tejido.

Description

Generador paramétrico de pulsos breves infrarrojos de gama media para cirugía.

Antecedentes de la invención

En años recientes, las técnicas de queratectomía fotorrefractiva (photorefractive keratectomy, PRK) para volver a dar forma a la córnea del ojo se han venido empleando mucho por ser un medio eficaz para corregir deficiencias visuales. Estos métodos se basan generalmente en la extirpación volumétrica de tejido empleando radiación ultravioleta (UV), típicamente procedente de un láser excímer de ArF de 193 nm. Con esta pequeña longitud de onda, la elevada energía fotónica causa la ruptura directa de los enlaces intramoleculares, en un proceso denominado descomposición fotoquímica. La ablación de tejidos basada en este mecanismo fotoquímico tiene la ventaja de producir un mínimo de lesiones térmicas colaterales en las células adyacentes a la zona de la cirugía. Además, la profundidad de la descomposición es muy pequeña, normalmente menor de 1 micra, lo que da como resultado una extirpación precisa de tejidos, con riesgos mínimos de que se produzcan lesiones derivadas de la radiación UV en las estructuras subyacentes.

Aunque se ha demostrado que los métodos basados en el excímer constituyen un método seguro y eficaz de ablación de la córnea, sufren varias deficiencias, incluyendo un coste inicial y costes continuos de mantenimiento elevados, sistemas grandes y complejos para el suministro del haz óptico, riesgos relativos a la seguridad debido a la formación de flúor y de gas ozono, así como persistentes problemas de fiabilidad. Además, la fototoxicidad potencial de la radiación UV de alta potencia sigue constituyendo un riesgo imponderable en la PRK basada en el láser excímer. En particular, hay algo de preocupación de que la radiación UV suponga ciertos riesgos de generación de mutaciones y cataratas debido a efectos secundarios de la fluorescencia.

Una alternativa sugerida recientemente al láser excímer para efectuar cirugía refractiva de la córnea consiste en la ablación con longitudes de onda en la gama infrarroja media empleando, en particular, radiación de unos 3 \mum correspondiente al pico de absorción del agua, principal constituyente de la córnea. La premisa subyacente al interés por tal sistema alternativo es que la radiación infrarroja puede producirse con tecnología de estado sólido, que facilitaría el manejo, resulta más barata, más compacta y tiene mejores características de fiabilidad a la vez que se elimina el potencial de cualquier preocupación derivada de la seguridad por los gases tóxicos o los efectos mutágenos secundarios asociados con las longitudes de onda UV. Un láser de estado sólido en particular, el láser erbio:YAG (Er:YAG), emite radiación con una longitud de onda de 2,94 \mum, correspondiente a un coeficiente de absorción de más de 13000 cm-1 en agua. Esta elevada absorción conlleva una región de impacto relativamente pequeña con una profundidad de penetración potencialmente menor de 2 micras. Al contrario que el mecanismo de fotoablación asociado con el láser excímer, o sea, con la descomposición fotoquímica, la ablación a la longitud de onda del erbio se atribuye a la fotovaporización, o evaporación fototérmica, de moléculas de agua. Este proceso resulta inherentemente más eficiente que la fotodescomposición, al dar pie a la extirpación de hasta 3 micras de tejido de una vez, lo que da como resultado una operatoria quirúrgica más rápida. Un sistema semejante ha sido sugerido, por ejemplo, por T. Seiler y J. Wollensak, "Fundamental Mode Photoablation of the Cornea for Myopic Correction" [Fotoablación de la córnea de modo fundamental para la corrección de la miopía], Lasers and Light in Ophthalmology [Los láseres y la luz en oftalmología], 5, 4, 199-203 (1993). Otro sistema ha sido descrito por Cozean y col. en la solicitud de patente PCT Nº 93/14817, que se basa en un filtro de tallado para controlar la cantidad de extirpación de tejido empleando un láser Er:YAG a pulsos de 3 \mum. Sin embargo, aunque las técnicas quirúrgicas oftalmológicas basadas en láseres de erbio continuos o de pulsos prolongados se han mostrado un tanto promisorias, también padecen varios inconvenientes relativos principalmente al hecho de que la radiación IR provoca lesiones colaterales al tejido adyacente a la región objeto de la ablación, donde el tamaño de la zona lesionada puede exceder varias micras, lo que da como resultado unos efectos potencialmente indeseables a la larga.

Recientemente se ha reconocido que los láseres dotados de una duración de pulso menor que algunas decenas de nanosegundo demostrarán menores efectos térmicos dominantes. En particular, se ha observado en las longitudes de onda infrarrojas un efecto de la interacción directa con los tejidos denominado fotoespalación por el que, con pulsos más breves, la radiación interactúa exclusivamente con el tejido irradiado produciendo un efecto insignificante sobre el tejido adyacente no irradiado. La fotoespalación es un mecanismo de ablación fotomecánica resultado de la absorción rápida de la radiación incidente y la subsiguiente expansión del tejido de la córnea. Esta expansión va seguida de una onda de choque bipolar que provoca la eliminación del tejido. Para obtener una descripción detallada de un método y aparato para realizar cirugía de la córnea que se aprovecha del mecanismo de fotoespalación para extirpar tejidos, véase la Solicitud de Patente estadounidense con Nº de Serie 08/549.385, correspondiente a la patente EP-A-0770-370, que es el estado de la técnica anterior según el artículo 54(3) EPC. El método y el aparato presentados en ella emplean un láser de estado sólido y pulsos breves (preferiblemente de menos de 50 ns) que emite radiación infrarroja de gama media, preferiblemente en torno a 2,94 \mum, que realiza un barrido por una región de la córnea para dar lugar a una irradiación uniforme de la región que ha de ser tratada empleando un láser de baja potencia relativa. Como se señaló en la solicitud antecedente, una fuente de láser deseable para esta aplicación tendría una potencia de salida de hasta 30 mJ y velocidades de repetición de hasta 100 Hz, dependiendo de los detalles del sistema de suministro.

Un láser dopado con erbio que funcione a 2,94 \mum es una opción para una fuente de láser semejante. Un láser de erbio Q-switched compacto y fiable se describe en nuestra solicitud co-pendiente de patente con Nº de serie 08/549.385. Aunque sumamente atractivo debido a su sencillez, puede resultar difícil, incluso con la ayuda del bombeo futuro con diodos, extender la operatoria del láser de erbio a frecuencias elevadas de repetición (por encima de 30 Hz) debido a los fuertes efectos de la birrefringencia térmica. Las limitaciones de la dinámica elemental y la elevada duración del nivel láser superior pueden también confabularse con el daño derivado de la potencia de pico causados a los recubrimientos del componente óptico para imponer en la práctica un cierto límite inferior a la duración de los pulsos a unos 20 ns aproximadamente en un láser basado en el erbio que funcione en modo Q-switched.

Reconociendo que es posible que un pulso más breve (de menos de 20 ns) pueda aumentar el porcentaje del auténtico proceso de ablación fotoespalativa, y, por ende, reducir aún más las contribuciones residuales a la ablación de tejidos por causa de efectos térmicos indeseables, es deseable construir la fuente láser de estado sólido de la gama media de infrarrojos y con el pulso más breve posible que pueda satisfacer con seguridad y eficacia los requisitos de la PRK. De forma ideal, tal fuente sería también escalable hasta frecuencias de repetición elevadas (que se aproximasen a 100 Hz) sin aumentar sustancialmente el gasto y la complejidad del dispositivo o sin poner en compromiso su fiabilidad.

En nuestra solicitud co-pendiente de patente estadounidense con Nº de serie 08/549.385, sugerimos un oscilador paramétrico óptico (Optical Parametric Oscillator, OPO) que pueda hacer disminuir la frecuencia de la radiación de un láser normal dopado con neodimio, tal como el Nd:YAG, que funcione en torno a los 1,06 \mum, con el objetivo de obtener los parámetros deseados con longitudes de onda medias de IR. Sin embargo, hasta la fecha no ha estado disponible ningún dispositivo semejante que pueda satisfacer todos los requisitos de los procedimientos quirúrgicos oftalmológicos contemplados. Por ejemplo, se han efectuado demostraciones en años recientes con OPOs eficientes que son bombeados por un láser de una micra con salida en la gama IR empleando varios cristales no lineales diferentes, tales como el niobato de litio (LiNbO_{3}) y el fosfato titanil de potasio (Potassium Titanyl Phosphate, KTP) (KTiOPO_{4}). Ejemplos de oscilación paramétrica de interés cercana a los 3 \mum de longitud de onda incluyen la generación de radiación de alta potencia (8 W) a 3,5 \mum empleando LiNbO_{3} bombeado por un haz de bombeo de modo simple de 100 Hz (véase A. Englander y R Lavi, OSA Proceedings on Advanced Solid-State Lasers [Conclusiones OSA sobre láseres de estado sólido avanzados], Memphis, Tennessee, EE. UU., 1995, pág. 163) y la demostración de una salida de 0,2 W a 3,2 \mum empleando KTP en una configuración no crítica de la correspondencia de fase (véase, por ejemplo, K. Kato en IEEE J. Quantum Electronics, 27, 1137 (1991)). La realización de un dispositivo paramétrico óptico con la salida en la gama deseada de longitud de onda de 2,9 a 3,0 \mum se consideraba que era difícil debido a que los dos cristales candidatos disponibles con facilidad de LiNbO_{3} y de KTP exhiben absorción en esa gama de longitudes de onda. El empleo de LiNbO_{3}, en particular, no se considera factible debido a la absorción en torno a los 3,0 \mum debido a la banda OH^{-} presente en el cristal empleando los métodos actuales de desarrollo. Otras deficiencias del diseño a base de OPO incluyen lo que parece un requisito de fuentes de bombeo potentes y de alta calidad de haz que puedan vencer el elevado umbral para la puesta en marcha de un proceso paramétrico. Dado que la eficacia del aumento de la densidad de potencia de bombeo concentrando el haz de bombeo está limitada por el ángulo de disipación del cristal no lineal, la condición umbral no puede superarse simplemente mediante el empleo de diámetros reducidos en el haz de bombeo en la mayoría de los cristales. Una manera de sortear este problema es emplear un cristal que pueda ser sujeto a correspondencia de fase de manera no crítica (tal como el KTP), lo que da como resultado ángulos de aceptación más elevados, pero esta configuración no resulta posible para una longitud de onda de bombeo de 1 \mum y con la longitud de onda de salida deseada para un procedimiento de PRK llevada a feliz término. Sin embargo, la correspondencia de fase no crítica con salida en la gama de 2,9-3,0 \mum resulta factible en el KTP (cortado en x) bombeado de 0,88 a 0,9 \mum. Sin embargo, los láseres que emiten en esta gama de longitudes de onda son más complejos y más caros que el láser normal dopado con neodimio en el entorno de 1 micra.

Para un instrumento médico láser no es normalmente deseable imponer requerimientos estrictos en demasía en el láser de bombeo, ya que ello daría como resultado sistemas más complejos y costosos. De forma ideal, sería deseable un perfil de haz gaussiano multimodal o de sombrero de copa, que está disponible comercialmente. Sin embargo, con anterioridad a la presente invención, no estaba claro que un haz de bombeo semejante, que puede poseer una divergencia sustancial, produciría las energías de salida requeridas sin dañar el cristal de OPO ni/o la óptica de acoplamiento. Además, en el caso de un haz de perfil espacial gaussiano, la distribución desigual de la densidad de la energía de pico a través del cristal puede dar como resultado que solamente parte del haz contribuya significativamente a la generación paramétrica, comprometiéndose con ello la eficiencia de la conversión. Además, la absorción en el KTP, que se sabe que es sustancial a 3,0 \mum, era también objeto de preocupación especialmente para el funcionamiento a niveles medios de potencia elevada y para velocidades de repetición altas. Estas razones, entre otras, impedían hasta la fecha la realización de una fuente OPO de radiación pulsante a 2,9-3,0 \mum de energías de salida y velocidades de repetición que resultasen prácticas.

La presente invención plantea un aparato específico para producir radiación de pulsos breves en torno a los 2,94 \mum que supera las dificultades anteriormente mencionadas. El aparato resulta singularmente adecuado para efectuar PRK y otros procedimientos microquirúrgicos con una complejidad mínima y un coste reducido, aumentando por ende grandemente la disponibilidad de tales procedimientos para un gran número de personas. Además, con ciertos ajustes al aparato, puede ser empleado para ciertos procedimientos oftalmológicos adicionales en los que se haya demostrado el beneficio de un haz pulsante concentrado a una longitud de onda específica de gama media. Estos procedimientos incluyen la esclerostomía con láser, la trabeculectomía y la cirugía del humor vítreo y/o de la retina. En estos procedimientos son deseables medios para efectuar la ablación altamente localizada de tejidos. Por ejemplo, en el caso de la cirugía vitreorretinal asistida por láser, la aplicación de radiaciones infrarrojas de gama media a 2,94 \mum ofrece el potencial de maniobras sin tracción, profundidades superficiales de penetración y precisión extrema tanto en la transección de las membranas vítreas como en la ablación del tejido epirretinal requerida. Véase, por ejemplo, J. F. Berger y col., en SPIE, vol. 2673, 1994, pág. 146. Además, al emplear pulsos breves, tal como se plantea en la presente invención, el procedimiento puede realizarse de forma eficaz con niveles inferiores de fluencia, facilitando con ello los requerimientos sobre la geometría de la sonda. En los procedimientos de filtración del glaucoma, tales como la esclerostomía ab externo, en que se crea una fístula a partir de la cámara anterior del ojo en el interior del espacio subconjuntivo, la aplicación de pulsos de baja energía de un nanosegundo procedentes de un láser excímer a 308 mm se mostró altamente ventajosa en el tratamiento de varios pacientes severamente afectados. Véase, por ejemplo, J. Kampmeier y col., en Ophthalmolge, 90, págs. 35-39, 1993. Se espera una efectividad similar del procedimiento en el caso de las longitudes de onda infrarrojas de gama media debido a las propiedades de elevada absorción de la esclerótica. La cuestión principal que impedía hasta la fecha el empleo más generalizado de la radiación láser infrarroja de gama media en la microcirugía ocular era la falta de una fibra adecuada para transmitir la energía al tejido objeto de la operatoria. Sin embargo, desarrollos recientes en esta área culminaron en varias tecnologías potenciales de fibra, incluyendo el fluoruro de zirconio, el haluro argéntico de zafiro, y las tecnologías de guía de onda hueca. Con mejoras adicionales en los umbrales de daño, parece que pueden llegar a estar disponibles en el futuro muy cercano fibras con baja pérdida suficientemente flexibles y sondas apropiadas que puedan acomodar el suministro de radiación en forma de pulsos breves homogéneos de 3 micras, para aplicaciones de energía más reducida (< 20 mJ). La aparición de tales sistemas de suministros a base de fibras puede también hacer sumamente atractiva la radiación infrarroja de gama media a pulsos breves en general para la microcirugía endoscópica. En particular, procedimientos médicos tales como la cirugía cerebral, ortoscópica y de la médula espinal pueden beneficiarse de los efectos altamente localizados generados por la ablación foto-mecánica asociada con el presente sistema porque la naturaleza delicada de los tejidos implicados impone una prima en la limitación de las lesiones térmicas colaterales en los tejidos circundantes. Por supuesto, los parámetros óptimos del láser pueden variar con la aplicación, el tipo de tejido y el efecto deseado. Pero en este sentido, el láser OPO presenta una ventaja por cuanto ofrece gran flexibilidad en lo referente a las salidas disponibles, incluyendo variaciones en la longitud de onda y duración de los pulsos.

La patente estadounidense 5.144.630 plantea varios ejemplos de realización de un aparato láser con un láser básico pulsante y al menos un cristal no lineal para la conversión de frecuencias. Por ejemplo, se plantea un láser Nd:YAG en combinación con un cristal no lineal de KTP o KNbO_{3} para obtener una longitud de onda infrarroja susceptible de fijarse de 1,5 a 4,5 nm. Se considera que los láseres con tales longitudes de onda son adecuados para varias aplicaciones médicas, incluyendo la cirugía oftálmica y la reformación de la córnea.

Resumen de la invención

Es, por lo tanto, objeto de esta invención proporcionar un nuevo y mejorado aparato quirúrgico que está particularmente adaptado para realizar cirugía refractiva de la córnea. Es otro objeto facilitar un método nuevo y mejorado de cirugía láser fotorrefractiva basado en el empleo de radiación infrarroja de gama media en pulsos breves producida mediante la conversión a la baja de la radiación procedente de un láser dopado con neodimio, tal como el Nd:YAG.

Se entiende que los pulsos breves resultan críticos para reducir los cambios no deseados en el tejido adyacente y especialmente los efectos térmicos que pueden producir como resultado bordes irregulares indeseables en el lugar de la interacción producida por la radiación infrarroja. Con pulsos suficientemente breves, la lesión térmica puede ser reducida potencialmente a niveles inferiores al micra, lo que produce como resultado idénticas indicaciones clínicas que la fotodescomposición ablativa producida por láseres de radiación UV profunda, empleada normalmente en procedimientos de cirugía refractiva. En consecuencia, es un aspecto adicional de la presente invención presentar una fuente láser con duraciones de pulsos más breves de 25 ns en torno a los 3,0 \mum, pero preferentemente cercanos a los 2,94 \mum del máximo de absorción del agua.

Es un objeto adicional de esta invención proporcionar un nuevo y mejorado aparato quirúrgico a base de láser empleando un OPO basado en un cristal no lineal, tal como el KTP o sus isomorfos para correr la longitud de onda de un láser dopado con neodimio a la longitud de onda deseada en el rango infrarrojo medio cercano a los 3,0 \mum. En un ejemplo de realización alternativo, un objetivo emparentado sería proporcionar un cristal con correspondencia de fase de manera no crítica para correr la longitud de onda de una fuente láser cuasi infrarroja que emitiese en torno a los
880-900 nm a la gama deseada de longitud de onda de 3,0 \mum.

En otro objeto adicional, los parámetros de la cavidad del OPO son tales que aceptan un haz de bombeo fácilmente disponible de potencia moderada mientras que a la vez proporcionan una salida estable con potencias de pulso escalables al nivel de decenas de milijulios. En un ejemplo de realización preferente del láser de OPO, serían igualmente aceptables los haces de bombeo que fuesen de modo simple o múltiple con perfiles ya fuesen gaussianos o de sombrero de copa y con divergencia que alcanzase hasta muchas veces el límite de difracción, manteniendo a la vez una configuración óptica simple con un número mínimo de elementos.

Es un objeto adicional proporcionar, dentro de la configuración del OPO, medios para elevar los umbrales de daño, de modo que los haces de bombeo de pulsos breves con salidas de energía por encima de los 200 mJ a longitudes de onda en torno a 1 micra sean todos aceptados sin daño a velocidades de repetición que superen los 10 Hz y que preferentemente se acerquen a los 50 Hz. Un objetivo emparentado es proporcionar configuraciones óptimas del OPO, de tal modo que se den los umbrales más reducidos de bombeo para una salida deseada en la gama media infrarroja.

Es otro objeto adicional proporcionar un aparato y un método nuevos para efectuar cirugía refractiva empleando una fibra o un haz de fibras o algún otro medio de guía de ondas para separar el láser de bombeo de la cavidad del OPO. La porción del OPO podría entonces montarse al microscopio quirúrgico dándole al cirujano la máxima flexibilidad para suministrar la luz al ojo del paciente.

La invención queda definida por la reivindicación independiente. Las reivindicaciones dependientes definen ejemplos de realización preferentes de la invención.

Se obtendrá una comprensión más completa de la presente invención, aparte de características y ventajas adicionales de la invención, haciendo referencia a la descripción detallada y a los dibujos.

Breve descripción de los dibujos

La Figura 1 es un diagrama esquemático que ilustra un ejemplo de realización preferente del dispositivo láser del OPO en conformidad con la presente invención.

La Figura 2 es un diagrama esquemático que ilustra un ejemplo de realización alternativo de la fuente láser del OPO, empleando una configuración en forma de L.

La Figura 3 es un diagrama esquemático que ilustra otro ejemplo de realización alternativo del OPO empleando un haz de bombeo de una sola pasada.

La Figura 4 es un diagrama esquemático que ilustra otro ejemplo adicional de realización alternativo empleando haces de bombeo de una sola pasada en una configuración de anillo.

La Figura 5 es un diagrama esquemático que ilustra un ejemplo de realización preferente de la fuente láser del OPO cuando el haz de bombeo es fibra unida al OPO.

Descripción detallada

Se presenta una fuente láser infrarroja de gama media con parámetros elegidos para producir un haz con propiedades acordes para la extirpación óptima de tejidos basada en un mecanismo de fotoespalación. Lo ideal es que el rayo láser conste de una serie de pulsos discretos de menos de 25 ns de duración, cada uno con una energía igual o mayor que 1 mJ, emitidos con velocidades de repetición de al menos 10 Hz, pero escalable hasta más de 50 Hz. Hace falta una velocidad de repetición elevada para minimizar la duración del procedimiento médico a la vez que se permite que se den tamaños de punto más pequeños con mejores parámetros de solapamiento para obtener resultados quirúrgicos mejorados. La naturaleza crítica de la duración del pulso está relacionada con el umbral del proceso de fotoespalación, que se espera que sea más bajo según vaya disminuyendo la duración de los pulsos, dando así lugar a que se empleen densidades inferiores de energía (o fluencias) para efectuar la ablación. Por lo general, cuanto menor sea la densidad de energía, menos probable resulta que se produzca una lesión térmica en el tejido que rodea el lugar de la ablación. Esto, a su vez, constituye un factor importante en la producción de una ablación altamente localizada con resultados clínicos similares a los que se obtienen en la actualidad con radiación UV.

Como se ve en la Fig. 1, una fuente láser infrarroja de gama media 1 incluye preferentemente una bomba con fuente de láser dopado con neodimio 20, que genera un haz de bombeo 50 constituido por pulsos láser breves (preferentemente de menos de 30 ns) en torno a 1 micra, radiación que es convertida a la baja a la longitud infrarroja de gama media mediante un oscilador paramétrico óptico (OPO) 10. Se ve que el OPO 10 incluye espejos 12, 16 y un cristal no lineal 15. El efecto del cristal no lineal 15 en los pulsos de láser produce como resultado dos haces, de una forma que resulta conocida. De manera específica, la salida del OPO consiste en un haz de referencia 52 y un haz de señal 54. Para una descripción detallada de la operatoria de un OPO particular, véase la patente estadounidense de Nº 5.181.211.

Para la cirugía refractiva, las longitudes de onda deseadas son las del haz de referencia 52, que en el ejemplo de realización preferente caen en la gama entre 2,89 y 2,98 \mum. En el ejemplo de un haz de bombeo de Nd:YAG a 1,064 \mum, la longitud de onda correspondiente del haz de señal 54 está entre 1,68 y 1,66 \mum. Ha de entenderse, no obstante, que aunque es preferible una longitud de onda cercana a los
2,94 \mum del pico de la absorción del agua, especialmente para aplicaciones de PRK, las longitudes de onda de referencia que estén en cualquier punto de la gama desde aproximadamente 2,75 a un poco por encima de 3,0 \mum caen dentro del ámbito de la invención, estando elegida la longitud de onda específica para amoldarse a las necesidades de la aplicación quirúrgica.

El haz de referencia 52 se ve reflejado desde un separador de haz dicroico 35 y se dirige a continuación a un sistema óptico de transferencia del haz 40, que, en un ejemplo de realización preferente puede incluir medios de formación y captación de imágenes para permitir la extirpación selectiva de tejido en diversos lugares de la córnea, haciendo con ello que la córnea cambie de una manera previsible y controlable. Tales medios fueron presentados en nuestra solicitud co-pendiente de patente precedente estadounidense con Nº de serie 08/549.385, y no se consideran críticos para la presente invención. El haz de señal 54 se transmite mediante el separador de haz 35 a un neutralizador de haces 32. Puede proporcionarse atenuación adicional del haz de señal residual 54 mediante reflectores adicionales representados colectivamente mediante el atenuador 34 que puede colocarse en el camino del haz de referencia 52 para evitar cualquier acoplamiento de las longitudes de onda procedentes del haz de señal 54 dentro del sistema de sumi-
nistro 40.

En el ejemplo de realización de la Fig. 1, los recubrimientos y el posicionamiento de los espejos 12, del cristal 15 y del espejo 16 dentro de la cavidad 10 del OPO se escogen para que constituyan una configuración de oscilador resonante de una sola frecuencia (singly resonant oscillator, SRO) optimizada para producir las longitudes de onda de referencia y con la característica añadida del empleo de la retrorreflexión de la porción sin convertir del haz de bombeo 50 dentro del cristal para su procesamiento adicional. Por ello, el espejo 12 va recubierto de cara a la transmisión elevada de las longitudes de onda entre 1,0 y
1,1 \mum y a la reflexión elevada de las longitudes de onda de referencia entre 2,8 y 3,0 \mum. El espejo 16 va recubierto para que tenga una reflectancia parcial para las longitudes de onda entre 2,8 y 3,0 \mum y una transmisión elevada a las longitudes de onda entre 1,65 y
1,7 \mum características del haz de señal 54. El haz de señal 54 pasa así sin reflexión a través de la cavidad del oscilador, mientras que al haz de referencia 52 se lo hace resonar para garantizar una salida máxima en las longitudes de onda de la gama media de infrarrojos. Preferentemente, el espejo 16 va también recubierto para que dé una reflectancia elevada a las longitudes de onda de bombeo entre 1,0 y 1,1 \mum. Sin embargo, no resulta imprescindible proporcionar esta elevada reflectancia recién mencionada, pero tal reflexión puede resultar ventajosa para una operatoria más eficiente del dispositivo al reducir el umbral energético para el proceso paramétrico.

Una configuración alternativa a la del SRO es la de la oscilación doblemente resonante (doubly resonant oscillation, DRO), en la que se hacen resonar tanto a la onda de referencia como a la de señal. En líneas generales, se sabe que un DRO tiene un umbral inferior de oscilación, pero presenta el inconveniente de recubrimientos más complejos de los espejos, así como de procedimientos de alineamiento más difíciles. No obstante, aunque se prefiere un SRO debido a la mayor sencillez y menor costo de los componentes, las configuraciones de DRO se consideran un ejemplo de realización alternativo para casos en los que presente una ventaja un umbral de oscilación sustancialmente reducido. Debería observarse que aunque se sabe que las salidas de un DRO son menos estables que las de un SRO, tal cosa carece de relevancia para esta presente aplicación, en la que se utilizan únicamente los haces de bombeo que constituyen una multiplicidad de modos longitudinales. Por lo tanto, un DRO es una variación aceptable en todas las configuraciones del OPO presentadas en este documento.

Las superficies de los espejos 12 y 16 pueden ser planas, cóncavas o convexas, como le resultaría evidente a una persona con conocimientos ordinarios. En el ejemplo de realización preferente, las superficies planas resultan ventajosas para convertir la radiación de bombeo de modos múltiples, dado que el emparejamiento de modos estaría entonces dominado por el haz de bombeo 50, en vez de estarlo por la cavidad del OPO. La reducción de la eficiencia debida a modos transversos de orden mayor no es tan severa en este caso. Puesto que el modo resonador de un OPO paralelo al plano consiste en un haz de luz paralela, tampoco hace falta ninguna lente para enfocar el haz de bombeo, lo que conlleva, por lo tanto, una simplificación aún mayor del diseño global del OPO láser. También resultan posibles alternativas que empleen superficies cóncavo-convexas, pero resultan un tanto más complejas de alinear, dado que habría que proporcionar una lente para emparejar la cintura de la bomba con la cinturita del modo resonador del OPO, y que se requeriría además una bomba de modo transverso simple para garantizar una elevada eficiencia del OPO. El emparejamiento de modos es una consideración importante en este tipo de configuración, dado que cualquier desajuste causará una reducción en la ganancia para la oscilación paramétrica óptica y un aumento subsiguiente en el umbral. En el ejemplo de realización preferente, una bomba láser menos compleja y más barata proporcionaría un haz de modo múltiple, estando dictados los límites tolerables de divergencia por las necesidades del sistema de suministro en vez de estarlo por el OPO.

La bomba láser 20 consiste en esencia en una barra láser dopada con neodimio, tal como una Nd:YAG, bombeada bien por lámparas de destellos o bien por conjuntos de diodos. Resultan perfectamente conocidos y están disponibles comercialmente los láseres, ya estén bombeados a base de lámparas de destellos o mediante diodos, de la energía, potencia pico y velocidades de repetición requeridos. Otros medios de láser apropiados incluyen cristales tales como el Nd:YLF, el Nd:vidrio y el Nd:YAlO_{3}, los cuales aportan todos la radiación fundamental a longitudes de onda que caen en la gama cubierta por la presente solicitud.

Es preferible que el cristal 15 consista en un material no lineal dotado de un elevado coeficiente no lineal, anchos de banda razonablemente amplios en lo referente a la angularidad y la temperatura, elevado umbral de daños y absorción mínima a las longitudes de onda de referencia y de señal. Idealmente, sería preferible un cristal que pueda ser susceptible de correspondencia de fase de forma no crítica, puesto que ello daría como resultado los mayores ángulos posibles de disipación, permitiendo que los haces láser dotados incluso de mala calidad de haz puedan ser convertidos con facilidad en cristales largos. En un sistema de correspondencia de fase no crítica (non-critical phase matching, NCPM), el cristal se orienta de tal modo que se logre la correspondencia de fase a lo largo de una dirección de propagación paralela a uno de los ejes principales del cristal (X, Y o Z). En la práctica, puede que no sea posible con los materiales y láseres disponibles en la actualidad cumplir estos criterios para una aplicación dada. De forma alternativa, puede resultar aceptable un cristal con correspondencia de fase crítica (critical phase matching, CPM), siempre que los ángulos de disipación y los anchos de banda angulares sean lo suficientemente elevados para permitir una conversión eficiente de los haces que no sean necesariamente de modo transverso único. Hemos determinado que el cristal denominado fosfato titanil de potasio (KTiOPO_{4} o "KTP") es capaz de satisfacer los requerimientos de esta aplicación, pese a que el KTP no pudiese ser susceptible de correspondencia de fase de manera no crítica con las longitudes de onda de referencia preferidas generadas bajo bombeo con un láser de 1,06 \mum. También se sabe que el cristal de KTP exhibe cierta absorción en torno a las 3 micras, atribuida habitualmente a la presencia de radicales OH^{-} residuales inherentes al proceso de desarrollo. Tal absorción, si resultase demasiado grande, parecería dificultar el empleo del KTP para aplicaciones con índice de repetición más
elevado.

Sin embargo, hemos determinado que bajo las condiciones oportunas, el KTP es adecuado como cristal de OPO para la aplicación de tallado de la córnea, incluso con el nivel de absorción presente con la capacidad de desarrollo del material actual. Como se discutirá más adelante, esto se ha logrado mediante la combinación fortuita del amplio ancho de banda en cuanto a temperaturas del KTP y los modestos requisitos en cuanto a salida energética y potencia media de las aplicaciones quirúrgicas contempladas. Con un cristal cortado para una correspondencia de fase de Tipo II, los ángulos internos de 68 a 70 grados proporcionarían las longitudes de onda requeridas para el haz de referencia cuando es bombeado con un láser Nd:YAG de 1,064 \mum, basándonos en parámetros materiales conocidos para material cortado en x. Estos ángulos pueden ser lo bastante cercanos a los 90º para proporcionar ángulos de aceptación suficientemente grandes para admitir haces de bombeo multimodales con una divergencia que sobrepase muchas veces el límite de difracción, si fuese necesario. Sin embargo, ha de entenderse que es necesaria una selección juiciosa de componentes para lograr las condiciones operativas requeridas del instrumento láser quirúrgico, especialmente cuando se tiene presente el criterio de un dispositivo compacto y sencillo que tenga también portabilidad en el campo. Medidas en el contexto de los estrictos parámetros impuestos, por ejemplo, por la aplicación de tallado de la córnea, no resultaban obvias a priori las combinaciones concretas de diversos elementos y parámetros de OPO empleando materiales disponibles y configuraciones ópticas en el sencillo sistema óptico representado en la
Figura 1.

En consecuencia, en un aspecto clave de esta invención, debe seleccionarse un cristal de KTP de suficiente longitud para permitir una conversión eficiente de la radiación de 1 micra. En un ejemplo de realización preferente, resultan apropiadas longitudes de cristal de al menos 20 mm, y potencialmente de hasta 30 mm, basándonos en las contrapartidas de los ángulos de disipación que son realizables en una configuración CPM de Tipo II de 68 a 70º para el cristal cortado en x y en estimaciones de la ganancia del OPO requerida para producir niveles energéticos de salida de referencia en la gama deseada de 5 a 30 mJ. Con esta orientación, el ángulo de aceptación para el KTP está en el orden 5 cm-mrad, que sigue siendo lo bastante grande para acomodar la bomba multimodal preferida para la presente aplicación.

Ha de entenderse también que la longitud de onda específica del haz de salida 52 puede verse alterada rotando el cristal con respecto a los ejes principales. Esta es una característica potencialmente útil en el contexto quirúrgico, puesto que las propiedades de absorción pueden diferir entre diferentes tipos de tejido y, por ejemplo, hasta dentro del mismo tejido, en función de la temperatura. De ahí que una ligera variación de longitud de onda podría permitir el emparejamiento con la absorción óptima deseada para un procedimiento dado, aumentando así el alcance y la utilidad de la fuente láser del OPO. La limitación en la gama de la longitud de onda que puede ser obtenida de esta manera se ve determinada por los tamaños relativos del haz de bombeo y la apertura del cristal. Basándose en parámetros conocidos del KTP y los tamaños del cristal que estén fácilmente disponibles, una gama de longitudes de onda que se extiende desde 2,75 hasta justo por encima de los 3 \mum puede abarcarse en su totalidad con la presente configuración, empleando cualquiera de los varios láseres de bombeo dopados con neodimio disponibles comercialmente.

Otro aspecto adicional importante de la invención tiene que ver con la utilización de pulsos de bombeo suficientemente cortos, de modo que los umbrales del OPO puedan alcanzarse hasta con un sistema de haces de bombeo no enfocados. Al eliminar la necesidad de enfocar el haz en el cristal, pueden emplearse distribuciones espaciales de haces de bombeo resonadores multimodales o inestables, lo cual presenta la ventaja de relajar significativamente los requerimientos de un láser de bombeo a la vez que se mitigan las dificultades asociadas con el emparejamiento de modos del OPO. En el ejemplo de realización preferente, se descubrió que resultaban aceptables las duraciones de los pulsos de bombeo (FWHM) entre 5 ns y 12 ns, produciéndose una conversión eficiente a las longitudes de onda del haz de referencia superior al 10% incluso para un haz multimodal de bombeo con divergencia mayor que 8 veces el límite de difracción.

En otra característica de la invención, podrían emplearse caras de cristales al natural (o sea, no recubiertas antirreflectantes [AR]) para disminuir el riesgo de daños asociados con deficiencias de las tecnologías actuales de recubrimiento, por lo que una absorción residual cercana a la longitud de onda favorita en torno a los 3 micras puede disminuir los umbrales de daños a niveles poco viables, especialmente cuando se emplean pulsos de corta duración. En el caso de que llegasen a estar disponibles recubrimientos de alta calidad de 3 micras para el KTP, podrían emplearse ventajosamente, ya que esto disminuiría las pérdidas del OPO y permitiría una reducción adicional en el umbral para la oscilación paramétrica para la misma eficiencia de pendiente. Sin embargo, debería señalarse que para obtener un rendimiento máximo y una operatoria libre de daños, el umbral debería ser de tal naturaleza que la salida energética de referencia deseada se logre con una entrada de energía no mayor que 3-4 veces el umbral. Recubriendo el cristal con una capa AR, puede disminuirse la reflectancia del acoplador de salida, disminuyendo con ello la potencia circulante de 2,9 \mum para la misma energía de salida.

En el ejemplo citado más arriba, se determinó que con un cristal al natural podría evitarse el daño ya sea al cristal o al sistema óptico incluso con energías de bombeo de entrada superiores a los 250 mJ para un haz de 10 Hz, empleando ópticas normales. Una vez más, se considera que la capacidad de emplear haces no enfocados con diámetros del orden de 1 a 5 mm es un aspecto crítico en la consecución de este rendimiento. Para suprimir aún más el potencial de daño, especialmente en el espejo de entrada, que se ve sujeto a la plena potencia de bombeo, pueden emplearse otros sistemas en los que el haz de bombeo no va unido mediante el mismo espejo de entrada de 0º que debe proporcionar también reflexión elevada a 3 micras. Hay indicaciones de que reflejar el haz de referencia de 3 micras a 45º en lugar de ello puede aumentar el umbral de daño cuando se emplean los mejores recubrimientos disponibles de 1 micra.

Refiriéndonos ahora a la Figura 2, se ilustra un ejemplo de realización alternativo, en el que se utiliza una cavidad en forma de L que emplea tres espejos identificados como 16, 17 y 18 para facilitar cierta separación entre el camino del haz de bombeo 50 y el haz de referencia 52. De este modo, la bomba está concebida, mediante un espejo 17 de 45º que está recubierto, para proporcionar también una reflexión elevada (a 45º) a las longitudes de onda de referencia. El espejo 18 va también recubierto para reflejar el haz de referencia 52, pero no está sometido al haz de bombeo de alta potencia 50. A continuación, el haz de referencia 52 es expulsado a través del espejo 16, que es parcialmente reflectante a la longitud de onda del haz de referencia 52. Una vez más, como en la Figura 1, es preferible que el espejo 16 esté recubierto para proporcionar retrorreflexión del haz de bombeo 50, con el objeto de disminuir el umbral del proceso paramétrico. La ventaja de esta cavidad en L es que la fluencia en el espejo de entrada se reduce debido al ángulo de incidencia de 45º. Puesto que este espejo 17 es típicamente el primer componente en dañarse, la menor fluencia se traduce en una probabilidad de daño reducida para el OPO a un nivel dado de salida energética.

Ha de observarse que en los ejemplos de realización tanto de la Figura 1 como de la 2, el eje del OPO debe estar ligeramente desplazado del eje de bombeo para evitar la retroalimentación en láser de bombeo 20. Como alternativa, puede emplearse un aislador entre el láser de bombeo y el OPO, aunque ello tendría como resultado un coste adicional para el sistema. Las Figuras 3 y 4 representan dos configuraciones alternativas que no tienen retroalimentación de bombeo, ya que se basan en un bombeo de una sola pasada. Por ello, para aumentar la conversión y reducir el umbral, en vez de la retrorreflexión de la bomba en el mismo cristal, se emplean en tándem dos cristales de OPO. La Figura 3 muestra un sistema en el que el haz de bombeo 50 se une en el interior de la cavidad del OPO a través de un espejo 11 de 45º que está recubierto para obtener una alta reflexión a las longitudes de onda de bombeo y una transmisión elevada a las longitudes de onda de referencia. El haz de bombeo pasa por dos cristales no lineales 15' y 15'' y se transmite a continuación al exterior de la cavidad a través de un espejo 12 que está recubierto para obtener una transmisión elevada a la longitud de onda de bombeo y una reflexión elevada en la gama de longitudes de onda en torno a los 3 \mum del haz de referencia 52. El haz de referencia 52 es expulsado de la cavidad a través de un espejo 13 que está recubierto para reflejar parcialmente las longitudes de onda de referencia con la reflectancia seleccionada para optimizar la salida de la cavidad. En este oscilador resonante de una sola frecuencia (SRO), cada uno de los espejos 11, 12 y 13 está recubierto para transmitir la longitud de onda de la señal, de modo que únicamente sea resonante la longitud de onda de referencia. Un sistema alternativo emplearía un DRO, que requiere recubrimientos reflectantes también a la longitud de onda de la señal, y posiblemente también un separador adicional de haz y/u otros sistemas ópticos. El umbral sería entonces menor, pero a costa de una mayor complejidad del sistema óptico y de los procedimientos de alineamiento.

La Figura 4 muestra una configuración así llamada de "anillo", en la que un prisma 14 proporciona una reflexión interna completa (total internal reflection, TIR) de los haces en la cavidad para así bombear dos cristales de OPO, identificados nuevamente como 15 y 15' en un sistema de una sola pasada. Dos espejos 19 y 19' de 45º están recubiertos para proporcionar una elevada transmisión a la longitud de onda de bombeo y de señal. El espejo 19' está recubierto también para reflejar la longitud de onda de referencia, mientras que el espejo 19 es parcialmente reflectante a 3 \mum para expulsar el haz de referencia 52. Como se ve en la Figura 4, el haz de bombeo residual 50 sale ahora de la cavidad del OPO a través del espejo 19', por lo que no se plantean en este caso problemas de retroalimentación. Además, puesto que también la mayor parte del haz de señal 54 se transmite al exterior de la cavidad a través del espejo 19', es aquí menor el requerimiento de atenuación adicional de la señal en la senda del haz de referencia 52. Aunque resulte atractiva por estos últimos dos detalles, la configuración de la Figura 4 es ópticamente más compleja, al requerir elementos adicionales con respecto al sistema simple de la Figura 1.

La Figura 5 representa de forma sustancial un novedoso sistema alternativo que emplea un medio guía de ondas 60 para acoplar la radiación de bombeo dentro del OPO. En un ejemplo de realización preferente, el medio guía de ondas consiste en una guía de ondas hueca, una fibra o un haz de fibras. Resultan perfectamente conocidas las ventajas para un sistema láser médico de emplear la descarga mediante fibra respecto a un sistema de descarga de un haz fijo a través del aire. Incluye un más fácil alineamiento del haz con la zona objeto de cirugía, un ajuste más flexible de la radiación, del ángulo de descarga y de la ubicación, la homogeneización (o alisamiento espacial) de un haz multimodal y la capacidad de suministrar radiación a ubicaciones internas que no resultan accesibles de otro modo. Sin embargo, aunque las fibras para transmitir radiación de 1 micra están bien desarrolladas con un umbral de daño que puede soportar cientos de milijulios de radiación de pulsos cortos, no hay disponibles en la actualidad fibras similares para transmitir radiación de pulsos cortos de 3 micras. Por lo tanto, resultaría beneficioso si el haz de bombeo de mayor potencia que 1 micra pudiese ser transmitido a través de una fibra, permitiendo la colocación del OPO en estrecha proximidad al microscopio quirúrgico. La mayoría de las ventajas de un sistema de suministro por fibra persistirían cuando lo que se empalmase mediante una fibra fuese la luz de bombeo, con la excepción del acceso a localizaciones internas. En particular, la homogeneización del haz de bombeo daría por resultado un perfil más homogéneo para el haz de salida en la gama infrarroja media, atributo altamente deseable en la ablación de la córnea.

En el ejemplo de realización de la Figura 5, el haz de bombeo 50 va unido por medio de lentes 62 al interior de una fibra 60, que, en un ejemplo de realización alternativo, puede consistir en un haz de fibras o una guía metálica hueca de ondas que conserven la polarización. Un haz puede resultar adecuado para aceptar y transmitir eficientemente un haz de bombeo divergente 50 a la vez que se da lugar a la agrupación y la recolimación de la luz en el extremo distal a través de medios ópticos normales 64. Se muestra una lente 68 que introduce la luz de bombeo en el interior del OPO. En un ejemplo de realización preferente, la lente proporciona una presentación 1:1, asumiendo un haz de 6 mm de diámetro, para preservar las características del sistema de haz de bombeo sin enfoque. Son factibles otras proporciones de aspecto, dependiendo de las características de los haces de bombeo disponibles y de las aperturas numéricas de la fibra. En el ejemplo de realización preferente, el haz puede consistir en un número de polarización que conserve fibras de modo único, como se requiere para permitir la correspondencia de fase en el cristal del OPO. Empleando este método, hay que abordar el límite de daño de cada fibra y la divergencia del haz o de los haces que salen de la fibra o de las fibras, como le resultaría obvio a una persona con conocimientos ordinarios. En el caso de una guía metálica de ondas hueca, hay indicaciones de que la polarización puede conservarse y que una guía de ondas con un diámetro aproximado de 1 mm puede suministrar luz a pulsos cortos perfectamente por encima de los 100 mJ a una longitud de onda de
1 \mum. Pueden incluirse aquellos medios ópticos que hagan falta para corregir la despolarización residual de la luz de bombeo que salga por la guía de ondas 60 como parte del elemento óptico 64 en el esquema de la Figura 5. En pro de la sencillez únicamente se ilustra en la Figura 5 la configuración del OPO simple de la Figura 1, pero ha de entenderse que puede emplearse cualquiera de los ejemplos de realización alternativos del OPO de las Figuras 2 a la 4 como elemento OPO 10 en la Figura 5.

Ha de observarse que la absorción en el cristal de KTP favorito en torno a las 3 micras puede limitar el escalado de la frecuencia de repetición de la fuente láser de OPO de cualesquiera de las configuraciones presentadas con anterioridad. Así, se encontró que los niveles de absorción del 8-10% a lo largo de la longitud del cristal son aceptables para las salidas del OPO con potencia media por debajo de los 0,5 W consideradas hasta ahora, resultado atribuido al ancho de banda inusualmente amplio en cuanto a temperaturas del KTP. Sin embargo, se reconoce que para escalar la velocidad de repetición del OPO más allá de los 40-50 Hz puede requerirse algún progreso en el área de los materiales, por el que el desarrollo puede hacerse bajo condiciones alteradas que no favorezcan la formación de los iones absorbentes OH^{-}. En la actualidad se contemplan tales avances, y, en el supuesto caso de que se realicen, permitirían escalar la velocidad de repetición por encima del nivel de los 50 Hz. También puede proporcionarse un escalado adicional de la frecuencia de repetición al nivel de los 100 Hz, por ejemplo, entrelazando las salidas de dos OPOs bombeados por un único haz láser. Estos sistemas, al igual que otros, que emplean una multiplicidad de cristales, caen todos bajo el dominio de la presente
invención.

Se reconoce que los isomorfos alternativos del KTP, tales como el KTA y el RTA, son también candidatos para el láser de OPO de la gama infrarroja media que emplee una de las configuraciones especificadas más arriba, dado que tienen propiedades similares a las del KTP. Por ello, la selección de un cristal particular depende de una combinación de características, relacionadas fundamentalmente con una favorable correspondencia de fase y una absorción mínima a las longitudes de onda preferidas para la presente aplicación.

Por último, hay varias tecnologías OPO alternativas que, en el supuesto caso de que se desarrollasen en el futuro cercano, podrían usarse provechosamente en el láser quirúrgico de OPO planteado en este documento. Tales mejoras incluyen el empleo de un KTP periódicamente polarizado (periodically-poled, PP) que pueda proporcionar umbrales drásticamente más bajos debido a no linealidades elevadas. Las energías de salida de un KTP PP están limitadas en la actualidad a menos de 1 mJ debido a las pequeñas aperturas (< 1 mm), pero pueden llegar a estar disponibles cristales mayores de KTP PP por las tecnologías emergentes tales como el enlace por fusión. Además, en una forma periódicamente polarizada, el LiNbO_{3} bombeado a 1 \mum puede ser también un cristal candidato para producir las longitudes de onda requeridas de 2,9-3,0 \mum bajo condiciones de cuasi correspondencia de fase que simulen de forma efectiva la NCPM. Las aperturas están limitadas nuevamente a menos de un mm, pero desarrollos futuros pueden dar como resultado que haya disponibles mayores cristales de PP en un futuro no muy lejano. Por supuesto, la absorción en el LiNbO_{3} a 3 micras sigue siendo un problema que habrá que abordar especialmente para las velocidades de repetición elevadas.

También observamos que el empleo de una fuente láser de bombeo con longitudes de onda de salida en la gama que va de 0,85 a 0,9 \mum representa otra configuración de OPO alternativa. Con esta longitud de onda de bombeo, es posible efectuar una correspondencia de fase de forma no crítica en el KTP (cortado en x), lo cual resultaría sumamente beneficioso para las aplicaciones quirúrgicas contempladas. Desgraciadamente, los láseres de bombeo que proporcionan tal radiación casi infrarroja no están disponibles todavía a modo de láseres comerciales compactos de bajo costo. Los candidatos incluyen el Ti:zafiro y el Cr:LiSAF bombeados por lámparas, ninguno de los cuales está disponible fácilmente con la energía requerida (mayor que 100 mJ), duración de pulsos (menos de 25 ns) y capacidad de velocidad de repetición (mayor de 10 Hz). Sin embargo, estos láseres u otros similares pueden desarrollarse en el futuro y, por lo tanto, están incluidos dentro del ámbito de esta
invención.

Ha de entenderse que los ejemplos de realización y variaciones mostrados y descritos en este documento son meramente ilustrativos de los principios de esta invención y que pueden implementarse diversas modificaciones por parte de las personas versadas en la especialidad sin apartarse del ámbito de la invención, que está definida en las reivindicaciones.

Claims (24)

1. Un sistema láser de rayos infrarrojos de gama media para efectuar un procedimiento quirúrgico por láser en un tejido, constando el referido sistema de:

un medio que sea fuente láser (20) para producir un haz de bombeo (50) dotado de una duración de pulso de menos de 50 ns y una longitud de onda que vaya aproximadamente de 0,85 a 0,9 \mum o de 1,0 a 1,1 \mum;

un cristal no lineal (15, 15', 15'') para convertir paramétricamente el haz de bombeo (50) en un haz de referencia (52) y un haz de señal (54), teniendo el referido haz de referencia (52) una longitud de onda en la gama infrarroja media correspondiente aproximadamente a un pico de absorción del referido te-
jido; y

medios (40) para dirigir el referido haz de referencia (52) sobre el referido tejido para extirpar porciones de dicho tejido fundamentalmente mediante un proceso foto-mecánico de ablación; y

en el que el referido sistema incluya medios que incluyan un neutralizador de haces (32) para evitar que las longitudes de onda de señal procedentes del haz de señal (54) alcancen el referido tejido.

2. El sistema láser, en conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el referido haz de bombeo (50) tenga una duración de pulso de menos de 25 ns.

3. El sistema láser, en conformidad con la reivindicación 1 o la reivindicación 2, caracterizado porque el sistema esté adaptado para generar una zona de lesiones térmicas que esté limitada a una distancia de sub-micras.

4. El sistema láser, en conformidad con una de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') tenga una dimensión de al menos 20 mm.

5. El sistema láser, en conformidad con una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') sea parte de un oscilador paramétrico óptico, teniendo el oscilador paramétrico óptico un eje separado del eje de bombeo lo suficiente para evitar la retroalimentación dentro del referido medio que sea fuente láser (20).

6. El sistema láser, en conformidad con una de las reivindicaciones 1 a 5, caracterizado porque el referido haz de referencia (52) tenga una longitud de onda en la gama media infrarroja aproximadamente entre 2,85 y 3,0 \mum.

7. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque el referido medio que sea fuente láser (20) sea un láser dopado con neodimio.

8. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 7, caracterizado porque el referido haz de bombeo (50) tenga una velocidad de repetición de al menos 10 Hz y una estructura de modo transverso consistente en modos únicos o múltiples.

9. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 8, caracterizado porque el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') sea un cristal de fosfato titanil de potasio (KTP).

10. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 9, caracterizado porque el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') sea susceptible de rotación en torno a tres ejes princi-
pales.

11. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 10, caracterizado porque el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') esté hecho de un material no lineal periódicamente polarizado que incluya el KTP y sus isomorfos o el
LiNbO_{3}.

12. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 11, caracterizado porque el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') sea ajustable para optimizar la absorción en el referido tejido.

13. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 12, caracterizado porque el referido haz de referencia (52) tenga una salida energética de al menos 1 mJ.

14. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 13, caracterizado porque el referido haz de referencia (52) logre una zona de lesión térmica en el tejido de la córnea de menos de 2 \mum.

15. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 14, caracterizado porque el referido medio de dirección incluya tres espejos (16, 17, 18) que constituyan un sistema en forma de L.

16. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 15, caracterizado porque el cristal no lineal esté basado en un oscilador doblemente resonante.

17. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 16, caracterizado por un par de los referidos cristales no lineales (15, 15') bombeados por el referido medio que sea fuente láser (20) con haces entrelazados con lo que se logra una velocidad global de repetición de al menos
20 Hz.

18. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 17, caracterizado porque la fluencia sobre el tejido esté entre
100 mJ/cm^{2} y 500 mJ/cm^{2}.

19. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 18, caracterizado porque el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') sea susceptible de rotación en torno a tres ejes principales para convertir paramétricamente el haz de bombeo (50) en el referido haz de referencia (52) y el referido haz de señal (54);

en el que el referido haz de referencia (52) tenga una longitud de onda en la gama infrarroja media aproximadamente entre 2,85 y 3,0 \mum; y

en el que el referido cristal no lineal (15, 15', 15'') sea susceptible de correspondencia de fase de manera no crítica y en que dicho cristal (15, 15', 15'') esté orientado de tal modo que se logre la correspondencia de fase a lo largo de una dirección de propagación del referido haz de referencia (52) paralela a uno de los referidos ejes principales.

20. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 19, caracterizado porque el referido medio que sea fuente láser (20) produzca un haz de bombeo (50) dotado de una polarización definida; y porque se proporcione un medio de fibra (60) para unir la referida fuente láser (20) al referido cristal no lineal (15), manteniendo la referida polarización la referida fibra (60).

21. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 20, en el que el referido tejido sea tejido ocular.

22. El sistema láser, en conformidad con la reivindicación 21, en el que el referido tejido ocular sea tejido de la córnea.

23. El sistema láser, en conformidad con cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 22, adaptado para extirpar tejido de la córnea de un ojo de un paciente por medio de una técnica de PRK basada en un mecanismo de fotoespalación.

24. El sistema láser de cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 23, caracterizado porque el referido medio para evitar que las longitudes de onda de señal procedentes del haz de señal (54) alcancen el referido tejido consista en un atenuador (34) colocado en el camino del haz de referencia
(52).