ES2279767T3 - Sistema de laser de diodo medico de doble longitud de onda. - Google Patents
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Abstract
Sistema de láser de diodo médico que presenta una única fibra de emisión óptica (18), en el que dicha fibra de emisión presenta por lo menos dos secciones de núcleo (15, 16) de área en sección transversal diferente para transmitir la radiación de por lo menos dos fuentes de láser, en el que el área en sección transversal de cada núcleo es seleccionada independientemente, un área más pequeña para la densidad de potencia superior, con el fin de alcanzar por separado un haz de emisión de luz láser (12) para cortar tejido, y un área más grande para una densidad de potencia inferior, con el fin de alcanzar por separado una emisión de luz láser (13) para coagular o bioestimular el tejido que es cortado.
Description
Sistema de láser de diodo médico de doble
longitud de onda.
La presente invención se refiere a sistemas de
láser de diodo que transmiten por lo menos dos longitudes de onda o
densidades de potencia de energía lumínica a través de un sistema de
fibra con índice de paso único con por lo menos un núcleo de dos
secciones.
Actualmente el uso de láseres en procedimientos
médicos y aplicaciones quirúrgicas es virtualmente ilimitado. Los
láseres de estado sólido, tales como el Nd:YAG, se han utilizado
principalmente para alcanzar la potencia y la longitud de onda
ópticas deseadas por los procedimientos médicos en los campos de la
dermatología, cirugía plástica, oftalmología, otorrinolaringología,
cirugía neurológica, gastroenterología, urología, ginecología, y
cirugía general. Los láseres de estado sólido utilizados para estas
aplicaciones son costosos, complejos y generalmente ineficaces. Los
láseres de diodo son sustitutos atractivos para estos láseres de
estado sólido, ya que son económicos, pequeños y requieren baja
potencia. Los láseres de diodo individuales emiten una potencia
óptica relativamente baja, comparada con la del láser de estado
sólido. Para obtener una potencia eficaz, estos láseres se combinan
generalmente para formar un conjunto en uno o más sustratos.
La energía lumínica enfocada sobre el tejido
durante procedimientos médicos produce, dependiendo de la densidad
de potencia de la energía de radiación, hipertermia, coagulación o
vaporización local. La hipertermia local requiere una densidad de
potencia inferior de energía lumínica, que se puede mediar con la
activación de la colagenasa y puede dar posteriormente lugar a la
destrucción local de vasos sanguíneos. Una densidad de potencia
superior de energía lumínica es necesaria para la coagulación, que
resulta de la desnaturalización de proteínas. Para la vaporización,
que es el proceso que consiste en quitar tejido sólido
convirtiéndolo en un vapor gaseoso o en pluma, resulta esencial
una densidad de potencia de la energía lumínica aún mayor. Este
proceso es asimismo denominado ablación o corte del tejido.
La ablación de tejido puede producir zonas
sucesivas circundantes de carbonización, vacuolización y edema a
medida que se disipa el calor. Un pequeño tamaño de punto de
radiación minimiza el edema y ocasiona un menor daño colateral a
las células sanas que rodean la zona. Un tamaño de punto mayor es
menos preciso y tiende a coagular el tejido. Así, dependiendo del
efecto deseado de un láser médico, se puede elegir un tamaño de
punto pequeño o grande. La potencia colectiva de emisión de una
serie o series de láseres de diodo se debe concentrar sobre un área
pequeña para ser eficaz en aplicaciones médicas tales como corte o
vaporización de tejidos. La energía lumínica altamente concentrada
corresponde a una alta densidad de potencia, que sin embargo, puede
no resultar ventajosa para todas las aplicaciones médicas del láser.
De hecho, para aplicaciones tales como la coagulación, la radiación
de alta densidad de potencia es inadecuada. Un único láser de diodo
que se transmite con eficacia resulta ventajoso con respecto a un
conjunto de láseres de diodo.
El tamaño del punto es inversamente proporcional
al área del núcleo en sección transversal de la fibra óptica que
transmite la energía lumínica; es decir, una sección transversal más
pequeña aumenta la densidad de potencia para una potencia dada. Sin
embargo, el acoplamiento de grandes cantidades de energía lumínica
en secciones transversales de un núcleo de la fibra progresivamente
menores puede ser difícil, puesto que solamente la luz que entra en
el núcleo de la fibra en un ángulo de incidencia menor al ángulo
crítico será refractada dentro del núcleo. Este fenómeno se puede
explicar mediante la ley de Snell:
(1)n_{1}sin\Theta_{1} =
n_{2}sin\Theta_{2}
en la que n_{1} es el índice de
refracción del medio, \theta_{1} es el ángulo de incidencia
definido relativo a la normal, n_{2} el índice de refracción del
material del núcleo de la fibra y \theta_{2} es el ángulo de la
refracción definido relativo a la
normal.
Cuando la luz pasa desde un medio de un índice
de refracción mayor a uno de un índice de refracción menor -por
ejemplo, desde el núcleo de la fibra al revestimiento de la fibra-
el rayo refractado se curva alejándose de la normal de la interfaz
del núcleo-revestimiento de la fibra. La radiación
que se propaga a través del núcleo de la fibra, que alcanza el
revestimiento de la fibra en un ángulo de incidencia por encima de
un valor determinado (ángulo crítico), se refracta
perpendicularmente a la normal de la interfaz
núcleo-revestimiento. Por lo tanto, toda la
radiación incidente se refleja ventajosamente dentro del núcleo de
la fibra óptica.
Este principio físico elemental de la reflexión
total ha sido aprovechado por Richard Nagal (Pat. Int. No. WO
95/15508) para construir una sección de índice de paso de fibra
óptica para la transmisión de una única longitud de onda de la luz.
La invención de Nagal describe un dispositivo acoplador que permite
la transmisión incrementada de una única longitud de onda de luz.
La luz que cae fuera del ángulo de aceptación y del diámetro del
núcleo central de la fibra entra en el primer revestimiento que
funciona como un núcleo adicional. El primer revestimiento funciona
tanto como un revestimiento normal y como un segundo núcleo. Esta
primera capa del revestimiento tiene un índice de refracción menor
que el núcleo y está recubierta por una segunda capa de
revestimiento. En efecto, hay dos núcleos concéntricos y dos
revestimientos concéntricos. Nagal, sin embargo, no contempla la
utilización de esta sección de la fibra como una fibra de emisión.
Además, la sección de la fibra se utiliza solamente para acoplar un
único tipo de radiación láser a una fibra estándar de emisión.
Nagal no permite la introducción de más de una longitud de onda en
la fibra o la transmisión de ambas densidades de potencia, altas y
bajas.
El documento US nº 5.668.903 da a conocer un
sistema de láser para aplicaciones médicas que comprende un
combinador multinúcleo adaptado para combinar una pluralidad de
rayos láseres emitidos por una pluralidad de láseres de diodo en un
único haz de alto brillo y de alta densidad de potencia.
El documento US nº 5.451.221 describe un sistema
de emisión lumínica endoscópico adaptado para emitir luz de
longitudes de onda diferentes a un tejido y con el fin de cortar y
coagular el tejido simultáneamente.
Han sido propuestos diversos medios para
efectuar simultáneamente corte y ablación de tejidos con la
radiación de una misma fibra en la técnica anterior. Sin embargo,
aquellos sistemas están provistos de sistemas de láser de estado
sólido, voluminosos, complicados, y costosos. Además, los sistemas
de la técnica anterior se basaban en métodos que dividen el haz,
que presentan una disminución de la densidad de potencia y de la
calidad del haz. Por lo tanto, existe la necesidad de un sistema
que aprovecha las ventajas de los láseres de diodo más económicos y
que puede transmitir tanto una radiación de alta densidad de
potencia (o longitud de onda altamente absorbente) destinada al
corte o ablación, así como también una radiación de densidad de
potencia más baja usada para la coagulación del tejido
circundante.
Un objetivo de la presente invención consiste
por lo tanto en proporcionar un sistema de láser de diodo médico
que permite una transmisión eficiente de por lo menos dos densidades
de potencia o de por lo menos dos longitudes de onda.
Otro objetivo de la presente invención consiste
en proporcionar un sistema de láser de diodo médico que permite la
coagulación y corte o ablación simultáneos del tejido.
Todavía otro objetivo de la presente invención
consiste en proporcionar una fibra de núcleos múltiple que permite
la transmisión simultánea de una radiación de alta densidad de
potencia o longitud de onda de alta absorción que se puede utilizar
para el corte o ablación del tejido y otra radiación de baja
densidad de potencia que se puede utilizar para la coagulación y/o
la bioestimulación del tejido.
En resumen, la presente invención proporciona un
sistema de láser de diodos médico que permite la transmisión
simultánea de por lo menos dos longitudes de onda y de por lo menos
dos densidades de potencia. Una radiación de longitud de onda
conveniente para el corte o ablación del tejido se acopla dentro del
núcleo interno de la fibra para producir un haz de salida con la
suficiente densidad de potencia para la ablación. Una radiación de
longitud de onda conveniente para la coagulación del tejido se
introduce en el núcleo externo de la fibra para producir otro haz
de salida con una densidad de potencia más baja apropiada para la
coagulación. El núcleo externo de la fibra que rodea estrechamente
el núcleo interior tiene un índice de refracción menor que el
núcleo interno de la fibra y funciona así como un revestimiento para
el núcleo interno. Un revestimiento que tiene un índice de
refracción menor al núcleo externo de la fibra envuelve el núcleo
externo de la fibra. Alternativamente, el material que funciona
como un revestimiento intermediario separa los núcleos externo e
interno de la fibra. En esta forma de realización, el núcleo interno
tiene mayor un índice de refracción que el revestimiento interno,
que a su vez tiene un índice de refracción menor que el núcleo
externo, que está rodeado por un revestimiento externo que presenta
asimismo un índice de refracción más bajo que el núcleo externo de
la fibra. En funcionamiento, ambas estructuras permiten la
transmisión de radiación de alta y baja densidad de potencia, la
cual se puede utilizar para el corte o ablación, la bioestimulación
y la coagulación eficientes de varios tejidos.
Los objetivos, características y ventajas de la
presente invención anteriores y otros resultarán evidentes a partir
de la descripción detallada siguiente haciendo referencia a los
dibujos adjuntos.
La Fig. 1 muestra una forma de realización de la
presente invención en una vista en sección transversal, irradiando
la superficie de un tejido.
La Fig. 2 ilustra una vista superior del haz de
láser realizada por las formas de realización mostradas en las
Figs. 1 y 4.
La Fig. 3 muestra una sección transversal de una
forma de realización con una capa adicional de revestimiento.
La Fig. 4 muestra una vista en sección
transversal de la fibra (18) que se muestra en Fig. 1.
Las Figs. 5 a 8 ilustran otras secciones
transversales de las formas de realización de la presente
invención.
Las Figs. 9 a 10 ilustran otras formas de
realización de la presente invención en una vista en sección
transversal, irradiando la superficie de un tejido y utilizando un
prisma para dirigir la radiación.
La presente invención proporciona un dispositivo
que permite la transmisión simultánea de por lo menos dos
longitudes de onda o por lo menos dos densidades de potencia que
puedan simultáneamente por ejemplo cortar o vaporizar y coagular
tejidos. La presente invención permite que dos longitudes de onda y
densidades de potencia diferentes sean transmitidas a través de la
misma fibra de manera que sea posible por ejemplo cortar y coagular
simultáneamente con un único instrumento médico. La presente
invención permite que fuentes de láser múltiples sean transmitidas
a través de una única fibra de emisión óptica. Esto supone una
ventaja respecto al uso de múltiples fibras, ya que un dispositivo
que utilice la presente invención puede ser de un diámetro mucho más
pequeño y mucho más fácil de utilizar. Además, la presente
invención no se limita a la transmisión de dos longitudes de onda o
densidades de potencia. Se pueden agregar a la fibra capas
concéntricas adicionales para transmitir longitudes de onda
adicionales.
La Fig. 1 ilustra una forma de realización de
este dispositivo, que se puede utilizar en muchas aplicaciones
médicas. Dos longitudes de onda de radiación diferentes se
transmiten a través de la fibra (18) y son enfocadas por la lente
(17) en el tejido (11). La radiación del núcleo interno (12), por
ejemplo una radiación 1.9 \mum de longitud de onda, es guiada
dentro y transmitida a través del núcleo interno de la fibra (16) y
es enfocada por la lente (17) al punto pequeño (19). La radiación
del núcleo interno (12) tiene una longitud de onda seleccionada para
la absorción del tejido (11). El punto pequeño (19) tiene
suficiente densidad de potencia para cortar o extirpar el
tejido
(11).
(11).
La radiación del núcleo externo (13) se utiliza
para coagular el tejido (11). La radiación del núcleo externo (13)
es guiada dentro y transmitida a través del núcleo externo de la
fibra (15), que circunda el núcleo interno de la fibra (16). El
núcleo externo de la fibra (15) tiene un índice de refracción menor
que el núcleo interno de la fibra (16) y actúa como revestimiento
para el núcleo interno de la fibra (16). Análogamente, el
revestimiento (14) tiene un índice de refracción más pequeño que el
núcleo externo de la fibra (15). La radiación del núcleo externo
(13) es enfocada por la lente (17) al punto grande (20) en el tejido
(11). El punto grande (20) tiene una densidad de potencia más baja,
conveniente para la coagulación del tejido (11).
La Fig. 2 representa un punto de láser producido
por la radiación de las formas de realización ilustradas en las
Figs. 1 y 4. La radiación transmitida a través del núcleo interno se
enfoca hacia un punto pequeño (23) que corresponde al punto pequeño
(19) de Fig. 1. La radiación de alta densidad de potencia en el
punto pequeño (23) se utiliza para cortar o para extirpar tejido.
El punto grande (22), que corresponde al punto grande (20) de la
Fig. 1, rodea y comprende el punto pequeño (23) La radiación
enfocada al punto grande (22) coagula el tejido que rodea y
comprende el tejido que es cortado o extirpado en el punto pequeño
(23).
La Fig. 3 muestra la forma de realización de
una vista en sección transversal lateral de una fibra óptica.
Normalmente las fibras ópticas tendrían por lo menos una capa
intermedia en adición a la estructura en Fig. 3, para proteger la
fibra óptica. En esta forma de realización cuatro capas concéntricas
constituyen la parte de la fibra óptica que transmite dos
longitudes de onda de radiación. El núcleo interno de la fibra (33)
transmite la radiación de alta densidad de potencia y es rodeada
por el revestimiento interno (35). El revestimiento interno (35) es
rodeado por el núcleo externo de la fibra (32), que transmite la
radiación de la segunda longitud de onda. El revestimiento externo
(34) forma la cuarta capa y rodea el núcleo externo de la fibra
(32). El índice de refracción del núcleo interno de la fibra (33)
es más grande que el índice de refracción del revestimiento interno
(35), que también tiene un índice de refracción más pequeño que el
núcleo externo de la fibra (32). El revestimiento externo (34),
que forma la cuarta capa concéntrica, tiene un índice de refracción
más pequeño que el núcleo externo de la fibra (32). En
funcionamiento, los núcleos de la fibra son cubiertos por un
material de índice de refracción más bajo, que crea la reflexión
interna total dentro de cada núcleo de la fibra. Esta reflexión
interna total tiene la ventaja adicional de que disminuye la
diafonía (cross-talk) entre ambos
núcleos.
La Fig. 4 muestra otra forma de realización de
una vista en sección transversal lateral de la fibra representada
en la Fig. 1. El núcleo interno de la fibra (43), que corresponde a
(16) de la Fig. 1, está rodeado por el núcleo externo de la fibra
(42), que corresponde a (15) de la Fig. 1. El revestimiento (44),
que corresponde a (14) de la Fig. 1, proporciona una guía para la
luz que se propaga en el núcleo externo de la fibra (42). Se debe a
que el revestimiento (44) tiene un índice de refracción más bajo
que el núcleo externo de la fibra (42). El núcleo externo de la
fibra (42) actúa a su vez como una guía de luz para la radiación que
se propaga en el núcleo interno de la fibra (43), ya que el núcleo
externo de la fibra tiene un índice de refracción más bajo que el
núcleo interno de la fibra (43).
Las Figs. 5 y 6 muestran otras formas de
realización en una vista en sección transversal lateral que utiliza
núcleos internos (53) y (63) y núcleos externos (52) y (62) de
diferentes formas y tamaños. La forma externa en sección
transversal del revestimiento (54) y (64) permanece constante aunque
las áreas en sección transversal sean diferentes. Las Figs. 4 - 6
presentan en su totalidad un núcleo interno con un índice de
refracción mayor que el núcleo externo, que a su vez tiene un mayor
índice de refracción que la capa del revestimiento.
La Fig. 7 muestra una forma de realización en
una vista en sección transversal lateral en la que dos núcleos
separados con diferentes áreas en sección transversal se alojan
dentro del revestimiento y permiten que dos longitudes de onda de
luz diferentes se propaguen a través de una fibra. Los núcleos están
separados por un revestimiento que impide que la radiación se
superponga dentro de la fibra. Los núcleos representados en la Fig.
7 presentan una forma en sección transversal circular. En una
alternativa se diseñan con una forma en sección transversal oval.
La radiación de densidad de alta potencia usada para el corte o
ablación se transmite a través de un núcleo de la fibra pequeño
(76). El núcleo de la fibra grande (77) transmite una radiación de
densidad de potencia más baja usada para la coagulación. El núcleo
de la fibra pequeño (76) presenta un área en sección transversal
menor que el núcleo de la fibra grande (77). El revestimiento (74)
envuelve a ambos núcleos de la fibra.
Análogamente, la Fig. 8 representa una vista en
sección transversal lateral de otra forma de realización que
utiliza núcleos de fibra rectangulares. Una sección transversal del
núcleo de forma rectangular es una ventaja cuando se acopla una
fibra a un láser del diodo. Puesto que la salida del láser del diodo
presenta una forma distintivamente rectangular, el núcleo
rectangular de la fibra corresponde con la emisión y proporciona a
una conexión más eficiente. Si el diodo se conecta con más eficacia
a la fibra, se puede utilizar un láser de diodo de menor potencia
para las aplicaciones. Las densidades de alta potencia se pueden
transmitir sin pérdida significativa en la conexión. Además, dentro
de un núcleo substancialmente circular se necesita transmitir
relativamente menos potencia hacia la fibra para una emisión
determinada con respecto a la entrada. La radiación usada por
ejemplo para el corte o ablación se transmite a través del núcleo de
la fibra pequeño (87), que corresponde a (76) de la Fig. 7. La
radiación usada para coagular se transmite a través del núcleo de la
fibra grande (86), que corresponde a (77) de la Fig. 7. El
revestimiento (84) cubre ambos núcleos de la fibra.
En ambas Fig. 7 y 8, los núcleos de la fibra
pueden tener índices de refracción similares, pero el revestimiento
debe tener un índice de refracción menor. Las formas de realización
en las Figs. 7 y 8 pueden ser particularmente útiles en
aplicaciones en las que una zona debe ser cortada o extirpada, pero
un área inmediata a un lado de la zona resultaría dañada por
cualquier tipo de exposición a la radiación. En esta forma de
realización, la fibra puede ser hacerse girar de manera que se
dirija la radiación de coagulación a un área opuesta a la zona del
tejido potencialmente dañada. En las formas de realización
alternativas, se transmiten dos densidades de potencia diferentes o
dos longitudes de onda diferentes a través de las secciones del
núcleo. Dos densidades diferentes de la misma radiación de longitud
de onda se prefieren para la coagulación por una densidad y la
incisión por la otra. Dos longitudes de onda diferentes se prefieren
cuando una se utiliza para la incisión o la coagulación y la otra
longitud de onda se utiliza para una aplicación tal como la
bioestimulación.
La Fig. 9 ilustra otra forma de realización de
la presente invención en una vista en sección transversal, que
coagula simultáneamente el tejido y permite una zona de incisión más
precisa. Dos longitudes de onda de radiación diferentes se
transmiten a través de la fibra (901) sobre el tejido (907). El
prisma (904) presenta un recubrimiento adecuado que discrimina
entre las dos longitudes de onda que son transmitidas a través de la
fibra (901). La radiación del núcleo interno (903), por ejemplo una
radiación de 1,9 \mum de longitud de onda, se refleja fuera del
prisma (904) y es dirigida a la zona de la incisión (908) mediante
las ópticas de reflexión (909 y (905). Las ópticas de reflexión
(909) y (905) están diseñadas para enfocar la radiación del núcleo
interno (903) para practicar una incisión con mayor precisión. La
radiación del núcleo externo (902) se utiliza para coagular el
tejido (907). La radiación del núcleo externo (902) pasa a través
del prisma (904) e irradia la superficie del tejido (908) y el
tejido (907).
La Fig. 10 muestra otra forma de realización que
permite coagular o efectuar incisiones muy precisas en secciones de
tejido. Dos longitudes de onda de radiación diferentes se transmiten
a través de la fibra (1001) en el tejido (1007) y la superficie del
tejido (1006). El prisma (1005) presenta un recubrimiento apropiado
que discrimina entre las dos longitudes de onda que se transmiten a
través de la fibra (1001). La radiación del núcleo interno (1003)
se refleja fuera del prisma (1005) y es dirigida a un área de
coagulación (1009) reflejándose en las ópticas (1002). Las ópticas
de reflexión (1002) están concebidas para dirigir la radiación del
núcleo interno (1003) a un área dentro del tejido (1007) por debajo
de la superficie del tejido (1006). La radiación del núcleo externo
(1004) pasa a través del prisma (1005) y se dirige al área de
incisión (1008).
En otra forma de realización de la presente
invención, la radiación pulsada de láser se utiliza para la
ablación, y la radiación de onda continua se utiliza para la
coagulación. Según lo indicado anteriormente, la densidad de
potencia desempeña un papel importante en la determinación de los
efectos en el tejido. La radiación pulsada en intervalos más cortos
que el tiempo de relajación térmica del segmento de tejido irradiado
se utiliza típicamente para la ablación, mientras que la
coagulación se consigue generalmente por la radiación de onda
continua. En esta alternativa, el área del núcleo interno (en la
diposición de núcleo concéntrico descrita anteriormente) se utiliza
para transmitir la radiación pulsada, mientras que el núcleo externo
circundante conduce la radiación de onda continua.
A partir de la descripción de las formas de
realización preferidas de la presente invención haciendo referencia
a los dibujos adjuntos puede apreciarse que la presente invención no
está limitada a estas formas de realización específicas, y pueden
introducirse varios cambios y modificaciones por parte del experto
en la materia sin apartarse del alcance de la invención como se
define en las reivindicaciones adjuntas.
Claims (14)
1. Sistema de láser de diodo médico que
presenta una única fibra de emisión óptica (18), en el que dicha
fibra de emisión presenta por lo menos dos secciones de núcleo (15,
16) de área en sección transversal diferente para transmitir la
radiación de por lo menos dos fuentes de láser, en el que el área en
sección transversal de cada núcleo es seleccionada
independientemente, un área más pequeña para la densidad de potencia
superior, con el fin de alcanzar por separado un haz de emisión de
luz láser (12) para cortar tejido, y un área más grande para una
densidad de potencia inferior, con el fin de alcanzar por separado
una emisión de luz láser (13) para coagular o bioestimular el
tejido que es cortado.
2. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dichas por los menos dos fuentes de láser son transmitidas con
por lo menos dos densidades de potencia diferentes.
3. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dichas por lo menos dos fuentes de láser emiten en por lo menos
dos longitudes de onda diferentes.
4. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dicha radiación de una primera fuente es pulsada y de una
segunda fuente es una onda continua.
5. Sistema según la reivindicación 2, en el
que dichas por lo menos dos fuentes de láser presentan asimismo por
lo menos dos longitudes de onda.
6. Sistema según la reivindicación 5, en el
que dicha radiación de dichas por lo menos dos fuentes de láser se
transmite simultáneamente.
7. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dicha fibra presenta por lo menos dos capas de revestimiento
concéntricas que rodean un núcleo único y por lo menos una de dichas
capas de revestimiento actúa como un núcleo.
8. Sistema según la reivindicación 7, en el
que una capa interna de dichas por lo menos dos capas de
revestimiento concéntricas se utiliza para transmitir la radiación
de una primera de dichas por lo menos dos fuentes y el núcleo
transmite radiación de una segunda de por lo menos dos fuentes de
láser.
9. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dicha fibra presenta por lo menos dos núcleos no concéntricos
dentro de una capa de revestimiento.
10. Sistema según la reivindicación 9, en el
que cada uno de dichos por lo menos dos núcleos presenta un área en
sección transversal diferente y cada uno es utilizado para
transmitir la radiación de fuentes de láser diferentes.
11. Sistema según la reivindicación 9, en el
que la forma en sección transversal de dichos por lo menos dos
núcleos se selecciona de entre el grupo constituido por circular,
rectangular u oval.
12. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dicha fibra presenta un núcleo rodeado por una capa de
revestimiento, que está rodeada además por una capa de núcleo
adicional, estando dicha capa de núcleo adicional rodeada por otra
capa de revestimiento, y cada capa presenta un índice de refracción
progresivamente inferior al de dicho núcleo interno.
13. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dicha radiación de una de dichas por lo menos dos fuentes se
utiliza para coagular tejido y la radiación de la segunda de dichas
por lo menos dos fuentes de láser se utiliza para la ablación de
tejido.
14. Sistema según la reivindicación 1, en el
que dicha radiación de dichas por lo menos fuentes de láser
transmitida a través de dicha fibra, se dirige con mayor precisión
hacia un área de tratamiento utilizando ópticas en un extremo
distal de dicho sistema de láser médico.
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