ITRM20130626A1 - Laser chirurgico e terapeutico per tessuti molli. - Google Patents

Description

Laser chirurgico e terapeutico per tessuti molli

La presente invenzione riguarda un laser chirurgico e terapeutico per tessuti molli.

Più precisamente, la presente invenzione riguarda un laser che sfrutta una sorgente di luce principale nel blu per interventi di microchirurgia dei tessuti molli, chirurgia e terapia in odontoiatria, chirurgia e terapia in dermatologia, chirurgia e terapia nel campo vascolare e chirurgia e terapia in altri molteplici campi del medicale. Associate alla sorgente principale, vi sono altre due sorgenti ausiliarie che sono utilizzate secondo un procedimento tale da risultare terapeutiche o rafforzative dell’effetto chirurgico.

Stato della tecnica

Nel campo dermatologico, è uso tagliare tessuti, asportare lesioni o malformazioni benigne, verruche ed altre lesioni antiestetiche, con l’aiuto di laser infrarossi.

E’ d’uso utilizzare lunghezze d’onda minori di 2000nm per mezzo di fibre ottiche a contatto con il tessuto da tagliare. Con lunghezze d’onda maggiori di 2000nm è invece d’uso attuale utilizzare manipoli non a contatto con il tessuto da tagliare; il raggio laser viene trasportato dalla sorgente al manipolo, attraverso bracci articolati a 5 o 7 specchi.

In campo vascolare è d’uso utilizzare laser a 532nm o nel vicino infrarosso minore di 1600nm, per ridurre le telangectasie e piccole vene antiestetiche del volto, mentre è d’uso trattare anche le piccole vene e le telangectasie delle gambe ma con risultati meno evidenti che sul volto, in quanto in questa zona il problema vascolare è più importante e tende a riapparire dopo poche settimane.

Per questo tipo di problema è d’uso utilizzare anche un metodo più invasivo, che prevede l’utilizzo di aghi con diametro maggiore di 270 micron i quali vengono introdotti direttamente nella vena. Attraverso questi aghi viene introdotta una fibra ottica collegata ad un laser ad una lunghezza d’onda maggiore o uguale a 532nm. L’azione del laser coagula il sangue nella vena occludendola. Questo trattamento è invasivo e molto doloroso, ed ha risultati simili o minori rispetto al trattamento farmacologico con sclerosanti.

E’ d’uso inoltre l’utilizzo del laser per il trattamento di ablazione di vene safene incompetenti, con laser ad infrarossi nella gamma tra 970nm a 1540nm, utilizzando delle speciali fibre che vengono introdotte nella vena safena attraverso uno speciale catetere.

La fibra viene estratta lentamente durante l’emissione laser provocando l’ablazione della safena incompetente.

Nel campo odontoiatrico, è utilizzato il laser per tagliare tessuti molli, in particolare gengiva e mucosa, e nel campo parodontale per disinfettare le tasche tra dente e gengiva. Lo stesso vale per una disinfezione del canale nella radice dei denti (trattamento endodontico).

I trattamenti in odontoiatria sono spesso realizzati con laser a diodi. Per la chirurgia dei tessuti molli del cavo orale, è necessaria più potenza che per le operazioni di disinfezione. La luce di questi laser è accoppiata in fibre ottiche e raggiunge l'estremità distale della fibra ottica. Questa estremità della fibra ottica viene portata a contatto con le parti del corpo che sono da trattare.

In sintesi, le lunghezze d'onda tipiche impiegate per i laser chirurgici di cui sopra sono 810 ± 15nm, 940 ± 15nm, 975 ± 15nm e 1064 ± 10nm.

Si utilizzano diodi laser e laser Nd:YAG, tuttavia si devono usare intensità molto elevate per il taglio dei tessuti molli; ciò porta ad un eccessivo riscaldamento termico del tessuto circostante, con molteplici effetti collaterali.

Anzitutto, vi è la produzione di un notevole calore nel taglio del tessuto biologico. Si rischia così il danneggiamento termico del tessuto.

Inoltre, il calore dissipato dal laser sarà alto, e sarà richiesto un complesso ed ingombrante sistema di raffreddamento.

Ancora, con una potenza media elevata, tipicamente maggiore di 4W del laser della tecnica anteriore, si rischia di danneggiare i tessuti biologici negli strati sotto la superficie.

Un altro svantaggio è costituito dalla velocità di taglio non è alta a causa della bassa efficienza di assorbimento del laser ad infrarossi della tecnica anteriore, aumentando corrispondentemente il tempo di trattamento.

Infine, i laser con tecnica anteriore che utilizzano la luce infrarossa con lunghezza d’onda minore di 2000nm, per il taglio, devono entrare in contatto con la fibra ottica e il tessuto. Solitamente, è necessario che l'estremità della fibra ottica entri in contatto con un qualcosa coperto da un rivestimento nero, ad esempio fuliggine, un cosiddetto processo di condizionamento. Questo rivestimento nero, farebbe assorbire la luce infrarossa e quindi riscaldare la punta della fibra ottica. Questa punta della fibra riscaldata, verrebbe poi utilizzata per tagliare il tessuto premendo la punta della fibra calda attraverso il tessuto. Ciò porta ad un eccessivo riscaldamento termico del tessuto circostante, con molteplici effetti collaterali.

Anzitutto, vi è la produzione di un notevole calore nel taglio del tessuto biologico. Si rischia così il danneggiamento termico del tessuto. Inoltre il tempo di riparazione del tessuto è più alto a causa dei danni termici anche al tessuto circostante al taglio, tessuto che doveva rimanere sano, oltre all’aumentato rischio di infezioni in quanto questo rischio è proporzionale al danno causato dal laser.

Scopo della presente invenzione è quello di fornire un dispositivo laser per il trattamento del corpo umano o animale con ridotti effetti collaterali in chirurgia e terapia, in particolar modo nella chirurgia dei tessuti molli, chirurgia e terapia in odontoiatria, chirurgia e terapia in dermatologia e per la chirurgia nel campo vascolare.

E’ oggetto della presente invenzione un dispositivo laser per chirurgia dei tessuti molli, comprendente almeno due sorgenti laser, nonché una fibra ottica di applicazione ed una logica di controllo, caratterizzato dal fatto che dette almeno due sorgenti laser comprendono una prima sorgente laser ad una prima lunghezza d’onda pari compresa tra 430 e 470 nm, con una potenza compresa tra 1,5 a 10W cw, ed una seconda sorgente laser ad una seconda lunghezza d’onda pari ad un valore compreso tra 765 e 995 nm, con una potenza compresa tra 1 e 7W cw e dal fatto che detta logica di controllo è programmata per accendere ciclicamente detta prima sorgente laser per un tempo T1onda 1 ms a 1 s, nonché per accendere detta seconda sorgente laser ciclicamente per un tempo T2oncompreso tra 1 ms e 1 s.

I tempi dipendono dal trattamento da effettuare. Il duty cycle è regolato dall’1 al 99 %.

Preferibilmente secondo l’invenzione,

detta logica di controllo essendo programmata per accendere detta prima sorgente laser contemporaneamente a detta seconda sorgente laser, così da ottenere in tal modo una penetrazione del raggio laser in due strati di tessuto differenti.

Preferibilmente secondo l’invenzione, detta prima sorgente laser è accesa da detta logica di controllo quando detta seconda sorgente laser è spenta e viceversa, così da ottenere in tal modo il taglio del tessuto durante T1on,e una terapia rigenerativa del tessuto durante T2on.

Preferibilmente secondo l’invenzione, il dispositivo comprende una terza sorgente laser ad una terza lunghezza d’onda pari ad un valore compreso tra 615 e 680 nm con una potenza compresa tra 50mW e 200 mW, detta logica di controllo essendo programmata per accendere detta terza sorgente laser quando è accesa detta seconda sorgente laser.

Preferibilmente secondo l’invenzione, detta logica di controllo è programmata per lasciare sempre accese detta seconda e detta terza sorgente laser, così da ottenere in tal modo una penetrazione del raggio laser in due strati di tessuto differenti durante il taglio e una continua terapia rigenerativa del tessuto.

Preferibilmente secondo l’invenzione:

− dette almeno due sorgenti laser sono poste ad altezze differenti rispetto ad un piano di base di riferimento, in modo tale che i fasci laser prodotti da dette almeno due sorgenti laser corrano su rispettivi piani paralleli a detto piano di base di riferimento, ad altezze differenti;

− è compreso un sistema di specchi configurato per convogliare detti fasci laser prodotti in un collimatore a lente asferica mantenendoli sui rispettivi piani su cui corrono e senza farli intersecare,

− a detto collimatore si connette detta fibra ottica di applicazione.

Preferibilmente secondo l’invenzione:

− detta prima sorgente è costituita da una o più coppie di diodi laser contrapposti,

− ciascuna coppia di diodi laser è posta su un livello differente rispetto a detto piano di base di riferimento, in modo tale che i fasci laser prodotti da ciascuna di dette una o più coppie di diodi laser corrano parallelamente ai fasci laser prodotti dalle altre coppie di detta una o più coppie su rispettivi piani paralleli a detto piano di base di riferimento;

− davanti a ciascun diodo laser di ciascuna coppia di dette una o più coppie di diodi laser è posto un singolo specchio orientato in modo tale che i fasci laser generati dai diodi di ciascuna coppia di dette una o più coppie di diodi laser siano resi paralleli sul rispettivo piano su cui corrono;

− detto sistema di specchi è configurato per convogliare i fasci laser prodotti da ciascun diodo laser di detta una o più coppie di diodi laser in detto collimatore a lente asferica, mantenendoli sui rispettivi piani su cui corrono e senza farli intersecare.

Questa disposizione consente di miniaturizzare il dispositivo, perché non si ha bisogno di complicate strutture ottiche di fusione dei fasci laser, grazie al fatto di porre i diodi su livelli differenti, sfruttando quindi la dimensione verticale della sezione di entrata della lente asferica. Inoltre, poiché la luce blu necessita di maggiore potenza, per compattare ulteriormente il dispositivo, si sono disposte più coppie di diodi laser a livelli differenti rispetto al piano di riferimento, e i diodi laser di ciascuna coppia sono stati posti in modo contrapposto. Davanti ad ogni diodo di ciascuna coppia è posto uno specchietto che lo devia in modo che risulti parallelo al fascio prodotto dal rispettivo diodo contrapposto. In questo modo si sfrutta anche la dimensione orizzontale della sezione di entrata della lente asferica. Questa disposizione è estremamente compatta e garantisce allo stesso tempo una notevole leggerezza, grazie alla leggerezza del sistema di specchi e delle dimensioni complessive ridotte.

Preferibilmente secondo l’invenzione, i fasci laser prodotti da ciascuna di dette una o più coppie e resi paralleli da detti specchi singoli sono riflessi da un unico specchio verso detto collimatore.

Preferibilmente secondo l’invenzione, detto unico specchio è trasparente rispetto alla lunghezza d’onda di detta seconda sorgente, in modo tale che il fascio laser prodotto da detta seconda sorgente possa passare attraverso di esso verso detto collimatore.

Preferibilmente secondo l’invenzione, il fascio prodotto da detta terza sorgente incide su uno specchio posto in modo tale che non intersechi detti fasi prodotti da dette una o più coppie di diodi laser.

Preferibilmente secondo l’invenzione, all’estremità di detta fibra ottica di applicazione è fissato un manipolo di applicazione, e dal fatto che detta sorgente laser e i relativi circuiti di alimentazione, nonché detta logica di controllo sono racchiusi in un contenitore di tipo scatolare che presenta uno sportello di accesso all’uscita di detto collimatore , nonché una parete magnetica a cui fissare un porta-manipolo con base magnetica, così da poter fissare il porta-manipolo liberamente in qualunque parte di detta parete magnetica.

Per logica di controllo si intende un qualsiasi circuito programmabile, ad esempio una CPU o FPGA, che permetta di controllare le sorgenti laser.

L’invenzione verrà ora descritta a titolo illustrativo ma non limitativo, con particolare riferimento ai disegni delle figure allegate, in cui:

− la figura 1 mostra un grafico con i tempi di emissione dei tre laser secondo una prima forma realizzativa del dispositivo secondo l’invenzione; − la figura 2 mostra un grafico con i tempi di emissione dei tre laser secondo una seconda forma realizzativa del dispositivo secondo l’invenzione; − la figura 3 mostra un grafico con i tempi di emissione dei tre laser secondo una terza forma realizzativa del dispositivo secondo l’invenzione; − la figura 4 mostra una prima vista di una forma di realizzazione del dispositivo a tre laser secondo l’invenzione;

− la figura 5 mostra una seconda vista di una forma di realizzazione del dispositivo a tre laser secondo l’invenzione;

− la figura 6 mostra una terza vista di una forma di realizzazione del dispositivo a tre laser secondo l’invenzione;

− la figura 7 mostra l’involucro del dispositivo secondo l’invenzione;

− la figura 8 mostra un immagine di un primo esame istologico di un tessuto trattato con un laser a 450 nm ed un altro tessuto trattato con un laser a 980 nm;

la figura 9 mostra un immagine di un secondo esame istologico di un tessuto trattato con un laser a 450 nm ed un altro tessuto trattato con un laser a 980 nm;

la figura 10 mostra un immagine di un terzo esame istologico di un tessuto trattato con un laser a 450 nm ed un altro tessuto trattato con un laser a 980 nm;

la figura 11 mostra la diminuzione del numero dei batteri dopo il trattamento laser secondo l’invenzione a 450 ± 20 nm;

la figura 12 mostra come l’effetto terapeutico del laser da 780 a 980 ± 15nm e da 635 a 660 ± 20nm incrementa di molto l’energia cellulare ATP (asse delle Ordinate) durante il trattamento e permane per molte ore dopo il trattamento (asse Ascisse);

la figura 13 mostra un grafico di assorbimento in funzione della lunghezza d’onda del sangue venoso (HbO2) e del sangue arterioso (Hb), con indicazione del coefficiente di assorbimento alle lunghezze d’onda di 446 e 970 nm;

la figura 14 mostra un dettaglio dello stesso grafico di assorbimento della figura 13, con indicazione del coefficiente di assorbimento alle lunghezze d’onda di 446 e 970 nm;

la figura 15 mostra il grafico della figura 13, con indicazione del coefficiente di assorbimento alla lunghezza d’onda di 808 nm;

la figura 16 mostra un dettaglio dello stesso grafico di assorbimento della figura 15, con indicazione del coefficiente di assorbimento alla lunghezza d’onda di 808;

− la figura 17 mostra un dettaglio dello stesso grafico di assorbimento della figura 13, con indicazione del coefficiente di assorbimento alla lunghezza d’onda di 1000 nm;

− la figura 18 mostra un dettaglio dello stesso grafico di assorbimento della figura 17, con indicazione del coefficiente di assorbimento alla lunghezza d’onda di 1000.

Descrizione dettagliata di esempi di realizzazione dell’invenzione

Metodo terapeutico

Il dispositivo per il trattamento del corpo umano o animale mediante chirurgia e terapia con l'aiuto della luce laser, in particolare per chirurgia dei tessuti molli, chirurgia e terapia in odontoiatria, chirurgia e terapia in dermatologia e chirurgia e terapia nel campo vascolare, e chirurgia o terapia in altri molteplici campi del medicale, comprende secondo l’invenzione un sistema a più lunghezze d’onda a diodi laser per fornire luce laser, specificamente con lunghezze d'onda di 450 ± 20nm, da 780 a 980± 15nm e da 635 a 660± 20nm.

L’utilizzo di lunghezze d'onda nella gamma dei 450± 20nm, ha il vantaggio che la costante di assorbimento dell'emoglobina è di due ordini di grandezza superiore a 450 ± 20nm, rispetto a lunghezze d’onda maggiori di 800nm.

Sempre nella gamma a 450 ± 20nm, anche per la melanina vi è un aumento nella costante di assorbimento di un fattore di circa 3. Nelle figure da 13 a 18 sono dati i grafici di assorbimento, in funzione della lunghezza d’onda, del sangue venoso (HbO2) e del sangue arterioso (Hb), con indicazione del coefficiente di assorbimento a varie lunghezze d’onda.

Pertanto, a 450 ± 20nm, è necessaria un’intensità della luce molto più bassa per il taglio di tessuti, secondo le prove della Richiedente solo da 1 a 3 W di potenza media.

Ancora a dimostrazione della selettività del laser a 450nm, dovuta al potere di assorbimento da parte dell’emoglobina e melanina, si sono svolte una molteplicità di operazioni che hanno confermato quanto sopra. In un caso si è asportata una malformazione in zona sopracciliare senza nessun danno ai bulbi piliferi.

Dopo 30 giorni dall’intervento, non si denota più la zona trattata, inoltre nessun danno termico o profondo è stato causato alle ciglia che sono ricresciute perfettamente. Con il laser IR della tecnica nota, i bulbi piliferi sarebbero stati danneggiati con lo stesso principio della depilazione laser. Infatti i laser infrarossi con lunghezza d’onda compresa tra 700 nm e 2000 nm, sono in gran parte trasparenti alla melanina e all’emoglobina e raggiungono quindi profondità più elevate nel tessuto, danneggiano termicamente anche i bulbi piliferi.

Il fatto che la potenza necessitata dal laser sia più bassa ha il vantaggio aggiuntivo di produrre meno calore nel taglio del tessuto biologico. Inoltre, sarà ridotto anche il calore dissipato dal laser, richiedendo meno raffreddamento della sorgente laser. Questo è un indubbio vantaggio rispetto alla tecnica anteriore, in cui invece i laser per applicazioni chirurgiche devono essere raffreddati, in genere, mediante un sistema complesso ed ingombrante.

Si evita così, quasi interamente, il danneggiamento termico del tessuto.

Inoltre, a causa del maggiore assorbimento del tessuto a 450 ± 20nm, anche la profondità di penetrazione del raggio laser è ridotta, così non vi è alcun ulteriore danno al tessuto negli strati sotto la superficie.

La maggiore efficienza di assorbimento aumenta anche la velocità di taglio e quindi diminuisce il tempo di trattamento.

Inoltre, grazie alla maggiore efficienza di assorbimento della luce a 450 ± 20nm da parte dell'emoglobina nel tessuto, è ora possibile effettuare una transizione al taglio senza contatto. La punta della fibra ottica è portata nelle immediate vicinanze, ma non a contatto con il tessuto da tagliare. La luce a 450 ± 20nm esce dalla fibra ottica ed il tessuto evapora a causa dell’efficienza dell'assorbimento.

Si ha così un taglio senza contatto, che a sua volta esercita meno pressione sulla fibra ottica. La fibra ottica pertanto, ha una durata più lunga ed efficace.

La proprietà di poter tagliare senza contatto, permette di utilizzare manipoli focalizzati, che lavorano a distanze elevate dal tessuto, permettendo un utilizzo più delicato rispetto alla fibra ottica a contatto usata nei laser infrarossi.

Secondo le ricerche e le valutazioni della Richiedente, l’utilizzo di lunghezze d'onda più corte, come ad esempio 405 nm, avrebbe anzitutto lo svantaggio del costo del laser a questa lunghezza d’onda.

Inoltre, la lunghezza d’onda a 405 nm è troppo vicina alla luce ultravioletta e potrebbe aumentare il rischio di neoplasie maligne nella regione colpita, o altri effetti collaterali.

Un ulteriore vantaggio è la fluorescenza dei tessuti naturali, quando eccitati a 450 ± 20 nm. Pertanto, in aggiunta alla luce di eccitazione di 450 ± 20 nm, una macchia di fluorescenza può essere vista dal chirurgo, il quale sa sempre esattamente che parte del tessuto è stata trattata. La fluorescenza mostra anche se il tessuto viene effettivamente trattato.

La lunghezza d'onda di 450 ± 20 nm può anche essere usata per attivare i compositi utilizzati come riempimento dentale.

Inoltre, a causa del basso assorbimento della luce blu in acqua, la zona di trattamento può essere raffreddata con l’acqua, senza che la funzionalità del laser venga notevolmente ridotta e senza incrementare la temperatura del tessuto. Questo è particolarmente importante se un trattamento è applicato nelle immediate vicinanze del tessuto osseo, perché in questo modo il rischio di necrosi del tessuto osseo è ridotto.

Altro vantaggio del laser a 450 ± 20 nm, è il suo effetto antibatterico. Grazie alla frequenza di emissione e alle alta intensità nel blu, alcuni tipi di batteri non resistono a queste energie.

Nel grafico della figura 11 si nota come il numero dei batteri dopo il trattamento laser a 450 ± 20 nm sia molto ridotto rispetto al controllo. Sono illustrati due trattamenti con 1W/cm<2>e differenti dosi di energia (6 e 60 Joule) per due tipi di batteri.

L’utilizzo delle altre 2 lunghezze d’onda, da 780 a 980 ± 15 nm e da 635 a 660 ± 20 nm, assieme al laser a 450 ± 20 nm, come di seguito illustrato, ha l’ulteriore importante vantaggio, rispetto a qualsiasi altro attuale laser chirurgico, di accelerare il processo di guarigione del tessuto dopo l’azione chirurgica, anche in funzione dell’energia assorbita.

Il loro utilizzo quindi costituisce un metodo chirurgico innovativo ed intelligente, in quanto, mentre tratta i tessuti chirurgicamente con la lunghezza d’onda a 450± 20nm, irradia il tessuto danneggiato in modalità terapeutica con le due lunghezze d’onda, da 780 a 980± 15nm e da 635 a 660± 20nm, con un forte potere biostimolativo per una guarigione molto più rapida.

L’irradiazione laser strutturata secondo il metodo terapeutico dell’invenzione è illustrata in riferimento alla figura 1. L’azione chirurgica è affidata al laser a 450 ± 20nm attiva nel momento di Ton(selezionabile da 1 a 999 ms) mentre l’azione terapeutica è affidata ai due laser da 780 a 980 ± 15nm e da 635 a 660 ± 20nm, attiva nel momento di Toff(selezionabile da 1 a 999 ms).

In questa modalità alternata tra azione chirurgica ed azione terapeutica, si avrà sempre il controllo dell’energia delle due azioni Chirurgica e Terapeutica.

Il grafico in figura 12 rappresenta come l’effetto terapeutico del laser da 780 a 980 ± 15nm e da 635 a 660 ± 20nm incrementa di molto l’energia cellulare ATP (asse delle Ordinate) durante il trattamento e permane per molte ore dopo il trattamento (asse Ascisse), anche in funzione dell’energia irradiata.

I vantaggi di questo metodo, ISB, sono stati visti in molti casi chirurgici. Il danno termico estremamente ridotto, il forte potere battericida e l’ottima coagulazione del laser a 450nm, sommata all’effetto terapeutico delle altre due sorgenti laser IR e rossa (durante il tempo in cui non viene impulsata la sorgente a 450 nm), permettono la veloce guarigione senza lasciare cicatrici visibili, ad esempio su zone delicate del volto.

L’azione chirurgica della lunghezza d’onda a 450 ± 20 nm è molto efficace a causa del maggiore assorbimento, quindi di conseguenza anche la profondità di penetrazione del raggio laser è ridotta. In questo modo, non vi è alcun ulteriore danno al tessuto in strati sotto la superficie.

Questo importante vantaggio è la perfetta coagulazione durante l’intervento, permettendo di risolvere casi problematici come interventi su zone molto vascolarizzate, senza nessun rischio emorragico. Un esempio operazione in zona vascolarizzata è l’esportazione di un papilloma sotto la lingua. La richiedente ha fatto eseguire l’intervento utilizzando il laser secondo l’invenzione con una potenza media di soli 1,6W.

Il tessuto è stato ben coagulato, e non si ha avuta la minima perdita di sangue durante tutto l’intervento.

Al primo controllo dopo 15 giorni, nel postoperatorio non c'è stato mai sanguinamento, la funzione è rimasta invariata e non sono stati usati antinfiammatori dopo il giorno seguente all'intervento. Si nota quasi completa guarigione della mucosa senza esiti cicatriziali.

A distanza di un mese la mucosa linguale è stata omogenea non era più apprezzabile il luogo dell'intervento.

In riferimento alla figura 2, si illustra ora un altro metodo chirurgico realizzato da una forma realizzativa del dispositivo secondo l’invenzione.

Infatti, in alcuni casi, il chirurgo ha la necessità di agire più profondamente nel tessuto; con questa invenzione è possibile modulare i diversi laser in modo da sovrapporre l’azione del laser a 450 ± 20nm con l’azione del laser da 780 a 980 ± 15nm. Il laser da 780 a 980 ± 15nm, da solo, non viene molto assorbito dai tessuti, infatti come già spiegato precedentemente, necessita che il tessuto sia molto scuro per l’effettivo assorbimento e vaporizzazione.

In questo ulteriore metodo secondo l’invenzione, il laser a 450 ± 20nm “apre la strada” al laser da 780 a 980 ± 15nm, il quale sovrapponendosi può agire più profondamente ottenendo l’azione chirurgica e controllandone la profondità di taglio, sempre con ridotti effetti collaterali, senza dover agire incrementando notevolmente la potenza, come avviene con tutti i laser IR precedenti a questa invenzione, in quanto aumentano notevolmente il danno termico dei tessuti adiacenti. Le due intensità infatti si sommano in modo da agire su strati differenti del tessuto trattato.

Questo metodo è stato verificato in operazioni chirurgiche. L’azione di evaporazione è risultata più rapida, il chirurgo è riuscito a misurare la profondità di taglio, più intensa, fino all’evaporazione quasi totale della malformazione, per poi rifinire con l’uso del solo laser a 450nm più biostimolazione, nella modalità della figura 1, per una guarigione più rapida.

Immediatamente dopo l’intervento, si denota come l’azione del laser a 450nm abbia coagulato perfettamente la ferita, senza la minima perdita di sangue, mentre l’aiuto del laser IR ha facilitato l’evaporazione rapida del tessuto da eliminare. Il tessuto non ha subito nessuna carbonizzazione, tipica dei laser a CO2e un limitato danno termico al tessuto sano circostante.

Dopo 30 giorni dall’intervento, si denotava appena la sona trattata. Dopo qualche mese è risultato difficile individuare la sona dell’intervento.

In un’altra operazione sopracciliare, si è avuta conferma della tecnica sopra descritta. Si taglia prima una zona sopracciliare con il Laser a 450 nm. La zona coagula perfettamente (emostasi), mentre l’azione combinata del laser a 450 nm e IR permette di raggiungere la profondità voluta. Si può infine procedere alla sutura.

Nella figura 3 viene mostrata la modalità di taglio profondo e contestuale biostimolazione, in cui agiscono tutti e tre i laser secondo l’invenzione.

L’effetto istologico dei laser a 450 nm e 980 nm è mostrato nelle figure da 8 a 10, in cui si vede che l’azione del secondo arriva molto più in profondità, con un danno termico superiore ai 300 micron oltre al danno termico ai tessuti circostanti anche di oltre 200 micron.

Mentre il danno a 450nm è molto limitato, inferiore ai 200 micron sul punto di taglio e quasi nessun danno ai tessuti circostanti. Questo permetterà una riparazione del tessuto molto più rapida. Altro importante vantaggio rispetto alla tecnica anteriore con laser IR, è il minor o quasi inesistente dolore post-trattamento.

Inoltre si è dovuto usare ben 7W per l’effetto chirurgico a 980nm, mentre a 450nm sono stati più che sufficienti solo 2W.

Nel metodo combinato secondo l’invenzione, invece, per arrivare a profondità elevate, il laser IR è usato con potenze molto inferiori (massimo 3W sul tessuto) rispetto a quando è usato da solo nella tecnica anteriore (circa 7W sul tessuto).

Struttura del dispositivo

Facendo riferimento alle figure da 4 a 7, si illustra la struttura del dispositivo secondo una forma realizzativa della presente invenzione.

Secondo la presente invenzione, le almeno due sorgenti laser possono essere disposte in modo da miniaturizzare il dispositivo che risulterà quindi portatile, potendolo inoltre alimentare a batteria.

Il concetto tecnico fondamentale per ottenere questi vantaggi è quello di disporre i diodi laser, nelle varie e differenti lunghezze d’onda, su piani paralleli e ad altezze differenti da un piano di riferimento comune 190, in modo che i fasci prodotti non interferiscano tra loro, ma siano convogliati verso un unico collimatore asferico, senza l’utilizzo di fibre ottiche.

Secondo un aspetto dell’invenzione, il modulo laser prevede una sorgente laser 100 che comprende fino a 6 diodi laser 110 a 450 ± 20nm per un totale di 10W di potenza utile in CW. Il modulo laser comprende inoltre altri due diodi laser, rispettivamente un diodo laser IR 120 nel range da 780 a 980 ± 15nm con una potenza fino 12W cw e un secondo diodo laser 130 nel range da 635 a 660 ± 20nm.

Specificamente, in una forma realizzativa sono presenti tre coppie di laser blu 110 (450 nm) affacciati uno all’altro, ciascuna coppia essendo posta su un piano differente dalle altre e dalle sorgenti rossa 130 e infrarossa 120.

Davanti a ciascun diodo di ciascuna coppia è posto uno specchio 181 o 182 che rende i fasci dei diodi contrapposti paralleli su un piano parallelo ad un piano di base di riferimento 190. Tali fasci intercettano poi uno specchio di fasci blu 140 il quale riflette i fasci blu 111, 112, 113 verso il collimatore 160. Il collimatore 160 è costituito da un’ottica asferica che collima tutti i raggi laser su un unico connettore SMA dove verrà inserita la fibra ottica che porta il laser sul manipolo applicativo.

Anche il fascio proveniente dalla sorgente infrarossa 120 è convogliato da uno specchio 170 verso il collimatore 160 con un fascio deviato 121 parallelo ai fasci 111, 112, 113 che rimangono però separati (non si sovrappongono).

Stessa cosa vale per la sorgente nel rosso 130, che produce un fascio deviato 131 diretto parallelamente agli altri fasci verso il collimatore 160.

Lo specchio 140 è dimensionato in modo da non intercettare il fascio 121, oppure è trasparente rispetto a questo.

Come si vede bene dalle figure i fasci 131, 113, 112, 111, 121 risultano paralleli su piani via via più alti rispetto ad un piano di riferimento di base 190, grazie al fatto che le rispettive sorgenti 110, 120, 130 sono tutte su piani differenti (per il blu ogni coppia di diodi 110 affacciati è su un piano differente). Inoltre i fasci 115 e 116 prodotti da ciascuna coppia contrapposta sono paralleli sul rispettivo piano parallelo a detto piano di riferimento 190. In questo modo si sono sfruttate entrambe le dimensioni della lente asferica del collimatore, ottenendo un dispositivo estremamente compatto.

Sulla stessa struttura sono assemblati un sensore di temperatura e un sensore a fotodiodo per la misura della potenza. Il sensore a fotodiodo è fornito per ogni diodo, così da monitorare la potenza effettivamente erogata da ciascuno e quindi quella complessiva.

Grazie alla disposizione delle sorgenti su piani diversi ed al sistema di convogliamento a specchi verso un unico collimatore, viene raggiunta una elevata compattezza del dispositivo.

Tutto questo permette di alimentare il dispositivo con batterie ricaricabili, con una autonomia di diverse ore di utilizzo.

Inoltre per la sua leggerezza, miniore di 1,5 kg, rende trasportabile il dispositivo in una valigetta di ridotte dimensioni, qualità unica e innovativa anche per queste caratteristiche.

Involucro del dispositivo

In figura 7 è mostrata una forma realizzativa dell’involucro del dispositivo secondo l’invenzione.

L’involucro è un contenitore scatolare 200 con uno sportello 230 su un fianco che da accesso al connettore SMA della fibra ottica.

Sopra al contenitore scatolare sono posti dei led 220 di segnalazione: verde per laser ready; giallo per laser emission e rosso per la segnalazione di eventuali errori.

Sul un fianco, opposto a quello dello sportello 230, è stato inserito un porta-manipolo con base magnetica. Il porta manipolo è fissato al fianco per mezzo di una piastra metallica posta all'interno del contenitore scatolare ed di un magnete, molto potente, inserito all'interno del porta manipolo. Utilizzando questo fissaggio magnetico, invece che a viti, si eviterà la rottura del supporto in caso l'utilizzatore faccia maltratti il supporto stesso, forzando quando estrae il manipolo. Inoltre l'utilizzatore potrà posizionare il supporto e quindi il manipolo, sulla posizione preferita, lungo tutta la fiancata dell'unità laser.

In questo modo non è possibile rompere il porta manipolo durante l’uso del dispositivo o durante il trasporto, in quanto essendo dotato di base magnetica, al massimo potrà staccarsi dalla base, ma senza rompersi.

La forma del dispositivo è di tipo scatolare e lo sportello ed il porta-manipolo si trovano su due fianchi opposti, in modo tale che il dispositivo risulta impilabile con altri dispositivi della stessa forma, anche se contenenti componentistica differente.

Il dispositivo secondo l’invenzione viene pilotato tramite un’interfaccia grafica (non mostrata).

Ad esempio, l’interfaccia grafica è basata sull’utilizzo di un Ipad o Ipad mini, di fabbricazione Apple.

Uno speciale software applicativo invia i comandi al dispositivo, con sistema wireless e riceve le informazioni da visualizzare, per mezzo dell’interfaccia grafica, sul display dell’Ipad.

Sul contenitore, è stata inserita una base conica con piedini di gomma (non mostrata); attorno a questa base conica viene avvolta la fibra ottica che viene cosi protetta durante il trasporto e dopo l’uso del dispositivo laser.

In quel che precede sono state descritte le preferite forme di realizzazione e sono state suggerite delle varianti della presente invenzione, ma è da intendersi che gli esperti del ramo potranno apportare modificazioni e cambiamenti senza con ciò uscire dal relativo ambito di protezione, come definito dalle rivendicazioni allegate.

Claims (11)

1. RIVENDICAZIONI 1) Dispositivo laser per chirurgia dei tessuti molli, comprendente almeno due sorgenti laser, nonché una fibra ottica di applicazione ed una logica di controllo, caratterizzato dal fatto che dette almeno due sorgenti laser (110,120,130) comprendono una prima sorgente laser (110) ad una prima lunghezza d’onda pari compresa tra 430 e 470 nm, con una potenza compresa tra 1,5 a 10W cw, ed una seconda sorgente laser (120) ad una seconda lunghezza d’onda pari ad un valore compreso tra 765 e 995 nm, con una potenza compresa tra 1 e 7W cw e dal fatto che detta logica di controllo è programmata per accendere ciclicamente detta prima sorgente laser per un tempo T1onda 1 ms a 1 s, nonché per accendere detta seconda sorgente laser ciclicamente per un tempo T2oncompreso tra 1 ms e 1 s.
2. 2) Dispositivo secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che T1on= T2on, detta logica di controllo essendo programmata per accendere detta prima sorgente laser (110) contemporaneamente a detta seconda sorgente laser (120), così da ottenere in tal modo una penetrazione del raggio laser in due strati di tessuto differenti.
3. 3) Dispositivo secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che detta prima sorgente laser (110) è accesa da detta logica di controllo quando detta seconda sorgente laser (120) è spenta e viceversa, così da ottenere in tal modo il taglio del tessuto durante T1on,e una terapia rigenerativa del tessuto durante T2on.
4. 4) Dispositivo secondo la rivendicazione 1 o 3, caratterizzato dal fatto di comprendere una terza sorgente laser (130) ad una terza lunghezza d’onda pari ad un valore compreso tra 615 e 680 nm con una potenza compresa tra 50mW e 200 mW, detta logica di controllo essendo programmata per accendere detta terza sorgente laser quando è accesa detta seconda sorgente laser.
5. 5) Dispositivo secondo la rivendicazione 4, caratterizzato dal fatto che detta logica di controllo è programmata per lasciare sempre accese detta seconda e detta terza sorgente laser (120,130), così da ottenere in tal modo una penetrazione del raggio laser in due strati di tessuto differenti durante il taglio e una continua terapia rigenerativa del tessuto.
6. 6) Dispositivo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 1 a 5, caratterizzato dal fatto che: − dette almeno due sorgenti laser (110,120,130) sono poste ad altezze differenti rispetto ad un piano di base di riferimento (190), in modo tale che i fasci laser (111,112,113,121,131) prodotti da dette almeno due sorgenti laser (110,120,130) corrano su rispettivi piani paralleli a detto piano di base di riferimento (190), ad altezze differenti; − è compreso un sistema di specchi (140, 150, 170, 180) configurato per convogliare detti fasci laser prodotti (111,112,113,121,131) in un collimatore a lente asferica (160) mantenendoli sui rispettivi piani su cui corrono e senza farli intersecare, − a detto collimatore si connette detta fibra ottica di applicazione.
7. 7) Dispositivo secondo la rivendicazione 6, caratterizzato dal fatto che: − detta prima sorgente è costituita da una o più coppie di diodi laser (110) contrapposti, − ciascuna coppia di diodi laser (110) è posta su un livello differente rispetto a detto piano di base di riferimento (190), in modo tale che i fasci laser prodotti (111,112,113) da ciascuna di dette una o più coppie di diodi laser (110) corrano parallelamente ai fasci laser prodotti dalle altre coppie di detta una o più coppie su rispettivi piani paralleli a detto piano di base di riferimento (190); − davanti a ciascun diodo laser di ciascuna coppia di dette una o più coppie di diodi laser (110) è posto un singolo specchio orientato in modo tale che i fasci laser (115,116) generati dai diodi di ciascuna coppia di dette una o più coppie di diodi laser (110) siano resi paralleli sul rispettivo piano su cui corrono; − detto sistema di specchi (140, 150, 170, 180) è configurato per convogliare i fasci laser prodotti da ciascun diodo laser di detta una o più coppie di diodi laser (110) in detto collimatore a lente asferica (160), mantenendoli sui rispettivi piani su cui corrono e senza farli intersecare.
8. 8) Dispositivo secondo la rivendicazione 7, caratterizzato dal fatto che i fasci laser (115,116) prodotti da ciascuna di dette una o più coppie e resi paralleli da detti specchi singoli sono riflessi da un unico specchio (140) verso detto collimatore (160).
9. 9) Dispositivo secondo la rivendicazione 8, caratterizzato dal fatto che detto unico specchio (140) è trasparente rispetto alla lunghezza d’onda di detta seconda sorgente, in modo tale che il fascio laser prodotto da detta seconda sorgente possa passare attraverso di esso verso detto collimatore (160).
10. 10) Dispositivo secondo la rivendicazione 7 o 8, quando dipendente dalla rivendicazione 4, caratterizzato dal fatto che il fascio (131) prodotto da detta terza sorgente incide su uno specchio posto in modo tale che non intersechi detti fasi prodotti da dette una o più coppie di diodi laser (111,112,113,115,116).
11. 11) Dispositivo secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 1 a 10, caratterizzato dal fatto che all’estremità di detta fibra ottica di applicazione è fissato un manipolo di applicazione, e dal fatto che detta sorgente laser e i relativi circuiti di alimentazione, nonché detta logica di controllo sono racchiusi in un contenitore di tipo scatolare (200) che presenta uno sportello di accesso (230) all’uscita di detto collimatore (160), nonché una parete magnetica a cui fissare un porta-manipolo (210) con base magnetica, così da poter fissare il porta-manipolo liberamente in qualunque parte di detta parete magnetica.