KR20210035224A - 레이저 쇄석술을 위한 방법 및 장치 - Google Patents
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Abstract
본 발명은 높은 절제율을 제공하는 동시에 절제 생성물의 밀림을 최소화하기 위한 성형된 펄스 레이저 쇄석술 방법 및 장치를 제공한다. 인간 또는 동물의 신체에서 결석을 치료하기 위한 방법 및 레이저 시스템은 레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 레이저를 포함하고, 레이저는 레이저 펄스가 방출되는 진폭-변조 체제에서 작동 가능하며, 일정한 펄스 주파수에서, 진폭 주기적 펄스 그룹의 펄스 수와 동일한 진폭 변조 주기 Na로 주기적으로 변하는 피크 전력 또는 펄스 에너지 또는 피크 전력 및 펄스 에너지로 방출되는 레이저 펄스이다.
Description
본 개시 내용은 일반적으로 다양한 수술 기술에 있어 스톤 치료의 속도를 증가시키기 위해 레이저 출력의 시간적 구조를 제어하면서, 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하기 위한 방법 및 레이저 시스템에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 펄스 에너지, 피크 출력 및 반복률뿐 아니라 펄스 형상의 변조에 의해 개선된 시간적 구조를 갖는 레이저 펄스로 결석을 치료하기 위한 방법 및 레이저 시스템에 관한 것이다.
펄스 레이저 공급원은 인간 및 동물에서 결석을 제거하기 위한 쇄석술 절차에 사용될 수 있다. 결석(calculus)[본원에서 스톤(stone)으로도 지칭됨]은 신체의 장기 또는 관에서 형성될 수 있는 물질의 응결물이다. 요로 결석에는 신장 스톤(신장 결석 또는 신석으로도 불릴 수 있음)뿐 아니라 방광 스톤(방광 결석 또는 담석으로도 불릴 수 있음)이 포함되고, 혼합 조성을 비롯한 다양한 조성 중 하나를 가질 수 있다. 주요 조성은 종종 옥살산칼슘, 인산칼슘, 인산마그네슘 암모늄, 인산이암모늄 칼슘, 인산마그네슘, 시스테인, 요산 또는 요산염, 및 크산틴을 포함한다. 담낭 및 담관의 결석은 담석으로 불리고, 주로 담즙 염 및 콜레스테롤 유도체로부터 생긴다. 결석은 비강, 위장관, 침샘, 편도선 및 정맥을 비롯한 신체의 다른 부위에 형성될 수도 있다.
레이저 쇄석술은 다양한 메커니즘을 통해 스톤의 손상을 유도하기 위해 레이저를 사용하는 것이다. 강성 또는 가요성 또는 리지형(ridged) 내시경의 종축을 따라 이동하는 광섬유는 일반적으로 스톤의 단편화를 위해 레이저 빔을 전송한다. 스톤은 1mm와 3 내지 4mm 사이의 치수를 갖는 입자로 분할(단편화)될 수 있고, 이는 후속적으로 바스켓(basket)이나 이와 유사한 도구를 사용하여 강성 기기의 작업 채널을 통해 제거될 수 있다. 대안적으로, 스톤은 더스팅(dusting)으로 지칭되는 과정에서 보다 작은 입자(1mm 미만의 크기)로 분할될 수 있다. 미세 더스팅(스톤 조성 및 더스트 입자의 형상에 따라, 0.25 내지 0.5mm 미만의 입자)으로 알려진 더스팅의 하위 분류는, 약 40cm 높이에 매달린 물/식염수 봉지에 의해 공급되는 표준 관주 흐름에 의해서 또는 소변 흐름에 의해서 제거되기에 충분히 작은 단편을 생성한다. 분자 수준까지 기화시키는 것 또한 가능하다. 절제(ablation)의 효율은 치료 부위의 상태에 의해 좌우되고, 스톤이 클 때 혹은 단일 수술 절차에서 복수의 스톤을 치료할 때에는 상당히 더 낮을 수 있다. 이 문제는, 수술 중에 접촉 모드 및 비접촉 모드로 스톤 더스팅을 완료하는 것이 목표일 때, 가요성 요관경으로 큰 신장 스톤 및 복수의 신장 스톤을 치료하는 경우에 더 일반적으로 나타난다.
또 다른 문제는 밀림(retropulsion)으로 인한 치료 중 스톤의 이동이다. 밀림은 다음의 현상에 의해 유발된다. 섬유와 스톤 사이의 간극에서 물에 의해 흡수된 광학 에너지는 수압파를 생성하여, 스톤을 섬유의 팁으로부터 멀어지는 방향으로 밀어낸다. 레이저 에너지가 스톤에 의해 흡수되고 스톤의 절제가 일어날 때, 절제의 반발 운동량은 또한 스톤을 섬유로부터 멀리 변위시킨다. 밀림은, 수술 시간을 늘리고, 외과의가 스톤의 단편화 또는 더스팅을 완료하고 잔류하는 스톤 입자가 남지 않는 결과를 달성하기 어렵게 한다. 보다 낮은 절제율을 보상하기 위해 레이저 평균 출력 및 치료 시간을 증가시키는 것은, 연조직 손상의 위험 증가로 인해 제한될 수 있다.
예를 들어 섬유 팁 및 치료될 스톤의, 상호적 위치 및 상대적 변위에 기초하여 레이저 쇄석술을 수행하기 위한 여러 수술 기술이 공지되어 있다. 이러한 기술은 일반적으로 다음의 카테고리 중 하나에 속한다: 접촉 단편화, 준접촉 스캐닝(댄싱), 및 비접촉[팝콘(popcorn)] 기술. 단편화 기술 사용 시, 섬유 팁은 스톤의 중심과 접촉하여 위치하고, 스톤의 조대 크래킹 및 단편화가 일어날 때까지 레이저 출력을 스톤에 전달한다. 단편화 기술에서는 레이저 출력을 하나의 작은 영역에 비교적 오래동안 적용한다. 이러한 작동 모드는 스톤 조대 크래킹을 유도하는 열-기계적 응력 및 비교적 깊은 드릴 구멍이라는 결과를 가져온다.
스캐닝 기술에서, 섬유는 스톤과 준접촉(0-1mm 거리)하고, 스톤 표면을 가로질러 연속적으로 이동한다. 스톤 표면을 가로지르는 모든 통과는 스톤의 박층 제거(절제)를 가져온다. 이 기술은 스톤을 작은 단편으로 절제(더스팅)하는 데 바람직하다. 밀림으로 인해 접촉 또는 준접촉 모드에서의 작업 가능성이 허용되지 않는 경우, 작은 스톤 단편(일반적으로 크기가 3mm 미만)의 처리에 비접촉 기술이 사용된다. 비접촉 기술에서, 섬유는 표적화된 스톤 단편의 위치와 가깝게, 고정된 위치에 자리하고 레이저는 비접촉 모드로 발사된다. 물의 기화 및 기포 파열은 물이 흐르도록 하여 작은 스톤 단편을 이동시킨다. 이러한 단편이 수술용 섬유 말단부의 유효 범위에 들어갈 때, 추가적 단편화/더스팅이 일어나, 보다 더 작은 스톤 단편이 생성된다.
절제율은 스톤의 화학적 조성 및 구조, 레이저의 작동 파라미터(예를 들어, 파장, 복사 에너지, 피크 출력, 펄스 폭 및 반복 주파수), 방사선을 공급하는 섬유의 말단과 스톤 표면 사이 중간층의 두께 및 이 중간층에 있는 물질의 광학 특징(투명도)에 따라 달라지는 절제 메커니즘에 의해 결정된다. 절제에서의 다양한 메커니즘 및 물리적 과정은, 앞서 언급된 스톤 파괴용 수술 기술을 수반하고, 광역학적, 광열 및/또는 광화학적 메커니즘을 포함한다.
수 마이크로초보다 짧은 레이저 펄스에 전형적인 광전자역학적 메커니즘에서는, 레이저 유도 인장 응력이 표적의 극한 인장 강도를 초과할 때 절제가 시작된다고 주장한다. 이 메커니즘에서의 핵심 요소에는 표적 물질의 기계적 특징 및 레이저 유도 응력이 포함된다. 고체 물질 내 일시적 인장 응력은 미세 크래킹 및 다른 결함의 형성으로 이어지고, 응력이 물질의 유효 강도를 초과하면 파괴 및 물질의 방출(파쇄라 불리는 과정)이 일어날 수 있다. 또한, 액체에서의 일시적 인장 응력은 매질을 파열시켜 공동현상(cavitation)으로 알려진 현상을 유발할 수 있다. 공동현상은 액체 내 공동의 성장 및 붕괴를 수반하고, 주위 고체 물질에 손상을 줄 수 있다. 레이저 에너지는 또한 물질상에 플라즈마의 형성을 초래할 수 있다. 플라즈마 형성은 레이저 방사선이 조사된 물질에 의해 강하게 흡수될 때 생기는 비선형 효과인 광학 파괴 및/또는 표적 상에서의 높은 출력 밀도에 의한 물질의 빠른 이온화를 통해 달성된다. 액체 내에서 치료하는 환경에서, 직접 흡수 또는 플라즈마 매개 흡수에 의해, 액체 중에 레이저 유도 기포가 형성된다. 이러한 흡수는 성장하는 증기 기포를 생성한다. 성장하는 증기 기포가 스톤에 도달하지 않을 수도 있지만, 펄스로부터의 에너지는 여전히 액체에 의해 흡수된다. 따라서, 성장하는 기포 앞에는 양극성 압력 펄스(즉, 충격파)가 형성되고, 이는 스톤의 크래킹을 유도한다. 충격파의 성장에 있어 기포에 의한 공동현상 과정은 추가적 기여를 한다. 따라서, 표적 물질에 레이저 에너지를 집중시키면, 광학 파괴가 수반된 플라즈마 형성, 충격파 발생 및 기포 공동현상 동안의 음압 유도의 순으로 물질을 손상시킨다.
대략 십여(dozen) 마이크로초보다 긴 펄스를 갖는 레이저에 대해서는, 광열 메커니즘이 대표적이다. 에너지 전달을 위해 실리카 섬유를 사용하는 쇄석술에는, 1940㎚에서 물 흡수 피크에 근접한 파장(1.85 내지 2.1μm 범위)을 갖는 서브밀리초 및 밀리초 레이저가 바람직하다. 실리카 섬유를 통해 전송된 적외선 스펙트럼에서, 레이저 에너지가 스톤 파괴를 담당하는 열 및 열기계적 에너지로 전환하는 것을 촉진하는 물은, 스톤에 있어 단일의 가장 중요한 초기 발색단이다.
광열 메커니즘은 2가지 모드로 수행될 수 있다. 제1 모드는 스톤 더스팅이며, 이는 스톤에 있어, 스톤 미세결정 사이, 스톤 세공(stone pore) 내, 간극(fissure) 내, 초기 미세균열 및 다른 미세공간 내 초기에 갇힌 물[스톤의 약 10%, 중량비(weight/weight)]의 팽창 또는 증발에 의해 유발되는 승압으로 인해 발생한다. 가열 및 후속 비등은, 그 자체가 약 2μm 파장에서 광 흡수가 낮은 스톤의 무기 및 유기 성분에 의해 둘러싸인, 물의 선택적 흡수에 의해 유발된다. 이러한 메커니즘은, 크기가 기본 미세결정의 특성 치수(최대 수백 마이크로미터, 주로 서브마이크로미터 내지 수십 마이크로미터) 또는 그 클러스터/도메인의 특성 치수부터 0.5mm(미세 더스팅) 또는 1mm(더스팅)까지의 범위를 갖는 단편의 분리로 이어진다. 제2 모드는 스톤 단편화(단편>1mm)이고, 이는 주로 레이저에 의해 가열된 영역 주위에 있는 스톤의 벌크 내 열 응력으로 인한 것이고, 레이저 출력이 스톤상의 한 지점에 적용될 때(스톤 드릴링) 더스팅을 압도한다. 제1 모드는 실제로 수술 기술과 무관하게 항상 존재하지만, 스캐닝 및 팝코닝 수술 기술에서 지배적이다. 제2 모드는 매우 높은 펄스 에너지 및 단편화 기술과 관련이 있다.
절제의 광화학적 메커니즘은 물질 내 분자 결합의 직접적인 해리를 초래하는 고에너지 광자의 흡수에 기반한다. 광화학적 메커니즘은, 스톤 구조 내 유기 분자의 탄화 또는 미네랄 매트릭스 내의 열 화학 반응으로 스톤의 흡수를 증가시키는 역할을 할 수 있다. 미세 더스팅, 더스팅 및 단편화, 절제 효율 및 밀림 효과와 같은 수술 절차는, 펄스 폭, 펄스 당 에너지, 펄스 반복률 및 평균 출력과 같은 레이저 파라미터들에 의해 제어될 수 있다. 또한, 에너지 전달 방법, 예를 들면 코어 직경 같은 섬유의 파라미터, 개구의 수, 말단 팁 조건, 및 섬유의 말단부와 스톤 사이 거리 또한 중요한 역할을 한다. 마지막으로, 드릴링, 스캐닝이나 비접촉 적용 또한 전부, 레이저와 스톤의 상호작용으로 인한 결과물에 기여한다.
레이저 쇄석술 절차에 여러 유형의 레이저가 사용될 수 있으며, 이는 서로 다른 기준에 따라 선택된다. 예를 들어, 홀뮴: YAG(Ho:YAG) 플래시 램프 펌핑 레이저 쇄석기는 대체로 높은 펄스 에너지(0.1-6J)에서 작동되지만, 쇄석술 절차 동안은 낮은 펄스 레이트(5-100Hz)로 제한된다. 플래시 램프 펌핑으로 인해, 해당 레이저에 있어 시간적 성질의 다른 특성을 제어하는 것 그리고 펄스 형상은 매우 제한된다.
약 1.94μm에서 물 흡수 피크에 근접한 파장으로 작동하고 레이저 쇄석술에 사용되는 Ho:YAG 외 다른 레이저들은 다음을 포함하나, 이에 국한되지는 않는다: 다이오드 펌핑 툴륨 Tm:YAG 레이저, 및 다이오드 펌핑 Tm 섬유 레이저(TFL). 특히, 다이오드 펌핑 Tm 섬유 레이저는 많은 이점을 갖는다. 이들 레이저는 넓은 펄스 에너지 범위(0.001-20J)에서, 그리고 낮은 및 높은 펄스 레이트(1-1000000Hz)에서 작동할 수 있다. TFL 및 Ho:YAG 구성의 비교 연구가 수행되었다. (예를 들어, 문헌 [Blackmon et al., Journal of Biomedical Optics, 16(7): 071403, July 2011] 참조). 또한, 레이저 펄스 작동 파라미터의 효과, 예컨대 출력 설정이나 밀림의 감소에 관한 연구가 있었다(예를 들어, 문헌 [White, et al., Journal of Endourology, 12(2):183-186, March 2009] 및 [Andreeva V, et al. World journal of urology. 2019 May 4:1-7] 참조). TFL의 방출선은 1.85 내지 2.2μm의 범위에서 조정될 수 있고, 대략 1.94μm 근방인 물의 흡수 피크에 매우 근접하도록 만들어질 수 있다(약 20-30℃의 물의 경우 1.94μm이고, 약 90-100℃의 물의 경우 1.908μm이다). 서로 다른 스톤 조성에 대한 TFL 절제의 한계치는 Ho:YAG 쇄석술 시스템의 것보다 훨씬 더 낮고(약 5배), 이는 동일 절제율 또는 등가 펄스 에너지 대비 더 낮은 펄스 에너지를 나타내지만, Ho:YAG 시스템보다 더 효율적인 스톤 절제로 해석된다.
따라서, TFL을 비롯한 섬유 레이저의 빔 프로파일은, 섬유의 불가피한 손상 때문에 소형 코어 섬유에 결합될 수 없는 다른 고체 상태 레이저 또는 Ho:YAG 레이저의 다중모드 빔보다, 더 균일하고 대칭적이다. 예를 들어, 단일-모드(Single-Mode, SM) 툴륨 섬유 레이저는 레이저 빔을 약 25마이크로미터까지 집중시킬 수 있다. TFL에 의해 제공된 보다 작은 섬유 직경은, 홀뮴 레이저의 경우에서보다 더 큰 출력 밀도로 집중이 가능하여, 이 또한 밀림을 감소시킨다. 보다 작은 섬유 직경은 스톤 표면상의 방사 노출 또는 방사 조도를 증가시키는데, 이는 레이저 절제 과정 동안 보다 작은 레이저 펄스 에너지를 사용할 수 있다는 것을 뜻한다. 관주 흐름을 개선시키고 요관경의 편향각을 손상시키지 않기 위해서, 섬유가 작은 작업 채널을 갖는 가요성 요관경에 사용될 때는 섬유 직경이 작은 것이 중요하다. 툴륨 섬유 레이저에 의해 제공되는 개선된 공간 빔 프로파일은 섬유 팁 표면에 대한 레이저 유도 손상을 감소시키는데, 이는 홀뮴 기반 시스템보다 더 긴 작동 수명을 의미한다. 보다 작은 직경 섬유[150마이크로미터(μm) 미만, 바람직하게는 50 내지 125μm]를 사용하면 미세결정 클러스터들(도메인들) 사이 및 스톤 표면상 균열 및 간극 안으로, 레이저 에너지를 집중시켜 미세 더스팅 효율을 증가시킬 수 있다. 홀뮴 레이저 시스템은 또한 열을 발생시켜 빔 오정렬에 기여하여, 이로 인해 결국 섬유가 손상될 가능성이 있다.
군으로서 다이오드-펌핑 섬유 레이저는, Ho:YAG 시스템과 같은 통상적인 플래시 램프 펌핑 고체 상태 레이저보다, 더 다양한 레이저 작동 파라미터에서 작동할 수 있다. 예를 들어, 단일 레이저 헤드 Ho:YAG 시스템은 전형적으로 레이저 로드의 열 손상 유발 및 과열 가능성으로 인해 펄스 레이트가 <30Hz로 제한된다. 플래시 램프로부터의 백색광은 대부분 열의 형태로 폐기되고, 레이저의 실제 작동에 기여하는 것은 단지 작은 부분이며, 이러한 시스템의 전형적인 벽-플러그 효율은 <1-2%이다. 따라서, 이들 시스템이 이러한 열을 분산시키고 레이저 로드를 손상시키는 것을 방지하기 위해서는, 커다랗고 부피가 큰 냉각 장치(예를 들어, 수냉장치)가 요구된다. 대조적으로, 다이오드-펌핑 섬유 레이저 시스템은 약 10-50%의 벽-플러그 효율을 가지는데, 이는 훨씬 더 작은 냉각 장치(예를 들어, 공랭식)가 사용될 수 있음을 의미한다. 또한 높아진 벽-플러그 효율로 인해, 섬유 기반 시스템이 홀뮴 기반 시스템보다 더 높은 평균 출력에서 작동할 수 있으면서도, 여전히 110-120V 전기 콘센트를 사용할 수 있다.
다이오드 펌핑 Tm 섬유 레이저의 다른 이점은, 1.85 내지 2.2μm 범위에서 방출되는 다른 다이오드 펌핑 레이저로도 구현될 수 있는, 넓은 범위의 펄스 형상이 포함된 서로 다른 시간적 구조를 생성하는 능력을 함유한다는 것이다. 예를 들어, 다이오드 레이저 펌핑이 있는 Tm:YAG 레이저가 이러한 능력을 갖는다. 본원에서 논의하게 될 바와 같이, 앞서 논의된 다이오드 펌핑 고체 상태 및 섬유 레이저의 이점은 본 발명에 포함된다.
레이저 쇄석술의 개발 관련 문제는, 스톤 절제율, 단편의 이동 경로(속도)(예를 들어, 밀림을 감소시키는 것)뿐만 아니라, 파괴 생성물과 연관된 작동 시간의 단축이 포함된다. 이러한 문제는 레이저 방출의 시간적 구조를 최적화시켜 상당히 개선될 수 있으며; 이러한 능력은 다이오드 펌핑 섬유 또는 고체 상태 레이저에 의해 제공된다.
레이저 쇄석술에 사용되는 모든 레이저는, 미리 설정된 펄스당 에너지(E = 0.025-6J), 반복률(ν = 1-2500Hz), 펄스 폭 및 평균 출력 P = E x ν(2-120W)으로 작동한다. 레이저 파라미터(E, ν 및 P)는 목적하는 결과, 즉, 단편화, 더스팅 또는 팝코닝을 달성하고, 장기벽의 천공 또는 물의 과열 및 점막의 열화상 위험을 최소화할 수 있게끔 안전 여유치를 제공하도록, 미리 선택된다. 그러나 앞서 언급된 바와 같이, 스톤들은 서로 다른 조성, 형상 및 크기를 갖는다. 언급된 파라미터들의 고정된 세트는 하나의 특정 스톤을 효과적으로 파괴할 수 있지만, 또 다른 스톤에 있어서는 효과적이지 못할 수 있다.
절제 효율을 높이고 밀림을 최소화하기 위해서, 펄스 폭을 연장하거나(긴 펄스 모드) 특수 이중 펄스 체계를 사용하는 것이 제안되어 있다. 미국 특허 제5,321,715호는 표적(예를 들면, 스톤)의 조사 방법을 제안하며, 여기서, 레이저 방사선을 흡수하는 액체 매질이 일반적으로 차지하는 표적과 섬유 단부 사이의 공간은 다음의 2개 단계로 투명화된다: (1) 섬유의 전달 단부에서 액체 매질 내에 증기 기포를 형성하기에 충분한 에너지를 갖는 제1 레이저 펄스를 생성하는 단계, 및 (2) 미리 결정된 시간 간격에 따라 제1 펄스 다음에 제2 레이저 펄스를 생성하는 단계, 여기서 미리 결정된 시간 간격은, 증기 기포가 표적 전달 단부 사이의 공간으로부터 액체 매질의 상당 부분을 변위시키기에 충분한 양으로 팽창하여, 제2 레이저 펄스가 증기 기포를 통해 표적에 전달될 수 있도록 함으로써, 액체 매질에 의해 흡수된 레이저 방사선을 최소화하고 표적에 도달하는 레이저 방사선을 최대화시키도록 선택된다. 따라서, 제1 펄스는 섬유 단부와 표적 사이에 증기 채널을 생성하고(모세스 효과), 제2 펄스는 최소한으로 손실을 발생시키며 액체와 상호작용하도록 표적에 전파된다. 그러나, 해당 특허에 의해 교시된 해결책은 부분적인 성공만을 가져왔다.
따라서, 줄어든 치료 시간 및 비용으로 이어지는 레이저-스톤의 상호작용에 대한 최적의 조건을 제공하기 위해, 펄스 에너지, 피크 출력, 펄스 반복 주파수 및 펄스 형상을 변조하도록 작동 가능한 레이저 시스템에 의해 수행되는, 형상화된 펄스형 레이저 쇄석술이 요구된다.
인간 또는 동물의 신체에서 결석을 치료하기 위한 본 발명의 레이저 시스템 및 방법에 의해 이러한 목표는 충족된다. 전체적으로, 밀림으로 인한 바람직하지 않은 효과를 최소화하면서 높은 효율의 절제율을 제공하는 본 발명의 개념에는: 1. 펄스 에너지, 피크 출력 및 펄스 주파수의 변조 또는 주기적 변동, 그리고 2. 최적 펄스 형상의 형성과 유지라는, 2가지 양태가 존재한다. 각각의 양태는 결석을 치료하기 위한 레이저 시스템 및 결석을 치료하는 방법의 관점에서 논의된다. 레이저 및 비뇨기과 기술분야의 통상의 기술자에게 명백한 바와 같이, 이들 양태는 서로 상보적이고, 양태 중 하나에 대해 이하 논의될 구조적 특징은 다른 양태에서 사용될 수 있다.
양태 각각의 방법은 특정 범위의 레이저 출력 밀도로 1.85-2.2μm 파장 범위에서 작동하는 다이오드 펌핑 고체 상태 레이저 또는 다이오드 펌핑 섬유 레이저를 사용함으로써 1mm 미만, 바람직하게는 0.5mm 미만, 가장 바람직하게는 0.25mm 미만인 크기 범위를 갖는 다중 성분 크기 입자를 제공한다. 500μm 미만, 바람직하게는 250μm 미만의 입자는, 신장에 안전한 압력(수주 높이<40cm)으로 구성된 요관경을 통한 관주 유동에 의해 용이하게 제거될 수 있다.
제1 양태에 따른 방법은 진폭 변조(Amplitude Modulation, AM)로 지칭되는 펄스 에너지(E) 및/또는 펄스 피크 출력(Pulse Peak Power, Pp)의 변조뿐 아니라, 주파수 변조(Frequency Modulation, FM)로 정의되는 펄스 주파수(즉, 펄스 반복률) ν의 변조에 관한 것이다. 마지막으로, 해당 방법은 진폭 및 주파수를 동시에 변조하는, 진폭 주파수 변조(Amplitude Frequency Modulation, AFM)에 관한 것이다.
특히, 제1 양태에 따른 인간 또는 동물의 신체의 결석 치료 방법은 AM에 관한 것이며, 진폭 변조 주기 Na≥2를 갖는 펄스 에너지 또는 피크 출력으로, 또는 주기적으로 변하는 펄스 에너지 또는 피크 출력으로, 그리고 일정한 펄스 반복 주파수(Pulse Repetition Frequency, PRF)에서 레이저로부터 레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 것을 포함한다.
레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 AFM을 다루는 방법은, 진폭 주기적 펄스 군에서의 펄스 수와 동등한 변조 주기 Na로 펄스 피크 출력 또는 펄스 에너지 중 적어도 하나나 펄스 피크 출력과 에너지를 주기적으로 변화시키는 것, 그리고 주파수 주기적 펄스 군에서의 펄스 수와 동등한 주파수 변조 주기 Np로 PRF를 주기적으로 변화시키는 것을 제공한다.
제1 양태의 상기 방법 모두, 변조 주기 Na는 2 내지 1000 레이저 펄스, 바람직하게는 2 내지 100 레이저 펄스, 가장 바람직하게는 2 내지 10 레이저 펄스 범위를 갖고, PRF의 변조 주기 Np는 2 내지 1000 레이저 펄스, 바람직하게는 2 내지 100 레이저 펄스, 가장 바람직하게는 2 내지 10 레이저 펄스에서 변하도록 구현된다. 두 방법 모두에서, 레이저 펄스는 1.85 내지 2.2μm의 파장 범위, 바람직하게는 1.91 내지 1.96μm의 파장 범위에서 방출된다.
본 발명의 제2 양태는 다음의 두 실시예에 따라 만들어진 최적 펄스 형상의 형성에 관한 것이다.
구체적으로 일 실시예에서, 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법은, 목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보가 내장된 제어 신호를 출력하는 단계를 포함한다. 제어 신호에 대한 응답으로 레이저 펄스 시퀀스가 방출되는데, 목적하는 레이저 형상을 갖는 각각의 레이저 펄스는 시간적으로 서로 이격된 제1 및 제2 서브펄스로부터 형성된다. 제1 서브펄스의 에너지는 0.02 내지 0.15J(바람직하게는 0.05 내지 0.1J)의 범위에서 변하고, 그 피크 출력의 범위는 50 내지 500W(바람직하게는 100 내지 300W)이다. 서브펄스들은 시간적으로 50 내지 900us의 범위에서 변하는 간격에 기초하고, 100 내지 500us의 범위가 바람직하다. 제2 서브펄스의 에너지는 제1 서브펄스 에너지를 초과하고 0.1 내지 10J의 범위에서 변하는 반면, 그 피크 출력은 제1 서브펄스의 피크 출력을 초과하고, 300 내지 20000W의 범위에서 변한다.
다른 실시예는 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법에 있어, 목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보가 내장된 제어 신호를 출력하는 단계를 포함한다. 제어 신호에 대한 응답으로 레이저 펄스 시퀀스가 방출되며, 목적하는 레이저 펄스 형상은 초기 및 후속 섹션을 갖는데, 후속 섹션이 초기 섹션보다 더 높은 출력 수준을 갖는다. 초기 섹션의 출력은 후속 섹션의 출력 수준까지 단조적으로 증가하며 최소 출력 수준은 0과 200W 사이에서 변한다. 초기 섹션의 지속시간은 0.1 내지 10ms의 범위에서 변하는 반면, 초기 펄스 섹션의 에너지는 펄스 총 에너지의 10 내지 70%를 구성한다. 후속 섹션은 400 내지 20000W에서 변하는 출력 그리고 0.5 내지 20ms 범위에서 변하는 후속 섹션 지속시간을 갖는다.
본 발명의 상기 언급된 일 양태에 따르면, 결석을 치료하기 위한 본 발명의 레이저 시스템은 펄스 반복 레이저를 구성함으로써 다중 성분 고체의 레이저 절제에 관한 클러스터-유형 메커니즘을 제공한다. 특히, 레이저는 동시에 (i) 절제 결과물의 크기를 제어하고, (ii) 절제율을 향상시키고, (iii) 스톤 밀림을 감소시키기 위해, 레이저 펄스의 제어된 형상 및 변조된 레이저 방사선으로 구성된다. 변조된 레이저 방출 및 레이저 펄스의 제어된 형상은, 또한 단편화 모드에서 밀림을 감소시키고 절제율을 증진시키기 위해 사용될 수 있다.
이 양태의 한 특징에 따르면, 본 발명의 레이저 시스템은 레이저 펄스 시퀀스를 방출하고 AM 체계(AM Regime, AMR)에서 작동 가능한 레이저로 구성된다. 이 체계에서, 레이저는 일정한 펄스 반복 주파수(PRF)에서, 그리고 진폭 주기적 펄스 군에서의 레이저 펄스 수와 동등한 진폭 변조 주기 Na로 피크 출력 및 펄스 에너지 중 적어도 하나를 주기적으로 변화시킨 레이저 펄스를 방출한다.
또 다른 특징에 따르면, 본 발명의 레이저 시스템은 진폭-주파수 변조 체계(Amplitude-Frequency Modulation Regime, AFMR)에서 작동 가능한 레이저를 포함한다. 이 체계는, 진폭 주기적 펄스 군에서의 펄스 수와 동등한 변조 주기 Na로 주기적으로 변하는 펄스 피크 출력 또는 펄스 또는 양자 모두를 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 레이저로 특성화된다. AMPR 체계는 방출된 펄스 시퀀스에 추가적으로, 주파수 주기적 펄스 군에서의 펄스 수와 동등한 주파수 변조 주기 Np로 주기적으로 변하는 PRF를 제공한다.
상기 특징을 갖는 본 발명의 레이저 시스템 중 어느 하나에서 사용되는 레이저 유형은 바람직하게는, 다이오드-펌핑 고체 상태 레이저 및 다이오드-펌핑 섬유 레이저, 예컨대 펌핑 고체 상태 레이저를 포함한다. 특히, 다이오드 펌핑 레이저는 Tm:YAG, Tm:YLF, Tm:YAP, Tm:LuAG, Tm:LuLF, Tm:LuAP 및 Tm 섬유 레이저이다. 그러나, 본 발명의 레이저 시스템에는 Ho:YAG와 같은 플래시 램프-펌핑 고체 상태 레이저도 사용될 수 있다. 나아가, 다이렉트 다이오드 레이저(direct diode laser)의 사용도 본 발명의 범위에서 배제되지 않는다.
주기적으로 변하는 피크 출력, 펄스 에너지 또는 둘 모두의 변조 주기 Na는 2 내지 100 레이저 펄스의 범위에 있고, 두 특징적 레이저 시스템 모두에 적용 가능하다. AMR에서의 피크 출력 또는 펄스 에너지 중 적어도 하나 또는 둘 모두의 변조 주기는 2 내지 1000 레이저 펄스의 범위에 있다. AFMR에서 주기적으로 변하는 PF의 주기 Np는 2 내지 1000 레이저 펄스에서 변한다.
본 발명의 레이저 시스템의 특징적 구성 모두에서 이용되는 레이저는 1.85 내지 2.2μm의 파장 범위, 바람직하게는 1.908 내지 1.96μm 파장 범위에서 레이저 펄스를 방출한다. 이들 파장에서의 작동으로 물에 의한 레이저 방사선의 우세한 흡수가 가능하게 되며, 이는 앞서 언급된 임의의 수술 기술에 매우 유익하다.
두 특징적 구성 모두에서 사용되는 상기 언급된 레이저는, 자유 실행 모드(free running mode) 및 Q-스위치에서 작동할 수 있으며, 이들 사이의 구조적 차이는 변조 장치의 유형이다. 자유 실행 체계에서 이용되는 변조 장치는 다이오드 레이저를 포함하는 반면, Q-스위치 모드는 음향-광학 또는 전기-광학 변조 장치(각각 Acoustic-Optical Modulator, AOM 및 Electro-Optical Modulator, EOM)와 관련된다.
자유 실행 모드에서, 개시된 레이저 중 임의의 것은, 2 내지 5000Hz 범위의 PRF를 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 출력한다. 각각의 레이저 펄스는 다음과 같은 특징: 0.001J-10J 범위의 레이저 펄스 에너지, 100-20000W 범위, 바람직하게는 250-3000W 범위의 레이저 펄스 피크 출력, 그리고 25μs-50ms 범위, 바람직하게는 100μs-15ms 범위의 레이저 펄스 지속시간을 갖는다.
공진기의 품질이 변조된 Q-스위치 모드에서 동작하는 레이저는 다음과 같은 펄스 특성: 0.1 내지 10mJ 사이에서 변하는 에너지, 200 내지 1000000W 사이의 범위에 있는 피크 출력, 그리고 500 내지 500000Hz 범위에 있는 PF로 특성화된, 레이저 펄스를 출력한다.
두 특징적 레이저 구성에서 본 발명의 시스템은, AMR에서 목적하는 피크 출력 또는 펄스 에너지에 대한, 또는 목적하는 피크 출력 또는 펄스 에너지에 대한, 및 AFMR에서 목적으로 하는 PRF에 대한 정보가 내장된 제어 신호를 출력하는 제어기를 포함한다. 이 신호는 상기 언급된 임의의 변조 장치의 구동기에 결합된다.
다른 양태에 따르면, 본 발명의 레이저 시스템은 목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보가 내장된 제어 신호를 출력하는 제어기로 구성된다. 각각의 레이저 펄스가 제어 신호에 대한 응답으로 목적하는 레이저 펄스 형상을 갖게끔, 레이저는 제어기에 작동 가능하게 결합된다. 형상화된 레이저 펄스는 시간적으로 서로 이격된 제1 및 제2 서브펄스로 형성된다. 제1 서브펄스의 에너지는 0.02 내지 0.15J(바람직하게는 0.05 내지 0.1J)의 범위에서 변하며, 50 내지 500W(바람직하게는 100 내지 250W)의 범위에서 변하는 제1 서브펄스의 피크 출력을 갖는다. 제1 및 제2 서브펄스 간의 간격은 50 내지 900us의 범위에서 다양하며, 100 내지 500us의 범위가 바람직하다. 제2 서브펄스는 제1 서브펄스의 에너지를 초과하며 0.1 내지 10J의 범위에서 변하는 에너지, 및 제1 서브펄스의 피크 출력을 초과하며 300 내지 20000W의 범위에서 변하는 피크 출력을 갖는다.
이 양태에 따른 본 발명 레이저 시스템의 또 다른 구성은, 목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보를 내장하는 제어 신호를 출력하는 제어기로 구조화된다. 레이저는 제어기에 작동 가능하게 결합되고, 각각의 레이저 펄스는 목적하는 레이저 펄스 형상으로 형성되도록, 제어 신호에 반응하여 레이저 펄스 시퀀스를 방출한다. 형상화된 레이저 펄스는 초기 및 후속 섹션으로 형성되고, 후속 섹션은 초기 섹션보다 높은 출력을 갖는다.
초기 섹션은 0 내지 200W 사이에서 변하는 최소 출력 수준부터 400 내지 20000W 사이에서 변하는 후속 섹션의 출력 수준까지, 단조적으로 증가하는 출력을 갖는다. 초기 섹션의 지속시간은 0.1 내지 10ms 범위에서 변하며 펄스 총 에너지의 10-70%를 갖는 반면, 후속 섹션의 지속시간은 0.5 내지 20ms 범위에서 변한다. 초기 섹션의 출력은 선형 함수, 다항 함수 및 지수 함수 중 하나에 따라 증가한다.
본 발명의 또 다른 양태, 구조적 세부사항 및 이점은 이하 상세한 설명에서 상세히 논의된다. 나아가, 전술한 정보와 이하 상세한 설명 둘 모두 단지 다양한 양태 및 실시예의 예시적인 예일뿐, 청구된 양태 및 실시예의 성질 및 특성을 이해하기 위한 개관 또는 틀을 제공하도록 의도한 것으로 이해되어야 한다. 용이하게 이해될 수 있는 바와 같이, 모든 상기 및 하기에 개시된 본 발명의 자세한 구조적 사항들은 레이저 및 비뇨기과 분야의 통상의 기술자에 의해 용이하게 이해되는 임의의 합리적인 조합으로 조합될 수 있다.
본 발명의 양태는 이하 첨부된 도면을 참조하여 추가적으로 논의되며, 이는 일정 비율에 따라 도시하고자 의도한 것은 아니다. 도면은 다양한 구조적 특징의 예시 및 추가적 이해를 제공하기 위해 포함되며, 본 명세서에 통합되어 일부를 구성하지만, 임의의 특정 실시예에 있어 한계를 정의하고자 하는 것은 아니다. 도면은 나머지 명세서 부분과 함께, 기재되고 청구된 양태 및 실시예의 원리 및 작동을 설명하는 역할을 한다. 도면에 있어, 다양한 도면에 도시된 동일한 또는 거의 동일한 구성요소 각각은 동일한 부호로 나타내었다. 명확성의 측면에서, 모든 도면에 모든 구성요소가 표시되지 않았을 수 있다. 도면에서:
도 1은 쇄석술을 위한 본 발명의 레이저 시스템 및 전달 시스템의 예시적 개략도이다;
도 2a는 공지된 종래 기술의 레이저 쇄석술에서 현재 사용되는, 일정한 피크 출력 및 균일한 펄스 주기를 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 나타낸다;
도 2b는 해당 기술분야에 공지된, 다이오드-펌핑 섬유 또는 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2c는 해당 기술분야에 공지된, 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2d는 해당 기술분야에 공지된, 스파이크를 갖는 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2e는 해당 기술분야에 공지된, 멀티-헤드 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2d는 해당 기술분야에 공지된, 스파이크를 갖는 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2f는 해당 기술분야에 공지된, 섬유의 말단부와 표적 사이 물에서의 에너지 손실을 최소화하도록 설계된 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 특수 제작 펄스 형상을 나타낸다;
도 3은 레이저 펄스 수와 동일한 변조 주기 Na로 주기적으로 변화된 피크 출력 Pp 또는 에너지 E로 특성화된 진폭-주파수 변조 체계(AFMR)를 작동시키는, 본 발명의 레이저 시스템에 의해 방출된 레이저 펄스 시퀀스의 예시를 나타낸다. 진폭 주기적 펄스 군에서; 주기적으로 변하는 펄스 주파수는 주파수 주기적 펄스 군에서의 펄스 수에 상응하는 변조 주기 Np를 갖는다;
도 4a-4b는 해당 기술분야에 공지된, 정규 체계로 더스팅, 단편화 및 비접촉 실험에 사용된 레이저 펄스 시퀀스 각각의 예시를 나타낸다;
도 4c-4e는 진폭-주파수 변조 체계(AFMR)에서 작동하고 더스팅 실험에 사용된, 본 발명의 시스템에 의해 방출된 레이저 펄스 군의 예시 각각을 나타낸다.
도 5는 진폭 변조 체계(AMR)의 예시이다;
도 6a-6g는 서로 다른 진폭 변조 주기 Na로 특성화되어 접촉-모드 실험에 사용된 AMR에서의 레이저 펄스의 진폭 주기적 군의 예시이다;
도 7a-7c는 AMR에 따른 각각의 변조 주기 Na를 갖고 비접촉 모드 실험에 사용된 레이저 펄스의 진폭 주기적 군의 추가적 예시를 나타낸다;
도 8은 주파수 변조 체계(FMR)의 예시이다;
도 9는 서로 다른 피크 출력을 갖는 2개의 시간적으로 이격된 서브펄스로 성형된 단일 레이저 펄스의 예시이다;
도 10은 2개의 인접한 섹션들로 성형된 단일 레이저 펄스의 예시이다; 그리고
도 11a, b 및 c는 단편화 실험에서 사용된 서로 다른 레이저 각각의 펄스 형상이다.
도 1은 쇄석술을 위한 본 발명의 레이저 시스템 및 전달 시스템의 예시적 개략도이다;
도 2a는 공지된 종래 기술의 레이저 쇄석술에서 현재 사용되는, 일정한 피크 출력 및 균일한 펄스 주기를 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 나타낸다;
도 2b는 해당 기술분야에 공지된, 다이오드-펌핑 섬유 또는 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2c는 해당 기술분야에 공지된, 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2d는 해당 기술분야에 공지된, 스파이크를 갖는 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2e는 해당 기술분야에 공지된, 멀티-헤드 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2d는 해당 기술분야에 공지된, 스파이크를 갖는 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 펄스 형상을 나타낸다;
도 2f는 해당 기술분야에 공지된, 섬유의 말단부와 표적 사이 물에서의 에너지 손실을 최소화하도록 설계된 플래시-램프-펌핑 고체-상태 레이저의 특수 제작 펄스 형상을 나타낸다;
도 3은 레이저 펄스 수와 동일한 변조 주기 Na로 주기적으로 변화된 피크 출력 Pp 또는 에너지 E로 특성화된 진폭-주파수 변조 체계(AFMR)를 작동시키는, 본 발명의 레이저 시스템에 의해 방출된 레이저 펄스 시퀀스의 예시를 나타낸다. 진폭 주기적 펄스 군에서; 주기적으로 변하는 펄스 주파수는 주파수 주기적 펄스 군에서의 펄스 수에 상응하는 변조 주기 Np를 갖는다;
도 4a-4b는 해당 기술분야에 공지된, 정규 체계로 더스팅, 단편화 및 비접촉 실험에 사용된 레이저 펄스 시퀀스 각각의 예시를 나타낸다;
도 4c-4e는 진폭-주파수 변조 체계(AFMR)에서 작동하고 더스팅 실험에 사용된, 본 발명의 시스템에 의해 방출된 레이저 펄스 군의 예시 각각을 나타낸다.
도 5는 진폭 변조 체계(AMR)의 예시이다;
도 6a-6g는 서로 다른 진폭 변조 주기 Na로 특성화되어 접촉-모드 실험에 사용된 AMR에서의 레이저 펄스의 진폭 주기적 군의 예시이다;
도 7a-7c는 AMR에 따른 각각의 변조 주기 Na를 갖고 비접촉 모드 실험에 사용된 레이저 펄스의 진폭 주기적 군의 추가적 예시를 나타낸다;
도 8은 주파수 변조 체계(FMR)의 예시이다;
도 9는 서로 다른 피크 출력을 갖는 2개의 시간적으로 이격된 서브펄스로 성형된 단일 레이저 펄스의 예시이다;
도 10은 2개의 인접한 섹션들로 성형된 단일 레이저 펄스의 예시이다; 그리고
도 11a, b 및 c는 단편화 실험에서 사용된 서로 다른 레이저 각각의 펄스 형상이다.
이제 본 발명의 실시예를 상세하게 참조할 것이다. 가능한 경우에, 동일하거나 유사한 부분 또는 단계를 지칭하기 위해서 도면 및 설명에서는 동일하거나 유사한 참조 번호 또는 문자를 사용하였다. 도면은 단순화된 형태이고, 정확한 축척에 따른 것이 아니다. 단지 편의성과 명확성을 위해, 방향(상/하 등) 또는 이동(전방/후방 등)에 관한 용어가 도면과 관련하여 사용될 수도 있다. 용어 "결합(couple)" 및 이와 유사한 용어는 반드시 직접적이고 즉각적인 연결을 나타내는 것이 아니며, 오히려 중간 요소나 장치를 통한 연결을 포함한다.
본 발명의 개념은 밀림 효과를 최소화시키는 반면 절제 효율을 증가시킴으로써, 높은 절제율을 제공하는 것을 기반으로 한다. 해당 개념은 (a) AM으로 정의된, 펄스 에너지 E(n) 또는 피크 출력 Pp(n) 또는 둘 모두의 변조(주기적 변동), (b) FM으로 정의된, 펄스 주기 T(n)의 펄스 주파수(반복률) ν(n) 변조, (c) AFM으로 지칭된, 진폭 및 주파수의 동시 변조, 및 (d) 특정 펄스 형상의 구성에 의해 실현된다.
본 발명의 제1 양태(펄스 피크 출력 및/또는 에너지의 변조)는 다음의 설명에 비추어 보다 잘 이해될 수 있다. 인간 또는 동물의 신체 내 결석의 치료를 위한 본 발명의 레이저 시스템에서, 레이저 출력의 시간적 구조는 주기적 펄스 시퀀스(트레인)이며, 다음의 식에 의해 설명될 수 있다:
P(t) = Pp*f(t-T*n), n = 0, 1, 2,...,
(1)
여기서 P(t)는 순간 레이저 출력이고, Pp는 피크 출력, f(t)는 개별 펄스 형상(프로파일)이고, T는 시퀀스 주기이며, T는 펄스 주파수에 반비례한다: T = 1/ν. 펄스당 에너지는 출력의 적분값이다:
E = INT(P(t), 0, T) = Pp*τ,
(2)
여기서 τ는 유효 펄스 폭이다.
주기적 펄스 시퀀스는 또한 다음 식에 의해 설명될 수 있다:
P(t) = (E/τ)*f(t-T*n),
(3)
개별 펄스 형상(프로파일) f(t)는 펄스 폭 τ을 특징으로 한다. 쇄석술을 위한 레이저 시스템에 있어, 펄스 폭은 시퀀스 주기보다 훨씬 더 짧다: τ<<T 또는τ<0.1T.
통상적인 스톤 치료 기술에서는, 치료 전 Pp, T, ν 및 E가 설정되고 치료 동안 일정하게 유지되는 체계를 기초로 한다. 일부 레이저 시스템은 펄스마다 일정한 피크 출력, 주파수 및 에너지를 갖는 두 세트의 파라미터: Pp1, T1, ν1, E1와 Pp2, T2, ν2, E2 사이에서 전환 가능한 이중 페달 처리 파라미터를 사용하여 구성될 수 있다:
본 발명에 따른 진폭 변조(AM):
여기서 진폭 변조는 공지된 종래 기술과 대조적으로, 일정한 주기 T 및 주파수 ν, 그리고, 피크 출력 Pp의 주기적 변동이 있는 체계로서 정의된다:
P(t) = Pp(n)*f(t-T*n), n = 0, 1, 2,...
(4)
또는 에너지
P(t) = E(n)/τ(n)*f(t-T*n),
(5)
여기서 P(n) = Pp(n-Na) 또는 E(n) = E(n-Na) 또는τ(n) = τ(n-Na) 또는 이들의 조합이고, Na는 진폭 변조 주기로 지칭되는 양의 정수이다. 본 발명 레이저의 AM 체계(AMR)에서, 모든 레이저 펄스 시퀀스는 군에서 가변 진폭을 갖는 Na 펄스 군의 주기적 시퀀스(진폭 변조된 주기적 펄스 군)로서 제시될 수 있다.
도 6a-6g 및 7a-7c는 AMR에서 작동하는 본 발명 레이저 시스템으로부터 방출되는 서로 다른 변조 주기 Na를 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 도시한다. 이들 도면은 아래에서 상세하게 논의된다.
본 발명에 따른 주파수 변조(FM)
본 출원에서 사용되는 주파수 변조는 공지된 종래 기술과 대조적으로, 일정한 피크 출력 Pp 또는 에너지 E 및 주파수 ν 또는 펄스 주기 T의 주기적 변동을 갖는 체계로서 규정된다:
P(t) = Pp*f(t-T(n)*n), n = 0, 1, 2,...
(6)
또는
P(t) = E/τ*f(t-T(n)*n),
(7)
여기서 T(n) = T(n-Np)이고, Np는 주파수 변조 주기로 지칭되는 양의 정수이다. 주파수 변조는 ν(n) = 1/T(n) =ν(n-Np)이기 때문에 주파수 변조를 나타낸다. FM 체계(FMR)에서, 모든 레이저 펄스 시퀀스는 군에서의 펄스 간에 가변적 주기를 갖는 Np 펄스 군의 주기적 시퀀스(주파수 변조된 주기적인 펄스 군)로 제시될 수 있다.
도 8은 FMR에서 작동하는 본 발명의 레이저 시스템을 도시한다.
본 발명에 따른 진폭 주파수 변조(AFM):
본 발명에 따라 정의된 AM 및 FM에 기초하여, 진폭-주파수 변조는 피크 출력 Pp(또는 에너지 E) 및 주파수 ν(및 주기 T)가 동시에 주기적 변동을 갖는 체계로서 정의된다:
P(t) = Pp(n)*f(t-T(n)*n), n = 0, 1, 2,... (8)
또는 에너지
P(t) = E(n)/τ(n)*f(t-T(n)*n),
(9)
여기서 Pp(n) = Pp(n-Na) 또는 E(n) = E(n-Na) 또는 τ(n) = τ(n-Na) 및 T(n) = T(n-Np)이다.
도 3 및 4a-4c는 AFMR에서 작동하는 본 발명의 시스템을 도시하며, 이하에서 상세히 설명된다.
예시적인 발명 레이저 시스템(100)을 개략적으로 도시한 도 1을 참조하면, 통상의 기술자는 구조적으로 이 시스템은 본 발명 양태의 논의와 관련되며, 다양한 유형의 레이저 기술을 이용하여 구현될 수 있음을 즉시 인지할 수 있을 것이다. 그러나, 바람직한 실시예는 특정 부류의 레이저 기술, 특히 자유 실행 모드 또는 Q-스위치 모드에서 작동하는 펄스 레이저(104)를 포함하는 펄스 레이저 기술에 기초한다. 레이저 작동에 있어 어느 모드에서나, 그리고 레이저 유형에 관계없이, 본 발명의 레이저 시스템(100)은 펌프(103) 여기 레이저(104)로 구성된다. 일반적으로, 펌프(104)는 하나 이상의 다이오드 레이저로 구성된다. 최적 실시예에서, 펄스 레이저 기술은 에너지 저장 장치(예를 들어, 전기 커패시터, 인덕터 또는 이들의 조합)의 사용을 의미한다.
전원 공급부(101)는 시스템에 전력을 공급하고, 임의의 에너지 저장 장치(102)는 레이저 펄스를 형성하는데 필요한, 충분한 양의 에너지를 저장한다. 펌프(104)의 레이저 구동기(103)는 제어 모듈(108)로부터 온 제어 신호에 응답하여 특정한 특성을 갖는 전기 펄스를 형성한다. 전기 펄스는, 레이저 공동(105)에서 레이저 매체를 펌핑하는 데 필요한 광학 펄스를 형성하는 펌프(104)의 하나 이상의 다이오드에 의해 수신된다. 레이저 매체의 출력은 광학 커플러(106)를 통해, 레이저 시스템의 외부로 간주되는 전달 시스템(107)에 결합된다.
전체 시스템은 제어 모듈(CM)(108)에 의해 제어되어, 제어 신호, 타이밍 및 안전 특징을 내장하는 교정 곡선 또는 표(목적하는 광학 출력을 달성하기 위해 필요한 전기 펄스의 특징을 규정함)를 제공한다. 펌핑 다이오드 대신에, 예를 들어 플래시 램프와 같은 다른 장치가 펌핑 공급원으로 사용될 수 있다.
대안적으로, 레이저 매체 그 자체도 에너지 저장 장치로 사용될 수 있다. 이 구성에서 펄스 형성은, 음향-광학, 전기-광학 또는 수동 변조 장치를 예로 들 수 있는 Q-변조 장치로서 공동 손실에 대한 내부 광학 변조 장치를 적용하여 달성된다.
본 발명의 목적상, 용어는 다음과 같이 정의된다:
레이저 펄스는 레이저 구동기(103)에 의한 다이오드 전류의 직접 변조 또는 에너지 저장 장치(102)의 단일 충전-방전 사이클에 의해 생성되는 본 발명의 레이저 시스템(100)의 출력이고,
레이저 펄스 시퀀스는 에너지 저장 장치(102)의, 복수의 직접-단일 변조 또는 단일 충전-방전 사이클에 의해 생성된 레이저 시스템의 출력이다.
따라서, 본 발명의 일 양태에 따른 펄스 시퀀스의 변조는, 제어 모듈(108)에 의해 FM 체계에서 2개의 연속 펄스 간의 간격 T 또는 AM에 대해 펄스 에너지 E 또는 목적하는 피크 출력 Pp를 설정함으로써 달성된다. 본 발명의 다른 양태에 따른 펄스 성형은 레이저 구동기(103)에서 펄스의 목적하는 시간적 구조를 형성하여 달성된다.
본 발명의 AM, 및 AM과 FM의 조합을 수학적으로 설명하는 상기 논의된 방정식 4-9에 기초하여, 레이저 시스템(100)은 제1 양태에 따라 다음을 통해 레이저 방출의 시간적 구조를 제어함으로써 작동한다:
a) 펄스 시퀀스에서의 펄스 수로 피크 출력 Pp 또는 펄스 에너지 E를 변조 Pp(n) = Pp(n-Na), 여기서 Na는 진폭 변조의 주기;
b) 펄스 수에 대해 펄스 시퀀스의 주기 T(및, 각각, 주파수 ν)를 변조 T(n) = T(n-Np), 여기서 Np는 주파수 변조의 주기;
c) 상기 a), b) 및 c)에 설명된 변조 방식을 조합; 예를 들어, 진폭 및 주파수의 동시 변조(진폭-주파수 변조).
3가지 모든 유형의 변조(진폭, 주파수 및 진폭-주파수)뿐 아니라 개별 펄스 형상의 변조도 본 발명의 다양한 양태에서 사용된다. 다이오드-펌핑 섬유(바람직한 경우) 및 고체 상태 레이저는 펌핑 다이오드의 전류를 제어함으로써 변조할 수 있고, 펌핑 다이오드의 전류를 변화시킴으로써 레이저 파라미터를 수정할 수 있다. 바람직하게는, 다이오드 전류가, 다이오드 펌핑 레이저 생성 임계 전류 Ith와 소정의 최대 전류 사이의 범위에서 변해야 하는데, 이는 다이오드 전류 Ist의 함수인 레이저 출력의 포화 수준보다 낮다. 이 범위에서 레이저 출력은 다이오드 전류에 대해 거의 선형적으로 의존하며, 레이저 구동기의 펌핑 전류를 프로그래밍하면 서로 다른, 레이저의 시간적 구조를 생성할 수 있다.
본 발명의 주요 제안은 안전성 프로파일을 손상시키지 않거나 (바람직하게는) 증가시키면서 스톤의 더스팅 또는 단편화 속도를 증가시키는 것이다. 이는 적절한 펄스 성형에 의해, 또는 펄스의 시퀀스를 변조함으로써(상기 기재된 변조 양식 중 하나 이상을 가짐) 달성할 수 있다. 이러한 변조는 각각의 치료 방식, 예를 들어 접촉 더스팅 또는 단편화 및 비접촉 더스팅에 있어 최적일 수 있다.
접촉 더스팅의 경우, 목적하는 최종 결과는 단편화로 스톤을 1mm 미만, 바람직하게는 0.5mm 미만, 가장 바람직하게는 0.25mm 미만인 작은 입자로 만드는 것이다. 현재의 레이저 시스템에서, 이 체계는 펄스당 비교적 낮은 에너지(0.025-0.3J)를 사용하여 섬유가 스톤 표면을 가로지르며 연속적으로 이동할 것을 요한다. 펄스당 낮은 에너지로 인한 펄스당 낮은 절제 부피를 보상하기 위해서, 반복률은 가능한 한 높아야 하는데, 요로에서 물의 가열로 인한 연조직의 열 손상을 피하기 위해서는, 평균 출력 Pa = E*ν을 안전제한치 내로 유지해야한다. Pa max의 이러한 안전제한치는 물의 관주율 및 총 처리 시간에 의해 좌우된다. 레이저 출력의 시간적 구조는, 레이저 펄스 성형 및/또는 레이저 펄스 시퀀스의 변조를 통해, 동일한 평균 출력에서 보다 높은 절제율을 달성하는 동시에, 밀림을 감소시키거나 적어도 동일한 수준을 유지하도록, 최적화할 수 있다. 절제 효율 및 밀림 효과는 다음을 포함하나 이에 제한되지 않는 많은 인자들의 조합에 의한 결과이다:
1. 펄스 에너지, 펄스 피크 출력 또는 펄스 폭, 반복률(rep rate)
2. 섬유 코어 직경에 의존하는, 빔의 직경
3. 섬유 단부와 스톤 사이 거리
4. 섬유 이동 속도. 이 인자는 하나의 지점에 적용된 유효 펄스 수와 관련된다. 이 수치는 식 K = (d/2v)*ν (여기서 d는 스톤 표면상의 빔 직경이고 v는 섬유의 이동 속도)에 의해 추정될 수 있다. 절제 효율은 K가 증가함에 따라 감소하는데, 이는 섬유 단부와 레이저 분화구 바닥 사이의 거리의 증가, 절제 생성물로 인한 그림자 효과, 레이저 분화구 바닥에서의 물의 손실, 및 다른 인자들 때문이다.
5. 레이저 펄싱에 의해 유도된 섬유의 진동. 섬유는 스코프 내에서 특정 진폭으로 진동할 수 있다. 이들 진동은, 수중에서 레이저 유도 기포 형성으로 인해 발생하는 힘, 전기 변형 효과 및 다른 메커니즘에 의해 유도된다. 섬유 진동은 1개의 지점 K에 적용된 펄스 수를 효과적으로 감소시켜, 절제 효율을 증가시킬 수 있다.
6. 스톤의 크기 및 형상
펄스 변조는 열거된 모든 인자의 조합으로 작동하지만, 서로 다른 효과를 가져올 수 있다. 예를 들어, 주기적으로 최소부터 최대까지 증가하는 레이저 에너지는, 동일한 주파수 및 평균 출력 및 섬유 이동 속도로 하나의 지점에 일정한 에너지로 레이저를 쏘면서도, 절제 효율의 감소를 보상할 수 있다. 진폭의 서로 다른 체계들(정규 체계, 이는 현재 스톤 치료 체계를 나타냄)에서 일정한 펄스 에너지 및 피크 출력 및 주파수를 사용한 스톤 절제 및 밀림 속도에 대한 실험적 비교가 다음에서 제공되는데, 진폭 및 진폭-주파수 변조는, 접촉 및 비접촉 모드에 대해 제안된 체계의 이점을 입증한다.
■ 레이저 쇄석술의 시간적 체계의 특성화
레이저 쇄석술의 최적화에 있어 지배적 목표는, 절차를 가속화하고, 목적하는 크기를 갖는 단편으로의 스톤 파손을 보장하며, 부작용의 발생을 최소화시키는 것이다. 이러한 목표와 관련된 파라미터 중, 가장 중요한 두 가지는 스톤 절제 효율 및 밀림 효과의 크기다. 레이저 방출의 다양한 시간적 체계를 비교하기 위해, 본 발명자들은 다음과 같은 지표를 사용한다: 1) 스톤 절제 효율 Ka는 Va/Et로 정의되며, 여기서 Va는 총 절제된 부피, Et는 총 레이저 에너지이다 [mm3/J]; 2) 임계 밀림 속도 Vr은 레이저 치료의 첫 순간에서의 밀림 속도로 정의된다 [mm/s]; 3) 시간적 체계의 절대적 품질 Qa는 Ka/Vr 로 정의되고 [mm2/W], 이는 절제 효율로 인해 증가하고 밀림으로 인해 감소한다; 4) 시간적 체계의 상대적 품질 Qr은 (Qa)/(Qa)ref로 정의되고, 이때 첨자 ref는 기준이 되는 정규 체계를 지칭한다 [무차원]; 5) 스톤 크래킹에 걸리는 시간은, 단편화 모드에서 스톤의 균열(crack)을 발생시키는 데 걸리는 시간이다.
다양한 시간적 체계를 특성화하고 비교하기 위해 다음과 같은 실험 기술들이 사용되었다:
스캐닝 실험
장치:
1) 파장 1.94μm를 갖는 Tm-섬유 레이저, 최대 1000W의 피크 출력
2) 200μm의 코어 직경을 갖는 전달 섬유
3) 2D-모터 구동 스테이지
4) 고속 카메라(Phantom Vision Research사의 Phantom Miro M310)
5) 섬유 홀더
6) 기계적 프로파일로미터(일본 가와사키 소재 Mitutoyo사의 Contracer®)
재료 및 방법:
모든 실험은 인공 스톤 모형으로 수행하였다. 스톤은 분말과 물의 비율이 5:1인 BegoStone 분말(독일 브레멘 소재 Bego GmbH)을 사용하여 제조하였다. 샘플은 60x40x8mm의 치수를 갖는 슬래브가 되도록 절단하였다. 스톤은 레이저에 노출되기 전 24시간 동안 물에 침지시켰다.
절제 효율 및 밀림 효과는 2개의 서로 다른 설정에서 측정하였다.
첫째로, 물이 담긴 용기에 스톤을 넣었다(장치의 적절한 위치 설정을 위해, 2개의 기포 수준을 사용하였다). 섬유 홀더를 2D-모터 구동 스테이지에 장착하였다. 30mm 길이의 선형 분화구는, 전형적인 임상 스캐닝 속도를 나타내는 6mm/s의 속도를 갖는 1D-수평 섬유 이동을 통해 생성되었다. 레이저 파라미터는 아래의 표에 따라 변화되었다. 기계적 프로파일로미터를 사용하여 분화구의 단면적, 깊이 및 폭의 측정을 수행하였다. 절제율 및 효율은 프로파일의 단면에 스캐닝 속도를 곱하고 평균 레이저 출력으로 나누어서 계산하였다. 스캐닝 동안, 섬유 단부와 평평한 스톤 표면 사이의 거리는 약 0.2+/-0.1mm로 유지하였다.
둘째로, 동일 레이저 파라미터에 대한 밀림 효과를 측정하였다. 스톤 변위의 크기를 측정하기 위해, 긴 면들을 따라 2개의 선형인 자를 부착하여, 90° 홈을 형성하였다. 홈을 수조 내에 침지시켰다. 장치의 적절한 위치 설정을 위해, 2개의 기포 수준을 사용하였다. 스톤 샘플(5x5x5mm 큐브)을 홈 내에 위치시켰다. 장치의 측벽 내 구멍에 위치하는 홀더를 통해 섬유를 접촉시켰다. 섬유 팁은 스톤의 중심과 접촉시켰다. 스톤의 이동을 포착하기 위해, 고속(초당 1000 프레임) 카메라(미국 소재 Phantom Vision Research사의 Phantom MIRO M310)를 사용하였다. 스톤의 이동은 노출의 처음부터 0.5초 동안 분석하였다. 스톤의 이동은 이미지 소프트웨어를 사용하여 시간의 함수로 정량화하였고, 레이저를 쏘는 초기 순간 스톤의 이동 속도는 레이저를 쏘기 시작할 때의 이러한 함수의 기울기로 계산하였다.
기포-특성화 실험
장치:
1) 파장 1.94μm를 갖는 Tm-섬유 레이저, 최대 1000W의 피크 출력
2) 200μm의 코어 직경을 갖는 섬유
3) 석영 큐벳(cuvette)
4) 실험실 스탠드
5) 할로겐 조명 시스템
6) 고속 카메라 Phantom Miro M310
재료 및 방법:
섬유 홀더를 실험실용 스탠드에 부착시켰다. 물로 채워진 석영 큐벳에 섬유를 넣었다. 고속 카메라를 사용하여, 다양한 레이저 파라미터(에너지 및 피크 출력 레이저의 범위는 각각 0.025mJ 내지 0.4J 및 100 내지 500W의 범위)에 있어, 단일 펄스에 의한 기포 형성 비디오를 기록하였다. 카메라의 프레임 속도는 초당 120,000 프레임, 노출 시간은 7μs였다. 할로겐 조명 시스템을 이용하여 장면을 비추었다. 기록된 비디오를 사용하여, 1mm까지, 2.5mm까지, 그리고 기포가 최대 치수를 가질 때까지의 기포 성장 시간을 구하였다. ImageJ 소프트웨어를 사용하여 기포의 길이를 정량화하였다.
비접촉 모드
장치:
1) 파장 1.94μm, 최대 1000W의 피크 출력을 갖는 Tm-섬유 레이저
2) 200μm의 코어 직경을 갖는 섬유
3) 가요성 내시경
4) 2개의 유리 큐벳
재료 및 방법:
실험 장치에는 벽의 40mm 높이에 0.25mm 구멍이 뚫린, 직경 13mm의 특수 제작 내부 큐벳이 포함되었다. 레이저 치료는 가요성 내시경을 통해 수행하였다. 가요성 내시경을 통한 물의 유동은 10ml/min이었다. 내부 큐벳을 외부 큐벳에 넣고, 이 큐벳으로 쇄석술 동안 측면의 구멍을 통해서 물의 유동으로 배출된, 0.25㎜ 미만의 부유 더스트 입자가 있는 유출수를 수집하였다. 본 연구에서는 반경 2㎜인 BegaStone 볼을 스톤 모형으로 사용하였다. 레이저 파라미터에 대해 각각 5개의 볼을 사용하였다. 쇄석술은 2분 40초의 지속시간 동안 수행하였다. 쇄석술 이후, 내부 큐벳에 남아있는 단편의 무게를 측정하였다. 더스트의 질량은, 볼의 초기 질량과 잔류 단편의 질량 간의 차이로 판단하였다. 절제율은 더스트의 질량 대 치료 지속시간의 비로 정의하였다.
드릴링 및 크래킹
장치:
1) 파장 1.94μm, 최대 1000W의 피크 출력을 갖는 Tm-섬유 레이저
2) 200μm의 코어 직경을 갖는 섬유
3) 섬유 홀더
4) 유리 큐벳
5) 스톱워치
재료 및 방법:
실험은 인공 스톤 모형으로 수행하였다. 스톤은, 분말과 물의 비율이 5:1인 BegoStone 분말(독일 브레멘 소재 Bego GmbH)을 사용하여 제조하였다. 스톤은 5x2.5x2.5mm의 크기를 갖도록 하였다. 레이저에 노출되기 전 24시간 동안 스톤을 물에 침지시켰다. 물로 채워진 유리 큐벳에 스톤 샘플을 넣었다. 치료의 단편화 체계를 모방하기 위해, 섬유가 항상 5x2.5mm인 측면의 중심에서 스톤과 접촉하는 방식으로, 다양한 파라미터를 갖는 레이저 방사선을 이용해 스톤을 드릴링하였다. 실험하는 동안, 스톱워치를 사용하여 2개의 단편 샘플로 스톤이 크래킹된 시간을 기록하였다. 그 후, 위 스캐닝 실험 섹션에 기재된 장치를 사용하여 동일한 레이저 파라미터로 밀림을 평가하였다.
모든 설정점에 대해 3회 반복하여 측정하였고, 평균값 및 표준 편차는 계산되었다.
■ 진폭-주파수 변조(AFM)
현용의 레이저 쇄석술에 현재 사용되는 레이저 펄스 시퀀스의 일반적인 경우가 도 2에 도시되어 있다. 여기서, 시퀀스는 각 단일 펄스의 일정한 주기 T, 일정한 펄스 에너지 E 및 일정한 크기(피크 출력) Pp로 특성화된다(도 2a). 다른 한편으로, 단일 펄스(201) 형상은 다이오드 펌핑 레이저에 전형적인 단순한 준-직사각형 펄스(202)(도 2b); 플래시 램프 펌핑 레이저의 특성으로 가파른 상승 엣지와 긴 꼬리부를 갖는 펄스 형상(203)(도 2c); 또한 플래시 램프 펌핑 고체 상태 레이저에 대해 공통적이고, 여기서 평활한 일반적 형상은 레이저의 이완 진동으로 인해 불규칙한 마이크로 펄스 또는 스파이크로 변조되는 펄스 형상(204)(도 2d); 또는 멀티 헤드 플래시 램프 고체 상태 레이저 시스템에 나타나는 복합 펄스 형상(205)(도 2d), 사이에서 달라질 수 있다. 예를 들어, 규칙적인 마이크로-펄스의 포켓[Blackmon RL, Fried NM, Irby PB. Enhanced thulium fiber laser lithotripsy using micro-pulse train modulation. Journal of biomedical optics. 2012 Feb; 17(2):028002] 또는 2개의 서브펄스(206)로 이루어진 펄스(도 2e)와 같은 다른 펄스 형상은 해당 기술분야에 공지되어 있으며, 더 낮은 에너지의 서브펄스에 이어, 100 내지 200μs의 간격 이후, 더 높은 에너지의 후행 서브펄스(206)를 갖는다 [미국 특허 5 321 715].
대조적으로, 본 발명은 식(4-9)에 따른 양 Pp, E 및 T 중 하나 이상을 변화시킴으로써 야기되는 다양한 이점과 장점을 강조한다.
진폭-주파수 변조는 본 발명에서 다루는 가장 일반적인 유형의 변조이다. AFM의 예시는 도 3에 나타난다. 여기서, 진폭 변조 주기 Na는 주파수 변조 Np와 같고, 6과 같다. AFM은 다음과 같이 정의되는 평균 그룹 주기 Tav로 특성화될 수 있다:
여기서, Ng는 주기적 군 내의 펄스 수이고, Ti는 i-번째 펄스의 주기이다.
AFM은 접촉 및 비접촉 모드 치료 양자 모두에 유익하다. 바람직한 AFM 파라미터는 다음과 같다:
1. 스캐닝 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 250 내지 5000W, 보다 바람직하게는 400 내지 1000W
펄스 당 에너지는 0.01-2J, 보다 바람직하게는 0.05-0.5J
펄스 반복률 ν = 5-3000Hz/주기 T = 0.00033-0.2s, 보다 바람직하게는 50-1000Hz, 0.001-0.02s
Na = 2-10
Np = 1-100
이러한 설정은 도 4 및 표 1에 의해 예시된다. 모든 실험은 동일한 연조직 안전성 프로파일을 제공하도록 동일한 평균 출력 30W로 수행하였다.
표는 AFMM 체계가, 500W 및 1000W의 피크 출력을 갖는 정규(변조하지 않은) 체계에 비해 밀림을 증가시키지 않으면서 절제 효율(최대 3.1배) 및 절제의 깊이를 상당히 증가시킨다는 것을 보여준다.
1. 접촉/단편화 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 100-2000W, 보다 바람직하게는 250-1000W
펄스 당 에너지는 0.2-10J, 보다 바람직하게는 0.5-5J
펄스 반복률 ν = 1-300Hz/주기 T = 0.0033-1s
Na = 2-10
Np = 1-100
2. 비접촉(팝코닝) 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 500-3000W, 보다 바람직하게는 500-2000W
펄스 당 에너지는 0.05-1J, 보다 바람직하게는 0.05-0.5J
펄스 반복률 ν = 10 내지 1000Hz/주기 T = 0.001-0.1s
Na = 2-100
Np = 1-100
■ 진폭 변조
진폭 변조는 AFM의 특별한 경우로, 펄스 주기가 일정하게 유지된다. 진폭 변조(AM)의 일반적인 경우가 도 5에 도시되어 있다. 여기서, 크기(Pp 또는 E)는 주기 Na = 3에 따라 달라지고, 개별 펄스들 사이의 주기 T는 일정하게 유지된다. 시간 간격 T*Na에서의 펄스 군(501)은 진폭 변조된 주기적 펄스 군으로 지칭된다.
다양한 종류의 펄스 군이 가능하다. 일부는 도 6(a-g)에 나타난다. 도 6으로부터 알 수 있는 바와 같이, Pp 및 E 양자 모두, AM의 틀 내에서 다양할 수 있다.
AM은 레이저 쇄석술의 주요 모드(즉, 접촉 및 비접촉) 양자 모두에 유익할 수 있다. 바람직한 체계 및 예시적인 실시예는 다음과 같이 요약된다:
1. 접촉/스캐닝 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 250-3000W, 보다 바람직하게는 400-1000W
펄스 당 에너지는 0.02-2J, 보다 바람직하게는 0.05-0.5J
펄스 반복률 ν = 5-3000Hz/주기 T = 0.00033-0.2 s, 보다 바람직하게는 50-1000Hz, 0.001-0.02s
Na = 2-10
이러한 설정은 도 6 및 표 2에 의해 예시된다.
이들 데이터는 진폭 변조가 체계의 품질을 3배보다 높게 증가시킬 수 있다는 것을 시사한다.
2. 접촉/단편화 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 100-20000W, 보다 바람직하게는 250-3000W
펄스 당 에너지는 0.2-20J, 보다 바람직하게는 0.5-10J
펄스 반복률 ν = 1-500Hz/주기 T = 0.0002-1s
Na = 2-10
3. 비접촉(팝코닝) 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 500-3000W, 보다 바람직하게는 500-2000W
펄스 당 에너지는 0.05-1J, 보다 바람직하게는 0.05-0.5J
펄스 반복률 ν = 10-3000Hz/주기 T = 0.0003-0.1s
Na = 2-100
이러한 설정은 도 7 및 표 3에 의해 예시된다.
이러한 데이터는, 진폭 변조가 레이저의 평균 출력을 일정하게 유지하면서 비접촉 더스팅 절차를 완료하는 데 필요한 시간을 상당히(최대 60%) 감소시킬 수 있음을 시사한다.
■ 주파수 변조(FM)
주파수 변조는 FM의 특별한 경우이며, 펄스 주기가 달라지는 반면, 펄스 에너지 및 피크 출력 둘 모두가 일정하게 유지된다. 주파수 변조의 전형적인 경우를 도 8에 나타내었다. 여기서, 크기(Pp 및 E)가 일정하게 유지되는 반면, 펄스 주기는 주기 Np = 5에 따라 달라진다. AFM과 같이, FM은 평균 펄스 주기 Tav로 특성화된다. 시간 간격 Tav*Np에서의 펄스 군(801)은 주기적 펄스 군을 형성한다.
다양한 종류의 FM 펄스 군이 가능하다.
FM은 레이저 쇄석술의 주요 모드(즉, 접촉 및 비접촉) 양자 모두에 유익할 수 있다. 바람직한 체계는 다음과 같이 요약된다:
1. 접촉/스캐닝 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 250-3000W, 보다 바람직하게는 400-1000W
펄스 당 에너지는 0.02-2J, 보다 바람직하게는 0.05-0.5J
펄스 반복률 ν = 5-3000Hz/주기 T = 0.00033-0.2s, 보다 바람직하게는 50-1000Hz, 0.001-0.02s
Np = 10-100
2. 접촉/단편화 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2μm, 보다 바람직하게는 1.908-1.98μm
피크 출력 Pa = 100-3000W, 보다 바람직하게는 400-1000W
펄스 당 에너지는 0.2-20J, 보다 바람직하게는 0.5-5J
펄스 반복률 ν = 1-300Hz/주기 T = 0.0033-1s
Np = 10-100
3. 비접촉(팝코닝) 모드
바람직한 파라미터:
파장은 1.81-2.2, 보다 바람직하게는 1.908-1.98
피크 출력 Pa = 250-5000W, 보다 바람직하게는 250-1000W
펄스 당 에너지는 0.02-1J, 보다 바람직하게는 0.05-0.5J
펄스 반복률 ν = 10-1000Hz/주기 T = 0.001-0.1s
Np = 10-100
■ 펄스 형상
레이저 에너지는, 섬유 단부로부터 방출되어, 섬유 단부와 스톤 또는 조직 표면 사이의 간극 내 액체(물) 매질에서 표적 스톤 또는 조직을 향해 이동하며, 흡수될 것이지만, 흡수량은 예상보다 적을 수 있으며, 이는 방출된 에너지의 제1 성분이 액체에 의해 흡수되고 액체 매질 중에 증기 기포를 생성하여, 잔류 에너지가 보다 낮은 광학 감쇠로 특성화된 덜 제한적이거나 흡수성 기체 상태/증기인 매질을 통과시키는, "모세스 효과(Moses effect)"에 기인한다. 초기 펄스 동안 생성된 레이저 유도 증기 기포는 "물을 가르는(part the water)" 작용을 하여, 후속 펄스가 더 효율적으로 스톤에 전달될 수 있게 한다. 이러한 현상은 2개의 펄스를 사용하여 스톤 절제의 효율을 높이는 데 사용하기 위해 제안된 바 있다: 먼저 증기 기포를 생성하는 짧은 저에너지 펄스를 전달한 후, 더 높은 에너지 치료 펄스가 보다 길게 이어진다(미국 특허 번호 5,321,715 참조).
본 발명에서는 밀림 효과를 최소화하기 위해 레이저 출력의 시간적 구조 제어를 사용한다. 스톤과 섬유 말단부 사이에 형성되는 수포에 의해서, 스톤을 섬유로부터 멀어지도록 이동시키는 압력과 힘이 발생할 수 있다. 이러한 효과는 기포가 형성되는 동안 레이저 출력 및 에너지를 감소시킴으로써 최소화할 수 있다. 펄스 간 기포의 붕괴는 스톤에 음압 및 힘을 발생시키고, 스톤 절제 중의 반발로 인한 이동 및 기포 성장으로 인한 스톤의 이동을 보상할 수 있다(흡인 효과). 이러한 효과는 개별 펄스 형상 f(t), 펄스 에너지 E 및 펄스 간의 간격 T를 변화시킴으로써 제어될 수 있다.
레이저 절제는 통상적으로 높은 절제 효율과 낮은 밀림 효과의 조합을 요구한다. 서로 다른 시간적 레이저 구조를 비교하기 위해, 절제 생성물의 부피를, 해당 부피를 절제하는데 소요된 총 레이저 에너지로 나눈 것으로서 정의되는 레이저 절제 효율 ηabl, 및 레이저 펄싱이 시작된 바로 그때의 밀림으로 인한 스톤의 변위 속도 V를 사용할 수 있다. V값은 낮은 반복률에 있어 단일 펄스의 영향에 의해 또는 높은 반복률 레이저 시스템에 있어 약 0.1초 동안의 다수의 펄스의 영향에 의해 결정된다. 구체적으로, 비율 ηabl/Vcan는 치료의 속도 또는 실제(복합) 효율을 특성화한 것이다.
플래시 램프 펌핑으로 구성된 고체 상태 레이저의 펄스 형상은 통상적으로 불규칙적이고 뾰족뾰족한(spiky) 구조를 갖는데, 플래시 램프를 매우 제한된 방식으로 펌핑하는 방식으로 전류에 의해 제어할 수 있다. 대조적으로, 다이오드-펌핑 섬유 및 고체-상태 레이저는 폭넓은 범위의 파라미터에서 펄스 형상의 정확한 제어를 가능하게 하며, 처리 속도를 증가시킨다.
본 발명에서, 최대의 효율을 갖고 밀림이 줄어든 스톤 절제를 위한 최적의 조건을 제공하기 위해, 레이저 방출의 시간적 구조는, AM 및 AFM 외 추가적으로 개별 펄스 형상 f(t)를 변조함으로써 제어된다.
접촉 모드에서 스톤을 처리하는 경우, 스톤을 단편화하기 위해 요구되는 총 시간을 줄이기 위해 스톤 절제의 효율을 높이는 것을 목적으로 한다. 이는, 최소한의 에너지 손실로 모세스 채널을 성립하는 동시에 이러한 펄스의 밀림 효과를 최소화하기 위해 펄스 제1 부분에서 감소된 강도를 적용하고, 이어서 스톤에 대한 열 또는 열-기계적 효과의 최대화를 위해 펄스 제2 부분에서 증가된 강도를 적용하여 펄스의 형상을 변조시킴으로써 달성될 수 있다. 펄스 제2 부분에서의 물 흡수 손실은 펄스의 제1 부분에 의해 성립된 모세스 채널로 인해 크게 줄어들 것이다. 그러나, 섬유 단부와 스톤 사이에서 성장하는 모세스 기화 기포나 채널은 스톤상에 압력과 힘을 생성함에 따라 밀림 효과를 발생시킨다. 본 발명에서, 밀림 효과를 줄이기 위해 레이저 펄스 피크 출력 및 에너지를 최소화하는 것이 제안된다. 실험 설정에서는 초당 120000 프레임 속도의 고속 비디오 카메라를 이용하여 0.2mm 섬유의 단부에서, 기포의 역학을 측정하였다. 단일 펄스 노출에 의한 스톤 샘플의 변위 효과가 측정되었다. 상기 실험 설정의 설명을 참조한다.
표 5는 1940nm의 파장 및 0.2mm의 섬유 코어를 갖는 TFL에 대한 실험 데이터의 요약이다. 결과는 기포 압력에 비례하는 기포 및 스톤 변위의 길이가, 레이저 펄스 피크 출력 및 에너지와 함께 증가함을 나타낸다. 임상 접촉 설정에서 섬유 단부와 스톤 사이의 거리는 0 내지 1mm의 범위에 있지만, 치료 중의 짧은 기간 동안은 2.5mm를 초과할 수 있다. 절제 효율을 위해 모세스(기화된) 채널을 이용하지만, 밀림 효과를 최소화하기 위해서는, 최소 압력으로 2.5㎜ 이하의 길이를 갖는 기포를 생성하는 제1 서브펄스의 레이저 파라미터를 이용하는 것이 제안된다. 모세스(증기) 채널을 생성하는 제1 레이저 서브펄스의 측정된 피크 출력 데이터에 기초하여, 피크 출력은 50-500W, 바람직하게는 100-300W의 범위여야하고, 펄스당 에너지는 0.02-0.15J, 바람직하게는 0.05-0.1J이어야 한다. 효율적인 절제를 위한 제1 서브펄스와 제2 서브펄스 간의 간격은 다음과 같은 기준에 따라 정의되어야 한다: 1) 제2 서브펄스는 증기 채널 전방이 스톤에 도달한 후에, 즉 기포가 2.5㎜, 바람직하게는 1㎜까지 성장했을 때 시작되어야 한다; 2) 스톤 흡입 효과를 내기 위해서는 기포에 가해지는 압력이 떨어지거나 음압이 되어야 한다.
표 6은 제안된 범위에서 1mm 및 3mm까지의 기포 성장 지속시간을 레이저 피크 출력 및 에너지에 대한 함수로 보여준다. 따라서, 서브펄스 간의 간격은 50-900μs, 바람직하게는 100-500μs의 범위여야 한다. 제2 서브펄스의 에너지는 0.1 내지 10J의 범위여야 한다. 이러한 펄스 형상은 도 9에 나타난다. 본 발명의 다른 실시예에서, 본 발명자들은 펄스 동안 연속적으로 전달된 출력을 갖는 펄스 형상을 제안한다. 이 형상은 단편화 모드에서, 조작자가 모든 치료 사이클 동안 레이저 섬유 단부와 스톤 사이의 밀접한 접촉을 제공하면서 드릴링 기술을 사용할 때, 가장 효과적이다. 이 경우에, 섬유 단부와 스톤 사이 물 층은 아주 최소한으로 있거나(0.5mm 미만) 전혀 존재하지 않을 수 있다. 쇄석술에 현재 사용되는 레이저는 균일한 직사각형 또는 윗부분이 평평한 펄스를 갖는데, 이는 다이오드 펌핑 섬유 및 고체 상태 레이저(202)에 있어 일반적이다(도 2). Ho:YAG와 같은 플래시 펌핑 고체 상태 레이저는 펄스 시작부에서 더 높은 출력이고, 뒤쪽 꼬리부(back tail)(203 또는 204)에서 느린 출력 이완이 있는 비대칭 형상을 갖는다(도 2). 이러한 펄스 형상은 드릴링 동안 스톤 크래킹에 있어 최적이 아니다. 본 발명에서 본 발명자들은, 드릴링 및 단편화 동안 절제의 효율을 높이기 위해 두 부분을 갖는 펄스의 사용을 제안하며, 여기서 제1 부분은 섬유와 스톤 사이 잔류하는 물을 제거하고 스톤의 절제 및 절제 분화구 주위 스톤의 예열을 하는 데 사용된다(도 10). 더 낮은 출력에서 펄스의 제1 부분에 의한 예열은, 레이저 분화구 주위 열 응력의 증가 및 100-250℃를 초과하는 가열로 인해서, 스톤 매트릭스의 흡수 계수를 증가시킬 것이다. 더 높은 출력을 갖는 펄스의 제2 부분은 스톤 재료에 의해 더 효과적으로 흡수될 것이고, 제1 펄스 부분에 의한 것보다 더 우수한 흡수 그리고 제2 부분의 더 높은 피크 출력 및 레이저 분화구 주위의 스톤에서의 초기 기계적 응력으로 인해, 더 효율적인 기계적 손상을 발생시킬 것이다. 결과적으로, 스톤이 큰 부분들로 크래킹될 확률이 높아질 것이다. 이와 동시에, 레이저 에너지로부터, 높은 반발 운동량을 갖는 작은 입자의 절제가 아닌 크래킹으로의, 효율적 변환으로 인해, 이러한 펄싱의 밀림 효과는 감소할 것이다. 이는 도 10에 의해 예시되고, 여기서 τ1은 펄스 제1 부분의 지속시간이고, τ2는 펄스 제2 부분의 지속시간이다. 펄스 f1(t)의 제1 부분 출력 프로파일은 Pmin 수준으로 일정하거나, Pmin에서 Pmax로 증가하는 선형 함수, 지수 함수, 다항(polynomic) 함수와 같은 단조 함수일 수 있고, 이때 Pmax는 펄스 제2 부분의 피크 출력이다. 다른 시간적 의존성을 갖는 강도도 가능하며, 이는 통상의 기술자에게 명백할 것이다. 펄스 제1 부분의 지속시간은, 스톤 매트릭스 흡수를 증가시키고 스톤 조대 크래킹 효과를 향상시키기 위해서, 레이저 분화구 주위 스톤 매트릭스의 실질적인 가열과 함께 모세스 채널을 성립하고 스톤의 절제를 위해 요구되는 최소 에너지를 고려하여 결정될 수 있다. 대안적인 실시예에서, 제1 부분의 지속시간은 피드백 메커니즘을 사용하여 실시간으로 결정될 수 있다. 피드백 메커니즘은 모세스 채널 및/또는 스톤 분화구 온도가 성립되었음을 신호화할 것이고, 이는 광학, 음향 또는 다른 기술에 기반을 둘 수 있다. 예를 들어 스톤 온도는, 레이저 출력 전달에 사용되는 동일한 섬유를 통해, 스톤에 의해 방출된 열 방사선을 측정함으로써 검출될 수 있다. 1.94μm 파장을 갖는 TFL의 경우, 본 발명자들은 실험적으로 펄스 제1 부분의 레이저 출력이 Pmin = 50-200W의 범위에 있어야 한다는 것을 발견하였다. 펄스 지속시간 τ1은 0.1 내지 10ms 범위여야 하며, 제1 부분의 에너지는 펄스 총 에너지의 10 내지 70%인 반면, 펄스의 제2 부분의 출력은 400 내지 20000W 범위이고 그 지속시간은 0.5 내지 20ms 범위여야 한다.
스톤 드릴링 및 단편화에 최적화된 펄스 형상의 예시가 도 11 및 표 7에 제공된다.
표 7은, 정규 체계에서 피크 출력을 증가시키면 크래킹 시간이 감소하지만, 밀림 효과 또한 증가하여, 결과적으로 체계의 품질이 거의 동일하게 유지된다는 것을 보여준다. 대조적으로, 본 발명에서 제안된 펄스의 형상화는 크래킹 시간 및 밀림 효과 둘 모두를 감소시켜, 목적하는 체계의 품질 증가로 이어진다. 전술한 설명 및 실시예는 단지 본 개시 내용을 예시하기 위해 제시된 것이며, 제한하려는 의도가 아니다. 따라서 개시 내용은, 첨부된 청구범위 범주 내에 모든 변형을 포함하는 것으로 넓게 해석되어야 한다.
Claims (39)
- 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하기 위한 레이저 시스템이며,
레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 레이저를 포함하고, 레이저는 진폭-변조 체계(AMR)에서 작동 가능하고,
레이저 펄스는:
일정한 펄스 주파수(PF)에서, 그리고
진폭 주기적 펄스 군에서의 펄스 수와 동일한 진폭 변조 주기 Na로 주기적으로 변하는 피크 출력 또는 펄스 에너지 또는 피크 출력과 펄스 에너지를 갖고 방출되는 레이저 펄스인, 레이저 시스템. - 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하기 위한 레이저 시스템이며,
레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 레이저를 포함하고, 레이저는 진폭-주파수 변조 체계(AFMR)에서 작동 가능하고,
레이저 펄스는:
펄스의 진폭 주기적 군에서의 펄스 수와 동일한 변조 주기 Na로 주기적으로 변하는 펄스 피크 출력 및 펄스 에너지 중 적어도 하나, 그리고 및
주파수 주기적 펄스 군에서의 펄스 수와 동일한 주파수 변조 주기 Np로 주기적으로 변하는 PF를 갖고 방출되는 레이저 펄스인, 레이저 시스템. - 제1항 또는 제2항에 있어서, 피크 출력 및 펄스 에너지 중 적어도 하나의 변조 주기 Na가 2 내지 1000개의 레이저 펄스, 바람직하게는 2 내지 100개의 레이저 펄스, 가장 바람직하게는 2 내지 10개의 레이저 펄스의 범위인, 레이저 시스템.
- 제2항에 있어서, PF의 변조 주기 Np가 2 내지 1000개의 레이저 펄스에서, 바람직하게는 2 내지 100개의 레이저 펄스에서, 가장 바람직하게는 2 내지 10개의 레이저 펄스에서 변하는, 레이저 시스템.
- 제1항 또는 제2항에 있어서, 레이저는 다이오드-펌핑 고체 상태 레이저, 다이오드-펌핑 섬유 레이저, 플래시 램프-펌핑 고체 상태 레이저 또는 다이렉트 다이오드 레이저 중에서 선택되는, 레이저 시스템.
- 제1항 또는 제2항에 있어서, 레이저는 1.85 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.96μm의 파장 범위에서 작동하는, 레이저 시스템.
- 제6항에 있어서, 레이저는 Tm:YAG, Tm:YLF, Tm:YAP, Tm:LuAG, Tm:LuLF, Tm:LuAP, Tm 섬유, 또는 Ho:YAG 레이저 중 하나인 레이저 시스템.
- 제1항 또는 제2항에 있어서, 레이저는 2 내지 5000Hz 사이 범위의 PF를 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 출력하는 자유 실행 모드에서 작동하고, 각각의 레이저 펄스는:
0.01J-10J 범위의 레이저 펄스 에너지,
100-20000W 범위, 바람직하게는 250-3000W 범위의 레이저 펄스 피크 출력, 및
25μs-20ms 범위, 바람직하게는 50μs-10ms 범위의 레이저 펄스 지속시간으로 특성화된 레이저 펄스인, 레이저 시스템. - 제1항 또는 제2항에 있어서,
AMR에서의 목적하는 피크 출력 또는 펄스 에너지 또는 목적하는 피크 출력 또는 펄스 에너지, 및 AFMR에서의 목적하는 PF에 대한 정보를 내장하는 제어 신호를 출력하는 제어기;
제어기와 결합하고, 펌프 입력부와 결합되어 주기적으로 변조되는 전류 펄스 시퀀스를 출력하도록 작동하고, 레이저에 에너지를 공급하는, 구동기를 더 포함하는, 레이저 시스템. - 제9항에 있어서, 레이저 구동기는 제어기에 작동 가능하게 결합된 에너지 저장 장치를 더 포함하는, 레이저 시스템.
- 제9항에 있어서, 음향-광학 변조 장치(AOM), 전기-광학 변조 장치(EOM) 또는 제어기 및 레이저와 결합하며 공진기의 품질이 변조되는 Q-모드에서 동작하는 수동 변조 장치를 추가적으로 포함하고, 방출되는 레이저 펄스들 각각은:
0.1 내지 10mJ 사이에서 변하는 에너지,
200 내지 1000000W 사이 범위의 피크 출력, 그리고
500 내지 500000Hz 사이 범위의 PF로 특성화되는 레이저 펄스인, 레이저 시스템. - 제1항에 있어서, 스캐닝 수술 절차에 있어 AMR에서 작동하는 레이저가, 광학 펄스 시퀀스를 출력하며, 광학 펄스 시퀀스는:
PF = 5-3000Hz, 보다 바람직하게는 50-1000Hz의 범위,
2 내지 10개 사이의 광학 펄스 범위에 있는 진폭 변조 주기 Na,
1.81 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908-1.98μm의 파장 범위,
광학 펄스 각각은 250 내지 5000W, 바람직하게는 400 내지 1000W의 피크 출력 범위, 및
0.01 내지 2J, 바람직하게는 0.05 내지 0.5J 범위의 펄스당 에너지로 출력되는, 레이저 시스템. - 제2항에 있어서, 단편화 수술 절차 동안 AFMR 체계에서 작동하는 레이저가, 광학 펄스 시퀀스를 출력하며, 광학 펄스 시퀀스는:
1 내지 5000Hz 사이에서 변하는 PF,
2 내지 10 광학 펄스의 범위 진폭 변조 주기 Na, 및
주파수 변조 주기 Np는 1 내지 100 광학 펄스의 범위로 출력되고,
광학 펄스들 각각은:
1.81 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.98μm 파장 범위,
100 내지 20000W, 바람직하게는 250 내지 3000W 사이의 피크 출력 범위,
0.2 내지 20J, 바람직하게는 0.5 내지 10J 사이에서 변하는 펄스당 에너지로 출력되는, 레이저 시스템. - 제2항에 있어서, 비접촉 수술 절차에서 AFMR 체계에서 작동하는 레이저가 광학 펄스 시퀀스를 출력하며, 광학 펄스 시퀀스는:
10 내지 3000Hz 사이에서 변하는 PF,
2 내지 100개 사이의 광학 펄스 범위에 있는 진폭 변조 주기 Na, 및
1 내지 100개 사이의 광학 펄스 범위의 주파수 변조 주기 Np로 출력되고,
광학 펄스들 각각은:
1.81 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.98μm의 파장 범위
250 내지 3000W, 바람직하게는 250 내지 1000W 범위의 피크 출력,
0.02-1J, 바람직하게는 0.05-0.5J 사이 범위에서 변하는 펄스당 에너지로 출력되는, 레이저 시스템. - 제1항 또는 제2항에 있어서, 레이저 펄스를 결석으로 인도하는 섬유를 추가적으로 포함하는, 레이저 시스템.
- 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하기 위한 레이저 시스템이며,
목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보를 내장하는 제어 신호를 출력하는 제어기;
레이저 펄스 시퀀스를 방출하고, 각 레이저 펄스가 목적하는 레이저 펄스 형상을 갖도록 제어기에 작동 가능하게 결합된 레이저를 포함하고,
목적하는 레이저 펄스 형상은 펄스 형상:
시간적으로 서로 이격된 제1 서브펄스 및 제2 서브펄스;
0.02 내지 0.15J, 바람직하게는 0.05 내지 0.1J의 범위에서 변하는 제1 서브펄스의 에너지;
50 내지 500W, 바람직하게는 100 내지 300W의 범위에서 변하는 제1 서브펄스의 피크 출력;
50 내지 900us, 바람직하게는 100 내지 500us 사이의 범위에서 변하는 제1 서브펄스와 제2 서브펄스 간의 간격;
제1 서브펄스의 에너지를 초과하고, 0.1 내지 10J의 범위에서 변하는 제2 서브펄스의 에너지;
제1 서브펄스의 피크 출력을 초과하고, 300 내지 20000W의 범위에서 변하는 제2 서브펄스의 피크 출력으로 형성되는 펄스 형상, 레이저 시스템. - 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하기 위한 레이저 시스템이며,
목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보를 내장하는 제어 신호를 출력하는 제어기; 및
레이저 펄스 시퀀스를 방출하고, 각 레이저 펄스가 목적하는 레이저 펄스 형상으로 형성되도록 제어기에 작동 가능하게 결합된 레이저를 포함하고,
레이저 펄스 형상은:
후기 섹션이 초기 섹션보다 더 높은 출력 수준을 갖는, 초기 섹션 및 후속 섹션,
최소 출력 수준부터 후속 섹션의 출력 수준까지 단조적으로 증가하는 초기 섹션의 출력;
0 내지 200W 사이에서 변하는 초기 펄스 섹션의 최소 출력 수준,
0.1 내지 10ms 범위에서 변하는 초기 섹션의 지속시간;
펄스 총 에너지의 10-70%인 초기 펄스 섹션의 에너지;
400 내지 20000W 사이에서 변하는 후속 섹션의 출력; 그리고
0.5 내지 20ms 범위에서 변하는 후속 섹션의 지속시간을 포함하는 펄스 형상, 레이저를 포함하는, 레이저 시스템. - 제17항에 있어서, 초기 섹션의 출력이 선형 함수, 다항 함수 및 지수 함수 중 하나에 따라 증가하는, 레이저 시스템.
- 제16항 또는 제17항에 있어서, 레이저는 다이오드-펌핑 고체 상태 레이저 군, 다이오드-펌핑 섬유 레이저 군, 플래시 램프-펌핑 고체 상태 레이저 군 또는 다이렉트 다이오드 레이저 군으로부터 선택된 레이저인, 레이저 시스템.
- 제18항에 있어서, 레이저는 Tm:YAG, Tm:YLF, Tm:YAP, Tm:LuAG, Tm:LuLF, Tm:LuAP Tm 섬유, 또는 Ho:YAG 레이저 중 하나인 레이저 시스템.
- 제16항 또는 제17항에 있어서, 레이저는 1.85 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.96μm의 파장 범위에서 작동하는, 레이저 시스템.
- 제16항 또는 제17항에 있어서, 레이저 펄스를 결석으로 인도하는 섬유를 추가적으로 포함하는, 레이저 시스템.
- 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법이며:
펄스의 주기적 진폭 군에서의 펄스 수와 동일한 진폭 변조 주기 Na≥2로 주기적으로 변하는 피크 출력 또는 펄스 에너지 또는 피크 출력 및 펄스 에너지로, 일정한 펄스 주파수(PF)에서 레이저로부터 레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 단계를 포함하는 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법. - 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법이며:
레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 단계를 포함하고, 레이저 펄스의 시퀀스는
펄스의 진폭 주기적 군에서의 펄스 수와 동일한 변조 주기 Na로 펄스 피크 출력 또는 펄스 에너지 중 적어도 하나 또는 펄스 피크 출력 및 에너지를 주기적으로 변화시키고, 그리고
펄스의 주파수 주기적 군에서의 펄스 수와 동일한 주파수 변조 주기 Np로 PRF를 주기적으로 변화시키는 것에 의해 방출되는, 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법. - 제23항 또는 제24항에 있어서, 피크 출력 및 펄스 에너지 중 적어도 하나의 변조 주기 Na가 2 내지 1000개의 레이저 펄스, 바람직하게는 2 내지 100개의 레이저 펄스, 가장 바람직하게는 2 내지 10개의 레이저 펄스의 범위에 있는, 방법.
- 제23항 또는 제24항에 있어서, PRF의 변조 주기 Np는 2 내지 1000개의 레이저 펄스에서, 바람직하게는 2 내지 100개의 레이저 펄스에서, 가장 바람직하게는 2 내지 10개의 레이저 펄스에서 변하는, 방법.
- 제23항 또는 제24항에 있어서, 레이저는 다이오드-펌핑 고체 상태 레이저, 다이오드-펌핑 섬유 레이저, 플래시램프-펌핑 고체 상태 레이저 또는 다이렉트 다이오드 레이저로부터 선택되는, 방법.
- 제23항 또는 제24항에 있어서, 레이저는 1.85 내지 2.2μm의 파장 범위, 바람직하게는 1.91 내지 1.96μm 파장 범위에서 작동하는, 방법.
- 제23항에 있어서, 스캐닝 수술 절차에서 레이저 펄스 시퀀스를 전달하는 단계를 더 포함하고, 레이저 펄스 시퀀스는:
5 내지 3000Hz, 바람직하게는 50 내지 1000Hz 범위에서 변하는 펄스 주파수 PF,
2 내지 10개 사이의 광학 펄스 범위에 있는 진폭 변조 주기 Na,
1.81 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.98μm인 파장 범위,
각각 250 내지 5000W, 바람직하게는 400 내지 1000W 범위인 피크 출력 범위를 갖는 광학 펄스, 및
0.01 내지 2J, 바람직하게는 0.05 내지 0.5J 범위의 펄스당 에너지에서 전달되는, 방법. - 제23항에 있어서, 단편화 수술 모드에서 레이저 펄스 시퀀스를 전달하는 단계를 더 포함하고, 레이저 펄스 시퀀스는:
1 내지 300Hz 사이에서 변하는 PF,
2 내지 10개 사이의 레이저 펄스 범위에 있는 진폭 변조 주기 Na,
1.81 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.98μm의 파장 범위에서 전달되고,
광학 펄스는 각각 100 내지 20000W 피크 출력 범위, 바람직하게는 250 내지 1000W 범위, 및 0.2 내지 20J, 바람직하게는 0.5 내지 5J 사이에서 변하는 펄스당 에너지로 특성화되는, 방법. - 제24항에 있어서, 단편화 수술 절차에서 레이저 펄스 시퀀스를 전달하는 단계를 더 포함하고, 레이저 펄스 시퀀스는:
1 내지 3000Hz 사이에서 변하는 PF,
2 내지 10개 사이의 광학 펄스 범위에 있는 진폭 변조 주기 Na,
1 내지 100개 사이의 광학 펄스 범위에 있는 주파수 변조 주기 Np로 전달되고,
광학 펄스들 각각은:
1.81 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.98μm의 파장 범위,
100 내지 20000W, 바람직하게는 250 내지 3000W 사이의 피크 출력 범위,
0.2 내지 20J, 바람직하게는 0.5 내지 10J 사이 범위에 있는 펄스당 에너지로 출력되는, 레이저 시스템. - 제24항에 있어서, 비접촉 수술 절차로 레이저 펄스 시퀀스를 전달하는 단계를 더 포함하고, 레이저 펄스 시퀀스는:
10 내지 1000Hz 사이에서 변하는 PF ν,
2 내지 100개 사이의 광학 펄스의 범위에 있는 진폭 변조 주기 Na, 및
1 내지 100개 사이의 광학 펄스의 범위에 있는 주파수 변조 주기 Np로로 전달되고,
출력되는 광학 펄스 각각은,
1.81 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.98μm 파장 범위,
250 내지 5000W, 바람직하게는 250 내지 1000W 피크 출력 범위,
0.05-1J, 바람직하게는 0.05-0.5J 범위에서 변하는 펄스당 에너지로 출력되는, 레이저 시스템. - 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법이며:
목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보를 내장하는 제어 신호를 출력하는 단계;
각각의 목적하는 레이저 형상을 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 단계를 포함하고, 목적하는 레이저 형상은:
시간적으로 서로 이격된 제1 서브펄스 및 제2 서브펄스;
0.02 내지 0.15J, 바람직하게는 0.05 내지 0.1J의 범위에서 변하는 제1 서브펄스의 에너지;
50 내지 500W, 바람직하게는 100 내지 300W의 범위에서 변하는 제1 서브펄스의 피크 출력;
50 내지 900us, 바람직하게는 100 내지 500us 범위에서 변하는 제1 서브펄스와 제2 서브펄스 간의 간격;
제1 서브펄스의 에너지를 초과하고, 0.1 내지 10J의 범위에서 변하는 제2 서브펄스의 에너지;
제1 서브펄스의 피크 출력을 초과하고, 300 내지 20000W의 범위에서 변하는 제2 서브펄스의 피크 출력으로 형성되는, 방법. - 인간 또는 동물의 신체의 결석을 치료하는 방법이며:
목적하는 레이저 펄스 형상에 대한 정보를 내장하는 제어 신호를 출력하는 단계; 및
목적하는 레이저 펄스 형상을 각각 갖는 레이저 펄스 시퀀스를 방출하는 단계를 포함하고, 목적하는 레이저 형상은:
초기 및 후속 섹션으로서, 초기 섹션보다 더 높은 출력 수준을 갖는 후속 섹션,
최소 출력 수준부터 후속 섹션의 출력 수준까지 단조적으로 증가하는 초기 섹션의 출력;
0 내지 200W 사이에서 변하는 초기 펄스 섹션의 최소 출력 수준,
0.1 내지 10ms 범위에서 변하는 초기 섹션의 지속시간;
펄스 총 에너지의 10-70%인 초기 펄스 섹션의 에너지;
400 내지 20000W 사이에서 변하는 후속 섹션의 출력; 및
0.5 내지 20ms 범위에서 변하는 후속 섹션의 지속시간을 포함하는, 방법. - 제34항에 있어서, 선형 함수, 다항 함수, 및 지수 함수 중 하나에 따라, 초기 섹션의 출력을 증가시키는 단계를 더 포함하는, 방법.
- 제33항 또는 제34항에 있어서, 레이저는 다이오드-펌핑 고체 상태 레이저 군, 다이오드-펌핑 섬유 레이저 군, 플래시 램프-펌핑 고체 상태 레이저 군, 또는 다이렉트 다이오드 레이저 군으로부터 선택되는, 방법.
- 제36항에 있어서, 레이저는 Tm:YAG, Tm:YLF, Tm:YAP, Tm:LuAG, Tm:LuLF, Tm:LuAP, Tm 섬유, 또는 Ho:YAG 레이저 중 하나인 방법.
- 제33항 또는 제34항에 있어서, 레이저는 1.85 내지 2.2μm, 바람직하게는 1.908 내지 1.96μm 파장 범위에서 작동하는, 방법.
- 제33항 또는 제34항에 있어서, 전달 섬유를 통해 인간 또는 동물의 신체 내 결석에 입사하는 레이저 펄스 시퀀스를 안내하는 단계를 더 포함하는, 방법.
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| DE112021004183T5 (de) | 2020-08-05 | 2023-06-29 | Gyrus Acmi, Inc. D/B/A Olympus Surgical Technologies America | Tiefen- und konturerfassung für anatomische ziele |
| CN114094427A (zh) * | 2020-08-25 | 2022-02-25 | 李胜同 | 一种同时具备连续和脉冲输出的铥激光医用固体激光器 |
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| DE10257169A1 (de) * | 2002-12-03 | 2004-07-01 | W.O.M. World Of Medicine Ag | Verfahren und Vorrichtung zur in vivo Erkennung der Materialbeschaffenheit eines Zielbereiches eines menschlichen oder tierischen Körpers |
| US8202268B1 (en) * | 2007-03-18 | 2012-06-19 | Lockheed Martin Corporation | Method and multiple-mode device for high-power short-pulse laser ablation and CW cauterization of bodily tissues |
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| EP2836152B1 (en) * | 2012-04-12 | 2017-11-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Surgical laser lithotripsy systems |
| PL2907471T3 (pl) * | 2014-02-13 | 2021-06-14 | Fotona D.O.O. | System laserowy i sposób eksploatacji systemu laserowego |
| US20150342678A1 (en) * | 2014-05-28 | 2015-12-03 | Institut National D'optique | Laser-directed microcavitation |
| PL3127502T3 (pl) * | 2015-08-03 | 2019-09-30 | Fotona D.O.O. | Układ czyszczący |
| KR20230106720A (ko) * | 2016-06-09 | 2023-07-13 | 루메니스 리미티드 | 레이저 방사로 표적의 조사를 최적화하는 방법, 레이저방사선으로 표적을 방사능 처리하는 방법 및 레이저 빔으로 조직을 치료하기 위한 의료용 레이저 시스템 |
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Cited By (1)
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