WO1991011966A1 - Utilisation d'un laser pulse generant des ondes acoustiques pour la destruction d'un ciment osseux - Google Patents

Utilisation d'un laser pulse generant des ondes acoustiques pour la destruction d'un ciment osseux Download PDF

Info

Publication number
WO1991011966A1
WO1991011966A1 PCT/FR1991/000080 FR9100080W WO9111966A1 WO 1991011966 A1 WO1991011966 A1 WO 1991011966A1 FR 9100080 W FR9100080 W FR 9100080W WO 9111966 A1 WO9111966 A1 WO 9111966A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
cement
laser
optical fiber
bone
pulsed
Prior art date
Application number
PCT/FR1991/000080
Other languages
English (en)
Inventor
Emmanuel Blanc
Philippe Pereyron
François Lacoste
Original Assignee
Technomed International
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Technomed International filed Critical Technomed International
Publication of WO1991011966A1 publication Critical patent/WO1991011966A1/fr

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/16—Bone cutting, breaking or removal means other than saws, e.g. Osteoclasts; Drills or chisels for bones; Trepans
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A61B18/26—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor for producing a shock wave, e.g. laser lithotripsy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
    • A61C1/00—Dental machines for boring or cutting ; General features of dental machines or apparatus, e.g. hand-piece design
    • A61C1/0046—Dental lasers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00982—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body combined with or comprising means for visual or photographic inspections inside the body, e.g. endoscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A61B18/26—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor for producing a shock wave, e.g. laser lithotripsy
    • A61B2018/263—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor for producing a shock wave, e.g. laser lithotripsy the conversion of laser energy into mechanical shockwaves taking place in a liquid

Definitions

  • the invention essentially relates to the use of a pulsed laser which does not produce substantially any thermal release, but which generates acoustic waves capable of destroying a bone cement, for the manufacture of an apparatus for the destruction of a bone cement, in particular a prosthetic cement, without damaging the surrounding bone, preferably outside of a liquid medium.
  • the present invention relates to the particular field of orthopedic prostheses.
  • the fitting of orthopedic prostheses is a surgical technique commonly used to compensate, for example, for a deficiency in the joint system.
  • the most common arthroplasty involves the hip joint system during fractures of the femoral neck.
  • the surgical procedure consists of removing the head of the femur and practicing a cavity in the femoral shaft. This cavity is intended to receive and fix the prosthesis.
  • the prosthesis is thus formed of a rod which is placed in this cavity and a head which will ensure the natural functionality of the head of the femur.
  • the cementless fixing technique requires the adjustment of the femoral cavity to the shape of the femoral stem. Bone growth will allow in the medium term to link the prosthesis to the bone of the femur.
  • the prosthesis is fixed in the femoral cavity by a cement, for example composed of polymethylmethacrylate (abbreviated PMMA).
  • PMMA polymethylmethacrylate
  • the Nd: YAG Laser is not selective because, because of its wavelength, it destroys not only the cement but also the surrounding soft tissues and bone structures. Its use is therefore delicate and requires the surgeon to have precision in handling which is hardly compatible with the difficulties encountered in this surgical act (accessibility of the operating field, duration of the act).
  • the present invention therefore aims to solve the new technical problem consisting in providing a solution allowing the destruction of bone cement, in particular prosthesis cement without destruction of neighboring tissues (soft tissue or bone), with precision, with efficiency. and with ease.
  • the present also aims to solve the new technical problem consisting in providing a solution allowing the destruction of bone cement, in particular prosthesis cement by an optomechanical effect of great selectivity, destroying a bone cement, without reaching neighboring tissues, such as soft tissue or bone tissue, in particular because of the differences in elastomechanical and acoustic properties of these two materials.
  • the present invention also aims to solve the new technical problem stated above, according to a solution which limits the duration of the surgical procedure and does not make it dependent on complications occurring during operation such as cement which is not very accessible, resistant, fragile bone.
  • the present invention solves for the first time
  • the new technical problems stated above in a particularly simple manner, easy to implement and usable on an industrial scale.
  • the present invention relates to the use of a pulsed laser not producing substantially no thermal release, but generating acoustic waves capable of destroying a bone cement, for the manufacture of an apparatus for the destruction of a bone cement, in particular a prosthesis cement, without damaging the surrounding bone, preferably outside of a liquid medium.
  • the wavelength of the puLsé laser is between 350 nm and 3,000 nm.
  • the wavelength is between 400 nm and 3,000 nm, more preferably between 400 and 650 nm.
  • this pulsed laser is a dye pulsed laser, preferably pumped by flash.
  • the aforementioned pulsed laser is of the sapphire-titanium type pumped by flash and emitting in the near infrared.
  • the frequency of the pulses emitted by the laser is adjustable in particular between 1 and 20 Hz-
  • the energy delivered by the laser at the level of the cement, at each pulse is at least 100 J, in particular included between 100 mJ and 10 J, preferably at least 200 mJ and more preferably at least 300 mJ at 10 J.
  • the pulse duration is preferably of the order of 0.05 ⁇ s to a few ⁇ s, in particular 1 ⁇ s at 10 ⁇ s and better from 1 ⁇ s to 5 ⁇ s.
  • the pulsed wave is transmitted from the laser to the cement to be destroyed by means of at least one optical fiber.
  • the diameter of the core of the optical fiber is between approximately 5 and approximately 1000 ⁇ m.
  • the energy delivered by the laser is adapted to the diameter of the optical fiber.
  • the energy delivered is at least 300 mJ, which leads to good fragmentation of bone cements, and in particular cements with based on or made up of PMMA.
  • the energy delivered by the laser is between 100 and 300 mJ.
  • the dye used in the dye laser it is preferred to use a coumarin or rhodamine type dye.
  • Coumarin has a wavelength close to 500 nm while rhodamine has a wavelength close to 600 nm.
  • the invention also covers an orthopedic device for the destruction of a bone cement, in particular a prosthesis cement, preferably out of a liquid medium, characterized in that it comprises a pulsed laser emitting a length d wave in the visible and infrared range, with an acoustic effect producing substantially no thermal release, capable of destroying a bone cement without damaging the surrounding bone.
  • this device comprises at least one optical fiber for the transmission of pulsed waves from the laser to the cement to be destroyed by fragmentation.
  • the free or distal end of the optical fiber is substantially in contact with the bone cement, this contact taking place in a dry place.
  • the aforementioned optical fiber is placed in an endoscope or a handpiece, preferably equipped with a device for viewing the operating field, and in particular the cavity femoral left accessible by removal of the prosthesis.
  • the display device is cold light.
  • the optical fiber (s) or the optical fiber bundle is equipped with a protective screen at the distal end of the fiber or the fiber bundle, for example comprising a disc of material optically transparent pierced in its center for the passage of the fiber or the endoscope or the handpiece, in order to avoid the projection of fragments outside the operating field which presents risks of infection.
  • This optically transparent material can optionally be provided with a colored optical filter intended to filter the potentially dangerous laser wavelength and also intended to avoid being dazzled by the light of the laser.
  • This colored optical filter can be included in the material itself during its manufacture. An example of this material is Plexiglas.
  • the apparatus according to the invention may also include a fragment suction system.
  • Flash pulsed and dye lasers are commonly available commercially.
  • Technomed International currently markets a device forming a litho ⁇ tripper for the destruction of stones in a liquid medium, including a pulsed laser, under the trade name.
  • Pulsolith device it is necessary to modify the Pulsolith device significantly, in particular to adapt the optical elements to the transmitted power and to use specific optical fibers, in general of larger diameter which can reach 1000 ⁇ in core diameter.
  • the dye must also be of perfect quality and advantageously be doped with a methanoL solution to obtain a better yield.
  • the first impact pulverizes this humidity so that the other impacts take place on a dry environment. It has been observed that it was not possible to work in a liquid medium, as in the case of urinary stones, because the fragmentation is bad, which would moreover dissuade the man from the art of using Lasers pulsed for the destruction of bone cements.
  • the pulsed dye lasers make it possible to achieve a cold fragmentation by concentrating the energy of the laser pulsed over a sufficiently short period of time for there to be no heat exchange with the material.
  • the puLsé laser thus allows to fragment a bone cement without causing heat release and therefore without leading to necrosis of the surrounding tissues and without emission of harmful harmful gases, contrary to what has been obtained in particular by the use of a laser Nd: YAG (1064 nm) which was based essentially on a local heating of the material causing its combustion. It is understood that the interaction of the emission of the laser puLsé with the material depends on the optical characteristics of the material, in particular absorption, transmission and reflection, as well as on its physical characteristics, in particular thermal conductivity, mechanical resistance. The selectivity of the pulsed dye laser
  • the invention is obtained by adapting the wavelength and the pulse width of the laser to the target material and by the difference in physical characteristics between the target material and the neighboring materials.
  • the pulse width depends mainly on the power supply characteristics of the flash.
  • the wavelength of the laser emission is dependent on the choice of dye, which offers a wide latitude of choice in wavelengths as well as great versatility in the possibilities of precise adaptation of this length. wave at the target set.
  • the selectivity of the puLsed laser of the invention allows the surgeon to fragment the cement without reaching soft tissues or bone structures since the laser does not react with these materials, which virtually eliminates the risk of trauma.
  • a moderate power allows for example to fragment into very fine fragments
  • the target material while by increasing the power, one increases The size of the fragments obtained. It is therefore possible to adapt the precision of the instrument to the finesse required by the surgical procedure.
  • the present invention finally covers a method of therapeutic treatment, comprising the removal or destruction of a bone cement, in particular a prosthesis cement, with a view to carrying out a replacement of orthopedic prosthesis, characterized in that removes the destruction of the bone cement using a laser pulsed emitting at a wavelength in the visible and infrared range, with an acoustic effect producing substantially no thermal release, capable of destroying a bone cement without appreciably damaging the surrounding bone, in particular having waves pulsed and transmitted to the bone cement via at least one optical fiber.
  • FIG. 1 schematically represents a pulsed dye laser combined with at least one optical fiber leading to contact with a bone cement to be destroyed, in particular an orthopedic prosthesis cement, in a dry environment
  • FIG. 2 represents an enlarged detail view of the distal end of the optical fiber comprising an optically transparent screen
  • FIG. 3 represents an enlarged view of detail similar to FIG. 1 of fragmentation of the bone cement after removal of the prosthesis 22
  • FIG. 4 represents a view similar to FIG. 3 with the use of a hand tool and an optical display device, part of the cement having been fragmented, and
  • an apparatus according to the invention for orthopedic treatment for the destruction of a bone cement, in particular of a prosthesis cement comprises a pulsed laser represented symbolically by the general reference number 10.
  • the laser radiation symbolized by the line 12 is transmitted to an optical fiber 14, for example by the intermediary of a transfer device 16, for example constituted by the transfer device referenced 40 described in FIG. 3 of document W0 -89/12244 of the depositor, until it leads to the cement represented by The general reference number 20, joining the prosthesis 22 with the bone 24.
  • a transfer device 16 for example constituted by the transfer device referenced 40 described in FIG. 3 of document W0 -89/12244 of the depositor
  • the pulsed waves emitted by the pulsed laser have a wavelength adapted to the destruction of the bone cement, without appreciable destruction of the surrounding bone.
  • the wavelength of the pulsed laser is between 350 nm and 3,000 nm.
  • the wavelength is between 400 nm and 3,000 nm, more preferably between 400 and 650 nm.
  • the laser used is a dye laser, preferably pumped by flash.
  • it is a pulsed laser of sapphire-titanium type preferably pumped by flash and emitting in the near infrared.
  • the energy delivered by the laser drawn from the cement, at each pulse is at least 100 mJ, in particular from 100 mJ to 10 J, preferably at least 200 mJ, and more preferably at least 300 mJ at 10 J.
  • the duration of the laser pulses is of the order of 0.05 to
  • the pulse frequency is adjustable in particular between 1 and 20 Hz.
  • the diameter of the core of the optical fiber 14 is between 5 and 1000 ⁇ m.
  • the energy delivered by the Laser is adapted to the diameter of the optical fiber.
  • the energy delivered is at least 300 mJ, which leads to good fragmentation of the cement, and in particular in the case where it is at base of or constituted by PMMA.
  • the energy delivered by the laser is between 100 mJ and 300 mJ.
  • a particularly preferred dye of the coumarin type having a wavelength of the order of 500 nm or of the rhodamine type having a wavelength of the order of 600 nm has not been described in detail since it is commercially available. Furthermore, with regard to the operating principle of a pulsed dye laser. Those skilled in the art may possibly refer to the previous request from the depositor 0-89 / 12244.
  • optical fiber 14 or a bundle of optical fibers is advantageously included in an endoscope or a handpiece 40, shown in FIG. 4, preferably equipped with a device
  • Such a device 42 for viewing the operating field, preferably in cold light.
  • a device 42 can for example comprise a box
  • the handpiece 40 can be equipped with a means 46 for locking in position in the handpiece or the endoscope of the optical fibers 14 and 44.
  • this optical fiber is equipped with an optically transparent screen 30, for example formed by a disc 32 of optically transparent material, pierced in its center for the passage of The fiber optic or the bundle of optical fibers or even the endoscope, which prevents projections of cement fragments.
  • This optically transparent material can optionally be provided with a colored optical filter which can be incorporated in its mass during its manufacture.
  • suction system for incorporated or integral fragments of the endoscope.
  • the laser puLsé delivers laser pulses out of liquid medium, that is to say in dry or slightly humid medium, directly in contact with the cement to be destroyed by fragmentation.
  • the surgical treatment making it possible to implement The surgical treatment process is as follows: in the case of the removal of a prosthesis 22 from the coL of the femur
  • the surgical procedure can be carried out with the apparatus according to the invention using a puLsated dye laser, outside of a liquid medium, that is to say in a dry or slightly humid medium, in the following manner:
  • Each laser pulse defined in the range of values previously indicated, causes a point fragmentation.
  • This cement 20 can be broken up by placing the optical fiber. directly in contact with it and thus progressing inside the medullary cavity 26. (See FIG. 3).
  • the entire surgical operation does not generally exceed 60 min, which constitutes a total operating time significantly lower than the surgical operations previously carried out.
  • the pulsed dye lasers make it possible to fragment all the cements currently used, and in particular Polymethylmethacrylate (PMMA).
  • PMMA Polymethylmethacrylate

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Laser Surgery Devices (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

L'invention concerne l'utilisation d'un laser pulsé (10) ne produisant sensiblement pas de dégagement thermique pour la fabrication d'un appareil pour la destruction d'un ciment osseux (20), notamment un ciment de prothèse, de préférence en milieu sec. Ce laser pulsé est de préférence un laser pulsé à colorant pompé par flash, ce qui permet d'obtenir un excellent effet de fragmentation de ciment osseux, notamment de ciment de prothèse. L'invention est donc applicable en orthopédie pour réaliser le retrait de prothèses.

Description

Utilisation d'un laser puisé générant des ondes acoustiques pour la destruction d'un ciment osseux,
L'invention concerne essentiellement l'utilisation d'un laser puisé ne produisant sensiblement pas de dégagement thermique, mais générant des ondes acoustiques capables de détruire un ciment osseux, pour la fabrication d'un appareil pour la destruction d'un ciment osseux, notamment un ciment de prothèse, sans endommager l'os environnant, de préférence hors d'un milieu liquide.
On connaît déjà l'emploi de laser puisé pour la réalisa¬ tion d'un lithotripteur pour la destruction de calculs (voir W0-A-86/06269) . II est également connu d'utiliser un laser puisé pour la destruction d'obstructions dans un lumen du corps, en particulier dans un conduit sanguin (Fox, US-4 784 132, US-4 800 876 et US-4 848 336).
La présente invention concerne le domaine particulier des prothèses orthopédiques. On sait que la mise en place des prothèses orthopédiques est une technique chirurgicale couramment utilisée pour pallier, par exemple, à une déficience du système articulaire.
On sait qu'il s'agit dans ce cas de remplacer les deux éléments naturels constituant l'articulation par deux éléments artificiels assurant la même fonction.
L'arthroplastie la plus fréquente concerne le système articulaire de la hanche lors de fractures du col du fémur. Dans ce cas, l'acte chirurgical consiste à ôter la tête du fémur et à pratiquer une cavité dans la diaphyse fémorale. Cette cavité est destinée à recevoir et à fixer La prothèse. La prothèse est ainsi formée d'une tige que l'on place dans cette cavité et d'une tête qui assurera la fonctionnalité naturelle de la tête du fémur.
A l'opposé, sur l'os de la hanche, est fixée la partie complémentaire de l'articulation, c'est-à-dire un élément hémisphé- rique destiné à recevoir la tête fémorale. Une des difficultés dans cette technique, bien connue à l'homme de l'art, est d'assurer à long terme une bonne fixation de la tige fémorale dans le fémur.
A l'heure actuelle, deux techniques sont principalement utilisées, à savoir une technique de fixation sans ciment et une technique de fixation avec ciment.
La technique de fixation sans ciment nécessite l'ajuste¬ ment de la cavité fémorale à la forme de la tige fémorale. La croissance osseuse permettra à moyen terme de lier la prothèse à l'os du fémur.
Cette technique présente cependant des risques impor¬ tants. En effet, lorsque la liaison prothèse/os est réalisée, il devient très difficile, si besoin est, de procéder à un changement de prothèse sans une destruction majeure de structure osseuse. D'autre part, il est encore difficile de garantir à long terme une bonne stabilité de cette liaison.
Dans le cadre de la technique de fixation avec ciment, la prothèse est fixée dans la cavité fémorale par un ciment, par exemple composé de polyméthylméthacrylate (en abrégé PMMA) . Cette technique est plus ancienne que la précédente et a l'avantage de ne comporter aucune contre-indication contrairement à la technique sans ciment qui ne peut être réalisée que sur des os sains.
Cependant, cet acte chirurgical nécessite, après avoir retiré la prothèse, d'éliminer le ciment restant dans la cavité fémorale.
Cet acte est délicat et doit être pratiqué avec soin pour éviter les traumatismes osseux et les complications qui en résultent.
L'opération est longue et difficile à planifier pour le chirurgien orthopédiste car il lui est difficile de prévoir, lors d'un bilan pré-opératoire, les difficultés qu'il rencontrera au cours de l'acte. Ces complications généralement rencontrées con¬ cernent une fracture de l'os cortical, une hémorragie, un risque d'infection postopératoire lié à la difficulté et à la durée de l'acte, une perte et une fragilisation de la substance osseuse ou des dommages neuro-vasculai res. Pour fiabiliser Les implantations de prothèses avec ciment, Les équipes chirurgicales sont à la recherche d'une solution permettant de retirer le ciment restant dans la cavité médullaire lors d'un changement éventuel de prothèse, sans destruc- tion des tissus voisins (tissus mous ou os), avec précision, avec efficacité et avec facilité.
Les instruments actuels ne permettent pas de répondre à ces critères et consistent principalement en des appareils à effet mécanique qui permettent de percer (forets), de fraiser (fraise rotative), de couper (burin, ciseaux), de casser (marteau), Le ciment restant dans La cavité fémorale.
Ces instruments ne sont pas d'une utilisation précise ni aisée.
Ces techniques ne sont pas satisfaisantes malgré le savoir-faire développé par Les praticiens dans le cadre de techniques opératoires basées sur ces appareils et présentent des risques de traumatisme élevé pour Les os.
Il a été proposé d'utiliser un Laser Nd:YAG à 1 064 nm pour détruire Le ciment en délivrant L'énergie du laser localement au contact du ciment afin de le vaporiser par effet thermique (voir Clinical Orthopaedics and Related Research : "Expérimental Nd:YAG Laser Disintegration of Methylmethacrylate" de Daniel S. J. CHOY, page 287/288, 1985.
Cette technique est intéressante car, grâce à l'échauffe- ment, Le ciment est détruit par un phénomène de combustion. Le poLyméthylméthacrylate se décompose en vapeur décomposée principa¬ lement de monoxyde de carbone, d'hydrogène, de méthane et d'acéthy- lène.
Une Limitation importante de l'emploi de ce laser réside dans Le fait que Le monoxyde de carbone libéré est un produit toxique, tandis que l'hydrogène, le méthane et L'acéthylène sont des produits inflammables.
Il a été proposé une solution consistant à éliminer le monoxyde de carbone par un système d'aspiration. Cette solution ne peut malgré tout garantir une sécurité totale tandis que Les gaz inflammables sont totalement incompatibles avec un milieu chirur¬ gical.
En outre, également de manière déterminante, le dégage¬ ment de chaleur provoqué par le laser Nd:YAG entraîne une nécrose des tissus mous et osseux avoisinants.
Enfin, Le Laser Nd:YAG n'est pas sélectif car, en raison de sa Longueur d'onde, il détruit non seulement le ciment mais également les tissus mous et les structures osseuses avoisinantes. Son utilisation est donc délicate et demande au chirurgien une précision de manipulation qui est peu compatible avec les difficultés rencontrées dans cet acte chirurgical (acces¬ sibilité du champ opératoire, durée de l'acte).
On connaît aussi par le document lasers in surgery and medicine, volume 9, n 2, pages 141-147, 1989, L'ablation d'os et de ciment, notamment de polyméthylméthacrylate par un Laser excimer fonctionnant à une longueur d'onde de 308 nm, c'est-à-dire dans L'ultraviolet, avec une énergie par impulsion comprise entre 5 mJ et 70 mJ, la longueur de l'impulsion étant de 120 ns et le taux de répétition variant de 0 à 50 Hz. Un Laser eximer est du type ultra- violet et réalise une photoablation. Ainsi, Le Laser eximer vapo¬ rise la matière, en L'occurrence le ciment osseux, par effet de photodissociation chimique, c'est-à-dire que Les photons ultra¬ violets produits par le laser eximer sont assez énergétiques pour casser Les Liaisons chimiques qui Lient Les atomes formant La matière. De ce fait, les photons UV produits par Le laser eximer peuvent aussi bien casser les Liaisons chimiques formant l'os. En conséquence, Le Laser UV n'est pas sélectif.
La présente invention a donc pour but de résoudre le nouveau problème technique consistant en La fourniture d'une solution permettant la destruction de ciment osseux, notamment de ciment de prothèse sans destruction des tissus voisins (tissus mous ou os), avec précision, avec efficacité et avec facilité.
La présente a aussi pour but de résoudre Le nouveau problème technique consistant en La fourniture d'une solution permettant La destruction de ciment osseux, notamment de ciment de prothèse par un effet optomécanique d'une grande sélectivité, détruisant un ciment osseux, sans atteindre les tissus voisins, tels que les tissus mous ou Les tissus osseux, en particulier en raison des différences de propriétés élastomécaniques et acous¬ tiques de ces deux matériaux. La présente invention a encore pour but de résoudre Le nouveau problème technique énoncé ci-dessus, selon une solution qui Limite La durée de L'acte chirurgical et ne Le rende pas tributaire de complications survenant en cours d'opération telles que ciment peu accessible, résistant, os fragile. La présente invention résout pour la première fois Les nouveaux problèmes techniques énoncés ci-dessus d'une manière particulièrement simple, aisée à mettre en oeuvre et utilisable à l'échelle industrielle.
Ainsi, selon un premier aspect, La présente invention concerne L'utilisation d'un laser puisé ne produisant sensiblement pas de dégagement thermique, mais générant des ondes acoustiques capables de détruire un ciment osseux, pour la fabrication d'un appareil pour la destruction d'un ciment osseux, notamment un ciment de prothèse, sans endommager l'os environnant, de préférence hors d'un milieu liquide.
Selon un mode de réalisation avantageux de l'invention, La longueur d'onde du Laser puLsé est comprise entre 350 nm et 3 000 nm. De préférence, la longueur d'onde est comprise entre 400 nm et 3 000 nm, encore de préférence entre 400 et 650 nm. Selon un mode de réalisation avantageux de L'invention, ce Laser puisé est un laser puisé à colorant, de préférence pompé par flash.
Selon un autre mode de réalisation avantageux, le Laser puisé précité est de type saphir-titane pompé par flash et émettant dans le proche infrarouge.
Selon un mode de réalisation particulièrement avantageux, la fréquence des impulsions émises par Le Laser est réglable en particulier entre 1 et 20 Hz-
Selon une autre variante de réalisation particulière de l'invention, l'énergie délivrée par Le laser au niveau du ciment, à chaque impulsion, est d'au moins 100 J, en particulier comprise entre 100 mJ et 10 J, de préférence au moins 200 mJ et encore de préférence au moins 300 mJ à 10 J. La durée d'impulsion est de préférence de l'ordre de 0,05 μs à quelques μs, notamment de 1 μs à 10 μs et mieux de 1 μs à 5 μs. Selon une autre caractéristique avantageuse de L'inven¬ tion, l'onde puisée est transmise du laser au ciment à détruire par l'intermédiaire d'au moins une fibre optique. Avantageusement, Le diamètre du coeur de La fibre optique est compris entre environ 5 et environ 1 000 μm. Selon une variante de réalisation particulièrement avantageuse, l'énergie délivrée par le laser est adaptée au diamètre de La fibre optique. A en effet, avec des fibres de diamètre plus important on comprend qu'il est possible de trans¬ mettre des énergies plus élevées sans risque de destruction de La fibre. En particulier, dans le cas de fibres optiques de diamètre de coeur compris entre 600 et 1 000 μm, l'énergie délivrée est d'au moins 300 mJ, ce qui conduit à une bonne fragmentation des ciments osseux, et en particulier des ciments à base de ou constitués de PMMA. Dans le cas de fibres de diamètre de coeur compris entre environ 100 et 600 μm, de préférence entre 300 et 600 μm, L'énergie délivrée par le laser est comprise entre 100 et 300 mJ .
A titre de colorant utilisé dans le laser à colorant, il est préféré d'utiliser un colorant du type coumarine ou du type rhodamine. Le coumarine a une longueur d'onde voisine de 500 nm tandis que la rhodamine a une longueur d'onde voisine de 600 nm.
L'invention couvre également un appareil d'orthopédie pour La destruction d'un ciment osseux, notamment d'un ciment de prothèse, de préférence hors d'un milieu liquide, caractérisé en ce qu'il comprend un Laser puisé émettant une Longueur d'onde dans le domaine visible et infrarouge, à effet acoustique ne produisant sensiblement pas de dégagement thermique, capable de détruire un ciment osseux sans endommager l'os avoisinant.
Selon une variante de réalisation particulière, la longueur d'onde du Laser est comprise entre 350 nm et 3 000 nm. Selon un mode de réalisation avantageux, cet appareil comprend au moins une fibre optique pour La transmission des ondes puisées du laser au ciment à détruire par fragmentation. De préfé¬ rence. L'extrémité Libre ou distale de la fibre optique est sensi- blement en contact avec le ciment osseux, ce contact ayant Lieu en mi lieu sec.
Selon un autre mode de réalisation avantageux de l'appa¬ reil, la fibre optique précitée est disposée dans un endoscope ou une pièce à main, de préférence équipé d'un dispositif de visuali- sation du champ opératoire, et en particulier de La cavité fémorale laissée accessible par Le retrait de la prothèse. De préférence, Le dispositif de visualisation est à lumière froide.
Selon un mode de réalisation particulier de cet appareil, la ou Les fibres optiques ou Le faisceau de fibres optiques est équipé d'un écran de protection à L'extrémité distale de la fibre ou du faisceau de fibres, par exemple comprenant un disque en matériau optiquement transparent percé en son centre pour le passage de la fibre ou de l'endoscope ou de la pièce à main, afin d'éviter la projection de fragments hors du champs opératoire qui présente des risques d'infection. Ce matériau optiquement transparent peut être éventuellement pourvu d'un filtre optique coloré destiné à filtrer la longueur d'onde Laser potentiellement dangereuse et destiné aussi à éviter d'être ébloui par La lumière du Laser. Ce filtre optique coloré peut être inclus dans Le matériau lui-même lors de sa fabrication. Un exemple de ce matériau est du Plexiglas.
L'appareil selon l'invention peut également comporter un système d'aspiration de fragment.
Des Lasers puisés et à colorant pompés par flash sont couramment disponibles dans Le commerce. En outre, Technomed International commercialise actuellement un appareil formant litho¬ tripteur pour La destruction de calculs en milieu Liquide, com¬ prenant un Laser puisé, sous La dénomination commerciale
(R) PuLsolith . Ce Laser puLsé de l'appareil Pulsolith peut être avantageusement utilisé moyennant certaines modifications relati¬ vement à l'augmentation de la puissance du Laser, dans Le cadre de La destruction de ciment osseux, donc dans Le cadre de l'ortho¬ pédie. En effet, en Lithotripsie, les énergies utilisées en bout de fibres ne dépassent pas 240 mJ . Or," en orthopédie, nous avons vu précédemment que l'énergie en bout de fibre délivrée par le laser est comprise entre 100 mJ et 10 J, de préférence au moins 200 mJ et encore de préférence au moins 300 mJ .
Ainsi, il est nécessaire de modifier le dispositif Pulsolith de manière importante notamment pour adapter les éléments optiques à la puissance transmise et d'utiliser des fibres optiques particulières, en général de plus gros diamètre pouvant atteindre 1 000 μ en diamètre de coeur. Le colorant doit également être d' une qualité parfaite et avantageusement être dopé par une solution de méthanoL pour obtenir un meilleur rendement.
IL a en effet été maintenant découvert de manière inattendue que Les caractéristiques physiques des Lasers puisés, en particulier des Lasers puisés à colorant ou du type saphir-titane, permettaient de détruire de manière remarquable des ciments osseux, notamment des ciments de prothèse, hors milieu Liquide, c'est-à- dire avantageusement en milieu sec, grâce à une capacité très élevée de fragmentation d'un ciment osseux, par un effet opto é- canique, sans provoquer de dégagement de chaleur. On observe par ailleurs une très bonne sélectivité qui permet de ne pas détruire les tissus mous ni la structure osseuse. Dans la descrip¬ tion et les revendications, on entend par l'expression "hors milieu liquide", soit un milieu absolument sec (sans aucun liquide), soit un milieu humide résultant de La pulvérisation d'un liquide sur le champ opératoire. Dans ce cas Le premier impact pulvérise cette humidité de sorte que Les autres impacts ont lieu sur un milieu sec. Il a été observé qu'il n'était pas possible de travailler en milieu Liquide, comme dans Le cas des calculs urinaires, car la fragmentation se fait mal, ce qui aurait d'ailleurs dissuadé l'homme de L'art d" utiliser les Lasers puisés pour la destruction de ciments osseux.
En outre, les Lasers puisés à colorant permettent d'aboutir à une fragmentation froide en concentrant L'énergie du laser puisé sur une durée suffisamment brève pour qu'il ne se produise pas d'échange thermique avec la matière.
Le Laser puLsé permet ainsi de fragmenter un ciment osseux sans provoquer de dégagement de chaleur et donc sans aboutir à une nécrose des tissus environnants et sans émission de gaz nocifs dangereux, contrairement à ce qui a été obtenu notamment par l'utilisation d'un laser Nd:YAG (1 064 nm) qui était basée essentiellement sur un échauffement local de la matière provoquant sa combustion. On comprend que L'interaction de l'émission du Laser puLsé avec la matière dépend des caractéristiques optiques de la matière, en particulier l'absorption, La transmission et la réflexion, ainsi que de ses caractéristiques physiques, en parti¬ culier conductivité thermique, résistance mécanique. La capacité de sélectivité du laser puisé à colorant de
L'invention est obtenue par adaptation de La Longueur d'onde et de la largeur d'impulsion du laser au matériau cible et par La diffé¬ rence de caractéristiques physiques entre la matière de cible et les matériaux voisins. La largeur d'impulsion dépend principalement des caractéristiques d'alimentation électrique du flash.
La Longueur d'onde de l'émission à Laser est dépendante du choix du colorant, ce qui offre une grande latitude de choix dans Les Longueurs d'onde ainsi que d'une grande versatilité dans les possibilités d'adaptation précises de cette Longueur d'onde à l'objectif fixé.
Dans le cas d'un retrait de ciment de fixation de prothèse, la sélectivité du laser puLsé de l'invention permet au chirurgien de fragmenter le ciment sans atteindre Les tissus mous ou les structures osseuses puisque le laser ne réagit pas avec ces matériaux, ce qui élimine pratiquement complètement Les risques de traumatisme.
L'emploi d'un Laser puLsé de l'invention permet égale¬ ment d'aboutir à une grande précision de traitement par le caractère localisé de ce traitement. Par ailleurs, en agissant sur la puissance électrique de pompage du Laser, on peut moduler la puissance d'émission et par conséquent sa capacité de fragmenta¬ tion.
Une puissance modérée permet par exemple de fragmenter en éclats très fins Le matériau cible, tandis qu'en augmentant la puissance, on augmente La taille des fragments obtenus. Il est donc possible d'adapter La précision de L'instrument à la finesse requise par l'acte chirurgical.
La présente invention couvre enfin un procédé de traite¬ ment thérapeutique, comprenant l'enlèvement ou la destruction d'un ciment osseux, notamment d'un ciment de prothèse, en vue de réaliser un remplacement de prothèse orthopédique, caractérisé en ce qu'on réalise l'enlèvement de la destruction du ciment osseux à l'aide d'un laser puLsé émettant à une Longueur d'onde dans Le domaine visible et infrarouge, à effet acoustique ne produisant sensiblement pas de dégagement thermique, capable de détruire un ciment osseux sans endommager sensiblement l'os avoisinant, en particulier ayant Les ondes puisées et transmises au ciment osseux par l'intermédiaire d'au moins une fibre optique.
Les caractéristiques particulières de mise en oeuvre de ce procédé de traitement résultent de La description précédente.
D'autres buts, caractéristiques et avantages de L'invention apparaîtront clairement à La lumière de la description explicative qui va suivre faite en référence aux dessins annexés représentant un mode de réalisation actuellement préféré de l'invention donné simplement à titre d'illustration et qui ne saurait donc en aucune façon Limiter la portée de l'invention. Dans Les dessins :
- la figure 1 représente schématiquement un laser puisé à colorant combiné au moins à une fibre optique aboutissant au contact d'un ciment osseux à détruire, notamment un ciment de prothèse orthopédique, en milieu sec,
- La figure 2 représente une vue agrandie de détail de l'extrémité distale de La fibre optique comportant un écran optiquement transparent, - la figure 3 représente une vue agrandie de détail similaire à La figure 1 de fragmentation du ciment osseux après enlèvement de la prothèse 22,
- La figure 4 représente une vue similaire à La figure 3 avec emploi d'un outil à main et d'un dispositif de visualisation optique, une partie du ciment ayant été fragmentée, et
- La figure 5 représente L'évolution de La capacité de fragmentation du Laser puisé à colorant en fonction de l'énergie transmise dans la fibre. On remarque que La capacité de fragmenta- tion du ciment évolue pratiquement linéairement en fonction de l'énergie, hors milieu liquide.
En référence aux figures 1 à 4, un appareil selon L'invention de traitement orthopédique pour La destruction d'un ciment osseux, notamment d'un ciment de prothèse comprend un laser puisé représenté symboliquement par le numéro de référence général 10.
Le rayonnement laser symbolisé par le trait 12 est transmis à une fibre optique 14, par exemple par L'intermédiaire d'un dispositif de transfert 16, par exemple constitué par Le dispositif de transfert référencé 40 décrit à La figure 3 du docu¬ ment W0-89/12244 du déposant, jusqu'à aboutir au ciment représenté par Le numéro de référence général 20, solidarisant La prothèse 22 avec L'os 24.
Avantageusement, les ondes puisées émises par Le laser puisé ont une Longueur d'onde adaptée à la destruction du ciment osseux, sans destruction sensible de l'os environnant. Selon un mode de réalisation avantageux, la Longueur d'onde du laser puisé est comprise entre 350 nm et 3 000 nm. De préférence, La longueur d'onde est comprise entre 400 nm et 3 000 nm, encore de préférence entre 400 et 650 nm.
Selon un mode de réalisation particulier, le Laser uti¬ lisé est un laser puLsé à colorant, de préférence pompé par flash.
Selon un autre mode de réalisation particulier, il s'agit d'un laser puisé de type saphir-titane de préférence pompé par flash et émettant dans le proche infrarouge. L'énergie délivrée par le Laser puisé au niveau du ciment, à chaque impulsion, est d'au moins 100 mJ, en particulier de 100 mJ à 10 J, de préférence au moins 200 mJ, et encore de préférence au moins 300 mJ à 10 J. La durée des impulsions du laser est de L'ordre de 0,05 à
(quelques) μs, notamment d'environ 1 à 10 μs et encore mieux de 1 à 5 μs. La fréquence des impulsions est réglable en particulier entre 1 et 20 Hz.
IL est avantageux selon L'invention que le diamètre du coeur de La fibre optique 14 soit compris entre 5 et 1 000 μm. L'énergie délivrée par Le Laser est adaptée au diamètre de La fibre optique.
Dans Le cas des fibres de diamètre de coeur compris entre 600 et 1 000 μm, l'énergie délivrée est au moins de 300 mJ, ce qui conduit à une bonne fragmentation du ciment, et en particulier dans le cas où celui-ci est à base de ou constitué par du PMMA.
Dans le cas de fibres optiques de diamètre de coeur compris entre 100 et 600 μm, de préférence entre 300 et 600 μm, l'énergie délivrée par le laser est comprise entre 100 mJ et 300 mJ.
Dans Le cadre d'un Laser puisé à colorant, un colorant particulièrement préféré du type coumarine ayant une longueur d'onde de l'ordre de 500 nm ou du type rhodamine ayant une Longueur d'onde de L'ordre de 600 nm. Le laser puLsé à colorant Lui-même utilisé selon l'invention n'a pas été décrit en détail étant donné qu'il est disponible dans le commerce. Par ailleurs, en ce qui concerne le principe de fonctionnement d'un laser puisé à colorant. L'homme de L'art pourra se reporter éventuellement à La demande précédente du déposant 0-89/12244.
La fibre optique 14 ou un faisceau de fibres optiques est avantageusement inclus dans un endoscope ou une pièce à main 40, représenté à La figure 4, de préférence équipé(e) d'un dispositif
42 de visualisation de champ opératoire, de préférence à lumière froide. Un tel dispositif 42 peut par exemple comprendre un boîtier
43 contenant une pile alimentant une lampe éclairant une fibre optique 44 insérée dans L'endoscope ou La pièce à main 40 et aboutissant à proximité de la fibre optique 14 de manière à visualiser le champ opératoire, comme cela est clairement com¬ préhensible pour un homme de l'art. La pièce à main 40 peut être équipée d'un moyen 46 de blocage en position dans la pièce à main ou L'endoscope des fibres optiques 14 et 44.
Selon un mode de réalisation préféré de la fibre optique, représenté à la figure 2, cette fibre optique est équipée d'un écran optiquement transparent 30, par exemple formé par un disque 32 en matériau optiquement transparent, percé en son centre pour Le passage de La fibre optique ou du faisceau de fibres optiques ou même de L'endoscope, ce qui permet d'éviter Les projections des fragments de ciment.
Ce matériau optiquement transparent peut être éventuelle- ment pourvu d'un filtre optique coloré qui peut être incorporé dans sa masse lors de sa fabrication.
IL peut être également prévu un système d'aspiration de fragments incorporés ou solidaires de l'endoscope.
On conçoit ainsi que le Laser puLsé délivre des impulsions laser hors milieu liquide, c'est-à-dire en milieu sec ou légèrement humide, directement au contact du ciment à détruire par fragmentation.
Le traitement chirurgical permettant de mettre en oeuvre Le procédé de traitement chirurgical est le suivant : dans le cas du retrait d'une prothèse 22 du coL du fémur
24 par exemple, L'acte chirurgical peut être réalisé avec l'appareil selon l'invention utilisant un laser puLsé à colorant, hors milieu liquide, c'est-à-dire en milieu sec ou légèrement humide, de la manière suivante :
(a) dégagement de la surface d'appui de La tête de La prothèse
Le chirurgien place La fibre optique au contact du ciment. Chaque impulsion laser, définie dans la plage de valeurs précédemment indiquées, provoque une fragmentation ponctuelle. En déplaçant la fibre optique sur la périphérie et sous La surface d'appui de la tête de la prothèse 22, il crée une cavité et fragilise ainsi La fixation de La prothèse. Celle-ci est ensuite retirée. (Confère figure 1).
(b) retrait du ciment résiduel
Lorsque la prothèse est retirée, le chirurgien a accès au canal médullaire 26 recouvert de ciment 20.
Ce ciment 20 peut être désagrégé en plaçant La fibre optique . directement au contact de celui-ci et en progressant ainsi à l'intérieur de la cavité médullaire 26. (Confère figure 3).
Il est aussi possible de placer La fibre optique directe ment au niveau de l'interface entre Le ciment 22 et L'os 24 afin de casser Les Liaisons de ciment 20 avec L'os 24. (Confère figure 4). Par La sélectivité du laser puLsé à colorant, L'os ne subit aucun traumatisme au cours de cet acte, malgré sa proximité. Lorsque la totalité du ciment 20 est retirée, le chirurgien peut mettre en place une nouvelle prothèse.
La totalité de L'opération chirurgicale n'excède généra¬ lement pas 60 min, ce qui constitue un temps total d'opération nettement inférieur aux opérations chirurgicales précédemment réalisées.
Les Lasers puisés à colorant permettent de fragmenter tous les ciments actuellement utilisés, et en particulier Le poly- méthylméthacrylate (PMMA) . La courbe de perte de masse en fonction de L'énergie, représentée à La figure 5, a été obtenue avec un Laser puisé, dont Le colorant est la coumarine, qui donne une Longueur d'ondes de 510 nm, une durée d'impulsion comprise entre 3 μs et 4,5 μs, à l'aide d'une fibre optique d'un diamètre de coeur égal à 500 μ . On comprend ainsi que L'invention inclut tous les moyens constituant des équivalents techniques des moyens décrits ainsi que leurs diverses combinaisons.

Claims

REVENDICATIONS
1. Utilisation d'un Laser puisé ne produisant sensiblement pas de dégagement thermique, mais générant des ondes acoustiques capables de détruire un ciment osseux, pour la fabrication d'un appareil pour la destruction d'un ciment osseux, notamment un ciment de prothèse, sans endommager l'os environnant de préférence hors d'un milieu liquide.
2. Utilisation selon la revendication 1, caractérisée en ce que La Longueur d'onde du laser puisé est comprise entre 350 nm et
3 000 nm.
3. Utilisation selon La revendication 2, caractérisée en ce que la longueur d'onde est comprise entre 400 nm et 3 000 nm, de préférence entre 400 et 650 nm.
4. Utilisation selon L'une des revendications 1 à 3, carac¬ térisée en ce qu'il s'agit d'un laser puLsé à colorant, de préfé¬ rence pompé par flash.
5. Utilisation selon la revendication 4, caractérisée en ce que le colorant est choisi parmi un colorant type coumarine, et un colorant type rhodamine.
6. Utilisation selon l'une des revendications 1 à 3, carac¬ térisée en ce qu'il s'agit d'un laser puisé de type saphir-titane pompé par flash et émettant dans Le proche infrarouge.
7. Utilisation selon l'une des revendications 1 à 6, carac- térisée en ce que L'énergie délivrée par le laser au niveau du ciment, à chaque impulsion, est d'au moins 100 mJ , en particulier de 100 mJ à 10 J, de préférence au moins 200 mJ, et encore de préférence au moins 300 mJ à 10 J.
8. Utilisation selon L'une des revendications 1 à 6, carac- térisée en ce que la durée des impulsions est de l'ordre de 0,05 à quelques microsecondes, notamment à 1 s à 10 its et mieux de 1 Λs à
9. Utilisation selon L'une des revendications 1 à 8, carac¬ térisée en ce que l'onde puisée est transmise du laser au ciment à détruire par l'intermédiaire d'au moins une fibre optique (14).
10. Utilisation selon La revendication 9, caractérisée en ce que Le diamètre du coeur de La fibre optique est compris entre environ 5 et 1 000 μm, idéalement environ 600 μm.
11. Utilisation selon la revendication 6 ou 10, caractérisée en ce que L'énergie délivrée par le laser puisé est adaptée au diamètre de La fibre optique (14), dans Le cas de fibres de diamètre de coeur compris entre 600 et 1 000 μm, L'énergie délivrée est d'au moins 300 mJ, ce qui assure une bonne fragmentation ; dans le cas de fibres de diamètre compris entre 100 et 600 μm, et de préférence entre 300 et 600 μm. L'énergie délivrée est de 100 à 300 mJ.
12. Appareil utilisable en orthopédie pour la destruction d'un ciment osseux, notamment d'un ciment de prothèse, de préfé¬ rence hors d'un milieu liquide, caractérisé en ce qu'il comprend un Laser puLsé émettant à une longueur d'onde dans le domaine visible et infrarouge, à effet acoustique ne produisant sensiblement pas de dégagement thermique, capable de détruire un ciment osseux sans endommager l'os avoisinant.
13. Appareil selon la revendication 12, caractérisé en ce que La longueur d'onde du laser est comprise entre 350 nm et
3000 nm.
14. Appareil selon la revendication 12 ou 13, caractérisé en ce qu'il comprend au moins une fibre optique pour la transmission des ondes puisées du laser (10) au ciment (20) à détruire par fragmentation.
15. Appareil selon La revendication 14, caractérisé en ce que L'extrémité libre ou distale de la fibre optique est sensiblement en contact avec le ciment osseux, ce contact ayant lieu en milieu sec.
16. Appareil selon la revendication 15, caractérisé en ce que l'écran de protection (30) est pourvu d'un filtre optique coloré.
17. Appareil selon la revendication 14, 15 ou 16, caractérisé en ce que la fibre optique (14) précitée comprend un écran (30) de protection, à son extrémité distale destinée à être mise en contact avec le ciment, par exemple comprenant un disque (32) en matière optiquement transparente, percé en son centre pour Le passage de La fibre ou de L'endoscope, afin d'éviter La projection de fragments.
18. Appareil selon la revendication 17, caractérisé en ce que l'écran de protection est pourvu d'un filtre optique coloré.
19. Appareil selon L'une des revendications 12 à 18, caracté¬ risé en ce que Le Laser puisé émet des ondes puisées ayant une Longueur d'onde adaptée à La destruction du ciment osseux sans destruction sensible de l'os environnant, La longueur d'onde étant comprise entre 350 nm et 3 000 nm, de préférence entre 400 nm et 1 000 nm, L'énergie délivrée par le laser est d'au moins 100 J, en particulier de 100 mJ à 3 J, de préférence au moins 200 mJ et encore de préférence d'au moins 300 mJ, la durée des impulsions est de L'ordre de 0,05 à quelques microsecondes, notamment de 1 à 10 μs et mieux de 1 à 5 μs, et le diamètre de coeur de la fibre optique (14) est compris entre 5 et 1 000 μm.
20. Appareil selon l'une des revendications 12 à 19, caracté¬ risé en ce qu'il comprend un système d'aspiration des fragments de ciment intégrés à, ou solidaire de. L'endoscope.
21. Fibre optique comme moyen nécessaire à L'appareil selon l'une des revendications 14 à 20, caractérisé en ce qu'elle est équipée à une extrémité d'au moins un écran de protection (30), en particulier comprenant un disque en matière optiquement transpa¬ rente (32) percé en son centre pour Le passage de La fibre optique (14) ou d'un endoscope ou une pièce à main (40).
22. Fibre optique selon la revendication 21, caractérisé en ce que L" écran de protection (30) est pourvu d'un filtre optique coloré.
PCT/FR1991/000080 1990-02-06 1991-02-05 Utilisation d'un laser pulse generant des ondes acoustiques pour la destruction d'un ciment osseux WO1991011966A1 (fr)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR90/01367 1990-02-06
FR9001367A FR2657772A1 (fr) 1990-02-06 1990-02-06 Utilisation d'un laser pulse ne produisant sensiblement pas de degagement thermique pour la fabrication d'un appareil pour la destruction d'un ciment osseux, endoscope et fibre optique pour sa mise en óoeuvre.

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO1991011966A1 true WO1991011966A1 (fr) 1991-08-22

Family

ID=9393433

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/FR1991/000080 WO1991011966A1 (fr) 1990-02-06 1991-02-05 Utilisation d'un laser pulse generant des ondes acoustiques pour la destruction d'un ciment osseux

Country Status (3)

Country Link
FR (1) FR2657772A1 (fr)
IL (1) IL97165A0 (fr)
WO (1) WO1991011966A1 (fr)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0482895A1 (fr) * 1990-10-22 1992-04-29 Cedars-Sinai Medical Center Procédé de remplacement d'une articulation prothétique avec laser excimère
EP0606390A1 (fr) * 1991-10-03 1994-07-20 The General Hospital Corporation Appareil et procede de vasodilatation
WO1997048353A1 (fr) * 1996-06-19 1997-12-24 Ferton Holding Instrument chirurgical pour l'enlevement mecanique de ciment osseux, et procede pour la production d'ondes de choc
US5925035A (en) * 1991-10-29 1999-07-20 Thermolase Corporation Hair removal method
US7771426B2 (en) 2003-10-24 2010-08-10 University Health Network Bone treatment instrument and method
US11202674B2 (en) 2018-04-03 2021-12-21 Convergent Dental, Inc. Laser system for surgical applications

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0064419A2 (fr) * 1981-04-17 1982-11-10 Porges Tube endo-trachéal ou trachéotomique à ballon pour anesthésie
WO1986006269A1 (fr) * 1985-04-24 1986-11-06 Candela Corporation Utilisation de lasers pour la destruction d'objets

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2741107A1 (de) * 1977-09-13 1979-03-29 Heldt Gert Dipl Ing Dr Verfahren zum loesen von ineinandergefuegten bauteilen
US4702236A (en) * 1986-06-02 1987-10-27 Samih Tarabichy Revision arthroplasty method and related instrument
WO1989008432A1 (fr) * 1988-03-14 1989-09-21 Arthur Vassiliadis Laser dentaire

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0064419A2 (fr) * 1981-04-17 1982-11-10 Porges Tube endo-trachéal ou trachéotomique à ballon pour anesthésie
WO1986006269A1 (fr) * 1985-04-24 1986-11-06 Candela Corporation Utilisation de lasers pour la destruction d'objets

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Lasers in Surgery and Medicine, volume 9, no. 2, 1989, Alan R. Liss, Inc. L. Yow et al. "Ablation of bone and Polymethylmethacrylate by an XeCl (308 nm) Excimer Laser", pages 141-147 *

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0482895A1 (fr) * 1990-10-22 1992-04-29 Cedars-Sinai Medical Center Procédé de remplacement d'une articulation prothétique avec laser excimère
EP0606390A1 (fr) * 1991-10-03 1994-07-20 The General Hospital Corporation Appareil et procede de vasodilatation
EP0606390A4 (fr) * 1991-10-03 1994-12-07 Gen Hospital Corp Appareil et procede de vasodilatation.
US5925035A (en) * 1991-10-29 1999-07-20 Thermolase Corporation Hair removal method
WO1997048353A1 (fr) * 1996-06-19 1997-12-24 Ferton Holding Instrument chirurgical pour l'enlevement mecanique de ciment osseux, et procede pour la production d'ondes de choc
US7771426B2 (en) 2003-10-24 2010-08-10 University Health Network Bone treatment instrument and method
US11202674B2 (en) 2018-04-03 2021-12-21 Convergent Dental, Inc. Laser system for surgical applications

Also Published As

Publication number Publication date
FR2657772A1 (fr) 1991-08-09
IL97165A0 (en) 1992-05-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5593403A (en) Method for modifying a stent in an implanted site
US11684421B2 (en) Dental and medical treatments and procedures
CA1328486C (fr) Methode et appareil de chirurgie au laser
US5720894A (en) Ultrashort pulse high repetition rate laser system for biological tissue processing
US5074861A (en) Medical laser device and method
EP0022724B1 (fr) Implant biodégradable utilisable comme pièce de prothèse osseuse
US5342198A (en) Dental laser
EP0575274A1 (fr) Appareil laser pour traitements médicaux et dentaires
AU2010217738A1 (en) Dental and medical treatments and procedures
Gitomer et al. Laser-produced plasmas in medicine
EP0165301A1 (fr) Laser exciseur pour traitement medical sur un tissu organique dans des systemes biologiques a un site pathologique.
WO1991011966A1 (fr) Utilisation d'un laser pulse generant des ondes acoustiques pour la destruction d'un ciment osseux
EP0392951A2 (fr) Appareil et procédé utilisant l'effet laser, pour la vaporisation ou la fusion de matériaux et de tissus divers
Su et al. Preclinical investigations of articular cartilage ablation with femtosecond and pulsed infrared lasers as an alternative to microfracture surgery
AU642838B2 (en) Prosthetic joint replacement procedure using excimer laser
EP0588738A1 (fr) Dispositifs optiques pour transmission laser
EP0955915A1 (fr) Appareil laser a emission pulsee, utilise dans le domaine medical
Sterenborg et al. Laserlithotripsy of salivary stones: a comparison between the pulsed dye laser and the Ho-YSGG laser
EP0357760A1 (fr) Laser dentaire.
Apostolopoulos et al. The facts and myths for the use of lasers in orthopedic surgery
Paghdiwala Root resection of endodontically treated teeth by Erbium: YAG laser radiation
RU2157158C2 (ru) Устройство для офтальмохирургических операций
Rexha Effect of Peri-Implant Defect Morphology on Temperature Changes During Laser Irradiation
Murray Dental Applications of a Long Pulsed, 308 nm XeCl Excimer Laser
Murray et al. Investigation into the interaction of a XeCl Excimer laser with hard tissue

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): CA JP US

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AT BE CH DE DK ES FR GB GR IT LU NL SE

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: CA

DFPE Request for preliminary examination filed prior to expiration of 19th month from priority date (pct application filed before 20040101)