лазерная установка для абляции тканей и литотрипсии

Формула изобретения

1. Лазерная установка для абляции тканей и литотрипсии, включающая лазерный излучатель, выполненный с возможностью генерации импульсов и содержащий оптический генератор и внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику излучения, отличающаяся тем, что лазерный излучатель генерирует импульсы излучения в диапазоне длительностей 0,1÷10,0 мкс, оптический генератор выполнен на основе кристалла Nd:YAlO₃ с модуляцией добротности затвором на нарушенном полном внутреннем отражении и волоконной линией задержки, между оптическим генератором и двухпроходным оптическим усилителем на основе кристалла Nd:YAlO ₃ установлен оптический изолятор, внерезонаторный преобразователь излучения выполнен с эффективностью преобразования не менее 30%, а на вводе излучения в волоконный инструмент установлен аттенюатор.

2. Лазерная установка по п.1, отличающаяся тем, что внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику оснащен системой термостабилизации, включающей в себя термостат с установленным в нем нелинейным кристаллом.

3. Лазерная установка по п.1 или 2, отличающаяся тем, что внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику выполнен с возможностью реализации 90°-градусного некритичного по углу синхронизма с фокусированием излучения в нелинейный кристалл.

4. Лазерная установка по п.1 или 2, отличающаяся тем, что во внерезонаторном преобразователе излучения во вторую гармонику в качестве нелинейного кристалла использован кристалл LiB₃O ₅ либо кристалл KTiOPO₄.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицинской технике и может использоваться в оперативной урологии, в частности при лечении доброкачественной гиперплазии простаты (ДГПЖ) и литотрипсии при лечении мочекаменной болезни (МКБ).

ДГПЖ и МКБ являются наиболее распространенными заболеваниями в урологии. С внедрением в хирургическую практику эндоскопических методов хирургического лечения все большее распространение получают способы лечения с использованием лазерных установок, при которых доставка лазерного излучения к зоне воздействия осуществляется с помощью тонких оптических волокон. Однако известные из уровня техники лазерные установки предназначены, как правило, для лечения либо только ДГПЖ, либо только МКБ.

Известные к настоящему моменту способы лечения ДГПЖ с использованием лазерных установок основаны на воздействии высокоинтенсивным лазерным излучением (с мощностями излучения преимущественно более 60 Вт) на гиперплазированные доли предстательной железы с целью удаления ткани. Фототермические и фотомеханические процессы при взаимодействии мощного лазерного излучения с тканью ведут к вапоризации, абляции и коагуляции оставшейся в области воздействия ткани.

В частности, в патенте US 5593404 (Costello, et al), описано устройство для проведения абляции ткани гиперплазированой предстательной железы на основе Nd:YAG лазера с длиной волны излучения 1,064 мкм, работающего в непрерывном режиме генерации, с выходной мощностью излучения в диапазоне от 40 т до 90 Вт. Воздействие осуществляется с помощью волоконного катетера с боковым выводом излучения. Плотность мощности излучения на поверхности ткани, при диаметре пятна равном 1 мм, составляет от 5,1×10³ до 1,1×10 ⁴ Вт/см². Помимо узкой области применения недостатком устройства является также то, что вследствие большой эффективной глубины проникновения излучения с длиной волны 1,064 мкм большая доля ткани (толщиной до нескольких миллиметров) после воздействия коагулируется. Коагулированные ткани отходят в течение долгого периода (до 3-х недель), что приводит к задержке мочеиспускания и длительным срокам катетеризации. Процесс восстановления сопровождается ощущениями послеоперационной боли и дискомфорта, риском инфекционных воспалений.

К настоящему моменту широкое распространение получили устройства на основе импульсных Ho:YAG лазеров с длиной волны излучения 2,1 мкм, работающие в режиме свободной генерации, с длительностью импульса излучения от 100 до 500 мкс и выходной мощностью до 80 Вт.

Имея высокий коэффициент поглощения ( _a=26,93 см^-1 [1]), излучение Ho:YAG лазера хорошо поглощается как водой, содержащейся в ткани предстательной железы, так и в водном растворе, используемом для ирригации области воздействия. Для предотвращения потерь энергии и побочных эффектов связанных с нагревом воды в известных устройствах осуществляется контактное воздействие дистального конца волокна на ткань. Контактное иссечение ткани, в свою очередь, требует использования специальных устройств, марцеляторов - см. патент US 6156049 (Lovato, et al.) - для измельчения и вывода частей иссеченной ткани из простатического отдела уретры. При эндоскопическом доступе ограничена возможность манипуляций инструментом и контактное воздействие на нужные участки ткани может быть невыполнимо.

Известно также устройство на основе Nd:YAG лазера, работающего в квазинепрерывном режиме генерации с генерацией второй гармоники излучения, с мощностью излучения до 80 Вт (см. US 6986764, Davenport et al.). Устройство имеет длину волны излучения равную 0,532 мкм, импульс излучения представляет собой цуг из коротких (<1 мкс) импульсов следующих друг за другом с высокой частотой повторения (25 кГц), общая продолжительность цуга может составлять от 1 мс до 50 мс. Излучение 0,532 мкм имеет больший коэффициент эффективного поглощения тканью предстательной железы, чем излучение 1,064 мкм, поглощение его водой незначительно ( _a=4,34×10^-4 см^-1 [2]). В результате воздействия большая, чем при воздействии излучения 1,064 мкм, доля ткани подвергается абляции, а глубина остаточной коагулированной ткани не превышает 1-2 мм. Недостатком устройства является то, что при данных параметрах излучения механизм взаимодействия с тканью носит термический характер и основан на удалении излишней ткани за счет нагрева ее до высоких температур. Неэффективность энерговклада при таком характере взаимодействия выражается в том. что требуется и высокая плотность энергии импульса на поверхности ткани, и высокая средняя мощность излучения. Необходимость поддержания высоких плотностей мощности требует уменьшения размеров пятна на поверхности ткани и, следовательно, уменьшения до значений менее 2 мм расстояния между дистальным концом волокна с боковым выводом излучения и зоной воздействия. При таких расстояниях продукты взаимодействия оседают на прозрачную поверхность кварцевого колпачка и могут приводить к выходу инструмента из строя. Проведение одной процедуры, связанной с абляцией предстательной железы средних размеров и больше, требует использования двух экземпляров волоконного инструмента с боковым выводом излучения и ведет к увеличению стоимости процедуры. Достижения высокой средних мощностей излучения твердотельных лазеров связано с увеличением энергопотребления, габаритов, а также с известными проблемами компенсации тепловых эффектов в резонаторе излучателя. В конечном счете это приводит к высокой стоимости предлагаемого оборудования. Кроме того, высокие температуры в зоне воздействия ведут к повреждению подлежащих слоев ткани, которые остаются в виде коагулированного слоя, что снижает точность воздействия и ведет к увеличению общей дозы облучения.

В рассмотренных аналогах, предназначенных для лечения ДГПЖ. реализуется механизм абляции тканей, в котором энергия лазерного излучения, доставляемая внутрь ткани, достаточна для ее вапоризации. При этом происходит относительно медленный нагрев ткани, имеющей в своем составе большое количество воды, до температур выше 100°С, при постоянном давлении окружающей среды. Такие процессы характерны для взаимодействия лазерных импульсов большой длительности с тканью.

В случае коротких длительностей лазерного импульса для излучения видимого и инфракрасного диапазона ряд экспериментальных и теоретических данных [4-12] указывает на значительное (до 10 раз) снижение плотности энергии, необходимой для начала процесса абляции, даже при температурах ниже 100°С [4, 8]. Основной причиной более эффективного удаления ткани являются развитие акустических и ударных волн, сопровождаемых кавитацией в приповерхностном слое ткани, на глубине, равной половине эффективной глубины проникновения. При низких плотностях поглощенной энергии основным механизмом возбуждения звука является оптоакустический механизм, при котором генерация акустических волн происходит из-за термоупругих напряжений при неоднородном нагреве ткани. При значении энергии, превышающем энергию парообразования, возбуждение акустической волны в тканях обусловлено импульсом отдачи, возникающем при испарении ткани. При дальнейшем повышении энергии возможен пробой на поверхности ткани, сопровождающийся генерацией ударных волн.

Критерием развития тех или иных процессов при взаимодействии излучения с тканью является ограничение происходящих процессов в зоне взаимодействия за время равное длительности лазерного импульса t _L так, чтобы не происходило переноса энергии из зоны взаимодействия ни за счет теплопереноса, ни за счет распространения звуковых волн. Примем за оптическую зону взаимодействия, расстояние d, на котором значение плотности энергии излучения в ткани падает до уровня 1/е от значения на поверхности. Тогда для процессов теплопереноса условием ограничения их в оптической зоне взаимодействия будет условие [11]:

t_L<<t _th=d²/M ,

где t_th - время за которое процессы теплопереноса достигнут границы оптической зоны взаимодействия, - коэффициент температуропроводности (для воды =0,15 мм²/с), М - численный параметр [15], связанный с геометрической формой облучаемого объема (М=4 для диска, М=8 для цилиндра, М=27 для сферы).

Соответственно для акустических волн условием их ограничения в зоне взаимодействия будет:

t_L<<t _s=d/c_s,

где t _s - время распространения звуковых волн, за которое они достигнут границы зоны взаимодействия, c_s - скорость звука в воде.

Ткань предстательной железы при распространении излучения видимого и ближнего инфракрасного диапазона является средой с доминированием процессов рассеяния. Определение значения оптической зоны для каждой из длин волн требует знания параметров ткани как при поглощении, так и при рассеянии излучения с учетом анизотропии [5]:

d=(1/ _eff)·ln(1+ ),

где _eff - эффективный коэффициент поглощения, - параметр, связанный с увеличением значения плотности энергии у поверхности при обратном рассеянии излучения в среде. Из [5] =3+5,1 R_d-exp(-9,7 R _d), где R_d - коэффициент общего диффузного отражения среды. Измеренные значения _eff и R_d для ткани предстательной железы и излучения с длинами волн 0,532 и 1,064 мкм представлены в [11]. С учетом формы облучаемой зоны и характерном значении диаметра пятна на поверхности ткани - 1 мм, получаем размер оптической зоны взаимодействия на длине волны 0,532, равный d_0,532=1,8 мм, а для излучения 1,064 мкм - d_1,064=5,1 мм.

Для излучения Ho:YAG лазера ткань предстательной железы является средой с доминированием поглощения, причем излучение поглощается водой, которая находится в составе ткани, поэтому d _2,1=1/ _а=0,34 мм.

Время для каждой из длин волн, за которое распространение тепла достигнет границы оптической зоны взаимодействия, равно: t_th0,532 =2,6 с, t_th1,064=21,8 с, t _th2,1=0,19 с, а для акустической волны, соответственно: t_s0,532=1,2 мкс; t_s1,064 =3,4 мкс; t_s2,1=0,2 мкс. Таким образом, при взаимодействии излучения рассмотренных устройств с тканью соблюдаются условия ограничения распространения теплопереноса. Условие ограничения акустической энергии в зоне взаимодействия соблюдены только для излучения Ho:YAG лазера. Однако большое поглощение в воде делает невозможным его применение для абляции предстательной железы.

В первом приближении степень нарушения ограничения акустических напряжений в зоне взаимодействия подчиняется экспоненциальному закону [5], где фактор ограниченности А:

A=(1-exp(-t_Lc _s/d))/(t_Lc_s /d).

Фактор А при длительности импульса, равной t _L=d/c_s, имеет смысл того, что пиковые давления в зоне взаимодействия достигают значений, равных 0,63 от значений давлений которые могут быть достигнуты при заведомо коротких импульсах. Для излучения 0,532 мкм с длительностью t _L<<1,0 мкс фактор А=1, что отражает факт отсутствия диссипации энергии из зоны взаимодействия, а при длительностях импульса порядка 1 мс имеет значение около 0,001. При дальнейшем увеличении длительности импульса t_L значение фактора А стремится к нулю. Если задаться в качестве граничного условия значением фактора, А равным 0,1, то длительность, при которой импульс излучения с длиной волны 0,532 мкм может рассматриваться как частично удовлетворяющий условию ограничения акустической энергии в зоне взаимодействия, должна иметь значение меньше 12 мкс.

Известны также лазерные установки на красителях с ламповой накачкой излучения, длительность импульса излучения которых лежит в микросекундном диапазоне [16-18]. Вследствие низкой мощности выходного излучения 1-5 Вт такие лазеры могут использоваться либо в литотрипсии, либо при воздействии на ткани, когда требуется микроскопическое воздействие, например в ангиопластике. Из-за токсичности используемых активных сред, высокой стоимости и сложности эксплуатации эти устройства не нашли широкого распространения.

Далее, известны твердотельные лазеры с микросекундной длительностью импульса, применяющиеся для дробления камней при МКБ, на основе разных активных сред: на рубине в заявке RU 95105018 (Беренберг В.А. и др.), опубликованном 10.06.1997 г., на кристаллах Nd:YAG в заявке RU 93003708 (Дьяконов Г.И. и др.), опубликованной 20.05.1995 г. и в патенте US 5963575 (Muller G. et al.), опубликованном 05.10.1999 г. Перечисленные устройства не могут применяться для абляции мягких тканей, в том числе предстательной железы, поскольку малые значения энергии 0,1-0,2 Дж и невысокая частота повторения импульсов до 10 Гц не дают выходной мощности излучения, требуемой для реализации эффективной абляции. Средняя выходная мощность перечисленных лазеров не превышает 2 Вт, что явно недостаточно.

Известны твердотельные лазеры с короткой длительностью импульса, для которых условие ограничения акустической энергии в зоне взаимодействия заведомо выполняется (t_L 10^-9 с). Наиболее близким аналогом заявленного изобретения является лазерная установка, известная из патента US 5144630 (Lin), опубл. 01.09.1992, которая, как указывается, может быть использована как для абляции тканей, так и для литотрипсии и которая включает в себя лазерный излучатель, выполненный с возможностью генерации импульсов и содержащий оптический генератор и внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику. При этом в раскрывающем наиболее близкий аналог источнике описана установка на базе Nd:YAG или Nd:YLF лазера с преобразованием частоты основного излучения во вторую, четвертую и пятую гармоники. Для преобразования частоты излучения используются нелинейные кристаллы LBO, КТР, ВВО с разными способами реализации преобразования частоты. Длительность выходного импульса излучения лежит в диапазоне 10^-13-10^-6 с, а значения частоты повторения импульсов - в диапазоне 1-10 ⁹ Гц. Предусмотрена возможность выбора длины волны излучения или использование смешанного излучения нескольких длин волн в зависимости от области применения для медицинских или промышленных приложений.

Возможные области применения в медицине: офтальмология, микрохирургия, нейрохирургия и литотрипсия. При малых длительностях импульса в диапазоне от субпикосекундных до пикосекундных длительностей, и высоких частотах повторения 10³-10 ⁹ Гц предлагается возможность микрохирургического вмешательства при абляции ткани поверхности роговицы, при фокусировке излучения с длинами волн 0,213 мкм или 0,266 мкм на поверхность роговицы. При плотности энергии 1,3 Дж/см² зона повреждения, создаваемая импульсом излучения с длиной волны 0,213 мкм составила 1 мкм в глубину, а для излучения с длиной волны 0,266 мкм - 25 мкм [29, 30]. В случае наносекундного диапазона длительностей и диапазона частот 5-50 Гц оговаривается возможность осуществления абляции ткани роговицы на участке ткани с большей площадью, размером до нескольких миллиметров.

Короткие длительности и малые значения энергии импульса излучения приводят к микроскопическим повреждениям на поверхности и малым объемам удаленной ткани. Такое воздействие может быть востребованным в микрохирургии глаза или нейрохирургии, но практическое использование излучения с такими характеристиками непригодно при абляции больших, до 50 см³, объемов ткани вследствие продолжительности процесса удаления. Увеличение средней мощности излучения за счет значительного увеличения частоты повторения импульсов сводится к квазинепрерывному режиму генерации, приводящему, как и в предыдущем случае, к возрастанию роли нежелательных термических эффектов.

Фрагментация камней лазерным излучением с короткой длительностью импульсов 10^-13-10^-6 с неэффективна несмотря на диапазон длин волн генерируемого излучения с высоким поглощением в веществе камня, и интенсивность излучения, достаточную для образования лазерной искры на поверхности камня. Ударные волны в этом случае генерируются за счет расширения плазмы в лазерной искре, а энерговклад в образующийся кавитационный пузырь мал, что приводит к микроскопическим повреждениям вещества камня и снижению скорости фрагментации камней. Малые значения энергии импульса при таких режимах генерации излучения не обеспечивают генерацию ударной волны с высокими значениями давления во фронте.

Другим существенным фактором, ограничивающим применение наиболее близкого аналога, для заявленных целей является невозможность применения волоконного инструмента для доставки излучения к зоне воздействия. Высокие значения интенсивности излучения в импульсе короткой длительности ведут к повреждению волокна и, следовательно, к отсутствию возможности проведения абляции тканей или лазерной литотрипсии эндоскопическими методами.

В основу настоящего изобретения положена задача создания многофункциональной лазерной установки, которая могла бы использоваться как для абляции ткани предстательной железы при лечении ДГПЖ, так и для дробления камней при лечении МКБ.

Указанная задача решается тем, что в лазерной установке для абляции ткани и литотрипсии, включающей лазерный излучатель, выполненный с возможностью генерации импульсов и содержащий оптический генератор и внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику, согласно изобретению лазерный излучатель генерирует импульсы излучения в диапазоне длительностей 0,1÷10,0 мкс, оптический генератор выполнен на основе кристалла Nd:YAlO₃ с модуляцией добротности затвором на нарушенном полном внутреннем отражении и волоконной линией задержки, между оптическим генератором и двухпроходным оптическим усилителем на основе кристалла Nd:YAlO₃ установлен оптический изолятор, внерезонаторный преобразователь излучения выполнен с эффективностью преобразования не менее 30%, а на вводе излучения в волоконный инструмент установлен аттенюатор.

Предпочтительно внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику оснащен системой термостабилизации, включающей в себя термостат с установленным в нем нелинейным кристаллом.

Также предпочтительно, чтобы внерезонаторный преобразователь излучения во вторую гармонику был выполнен с возможностью реализации 90°-ного некритичного по углу синхронизма с фокусированием излучения в нелинейный кристалл.

При этом в качестве нелинейного кристалла в преобразователе может в частном случае использоваться кристалл LBO (LiB₃O₅ ) или кристалл КТР (KTiOPO₄).

В отличие от известных аналогов, каждый из которых может успешно использоваться только для воздействия на ткани одной структуры, заявленное устройство позволяет эффективно воздействовать на ткани различной структуры: мягкие ткани и твердые конкременты, за счет обеспечения средней выходной мощности излучения в диапазоне от 1 до 100 Вт при микросекундной длительности импульсов и может быть использовано для лечения двух самых распространенных заболеваний в урологии (ДГПЖ и МКБ).

Эффективность воздействия лазерного излучения на ткань зависит не только от выбора длины волны с соответствующим коэффициентом поглощения, как у наиболее близкого аналога, но и от сочетания других параметров излучения (в том числе длины волны, длительности, энергии и частоты повторения импульсов). Конструкция заявленного устройства обеспечивает реализацию микросекундного диапазона длительностей импульса и преобразование излучения во вторую гармонику (длительность и длина волны излучения). В сочетании со значениями энергии импульса в диапазоне 0,1-1,0 Дж и значениями частоты повторения импульсов до 100 Гц параметры излучения позволяют осуществлять абляцию максимального объема мягких тканей (в частности до 100 см³ ткани предстательной железы) с одновременным предотвращением диссипации энергии лазерного излучения из зоны взаимодействия за время импульса. Одновременно полученные параметры излучения достаточны для получения энергии импульса, которая при воздействии на твердые конкременты обеспечивает развитие кавитационных эффектов и генерацию давления 100 КБр во фронте ударной волны, развивающейся при коллапсе кавитационного пузыря. Времена воздействия составляют при абляции предстательной железы менее 15 мин, а при фрагментации камней - менее 2 мин, приводя к уменьшению продолжительность проведения оперативного вмешательства в сравнении с другими методами.

Кроме того, микросекундная длительность импульса излучения с энергией до 1 Дж позволяет избежать разрушения волокна, применяемого для доставки излучения в зону операции, вследствие чего в отличие от излучения наносекундного и пикосекундного диапазона длительностей в прототипе позволяет использовать эндоскопический доступ и применять малоинвазийные технологии лечения.

Абляция тканей с использованием заявленного устройства осуществляется при воздействии излучения с выходной мощностью от 30 Вт и более на длине волны второй гармоники. Разрушение твердых конкрементов производится контактным способом при воздействии смешанного излучения двух длин волн: основного излучения и второй гармоники с энергией импульса до 0,2 Дж и частотой повторения импульсов 10 Гц. Средняя выходная мощность излучения в таком режиме воздействия составляет до 2 Вт, причем фрагментация камней осуществляется за счет ударных волн, генерирующихся при схлопывании кавитационных пузырей на поверхности камня. Возможно также использование заявленного устройства для контактного рассечения ткани, когда с целью увеличения гемостатического эффекта осуществляется воздействие на ткани смешанным излучением двух длин волн основного излучения и второй гармоники, причем средняя выходная мощность излучения при контактном рассечении ткани может составлять до 100 Вт.

Предлагаемое изобретение поясняется далее более подробно на конкретном примере его выполнения со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых представлены:

- на фиг.1 - блок-схема установки;

- на фиг.2 - оптическая схема излучателя.

В показанном на чертежах предпочтительном примере осуществления изобретения лазерная установка включает в себя лазерный излучатель, содержащий два квантрона 1 и 3 с активными элементами из кристаллов Nd:YAlO₃ 26 и 34, установленными соответственно в оптическом генераторе и двухпроходном оптическом усилителе, которые более подробно описываются ниже. Накачка активных элементов осуществляется с помощью блоков питания 9 и 10. Модуляция добротности в оптическом генераторе излучателя осуществляется модулятором 2, представляющим собой затвор на нарушенном полном внутреннем отражении (затвор НПВО 29). Преобразование излучения во вторую гармонику осуществляется нелинейным кристаллом, установленным в термостате 4. Изменение соотношения энергий основного излучения и энергии второй гармоники лазерного импульса осуществляется сменными фильтрами аттенюатора с помощью блока управления аттенюатора 5. Измерение и контроль выходных параметров излучения производится с помощью группы компонентов 6 на основе фотодиодов. Система охлаждения 7 с воздушно-водяным теплообменником замкнутого цикла осуществляет охлаждение квантронов 1 и 3. Работа блоков питания 9 и 10 ламп накачки, модулятора добротности 2, термостата 4, аттенюатора 5, контрольно-измерительной группы компонентов 6 и блока управления 8 системы охлаждения 7 управляется контроллером 12, который электрически связан с блоками управления указанных устройств.

Для удобства эксплуатации устройство может быть также оснащено сенсорным монитором 11 как для управления работой установки, так и для отображения сигнала хирургической эндовидеокамеры, обработка которого осуществляется блоком 13. Блок обработки 13 видеосигнала служит не только для отображения хода вмешательства в реальном времени на экране монитора 11, но и может производить запись видеосигнала на внешний мобильный носитель памяти для архивирования и последующего анализа.

На Фиг.2 показана оптическая схема лазерного излучателя установки, обеспечивающего требуемые параметры выходного излучения. Достижение эффективного результата применения устройства для лечения упомянутых ранее заболеваний требует совместного решения нескольких технических задач. Основными параметрами излучения, которые необходимо обеспечить, являются:

а) получение требуемой длительности импульса лазерного излучения, лежащего в микросекундном диапазоне длительностей (от 0,1 до 12 мкс);

б) достижение, в указанном диапазоне длительностей, значений энергии импульса лазерного излучения предпочтительно от 0,8 Дж и более;

в) реализация преобразования во вторую гармонику основного излучения с эффективностью от 30% и более.

Генерация импульса лазерного излучения осуществляется в оптическом генераторе, включающем в приведенном на фиг.2 примере глухое зеркало 21, волоконную линию задержки 22, поляризационную развязку на основе ромба Френеля 25, кристалл Nd:YAlO ₃ 26, линзу 28, затвор НПВО 29, предназначенный для активной модуляции добротности резонатора [8, 9], и выходное зеркало 30. Зеркала 27 и 33 составляют 45 градусов с оптической осью, имеют коэффициент отражения 99,9% и служат для поворота оптической оси с целью уменьшения габаритных размеров установки.

В частном случае осуществления изобретения в качестве активного элемента может использоваться кристалл Nd:YAlO ₃ 26 размерами 6,3×100 мм, в качестве глухого зеркала может использоваться сферическое зеркало 21, с коэффициентом отражения на длине волны 1,0796 мкм, равным 99,9%, а выходным зеркалом 30 может служить плоскопараллельная пластина толщиной 1 мм.

Увеличение длительности импульса достигается изменением эффективной длины резонатора за счет использования волоконной линией задержки 22. Волоконная линия задержки для изменения временных характеристик излучения лазера впервые использована Диановым Е.М и др. [19, 20], а дальнейшие исследования выполнены в работах [21-25].

В частности, в рассматриваемом примере может использоваться кварцевое волокно с диаметром кварцевой жилы 300 мкм и числовой апертурой NA=0,22. Торец волокна, обращенный к глухому зеркалу 21, находится от него предпочтительно на расстоянии, равном диаметру кварцевой жилы волокна. Согласование числовой апертуры излучения выходящего из другого торца волоконной линии задержки 22 с апертурой активного элемента 26 осуществляется объективом 23 с фокусным расстоянием, равным 18 мм. Для предотвращения генерации излучения в резонаторе, образующемся между торцом волокна линии задержки 22 и выходным зеркалом 30, и получения вследствие этого связанных резонаторов используется поляризационная развязка 25, состоящая из ромба Френеля 24.1, повернутого на угол 45° относительно оптической оси, и поляризатора 24.2. Излучение на выходе из активного элемента 26 фокусируется на поверхность выходного зеркала 30 линзой 28, с фокусным расстоянием 98 мм.

Увеличение энергии импульса в заявленной установке обеспечивается за счет двойного прохода через оптический усилитель 34, собранный на базе кристалла Nd:YAlO ₃. Для предотвращения влияния усилителя 34 на оптический генератор между ними установлен оптический изолятор 32, который может включать в себя ротатор Фарадея, кварцевый ротатор и два поляризатора из призм Глана. Согласование апертур изолятора 32 усилителя 34 с апертурой оптического генератора осуществляется линзой 31. Двойной проход излучения через оптический усилитель 34 обеспечивается с помощью сферического зеркала 35.

В частном случае оптический усилитель 34 может быть собран на базе кристалла Nd:YAlO₃ размерами 8×100 мм, линза 31 может иметь фокусное расстояние 120 мм.

Линза 36 используется для фокусировки лазерного излучения, отраженного оптическим изолятором 32, в нелинейный кристалл 37, установленный в термостате 4. Система объективов 38 и 41 предназначена для ввода излучения в присоединяемый к установке волоконный инструмент 42. Аттенюатор 39 со сменными фильтрами, установленный между объективами 38 и 41, предназначен для изменения соотношений энергий основного излучения и второй гармоники.

Светоделительная пластина 40, установленная за аттенюатором 39, предназначена для отражения части излучения на измерительную группу компонентов 6, состоящую из энергометров 44 и 45 и дихроичного зеркала 43, обеспечивающих контроль и управление выходными параметрами излучения.

Установка работает следующим образом.

Лазерный резонатор между зеркалами 21 и 30, работает в режиме активной модуляции добротности и генерирует импульсы излучения микросекундного диапазона длительностей. Длительность импульса на выходе определяется в первую очередь эффективной длиной резонатора и потерями излучения при распространении в волоконной линии задержки. Значение длительности лазерного импульса на выходе зеркала 30 может регулироваться длиной волоконной линии задержки 22. Изменение усиления активной среды или потерь на согласование апертур в резонаторе, при изменении уровня накачки активного элемента 26, обуславливают относительно небольшие изменения длительности импульса в зависимости от уровня накачки. Например, для волоконной линии задержки из волокна с диаметром кварцевой жилы 300 мкм с длиной 50 м длительность импульса по полувысоте на выходе оптического генератора составляет 0,98 мкс при энергии накачки, равной 35 Дж, и 0,8 мкс при энергии накачки, равной 44 Дж. Выбирая длину волоконной линии задержки в генераторе, следует учитывать возможность изменения длительности импульса излучения (например, увеличение в 2-3 раза) при усилении в оптическом усилителе 34 из-за смещения переднего фронта импульса, распространяющегося среде с насыщением усиления.

Поляризационная развязка 25 на основе ромба Френеля служит для подавления паразитной генерации излучения в резонаторе, образующемся между выходным зеркалом 30 и полированным торцом волокна волоконной линии задержки 22, и предотвращения образования связанных резонаторов. Модуляция добротности резонатора производится затвором НПВО 29, имеющим в открытом состоянии пропускание, равное 95% на длине волны 1,0796 мкм генерируемого излучения.

Энергия импульса за выходным зеркалом 30 составляет 130 мДж при накачке 35 Дж и 180 мДж при накачке равной 44 Дж. Для увеличения энергии импульса лазерного излучения используется оптический усилитель 34, причем излучение дважды проходит через него за счет отражения от сферического зеркала 35. Сферическое зеркало 35 с радиусом кривизны, равным 100 мм, предпочтительно устанавливать таким образом, чтобы компенсировать на обратном проходе изменения радиуса фронта лазерного пучка, вызванные тепловой линзой в усилителе 34.

Распространяющееся в обратном направлении излучение поляризовано под углом 90° к первоначальной горизонтальной плоскости и плоскость его поляризации перпендикулярна к оси пропускания поляризатора - призмы Глана изолятора 32. Пропускание изолятора для излучения нужной поляризации составляет 92%, а степень изоляции отраженного излучения равна 38 дБ.

Энергия отраженного призмой Глана излучения может достигать значений порядка 0,8÷1,2 Дж и иметь длительность порядка 2,0-3,0 мкс при апертуре пучка около 8 мм. Плотность мощности излучения в таком пучке имеет значение порядка 1,0 МВт/см ². Достижение эффективного преобразования частоты излучения требует больших значений плотности мощности. С этой целью излучение фокусируется в нелинейный кристалл 37, в котором реализуется 90°-ный некритичный по углу синхронизм. На длине волне излучения Nd:YAlO₃ лазера возможно осуществление некритичного по углам синхронизма, например, для кристаллов КТР или LBO, при их нагреве. Экспериментально измеренное значение температуры для кристалла КТР равно 54°С [28], для кристалла LBO по литературным данным в диапазоне 145 - 155°С.Излучение фокусируется линзой 36, имеющей фокусное расстояние 120 мм, в нелинейный кристалл 37, термостабилизированный с точностью ±0,1°С. Эффективность преобразования излучения в указанных условиях составила около 40%, а энергия излучения на длине волны 0,54 мкм на выходе преобразователя ˜ 0,4 Дж.

Система ввода излучения в волокно, состоящая из объективов 38 и 41, переносит с уменьшением изображение пятна лазерного излучения из перетяжки в нелинейном кристалле в плоскость входного торца волоконного инструмента 42. Система оптимизирована как по отношению к сферическим, так и по отношению к хроматическим аберрациям для излучения двух длин волн.

Часть лазерного излучения отводится пластиной 40 для измерения выходной энергии импульса излучения на каждой из длин волн энергометрами 44 и 45, связанными обратной связью с контроллером, для осуществления контроля и управления выходными параметрами излучения.

Предусмотрена возможность изменения соотношения долей энергии излучения на каждой из длин волн в выходной энергии излучения в зависимости от текущей задачи практического использования. Увеличение средней мощности и гемостатических свойств излучения при контактном рассечении тканей можно получить, оставив в лазерном пучке непреобразованное основное излучение. Для использования в литотрипсии оптимальной комбинацией параметров импульса излучения с разными длинами волн может быть следующая: максимальная общая энергия импульса 200 мДж, при этом излучение 0,54 мкм не более 60 мДж, излучение 1,0796 мкм не более 140 мДж.

Аттенюатор 39, состоящий из сменных фильтров, служит для выбора нужного соотношения энергий излучения на каждой из длин волн. Возможны три комбинации пропускания системы из фильтров по отношению к излучению 1,0796 мкм: 1 - 100% пропускание для контактного рассечения тканей с повышенным уровнем коагуляции ткани и гемостаза; 2 - пропускание в пределах 70-80% в режиме работы литотриптора; 3 - отсутствие пропускания в режиме абляции с минимальной коагуляцией ткани.

Предварительные эксперименты по воздействию излучения микросекундной длительности на мягкие ткани стенки мочеточника показали возможность реализации абляции в выбранном диапазоне длительностей. При воздействии на ткани мочеточника, с диаметром пятна на поверхности ткани равным 0,3 мм при значениях плотности энергии от 15 Дж/см² наблюдалось начало удаления ткани с образованием кратера. При возрастании плотности энергии до 35 Дж/см² и воздействии 500 импульсов глубина кратера составляла 0,5 мм, а слой коагулированной ткани не превышал в толщину 0,4 мм. Очевидно, что малая энергия излучения в импульсе не обеспечивает требуемой скорости удаления ткани. Увеличение эффективности удаления ткани требует увеличения как энергии импульса, так и значения средней мощности излучения на длине волны второй гармоники.

Как уже отмечалось ранее, абляция тканей с использованием заявленного устройства осуществляется при воздействии излучения с выходной мощностью более 30 Вт на длине волны второй гармоники. Воздействие на ткань производится дистанционно, диаметр пятна на поверхности ткани составляет 1 мм, а плотность энергии на поверхности ткани имеет значение более 35 Дж/см². Возможно контактное рассечение ткани, где с целью увеличения гемостатического эффекта осуществляется воздействие на ткани смешанным излучением первой и второй гармоники. Средняя мощность излучения при контактном рассечении ткани на выходе дистального торца волоконного инструмента может составлять более 60 Вт. Разрушение твердых конкрементов также производится контактным способом, при соприкосновении дистального торца волоконного инструмента, с диаметром кварцевой жилы 300 мкм, с поверхностью камня. Воздействие в этом случае осуществляется смешанным излучением двух длин волн с энергией импульса до 0,2 Дж и частотой повторения импульсов 10 Гц. Средняя мощность излучения на выходе волоконного инструмента в таком режиме воздействия составляет 2 Вт. Фрагментация камней в этом случае осуществляется за счет ударных волн, генерирующихся при схлопывании кавитационных пузырей на поверхности камня. В заключение следует отметить, что вышеуказанный пример приведен исключительно для лучшего понимания сущности заявленного изобретения и не может рассматриваться в качестве ограничивающего объем притязаний. Специалисту будут ясны и другие частные случаи осуществления изобретения (в частности, изменение длительности импульса в заявленных пределах - от 0,1 до 10 мкс - может быть достигнуто изменением длины волоконной линии задержки 22, кроме того, возможно осуществление поляризационной развязки на базе фазовой пластины толщиной /4, использование других нелинейных кристаллов и т.д.), не выходящие за рамки испрашиваемой правовой охраны, определяемой исключительно прилагаемой формулой изобретения.

Источники информации

1. G.M.Hale and M.R.Querry, "Optical constants of water in the 200nm to 200um wavelength region," App. Opt., 12, 555-563, (1973).

2. R.M.Pope and E.S.Fry, "Absorption spectrum (380-700 nm) of pure water. II. Integrating cavity measurements" App. Opt., 36, 8710-8723, (1997).

3. W.F.Cheong, S.A.Prahl, A.J.Welch. "A review of the optical properties of biological tissues", IEEEJ. Quantum Electron., 26:2166-2185, (1990).

4. S.L.Jacques, "How tissue optics affect dosimetry for photochemical, photothermal, and photomechanical mechanisms of laser-tissue interaction," SPIE Proceedings, 1599, 316-322 (1992).

5. Steven L. Jacques "Role of tissue optics and pulse duration on tissue effects during high-power laser irradiation", App. Opt. v.32, No. 13, pp.2447-2457, (1993).

6. D.Albagli, M.Dark, L.T.Perelman, С von Rosenberg, I Itzkan, M.S.Feld "Photomechanical basis of laser ablation of biological tissue" Optics Letters, v.19, No.21, pp.1684-1686, (1994)

7. A.Oraevsky, R.O.Esenaliev, S.L.Jacques, F.K.Tittel, "Mechanism of precise tissue ablation with minimal side effects (under confined stress conditions of irradiation)" SPIE Proceedings, 2323, 250-261 (1995).

8. A A.Oraevsky, S.L.Jacques, F.K.Tittel "Mechanism of laser ablation for aqueous media irradiated under confined-stress" J. Appl. Phys. V.78(2), pp.1281-1290, (1995).

9. I.Itzkan, D.Albagli, M.L.Dark, L.T.Perelman, Ch. von Rosenberg, M.S.Feld "The thermoelastic basis of short pulsed laser ablation of biological tissue", Proc. Natl. Acad. Sci. USA, v.92, pp.1960-1964, (1995).

10. V.Venugopalan, N.S.Nishioka, В.В.Miki&, "Thermodynamic Response of Soft Biological Tissues to Pulsed Infrared-Laser Irradiation", Biophysical Journal, v.70, pp.2981- 2993, (1996).

11. A.A.Oraevsky, S.L.Jacques, and F.K.Tittel, "Measurement of tissue optical properties by time-resolved detection of laser-induced transient stress" App. Opt. 36, 402-416 (1997).

12. D.Kim, M. Ye, C.P.Grigoropoulos, "Pulsed laser-induced ablation of absorbing liquids and acoustic-transient generation", Appl. Phys. A, v.67, pp.169-181, (1998).

13. L.V.Zhigilei, B.J.Garrison, M.Goto, J.Hobley, M.Kishimoto, H.Fukumura, A.G.Zhidkov, "The role of inertial and spatial confinement in laser interaction with organic materials", Proceedings World Multiconference on Systems, Cybernetics and Informatics, Orlando, USA, pp.215-220, (2001).

14. Г.В.Островская. Эффективность преобразования световой энергии в акустическую при взаимодействии импульсного лазерного излучения с жидкой средой. I. Расчет эффективности преобразования при оптоакустическом взаимодействии, ЖТФ, т.72, вып.10, стр.95-102, (2002).

15. A.L.McKenzie, "Physics of thermal processes in laser-tissue interactions", Phys. Med. Biol. 35, pp.1175-1209 (1990)"

16. M.R.Prince, T.F.Deutsch, A.H.Shapiro, R J.Margolis, A.R.Oseroff, J.T.Fallon, J.A.Parrish, R.R.Anderson, "Selective ablation of atheromas using a flashlamp-excited dye laser at 465 nm", Proc. Nat. Acad. Sci. USA, v.83, pp.7064-7068, (1986).

17. U.S.Sathyam, A.Shearin, and S.A.Prahl, "The Effects Of Spot Size, Pulse Energy, and Repetition Rate on Microsecond Ablation of Gelatin Under Water", Proc. SPIE 2391, 336-344, (1995).

18. B.S.Amurthur, S.A.Prahl, "Acoustic cavitation events during microsecond irradiation of aqueous solutions", Proc. SPIE 2970, 4-9, (1997).

19. E.M.Дианов, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко, Н.В.Кравцов, В.В Фирсов. Лазер со световодным резонатором, Квантовая электроника, 3, № 11, стр.2503-2505, (1976).

20. Е.М.Дианов, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко, Н.В.Кравцов, В.В.Фирсов. Комбинационный лазер со световодным резонатором, Квантовая электроника, 5, № 6, стр.1305-1309, (1978).

21. S.K.Isaev, L.S.Kornienko, N.V.Kravtsov, N.M.Naumkin, B.G.Skuibin, V.V.Firsov YU. P Yatsenko. "Mode self-locking in solid-state lasers with long resonators". J. Opt. Soc. Am., v.68, No.11, pp.1621-1622, (1978).

22. A.M.Забелин, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко. Селекция мод и перестройка частоты в лазере со световодным резонатором, Квантовая электроника, 8, № 12, стр.2695-2697, (1981).

23. Masataka Nakazawa, Masamitsu Tokuda, Naoya Uchida. "basing characteristics of a Nd³⁺:YAG laser with a long optical-fiber resonator". J. Opt. Soc. Am., v.73, №66, pp.838-842, (1983).

24. E.M.Дианов, A.M.Забелин, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко. Кольцевой гранатовый лазер со световодным резонатором, Квантовая электроника, 11, № 8, стр.1509-1510, (1984).

25. Е.М.Дианов, С.К.Исаев, Л.С.Корниенко, В.В.Фирсов, Ю.П.Яценко. Синхронизация компонент ВРМБ в лазере со световодным резонатором, Квантовая электроника, 16, № 1, стр.5-6, (1989).

26. Г.И.Кромский, В.Н.Макаров, Л.Г Сапрыкин, Е.А.Степанцев, А.П.Фефелов, С.И.Хоменко. Модулятор добротности лазера, Авторское свидетельство СССР SU 11379107 (1983).

27. В.Denker, V.Osiko, S.Sverchkov, Yu.Sverchkov, A.Fefelov, S.Khomenko. "Highly efficient erbium glass lasers with Q-switching based on frustrated total internal reflection", v.19, №6, pp.544-547, (1992).

28. Абросимов С.А., Гречин С.Г., Кочиев Д.Г., Маклакова Н.Ю., Семененко В. ГВГ в кристалле КТР моноимпульсов микросекундной длительности, Квантовая электроника, 31, № 7, стр.643-646, (2001).

29. Ren,Q; Gailitis, R.P.; Thompson, K.P.; Lin, J.T. Ablation of the cornea and synthetic polymers using a UV (213 nm)solid-state laser, IEEE J. Quantum Electron., 26:2284-2288, (1990).

30. R.P.Gailitis, Q.Ren, K.P.Thompson, J.T.Lin, G.O.Waring. Solid state ultraviolet laser (213 nm) ablation of the cornea and synthetic collagen lenticules, Lasers in Surgery and Medicine, Volume 11, Issue 6, Pages 556-562, (1991).