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DE60032637T2 - Medizinisches diodenlasersystem mit zwei wellenlängen - Google Patents

Medizinisches diodenlasersystem mit zwei wellenlängen Download PDF

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DE60032637T2
DE60032637T2 DE60032637T DE60032637T DE60032637T2 DE 60032637 T2 DE60032637 T2 DE 60032637T2 DE 60032637 T DE60032637 T DE 60032637T DE 60032637 T DE60032637 T DE 60032637T DE 60032637 T2 DE60032637 T2 DE 60032637T2
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radiation
core
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tissue
fiber core
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Description

  • Hintergrund der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Diodenlasersysteme, die mindestens zwei Wellenlängen oder Leistungsdichten von Lichtenergie durch ein einziges Stufenindexfasersystem übertragen, welches mindestens zwei Kernbereiche hat.
  • Die heutige Verwendung von Lasern in medizinischen Prozeduren und chirurgischen Anwendungen ist nahezu unbegrenzt. Festkörperlaser, wie z.B. der Nd:YAG, wurden ursprünglich eingesetzt, um die gewünschte optische Leistung und Wellenlänge für medizinische Prozeduren in den Bereichen Dermatologie, plastische Chirurgie, Ophthalmologie, Otorhinolaryngologie (HNO), Neurochirurgie, Gastroenterologie, Urologie, Gynäkologie und allgemeine Chirurgie zu erreichen. Festkörperlaser, die für diese Anwendungen eingesetzt werden, sind teuer, komplex und im Allgemeinen ineffizient. Diodenlaser sind ein attraktiver Ersatz für diese Festkörperlaser, da sie billig und klein sind und einen geringen Leistungsbedarf haben. Einzelne Diodenlaser liefern allerdings im Vergleich zu Festkörperlasern eine relativ niedrige optische Leistung. Um (medizinisch) wirksame Leistungen zu erzielen, werden diese Laser typischerweise zu einem Barren oder einem Array auf einem oder mehreren Substraten kombiniert.
  • Während medizinischer Prozeduren auf Gewebe fokussierte Lichtenergie verursacht je nach Leistungsdichte der Strahlungsenergie lokale Hyperthermie, Koagulation oder Vaporisation. Für eine lokale Hyperthermie wird eine niedrigere Leistungsdichte der Strahlungsenergie benötigt, die mittels Collagenaseaktivierung zu einer Zerstörung lokaler Blutgefäße führen kann. Für die Koagulation als Folge einer Proteindenaturierung wird eine höhere Leistungsdichte der Strahlungsenergie benötigt. Für die Vaporisation, bei der festes Gewebe mittels Umwandlung in gasförmigen Dampf oder in Rauch (plume) entfernt wird, ist eine noch höhere Leistungsdichte der Strahlungsenergie erforderlich. Dieser Prozess wird auch als Gewebeablation oder Schneiden bezeichnet.
  • Die Gewebeablation kann sukzessiv zu Karbonisationszonen, Vakuolisationszonen und Ödemen im benachbarten Gewebe führen, wenn die Hitze dorthin abgeleitet wird. Eine kleine Laserfleckgröße (spot size) verringert Ödeme und verursacht weniger Kollateralschäden bei den umliegenden gesunden Zellen. Eine größere spot size ist weniger präzise und es besteht die Tendenz, das Gewebe zu koagulieren. Folglich wird je nach gewünschtem Effekt eines medizinischen Lasers eine kleine oder große spot size gewählt. Die gesamte Ausgangsleistung eines oder mehrerer Laserdiodenarrays/-barren muss auf eine kleine Zone konzentriert werden, um medizinische Anwendungen wie Schneiden oder Verdampfen von Gewebe effizient zu ermöglichen. Hochkonzentrierte Lichtenergie entspricht einer hohen Leistungsdichte, die jedoch nicht für alle medizinischen Laseranwendungen von Vorteil ist. Tatsächlich ist eine Strahlung mit hoher Leistungsdichte für Anwendungen wie z.B. die Koagulation ungünstig. Ein einzelner Diodenlaser mit effizienter Übertragung ist gegenüber einem Laserdiodenarray von Vorteil.
  • Die Laserfleckgröße (spot size) verhält sich umgekehrt proportional zur Querschnittsfläche des Lichtwellenleiterkerns, welcher die Lichtenergie überträgt, d.h. ein kleinerer Querschnitt erhöht die Leistungsdichte für eine vorgegebene Leistung. Das Einkoppeln hoher Lichtenergien in Fasern mit immer kleineren Kernquerschnitten kann jedoch schwierig werden, da nur Licht, welches in einem Einfallswinkel, der kleiner ist als der kritische Winkel, in den Faserkern eintritt, in den Kern gebrochen wird. Dieses Phänomen erklärt sich durch das Snellius'sche Brechungsgesetz: n1 sin Θ1 = n2 sin Θ2 (1)wobei n1 der Brechungsindex des Mediums, Θ1 der Einfallswinkel relativ zum Einfallslot, n2 der Brechungsindex des Faserkernmaterials und Θ2 der Brechungswinkel im Verhältnis zur Senkrechten ist.
  • Beim Durchgang von Licht von einem Medium mit höherem Brechungsindex in eines mit niedrigerem Brechungsindex – beispielsweise von einem Faserkern in eine Mantelschicht – wird der Strahl vom Einfallslot der Kern-Mantel-Grenzfläche weg gebrochen. Strahlung, die sich durch den Faserkern ausbreitet und in einem Einfallswinkel, der größer ist als der kritische Winkel, auf die Mantelschicht trifft, wird senkrecht zur Normalrichtung der Kern-Mantel-Grenzfläche gebrochen. Somit wird die gesamte einfallende Strahlung vorteilhafter Weise in den Faserkern zurück reflektiert.
  • Dieses elementare physikalische Prinzip der Totalreflexion wurde von Richard Nagal (Int. Pat. No. WO 95/15508) genutzt, um einen Stufenindexbereich in einem Lichtwellenleiter zur Übertragung einer einzelnen Lichtwellenlänge zu konstruieren. Nagals Erfindung beschreibt eine Kopplungsvorrichtung, die eine erhöhte Übertragung einer einzelnen Lichtwellenlänge erlaubt. Licht, das außerhalb des Akzeptanzwinkels und Durchmessers des zentralen Faserkerns einfällt, gelangt in die erste Mantelschicht, die als zusätzlicher Kern wirkt. Die erste Mantelschicht hat zugleich die Funktionen eines normalen Mantels sowie eines zweiten Kerns. Diese erste Mantelschicht besitzt einen kleineren Brechungsindex als der Kern und ist von einer zweiten Mantelschicht umhüllt. Somit existieren praktisch zwei konzentrische Kerne sowie zwei konzentrische Mantelschichten. Nagal betrachtet allerdings nicht die Verwendung dieses Faserbereichs als Transportfaser. Darüber hinaus wird der Faserbereich ausschließlich zur Kopplung einer einzigen Laserstrahlungsart in eine Standardtransportfaser benutzt. Nagal lässt weder die Einführung von mehr als einer Wellenlänge in die Faser noch die simultane Übertragung von hohen und niedrigen Leistungsdichten zu.
  • Das Dokument US 5,668,903 zeigt ein Lasersystem für medizinische Anwendungen, das ein Multikernsystem zur Kombination mehrerer Laserstrahlen von einer Vielzahl von Diodenlasern zu einem einzigen Strahl von hoher Strahlqualität und hoher Leistungsdichte beinhaltet. Dokument US 5,451,221 beschreibt ein endoskopisches Lichtübertragungssystem, mit dem Licht unterschiedlicher Wellenlängen auf ein Gewebe gerichtet werden kann, um es gleichzeitig zu ablatieren und zu koagulieren.
  • Nach dem Stand der Technik wurden bereits Systeme zum simultanen Schneiden und Ablatieren von Gewebe mittels Strahlung aus einer einzigen Faser vorgeschlagen. Diese Systeme verwenden jedoch sperrige, komplizierte und teure Festkörperlasersysteme. Außerdem gehen diese Systeme von Methoden zur Strahlteilung aus, die eine Verringerung der Leistungsdichte und der Strahlungsqualität zur Folge haben. Aus diesem Grund wird ein System benötigt, das die Vorteile preisgünstiger Diodenlaser nutzt und in der Lage ist, sowohl Strahlung von hoher Leistungsdichte (oder Wellenlängen, die stark absorbiert werden), für das Schneiden und Ablatieren von Gewebe als auch Strahlung mit niedriger Leistungsdichte für das Koagulieren von umliegendem Gewebe zu übertragen.
  • Ziele und Zusammenfassung der Erfindung
  • So ist es eines der Ziele der vorliegenden Erfindung, ein medizinisches Diodenlasersystem bereit zu stellen, das die effiziente Übertragung von mindestens zwei Leistungsdichten oder mindestens zwei Wellenlängen erlaubt.
  • Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines medizinischen Diodenlasersystems für das simultane Koagulieren und Schneiden oder Ablatieren von Gewebe.
  • Daneben soll mit der vorliegenden Erfindung eine Multikernfaser geschaffen werden, die die simultane Übertragung sowohl von Strahlung mit hoher Leistungsdichte oder gut absorbierter Wellenlänge, die für das Schneiden und Abtragen von Gewebe genutzt wird, als auch von Strahlung mit niedriger Leistungsdichte, die zum Koagulieren und/oder zur Biostimulation eingesetzt wird, ermöglicht.
  • Kurz gesagt schafft die vorliegende Erfindung ein medizinisches Diodenlasersystem, das die simultane Übertragung von mindestens zwei Wellenlängen und mindestens zwei Leistungsdichten erlaubt. Strahlung einer für das Schneiden oder Ablatieren von Gewebe geeigneten Wellenlänge wird in einen inneren Faserkern eingekoppelt, um Ausgangsstrahlung mit einer die für die Ablation genügend großen Leistungsdichte zu erzeugen. Die Strahlung einer für Koagulation geeigneten Wellenlänge wird in einen äußeren Faserkern eingekoppelt, um einen weiteren austretenden Strahl mit einer niedrigeren, für das Koagulieren geeigneten Leistungsdichte zu erzeugen. Der äußere Faserkern, der den inneren Faserkern direkt umschließt, hat einen kleineren Brechungsindex als der innere Faserkern und wirkt somit als Mantelschicht für den inneren Faserkern. Der äußere Faserkern wird von einer Mantelschicht mit einem kleineren Brechungsindex als dem des äußeren Faserkerns umgeben. Alternativ trennt als Zwischenschicht dienendes Material die äußeren und inneren Faserkerne. In dieser Ausführung besitzt der innere Faserkern einen größeren Brechungsindex als die innere Mantelschicht, die ihrerseits einen kleineren Brechungsindex besitzt als der äußere Faserkern, der von einer äußeren Mantelschicht umgeben ist, die ebenfalls einen kleineren Brechungsindex hat als der äußere Faserkern. In der Anwendung ermöglichen beide Ausführungen die Übertragung von Strahlung mit hoher und niedriger Leistungsdichte, die zum effizienten Schneiden oder Ablatieren, zur Biostimulation und zur Koagulation verschiedener Gewebe genutzt werden kann.
  • Obengenannte sowie weitere Ziele, Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus nachstehender detaillierter Beschreibung in Verbindung mit den dazugehörigen Zeichnungen ersichtlich.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnungen
  • 1 stellt eine Ausführung der vorliegenden Erfindung bei der Bestrahlung einer Gewebeoberfläche als Querschnittszeichnung dar.
  • 2 illustriert die Draufsicht eines Laserfleckes durch Ausführungen wie in 1 und 4 dargestellt.
  • 3 zeigt den Querschnitt einer Ausführung mit zusätzlicher Mantelschicht.
  • 4 zeigt die Querschnittszeichnung einer Faser 18, wie sie in 1 abgebildet ist.
  • 5–8 zeigen weitere Querschnitte von Ausführungen der vorliegenden Erfindung.
  • 9–10 stellen weitere Ausführungen der vorliegenden Erfindung im Querschnitt bei der Bestrahlung einer Gewebeoberfläche unter Einsatz eines Prismas zur Umleitung der Strahlung dar.
  • Detaillierte Beschreibung bevorzugter Ausführungen
  • Die vorliegende Erfindung bietet ein System zur gleichzeitigen Übertragung von mindestens zwei Wellenlängen oder mindestens zwei Leistungsdichten, die z.B. simultan Gewebe schneiden oder verdampfen und koagulieren können. Die vorliegende Erfindung erlaubt es, zwei unterschiedliche Wellenlängen und Leistungsdichten durch dieselbe Faser zu übertragen, so dass es z.B. möglich ist, mit einem einzigen medizinischen Instrument simultan zu schneiden und zu koagulieren. Die vorliegende Erfindung ermöglicht die Übertragung mehrerer Laserstrahlquellen durch eine einzige Übertragungsglasfaser. Dies ist ein Vorteil gegenüber dem Einsatz mehrerer Fasern, da der Durchmesser eines Instruments, das die vorliegende Erfindung nutzt, erheblich kleiner und bedienerfreundlicher hergestellt werden kann. Des Weiteren ist die vorliegende Erfindung nicht beschränkt auf die Übertragung zweier Wellenlängen oder Leistungsdichten. Der Faser können weitere konzentrische Schichten zur Übertragung zusätzlicher Wellenlängen hinzugefügt werden.
  • 1 stellt eine Ausführung dieses Instrument dar, die für zahlreiche medizinische Anwendungen eingesetzt werden kann. Zwei unterschiedliche Strahlungswellenlängen werden durch die Faser 18 übertragen und durch die Linse 17 auf das Gewebe 11 fokussiert. Die Strahlung im inneren Kern 12, mit einer Wellenlänge von z.B. 1,9 μm, wird in den inneren Faserkern 16 geleitet, durch diesen übertragen und durch die Linse 17 auf einen kleinen Fleck 19 fokussiert. Die Strahlung im inneren Kern 12 hat eine Wellenlänge, die an die Absorption des Gewebes 11 angepasst ist. Der kleine Fleck 19 besitzt eine ausreichende Leistungsdichte zum Schneiden oder Ablatieren des Gewebes 11.
  • Die Strahlung im äußeren Kern 13 wird zum Koagulieren des Gewebes 11 verwendet. Diese Strahlung 13 wird in den äußeren Faserkern 15, der den inneren Faserkern 16 umgibt, eingekoppelt und durch diesen übertragen. Der äußere Faserkern 15 besitzt einen kleineren Brechungsindex als der innere Faserkern 16 und wirkt als Mantelschicht für den inneren Faserkern 16. Ebenso besitzt die Mantelschicht 14 einen kleineren Brechungsindex als der äußere Faserkern 15. Die im äußeren Kern geführte Strahlung 13 wird durch die Linse 17 auf einen großen Fleck 20 auf dem Gewebe 11 fokussiert. Der große Fleck 20 besitzt eine niedrigere, zum Koagulieren von Gewebe 11 geeignete Leistungsdichte.
  • In 2 ist ein Laserfleck dargestellt, der von einer Strahlung mittels der in 1 und 4 gezeigten Ausführungen erzeugt wird. Strahlung wird durch den inneren Kern übertragen und in einen kleinen Fleck 23 fokussiert, der dem kleinen Fleck 19 in 1 entspricht. Strahlung von hoher Leistungsdichte in einem kleinen Fleck 23 wird zum Schneiden oder Abtragen von Gewebe genutzt. Der große Fleck 22, der dem großen Fleck 20 in 1 entspricht, umgibt und überdeckt den kleinen Fleck 23. Die im großen Fleck 22 fokussierte Strahlung koaguliert das Gewebe, welches das von dem kleinen Fleck 23 geschnittene oder abgetragene Gewebe umgibt.
  • 3 zeigt den seitlichen Querschnitt einer Glasfaserausführung. Normalerweise besitzen Glasfasern zusätzlich zur in 3 dargestellten Struktur mindestens eine Pufferschicht zum Schutz der Glasfaser. In dieser Ausführung bilden vier konzentrische Schichten den Teil der Glasfaser, der zwei Strahlungswellenlängen überträgt. Der innere Faserkern 33 überträgt Strahlung von hoher Leistungsdichte und ist umgeben von der inneren Mantelschicht 35. Die innere Mantelschicht 35 ist umgeben vom äußeren Faserkern 32, der die zweite Strahlungswellenlänge überträgt. Die äußere Mantelschicht 34 bildet die vierte Schicht und umgibt den äußeren Faserkern 32. Der Brechungsindex des inneren Faserkerns 33 ist größer als der Brechungsindex der inneren Mantelschicht 35, die gleichzeitig einen kleineren Brechungsindex besitzt als der äußere Faserkern 32. Die äußere Mantelschicht 34, welche die vierte konzentrische Schicht bildet, besitzt einen kleineren Brechungsindex als der äußere Faserkern 32. Bei der Anwendung sind beide Faserkerne von Material mit kleinerem Brechungsindex umgeben, wodurch eine Totalreflexion innerhalb des einzelnen Faserkerns erreicht wird. Diese innere Totalreflexion hat den zusätzlichen Vorteil eines verminderten Übersprechens (cross-talk) zwischen den Faserkernen.
  • 4 zeigt eine andere Ausführung der in 1 dargestellten Faser als seitliche Querschnittzeichnung. Der innere Faserkern 43, der 16 in 1 entspricht, ist umgeben vom äußeren Faserkern 42, der 15 in 1 entspricht. Die Mantelschicht 44, die 14 in 1 entspricht, fungiert als Wellenleiter für das Licht, das sich im äußeren Faserkern 42 ausbreitet, da die Mantelschicht 44 einen kleineren Brechungsindex besitzt als der äußere Faserkern 42. Der äußere Faserkern 42 dient wiederum als Lichtleiter für die Strahlung, die sich im inneren Faserkern 43 ausbreitet, da der äußere Faserkern einen kleineren Brechungsindex besitzt als der innere Faserkern 43.
  • 5 und 6 zeigen seitliche Querschnittzeichnungen von weiteren Ausführungen, bei denen unterschiedliche Formen und Größen der inneren Faserkerne 53 und 63 und der äußeren Faserkerne 52 und 62 verwendet werden. Die äußere Form des Querschnitts der Mantelschichten 54 und 64 bleibt konstant, auch wenn die Querschnittsflächen unterschiedlich sind. Die Strukturen in 4–6 besitzen alle einen inneren Faserkern mit einem Brechungsindex, der größer ist als der des äußeren Faserkerns, der seinerseits einen größeren Brechungsindex besitzt als die Mantelschicht.
  • 7 stellt eine Ausführung in seitlichem Querschnitt dar, bei der innerhalb der Mantelschicht zwei getrennte Faserkerne mit unterschiedlichen Querschnittsflächen liegen und damit zwei unterschiedlichen Lichtwellenlängen ermöglichen, sich durch eine Faser auszubreiten. Die Faserkerne sind durch einen Mantel voneinander getrennt, wodurch Überlappungen zwischen den Strahlungen innerhalb der Faser verhindert werden. Die in 7 dargestellten Faserkerne haben einen kreisförmigen Querschnitt. Strahlung mit hoher Leistungsdichte zum Schneiden oder Ablatieren wird durch einen kleinen Faserkern 76 übertragen. Der große Faserkern 77 überträgt Strahlung mit niedrigerer Leistungsdichte zur Koagulation. Der kleine Faserkern 76 hat einen kleineren Querschnitt als der große Faserkern 77. Der Mantel 74 umhüllt beide Faserkerne.
  • 8 zeigt einen ähnlichen seitlichen Querschnitt einer weiteren Ausführung, bei der jedoch rechteckige Faserkerne eingesetzt werden. Ein rechteckiger Faserkern ist von Vorteil, wenn eine Glasfaser an einen Diodenlaser gekoppelt werden soll. Da die Laseremission eines Diodenlasers eine deutlich rechteckige Form hat, passt der rechteckige Faserkern zur Form der Lichtemission und ergibt eine effizientere Kopplung. Wenn die Diode effizienter an die Faser angekoppelt wird, kann ein Diodenlaser mit geringerer Leistung für die Anwendungen verwendet werden. Hohe Leistungsdichten können ohne merklichen Verlust an der Einkopplung übertragen werden. Des Weiteren muss für eine bestimmte Ausgangsleistung eine verhältnismäßig kleinere Leistung in die Faser übertragen werden als sie als Eingangsleistung bei einem im Wesentlichen kreisförmigen Kern erforderlich wäre. Beispielsweise wird für das Schneiden oder die Ablation eingesetzte Strahlung durch einen kleinen Faserkern 87 übertragen, welcher 76 in 7 entspricht. Die für das Koagulieren eingesetzte Strahlung wird durch den großen Faserkern 86 übertragen, welcher 77 in 7 entspricht. Ein Mantel 84 umhüllt beide Faserkerne.
  • In 7 und 8 können die Faserkerne ähnliche Brechungsindices haben, der Mantel muss jedoch einen kleineren Brechungsindex besitzen. Ausführungen wie in 7 und 8 dargestellt können besonders für Anwendungen nützlich sein, bei denen Gewebe geschnitten oder abgetragen werden muss, bei dem auf einer Seite sich ein unmittelbar benachbarter Bereich befindet, der durch jegliche Bestrahlung beschädigt würde. In dieser Ausführung kann die Faser so gedreht werden, dass die koagulierende Strahlung auf einen Bereich gerichtet wird, welcher der potenziell verletzbaren Gewebestelle gegenüberliegt. Bei anderen Ausführungen werden entweder zwei unterschiedliche Leistungsdichten oder zwei unterschiedliche Wellenlängen durch die Faserkerne übertragen. Zwei unterschiedliche (Leistungs-)Dichten derselben Strahlungswellenlänge eignen sich besonders gut für die Koagulation mittels der einen und den Einschnitt mittels der anderen Leistungsdichte. Zwei unterschiedliche Wellenlängen sind vorteilhaft, wenn die eine für einen Einschnitt oder eine Koagulation und die andere für Anwendungen wie z.B. die Bio-Stimulation eingesetzt werden soll.
  • 9 stellt eine weitere Ausführung der vorliegenden Erfindung im Querschnitt dar, die simultan sowohl das Koagulieren von Gewebe als auch einen präziseren Einschnitt ermöglicht. Dabei werden zwei unterschiedliche Strahlungswellenlängen durch die Faser 901 auf das Gewebe 907 übertragen. Die Beschichtung des Prismas 904 ist geeignet, zwischen den beiden Wellenlängen, die durch die Faser 901 übertragen werden, zu unterscheiden. Die Strahlung des inneren Kerns 903, z.B. eine Strahlung mit einer Wellenlänge von 1,9 μm, wird vom Prisma 904 abgeleitet und durch Reflexionsoptiken 909 und 905 auf die Schnittstelle 908 gerichtet. Reflexionsoptiken 909 und 905 sollen die Strahlung des inneren Kerns 903 mit größerer Präzision fokussieren, um einen Einschnitt zu erzeugen. Die Strahlung des äußeren Kerns 902 wird zum Koagulieren von Gewebe 907 genutzt. Strahlung des äußeren Kerns 902 wird durch das Prisma 904 geleitet und bestrahlt die Gewebeoberfläche 906 und das Gewebe 907.
  • 10 stellt eine weitere Ausführung dar, die das Koagulieren oder Einschneiden sehr klar definierter Gewebebereiche ermöglicht. Zwei unterschiedliche Strahlungswellenlängen werden durch die Faser 1001 auf das Gewebe 1007 und die Gewebeoberfläche 1006 übertragen. Die Beschichtung des Prismas 1005 ist geeignet, zwischen den beiden Wellenlängen, die durch die Faser 1001 übertragen werden, zu unterschieden. Die Strahlung im inneren Kern 1003 wird vom Prisma 1005 abgeleitet und durch die Reflexionsoptiken 1002 auf den Koagulationsbereich 1009 gerichtet. Reflexionsoptiken 1002 sollen die Strahlung im inneren Kern 1003 auf einen Bereich im Gewebe 1007 unter der Gewebeoberfläche 1006 richten. Die Strahlung im äußeren Kern 1004 wird durch das Prisma 1005 geleitet und auf den Schnittbereich gerichtet.
  • Bei einer weiteren Ausführung der vorliegenden Erfindung wird gepulste Laserstrahlung für die Ablation und Dauerstrichstrahlung zum Zweck der Koagulation eingesetzt. Wie bereits an anderer Stelle erwähnt, spielt die Leistungsdichte eine bedeutende Rolle bei der Bestimmung der Folgen für das Gewebe. Strahlung, die mit kürzeren Intervallen als der thermischen Relaxationszeit des bestrahlten Gewebesegments gepulst wird, wird typischerweise für Ablationszwecke eingesetzt, während Koagulation im Allgemeinen mittels Dauerstrichstrahlung ausgeführt wird. Bei dieser Alternative wird der innere Kern (in der oben beschriebenen konzentrischen Anordnung der Faserkerne) für die Übertragung von gepulster Strahlung benutzt, während der umgebende äußere Kern die Dauerstrichstrahlung leitet.
  • Die Beschreibung bevorzugter Ausführungen der Erfindung unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen stellt selbstverständlich keine Beschränkung der Erfindung auf eben diese Ausführungen dar. Vielmehr kann eine Vielzahl von Veränderungen und Modifikationen durch den Fachmann erreicht werden, ohne sich vom Umfang der Erfindung, wie sie in den beiliegenden Ansprüchen beschrieben ist, zu entfernen.

Claims (14)

  1. Ein medizinisches Diodenlasersystem, dadurch gekennzeichnet, dass es eine einzige Faser (18) zur Übertragung optischer Strahlung hat, wobei besagte Faser mindestens zwei Faserkernbereiche (15, 16) mit unterschiedlichen Querschnittsflächen hat, um Strahlung von mindestens zwei Laserstrahlquellen zu übertragen, wobei die Querschnittsfläche jedes Kerns unabhängig gewählt ist; ein kleinerer Bereich für höhere Leistungsdichte, um separat einen Strahl mit einer Laserlichtleistung (12) zum Schneiden von Gewebe zu erreichen, und ein größerer Bereich für niedrigere Leistungsdichte, um separat eine Laserlichtleistung (13) zu erhalten, um das geschnittene Gewebe zu koagulieren oder zu biostimulieren.
  2. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte mindestens zwei Laserstrahlquellen mit mindestens zwei unterschiedlichen Leistungsdichten übertragen werden.
  3. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte mindestens zwei Laserstrahlquellen auf mindestens zwei unterschiedlichen Wellenlängen emittieren.
  4. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte Strahlung von einer ersten Quelle gepulst und von einer zweiten Quelle kontinuierlich (engl.: continuous wave, CW) ist.
  5. Ein System nach Anspruch 2, wobei besagte mindestens zwei Laserstrahlquellen auch mindestens zwei Wellenlängen haben.
  6. Ein System nach Anspruch 5, wobei besagte Strahlung von besagten mindestens zwei Laserstrahlquellen simultan übertragen wird.
  7. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte Faser mindestens zwei konzentrisch angeordnete Mantelschichten hat, die einen einzelnen Kern umgeben und wo mindestens eine der besagten Mantelschichten als Kern wirkt.
  8. Ein System nach Anspruch 7, wobei eine innere Schicht besagter mindestens zwei konzentrischer Mantelschichten genutzt wird, um Strahlung von einer ersten der besagten mindestens zwei Quellen zu übertragen, und der Kern die Strahlung einer zweiten der mindestens zwei Laserstrahlquellen überträgt.
  9. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte Faser mindestens zwei nicht-konzentrische Kerne innerhalb einer Mantelschicht besitzt.
  10. Ein System nach Anspruch 9, wobei jeder der besagten mindestens zwei Kerne eine unterschiedliche Querschnittsfläche besitzt und jeder genutzt wird, um Strahlung von unterschiedlichen Laserstrahlquellen zu übertragen.
  11. Ein System nach Anspruch 9, wobei die Form der Querschnitte besagter mindestens zwei Kerne aus der Gruppe zirkularer, rechteckiger und/oder ovaler Formen ausgewählt wird.
  12. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte Faser einen Kern hat, der von einer Mantelschicht umgeben ist, welche ihrerseits von einer zusätzlichen Kernschicht umgeben ist, und besagte zusätzliche Kernschicht von einer weiteren Mantelschicht umgeben ist, und jede Schicht einen stufenweise niedrigeren Brechungsindex als den des besagten inneren Kerns hat.
  13. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte Strahlung von einer der besagten mindestens zwei Quellen genutzt wird, um Gewebe zu koagulieren und Strahlung der zweiten der besagten mindestens zwei Laserstrahlquellen genutzt wird, um Gewebe zu ablatieren.
  14. Ein System nach Anspruch 1, wobei besagte Strahlung von besagten mindestens zwei Laserstrahlquellen, die durch besagte Faser übertragen wird, unter Verwendung von Optiken am distalen Ende des besagten medizinischen Lasersystems mit größerer Präzision auf das Behandlungsgebiet gerichtet wird.
DE60032637T 1999-07-30 2000-07-27 Medizinisches diodenlasersystem mit zwei wellenlängen Expired - Lifetime DE60032637T2 (de)

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US36496199A 1999-07-30 1999-07-30
US364961 1999-07-30
PCT/US2000/020494 WO2001008579A1 (en) 1999-07-30 2000-07-27 Dual wavelength medical diode laser system

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DE60032637T2 true DE60032637T2 (de) 2007-11-15

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DE60032637T Expired - Lifetime DE60032637T2 (de) 1999-07-30 2000-07-27 Medizinisches diodenlasersystem mit zwei wellenlängen

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