ЛАЗЕРНАЯ СИСТЕМА ДЛЯ СЕЛЕКТИВНОГО ЛЕЧЕНИЯ АКНЕ
LASER SYSTEM FOR SELECTIVE TREATMENT OF ACNE

РАСКРЫТИЕ
Настоящее изобретение относится к лазерной системе для селективного лечения акне (угревой болезни) и соответствующему способу.
Акне (угревая болезнь) является одной из наиболее распространенных дерматологических проблем. Как правило, от нее страдают мужчины и женщины в подростковом возрасте и изредка сохраняется до зрелого возраста. Угревая болезнь возникает, главным образом, на лице в форме пустул, которые временами оставляют постоянные рубцы, что оказывает несомненное физиологическое воздействие на индивида. В физиологических терминах, акне является во всех отношениях хроническим заболеванием кожи с доброкачественным развитием, характеризующимся воспалительным процессом волосяного фолликула и присоединенной сальной железы. Сальная железа имеет много липидного материала и расположена в дерме на глубине от 0,5 мм до 4 мм от поверхности кожи. Наиболее распространенные виды фармакологического лечения включают в себя использование перекиси бензоила, мощного бактерицидного и кератолитического препарата (т.е. способного удалить поверхностные слои кожи), доступного в форме геля с переменными концентрациями, который, однако, может вызывать дерматит. Азелаиновая кислота имеет бактерицидное действие и является менее инвазивной, чем перекись бензоила, но она имеет длительное время реакции, изменяющиеся от 1 до 4 месяцев. В случае тяжелой угревой болезни, прописывают третиноин (например, крем Айрол (Airol)), или изотретиноин (гель Isotrex) и/или адапален (гель Differin), которые являются синтетическими производными витамина А. Это может вызывать покраснение и сухость кожи, зуд и жжение и, кроме того, может увеличивать чувствительность к солнечному излучению.
Для предотвращения побочных эффектов лекарственных средств, используемых в лечении угревой болезни, в течение последних десяти лет были разработаны применения электромагнитного излучения, излучаемого подходящими световыми устройствами и/или лазерными источниками. Были разработаны: импульсный лазер в диапазоне длин волн от 585 нм до 595 нм (Alster T S, McMeekin T O. Improvement of facial acne scars by the 585 nm flashlamp-pumped pulsed dye laser. J Am Acad Dermatol. 1996; 35:79-81), диодный лазер на длине волны 1450 нм, лазер на эрбиевом стекле на длине волны 1540 нм (Laser Treatment of Acne Semin Plast Surg. 2007 Aug; 21(3): 167-174. Light/laser therapy in the treatment of acne vulgaris J Cosmet Dermatol. 2005 Dec;4(4):318-20;).
-1
-1
Лазерные источники или световые устройства, предложенные в предшествующих ссылках, работают на некорректной длине волны для селективного лечения акне (угревой болезни), т.е. они излучают на длине волны, на которой коэффициент поглощения липидов, находящихся в большом количестве в сальной железе, является меньшим, чем коэффициент поглощения воды. Это обуславливает нежелательный эффект теплового нагревания ткани, окружающей сальную железу, с высоким риском ее повреждения. В некоторых случаях было предложено «предварительное охлаждение» ткани, окружающей сальную железу, низкотемпературной аэрозолью, или, в общем, холодными жидкостями (ʺAcne treatment with a 1.450 wavelength laser and cryogen spray cooling, Lasers in Surgery and Medicine 31:106-114 2002). Хотя теоретические научные публикации продемонстрировали обоснованность этого лечения, наличие упомянутой аэрозоли сильно усложняет работу и управление устройством дополнительно к увеличению его стоимости. Известно (из патента США №6605080 B1), что наилучшим условием для уменьшения теплового повреждения тканей, окружающих сальную железу, является то, что соотношение коэффициентом поглощения липидов и коэффициентом поглощения воды должно быть равным ~0,5. Это условие возникает в спектральном диапазоне от 1690 нм до 1750 нм. В частности, на длине волны 1726 нм коэффициент поглощения липидов составляет 10 см, в то время как коэффициент поглощения воды составляет 5 см.
Известны только две научные публикации, в которых описаны системы, способные генерировать лазерное излучение в вышеупомянутом диапазоне длин волн. В 2006 году группа профессора Rox R. Anderson провела предварительные испытания «лазера на свободных электронах», имеющего длину волны 1720 нм, и пришла к заключению, что селективная полоса поглощения липидов на длине волны 1720 нм может представлять интерес для селективной обработки поверхностных мишеней (т.е. максимально, 2 мм), подобных поверхностным сальным железам (Selective Photothermolysis of Lipid-Rich Tissues: A Free Electron Laser Study Lasers in Surgery and Medicine 38:913-919 2006).
2
В 2011 году был разработан оптоволоконный источник на основе рамановского (комбинационного) рассеяния, способный излучать лазерное излучение на длине волны 1708 нм (Photothermolysis of sebaceous glands in human skin ex vivo with a 1,708micron Raman fiber laser and contact cooling Lasers in Surgery and Medicine 43:470-480 2011), но, по причинам, описанным выше, он является неоптимальным для лечения угревой болезни. В настоящее время доступные для приобретения рамановские волоконные лазеры способны генерировать мощность, самое большее, 30 Вт, которая, в общем, является недостаточной, отдельно, для обеспечения обработки сальных желез. Вследствие явления селективного фототермолиза (Selective Photothermolysis: Precise Microsurgery by Selective Absorption of Pulsed Radiation, Science, 220:524-527 1983), за время, не превышающее время рассеяния тепла, равное 0,1 с, до сальной железы должна доходить такая доза энергии (плотность потока энергии), чтобы она вызывала увеличение температуры, достаточное для разрушения сальной железы, без повреждения окружающих тканей. Известно (из патента США №6605080B1 и патента США №7060061B2), что оптимальное значение плотности потока энергии для лечения угревой болезни находится в диапазоне 1-50 Дж/см.
Целью настоящего изобретения является обеспечение лазерной системы для селективного лечения акне, имеющей длину волны излучения, особенно пригодную для лечения акне.
Дополнительной целью является обеспечение лазерной системы с плосковершинным распределением интенсивности.
Дополнительной целью является обеспечение лазерной системы, которая имеет достаточную плотность потока энергии для лечения акне.
Дополнительной целью является обеспечение лазерной системы, которая имеет очень стабильную плотность потока энергии излучения.
Дополнительной целью является обеспечение лазерной системы, которая имеет выходной лазерный луч, имеющий достаточно большой диаметр для обеспечения достаточного проникновения в ткань.
Согласно настоящему изобретению, упомянутые и другие цели достигаются лазерной системой для селективного лечения угревой болезни и соответствующим способом согласно прилагаемой формуле изобретения.
Это решение обеспечивает различные преимущества перед решениями предшествующего уровня техники.
Согласно настоящему изобретению было разработано решение, которое позволяет генерировать лазерное излучение:
- на длине волны, равной 1726 нм, в общем, в пределах диапазона длин волн от 1690 нм до 1780 нм, что обеспечивает уменьшение эффектов нагревания вследствие поглощения воды в тканях, окружающих сальную железу,
- с мощностью >30 Вт, что обеспечивает подходящую плотность потока энергии для процесса,
- имеющее луч с плосковершинным распределением интенсивности (η≤15%), т.е. пригодный для селективной обработки сальной железы, который не вызывает повреждений в окружающих тканях и имеет диаметр >3,0 мм,
- с очень стабильной плотностью потока энергии в излучении (флуктуации <3%), что обеспечивает неизменность глубины процесса с течением времени,
- без использования какого-либо низкотемпературного газа, который может создавать термический шок для человеческой кожи.
Характеристики и преимущества настоящего изобретения будут очевидны из нижеследующего подробного раскрытия его практических вариантов осуществления, проиллюстрированных в качестве неограничивающего примера в сопутствующих чертежах, в которых:
фиг. 1 схематично показывает лазерную систему для селективного лечения акне согласно настоящему изобретению;
2
фиг. 2 показывает распространение плосковершинного луча, справа, и гауссова луча, слева, в биологической ткани с плотностью потока энергии (50 Дж/см) и диаметром 3,5 мм, причем ось Х показывает глубину в см, и ось Y показывает размер луча в см;
фиг. 3 показывает увеличение температуры, вызванное в ткани: А - гауссовым лучом с диаметром 3,5 мм, В - плосковершинным лучом с диаметром 3,5 мм, С - гауссовым лучом с диаметром 1 мм, D - плосковершинным лучом с диаметром 1 мм, причем рамка Е выделяет положение сальной железы, ось Х показывает глубину в см, и ось Y показывает температуру в °С;
фиг. 4 показывает эволюцию распределения интенсивности при компоновке, предложенной на фиг. 1, лучше описанной ниже, где ось Х и ось Y показывают размеры луча (в мкм).
2
2
2
2
Заявитель понял, что плотность потока энергии, равная 50 Дж/см, может быть достигнута в случае лазера с диаметром пятна, равным 4,0 мм, в случае лазерной мощности, приблизительно равной 63 Вт, и, таким образом, в случае более двух «рамановских волоконных лазерных» источников. Может быть достаточным уменьшить размер пятна лазера для получения плотности потока энергии, необходимой для процесса с меньшей мощностью, и, таким образом, работать с меньшим числом оптоволоконных лазерных источников. В качестве примера, пятно с диаметром 3,5 мм достигает плотности потока энергии, равной 50 Дж/см, в случае лазерной мощности, приблизительно равной 50 Вт, соответственно, в случае более чем одного источника, и можно получить плотность потока энергии, равную 50 Дж/см, в случае лазерной мощности, приблизительно равной 16 Вт, т.е. в случае одного единственного «рамановского волоконного лазерного» источника, в случае пятна, имеющего диаметр 2,0 мм. Но, как очевидно из моделей моделирования по методу Монте Карло, уменьшение размера диаметра пятна лазера имеет нежелательный эффект, состоящий в уменьшении степени проникновения лазерного излучения в биологическую ткань вследствие явления рассеяния, что уменьшает эффективность лечения акне. Следовательно, с учетом того, что сальные железы находятся на глубине от 0,6 мм до 4 мм, желательно иметь лазерные пятна с диаметром, большим, чем 2,5 мм, для обеспечения эффективного лечения угревой болезни. В предшествующем уровне техники (WO2008008971A1), для обеспечения некоторого уровня проникновения излучения в кожу применялись многочисленные соотношения между длинами волн лазерного излучения и степенью проникновения излучения в кожу. Следовательно, может быть необходимым объединить множество лазерных источников с разными длинами волн, работающих независимо, для предотвращения любых нежелательных эффектов для тканей, не подвергаемых обработке. Следовательно, использование лазерных источников с более селективной длиной волны с лазерным лучом подходящего диаметра, имеющего распределение интенсивности, заявленное в этом документе, по-видимому, является оптимальным решением для решения проблем проникновения лазерного излучения в ткань. Следовательно, такая степень селективности достигается в процессе лечения акне для значительного уменьшения возможности возникновения нежелательных эффектов, таких как: эритема, гипопигментация, гиперпигментация и отек. Рассмотрим дополнительные соображения. Обеспечение расположения лазерного луча на коже с промежутками, что является необходимым, как будет очевидно ниже, вызывает потери в оптической системе, количественно оцениваемые приблизительно в 25% (4 линзы (по 2%)+1 волокно (8%)+сапфировое окно (15%)). Таким образом, для достижения плотности потока энергии, равной 50 Дж/см, в случае лазерного пятна диаметром 4,0 мм, требуется начальная лазерная мощность, приблизительно равная 85 Вт, т.е. требуется более чем два источника, и эта лазерная мощность становится равной 65 Вт в случае пятна диаметром 3,5 мм. Вывод состоит в том, что для одновременного обеспечения плотности потока энергии, необходимой для лечения и глубины процесса (диаметр пятна лазера > 2,5 мм), должны быть использованы по меньшей мере два «рамановских волоконных лазера». Другим фактором, который вызывает разброс в уровне проникновения излучения в ткань, является нестабильность лазерной мощности. Фактически, вследствие процесса рассеяния фотонов в коже, флуктуации лазерной мощности вызывают разброс в уровне проникновения излучения в биологическую ткань. Также известно, что оптоволоконные источники на основе явления рамановского рассеяния излучают луч, имеющий гауссово распределение интенсивности.
Заявитель заметил, посредством моделей по методу Монте Карло, что лазерный луч с длиной волны, равной 1726 нм, или, в общем, в диапазоне длин волн от 880 нм до 935 нм, от 1150 нм до 1230 нм, от 1690 нм до 1780 нм и от 2250 нм до 2350 нм, имеющий гауссов профиль интенсивности, падающий на биологическую ткань, такую как человеческая кожа, обеспечивает значительную передачу энергии в слои, непосредственно примыкающие к поверхности кожи, что вызывает их значительное нагревание (фиг. 2) и уменьшает любой эффект оптимизации длины волны. Градиент температуры, который образуется (фиг. 3), является тем градиентом температуры, который определяет лечебное действие на сальную железу, расположенную на глубине, приблизительно, 0,6 мм от поверхности кожи, но, одновременно, приводит к биологическому повреждению, т.е. некрозу тканей, расположенных между поверхностью кожи и самой сальной железой. Кроме того, в экспериментальных исследованиях, в которых применяли луч с гауссовым профилем интенсивности, наблюдали повреждение ниже сальной железы, вследствие пика интенсивности, типичного для используемого градиентного (гауссова) профиля (Photothermolysis of sebaceous glands in human skin ex vivo with a 1708nm Raman fiber laser and contact cooling Lasers in Surgery and Medicine 43:470-480 2011). Те же самые модели заявителя по методу Монте Карло показали, что плосковершинный луч, т.е. лазерный луч, имеющий высокую однородность распределения интенсивности (отклонение интенсивности <15% относительно среднего значения), несомненно является наилучшим решением для селективной обработки сальных желез. Фактически, модели по методу Монте Карло показывают, что тепловое нагревание, вызываемое в слоях, ближайших к поверхности кожи, лучом, имеющим плосковершинный профиль интенсивности, является меньшим, чем тепловое нагревание, вызываемое лучом, имеющим гауссов профиль (фиг. 2 и фиг. 3). Кроме того, те же самые модели по методу Монте Карло указывают на то, что степень проникновения в ткань луча, имеющего плосковершинное распределение, является приблизительно на 20% большим, чем степень проникновения, полученная с использованием гауссова профиля. Здесь установлено, что распределение интенсивности является плосковершинным, когда соотношение (η) между среднеквадратическим отклонением (δI) интенсивности и средним значением той же самой интенсивности (<I>) является меньшим, чем предварительно заданное значение, например, ≤15%.
Использование «плосковершинного» луча предпочтительно в различных применениях (EP2407807A2, US5658275, US2008267814), и существуют множественные технологии для получения упомянутого профиля луча, начиная с распределения интенсивности многомодового источника. В частности, в US6532244B1 «плосковершинный луч» получают посредством ввода многомодового лазерного луча (число V>2,405) в два многомодовых волокна; и второе волокно, называемое промежуточным волокном, изгибают с подходящим радиусом кривизны (что известно как технология изгибания). Также известны решения (WO2011070306A1), в которых лазерный луч, имеющий гауссов профиль интенсивности, преобразуют посредством нелинейных материалов в луч, имеющий некоторое распределение интенсивности. Можно сделать вывод, что хотя решение с рамановскими волоконными лазерами с излучением на длине волны, равной 1726 нм, представляет интерес для селективной обработки сальных желез, технологическое ограничение в отношении мощности, с одной стороны, и излучение с гауссовым профилем интенсивности (одномодовый режим), с другой стороны, делают его на настоящий момент неприменимым для лечения акне. Кроме того, решения, предложенные в предшествующем уровне техники для преобразования луча с гауссовым распределением в луч с «плосковершинным» распределением, нельзя особенно рекомендовать. Более конкретно, применение с обеспечением радиуса кривизны для получения луча с однородным распределением интенсивности на волокне нецелесообразно вследствие проблем из-за потерь мощности, вызываемых кривизной (D. Marcuse, ʺCurvature loss formula for optical fibersʺ, J. Opt. Soc. Am. 66 (3), 216 (1976)), и вследствие вероятности создания микротрещин в волокнах, подвергнутых искривлению. Наконец, решения, которые включают в себя использование дискретной оптики, например, микролинз или нелинейных материалов, вызывают значительные потери мощности при прохождении лазерного излучения через нелинейные материалы.
Таким образом, хотя преимущества использования оптоволоконного «рамановского» источника (длина волны и стабильность в излучении) являются очевидными, ограничения (низкая мощность и излучение с гауссовым профилем интенсивности) ставят под сомнение его применение при лечении акне, и решения, присутствующие в литературе (изгибание) не являются такими решениями, которые обеспечивают преодоление вышеупомянутых ограничений и позволяют получить подходящий уровень однородности распределения интенсивности, функциональный для селективного лечения акне.
Лазерная система для селективного лечения акне, согласно настоящему изобретению, содержит один или несколько оптоволоконных лазерных источников на основе рамановского эффекта; на фигурах показаны три источника. В качестве примера, оптоволоконный лазерный источник 10 на основе рамановского эффекта способен испускать излучение на длине волны, равной 1726 нм, с мощностью в диапазоне от 30 Вт до 35 Вт.
Предпочтительно, в источник 10 вставляют красный лазер или лазер с любой другой видимой длиной волны, с низкой мощностью (<100 мВт) на длине волны, видимой человеческому глазу, который действует в качестве указателя на поверхность кожи.
Источник 10, который является оптоволоконным рамановским источником, оканчивается в одномодовом волокне 11, имеющим число V<2,405 и длину, обычно равную 3 метрам, к которому может быть присоединен оптический коллиматор 12.
Излучение, выходящее из оптического коллиматора 12, является коллимированным и имеет диаметр в диапазоне от 3 мм до 5 мм. Поскольку волокно 11 является одномодовым волокном, профиль интенсивности излучения, выходящего из оптического коллиматора 12, имеет гауссову форму (см. фиг. 4А). Коллиматор 12 оптически выровнен посредством оптомеханического интерфейса 13 с одним из входных волокон 18 объединителя 20 мощностей в оптическом волокне сплавляемого типа волокон.
Оптомеханический интерфейс 13 оканчивается в SMA-соединителе 15, и входное волокно 18 начинается с SMA-терминала 16.
Оптомеханический интерфейс 13 вмещает внутри себя двояковыпуклую линзу 14, радиус R7 кривизны и эффективное фокусное расстояние f7 которой выбраны таким образом, чтобы максимизировать эффективность ввода в волокно 18 излучения, выходящего из коллиматора 12. Оптомеханический интерфейс 13 имеет множественные степени свободы, как линейные, так и угловые. Входное волокно 18 образует часть объединителя 20 оптических волокон.
Как известно (из US20090016681 и US7272956), объединитель оптических волокон («объединитель накачки») является пассивным оптоволоконным устройством, которое позволяет упомянутому выходному волокну 21 плюс входным волокнам 18 быть объединенными в одном единственном волокне. В решении, предложенном в этом патенте, объединитель 20 оптических волокон используется для объединения в выходном волокне 21 мощности каждого из m-источников 10. Его конфигурацией является m*n, где m является числом входных волокон 18, в то время как n является числом выходных волокон 21, которое в нашем случае равно одному. Математически упомянутое устройство может быть описано посредством уравнения:
а
b
a
b
где Ø и Ø являются диаметрами входных волокон и выходного волокна, соответственно, и NA и NА являются числовыми апертурами входных волокон и выходного волокна, соответственно. Известно, что объединитель оптических волокон работает для объединения мощности, излучаемой несколькими лазерными источниками, соединенными с ним. В предшествующем уровне техники, не существовало никаких доказательств того факта, что объединитель использовался для преобразования луча с гауссовым профилем в луч с плосковершинным профилем, т.е. доказательств того, что он действовал в качестве гомогенизатора профиля интенсивности. В изобретении, представленном в этом патенте, применение объединителя волокон, вместе со спецификациями его входных волокон и его выходного волокна, является функциональным для получения этого результата. Входное волокно является многомодовым волокном с числом V, удовлетворяющим неравенству 2,405 < число V ≤ 40, и имеет длину >5 метров. Выходное волокно также является многомодовым волокном с числом V, удовлетворяющим неравенству 2,405 < число V ≤ 75, и имеет длину >5 метров. Оно также оканчивается свободностоящим SMA-соединителем 22. В предложенной компоновке, упомянутые два оптических волокна смотаны с радиусом кривизны, который является функциональным только для размещения в устройстве. Смотки оптических волокон имеют два эффекта, которых здесь желательно избежать. Первым эффектом являются потери мощности вследствие кривизны (явление «потерь на изгибах»), вторым эффектом является возникновение микротрещин внутри изогнутого волокна. Радиус сматывания, используемый в предложенной компоновке, является большим, чем 3 см. Показано экспериментальное доказательство того, что упомянутый радиус кривизны не вызывает вышеупомянутого явления «потерь на изгибах». В заключение, объединитель 20 оптических волокон, который образует один единственный элемент с волокнами 18 и 21, с которыми он скомпонован, может считаться «оптическим оператором», который позволяет лучу с гауссовым профилем распределения интенсивности (фиг. 4А) быть преобразованным в луч с адекватным однородным распределением интенсивности (фиг. 4С) и, как показано, позволяет объединить мощность нескольких оптоволоконных источников. Мы имеем экспериментальное доказательство того, что решение, которое использует только волокна 18 и 21, в отсутствие объединителя 20, обеспечивает большее отклонение распределения интенсивности при той же самой длине волокон 18 и 21. А именно, если бы вместо объединителя 20 сплавляемых волокон, лазерные лучи, выходящие из волокон 18, имеющих длину, большую или равную 5 метрам, вводились в волокно 21, имеющее длину, большую или равную 5 метрам, посредством коллимирующей и фокусирующей оптики, как в предшествующем уровне техники, то лазерный луч, имеющий подходящее отклонение распределения интенсивности для селективного лечения угревой болезни, не был бы получен после волокна 24. В предшествующем уровне техники сообщалось об использовании «пучка волокон» (патент США №5394492) для объединения нескольких оптических волокон в единственное волокно. Специалистам в данной области техники будет очевидно, что способ взаимодействия мод лазерного луча в пучковой конструкции совершенно отличается от способа взаимодействия мод лазерного луча, имеющего место в компоненте сплавляемых волокон, таком как оптический объединитель (20). Таким образом, упомянутое решение является неприменимым для нашей цели, поскольку оно не обеспечивает преобразования гауссова луча в «плосковершинный» луч независимо от степени отклонения требуемого распределения интенсивности. Применение объединителя 20 оптических волокон также имеет преимущество, состоящее в обеспечении низких потерь интенсивности лазерного излучения, чего не происходит, когда два волокна объединяются друг с другом посредством оптических компонентов, таких как линзы, и не требует выравнивания. В заключение, предлагаемое решение основано на полностью оригинальной идеи наличия объединителя оптических волокон, сплавляемого типа, который, дополнительно к тому факту, что его волокна имеют специфические числа V и параметры длины, действует в качестве оптического оператора, способного генерировать «плосковершинный» луч с подходящей однородностью распределения интенсивности без необходимости использования возможно инвазивных технологий на оптическом волокне, известных специалистам в данной области техники, таких как изгибание (EP 2407807 A2).
SMA-соединитель 22 выходного волокна 21 соединен с дополнительным SMA-соединителем 23, который оканчивается на одной стороне промежуточным оптическим волокном 24. Промежуточное волокно 24 является многомодовым волокном, имеющим число V, равное или близкое к числу V выходного волокна 21. Его центральная часть может иметь круглый, квадратный или прямоугольный профиль. Его длина не является отличительным параметром предлагаемого решения. Оно покрыто защитной оболочкой для защиты от повреждения. Оно имеет единственную функцию, состоящую в передаче лазерного луча на биологическую ткань и, при необходимости, в установлении двумерной формы профиля луча (круглой, квадратной, и т.д.). Тот факт, что оно соединено с выходным волокном 21 и наконечником 27 посредством двух SMA-соединителей, делает его легко заменяемым элементом, т.е. это является очень полезным в данной сфере применения в случае неисправности или повреждения. Оптическое соединение между выходным волокном 21 и промежуточным волокном 24 обеспечено посредством одной или двух линз. В возможной конфигурации, луч, выходящий из волокна 21, коллимируется линзой 8 с фокусным расстоянием f и затем фокусируется линзой 9 с фокусным расстоянием f в волокно 24. Волокно 24 механически присоединено, например, посредством свободностоящего SMA-соединителя 25, к SMA-соединителю 26 наконечника 27. Наконечник 27, который размещают в контакте с биологической тканью во время лечения, позволяет лазерному лучу, выходящему из волокна 24, быть дополнительно увеличенным. Наконечник 27 состоит из оптической системы, выполненной с возможностью обеспечения на сапфировом окне 32, которое расположено в плоскости изображений упомянутой системы, изображения выходной поверхности волокна 24, обеспечивающего то же самое распределение интенсивности и увеличение размеров лазерного луча (сравни секцию с и секцию d фиг. 4). В данном случае, оптическая система содержит две линзы 30 и 31, кратность между фокусными расстояниями которых определяет кратность М увеличения. Упомянутая кратность увеличения является переменной, что обеспечивает разные увеличения размера пятна. Даже эта оптическая конфигурация не изменяет распределение интенсивности лазерного луча. Для уменьшения температуры первых слоев кожи, может быть использована система «охладителя кожи», расположенная в головной части наконечника 27, которая посредством ячейки Пельтье может понижать температуру сапфирового окна 32, расположенного после линзы 31. Упомянутая система «охладителя кожи» позволяет регулировать температуру в диапазоне от 4°С до 10°С. Сапфировое окно 32, в общем, является оптическим окном, выбираемым из-за его высокого значения теплопроводности и высокой прозрачности для интересного излучения, которое в любом случае не изменяет форму профиля интенсивности лазерного луча.
2
а
a
b
В примере варианта осуществления лазерной системы для селективного лечения акне согласно настоящему изобретению, диаметр лазерного луча, равный 4,5 мм (по уровню 1/е), имеющий гауссово распределение интенсивности, получили на выходе коллиматора 12 при мощности, приблизительно равной 31 Вт на длине волны, равной 1726 нм. Луч падает на двояковыпуклую линзу 14, которая имеет функцию соответствующей фокусировки луча в волокно 18. Волокно 18 является многомодовым волокном, имеющим диаметр Ø=105 мкм внутренней части и числовую апертуру NA=0,22. Волокно 18 находится на входе объединителя 20 оптических волокон и имеет длину 11 метров. В предлагаемом примере, три (m=3) оптоволоконных лазерных источника 10, каждый из которых излучает мощность, равную 30 Вт, на длине волны, равной 1726 нм, объединены вместе. Таким образом, объединитель 20 имеет конфигурацию 3*1 и с учетом того, что он имеет коэффициент пропускания, больший, чем 96%, мощность после выходного волокна 21 является большей, чем 86 Вт. Волокно 21 является многомодовым волокном, имеющим диаметр Ø=200 мкм, числовую апертуру NAb=0,22 и длину 11 м.
Линза 8 является асферической линзой с фокусным расстоянием 8,18 мм, числовой апертурой 0,49 и диаметром 10 мм. Луч распространяется по направлению к линзе 8 с минимальной расходимостью (~0,073°) и фокусируется в волокно 24 асферической линзой 9. Линза 9 имеет фокусное расстояние 11,29 мм и диаметр 7,2 мм.
2
Волокно 24 является многомодовым волокном, имеющим диаметр центральной части, равный 200 мкм, числовую апертуру 0,22 и длину, равную 2 м. Эффективность ввода излучения, выходящего из волокна 21, в волокно 24, является большей, чем 96%. Излучение, выходящее из волокна 24 с диаметром 200 мкм, числовой апертурой 0,22 и «плосковершинным» профилем, достигает линзы 30. Линза 30 является двояковыпуклой линзой, имеющей фокусное расстояние 9 мм, в то время как линза 31 является выпукло-плоской линзой, имеющей фокусное расстояние 160 мм. Таким образом, пятно, получаемое на биологической ткани, имеет диаметр, приблизительно равный 3,5 мм. Таким образом, максимально доступная плотность потока энергии составляет 50 Дж/см. Эта плотность потока энергии лазерного пятна на длине волны, равной 1726 нм, имеет однородный профиль интенсивности (η~5%) относительно среднего значения, т.е. является плосковершинной.
2
2
Для предлагаемых целей требуется плосковершинное лазерное пятно, имеющее диаметр, больший, чем 2,5 мм, более предпочтительно, больший, чем 3,0 мм, максимально доступная плотность потока энергии, большая, чем 30 Дж/см, предпочтительно большая, чем 40 Дж/см, и однородный профиль интенсивности с неоднородностями, меньшими, чем 15%, предпочтительно меньшими, чем 10%, более предпочтительно меньшими, чем 5%. Для получения упомянутых значений, достаточно того, чтобы длина волокон 18 и 21 была большей, чем 5 м, более предпочтительно большей, чем 10 м.
Эволюция профиля интенсивности в описанной выше оптической системе показана на фиг. 4.
Фиг. 4А показывает профиль распределения интенсивности лазерного луча, выходящего из коллиматора 12 оптоволоконного источника 10.
Фиг. 4В этой фигуры показывает профиль распределения интенсивности лазерного луча на конце волокна 18. Распределение интенсивности является неоднородным (η=14%), фактически можно видеть горячие точки.
Фиг. 4С этой фигуры показывает профиль распределения интенсивности лазерного луча на конце волокна 21. Распределение интенсивности является однородным (η=5%), т.е. луч является «плосковершинным».
Фиг. 4D этой фигуры показывает профиль распределения интенсивности после наконечника 27, т.е. после волокна 24. Распределение интенсивности является идентичным распределению интенсивности после волокна 21.
Описанная система обеспечивает объединение мощностей и модифицирует распределение интенсивности, от гауссова к плосковершинному, трех источников, имеющих одну и ту же длину волны, конкретно, 1726 нм. Тот же самый принцип может быть также применен к системе, которая объединяет m источников, имеющих разные длины волн. Этот случай является особенно интересным для хирургических применений, которые требуют использования, объединенно или поочередно во времени, длины волны, используемой для создания эффекта испарения или резекция ткани, объединенно с длиной волны, которая обеспечивает эффект коагуляции (т.е. длины волны от 1920 нм до 2010 нм для испарения и длины волны от 1470 нм до 1560 нм для коагуляции). Третья длина волны, в видимом спектре, может быть использована в качестве указывающего излучения, в частности, в красном спектре (635 нм - 655 нм) или в зеленом спектре (532 нм). Кроме того, упомянутое решение может быть расширено, в общем, на все диапазоны длин волн, в которых коэффициент поглощения липидов является большим, чем коэффициент поглощения воды, в частности: 880нм-935нм, 1150нм-1230нм, 1690нм-1780нм и 2250нм-2350нм.