ES3055680T3

ES3055680T3 - Method and apparatus for selective treatment of biological tissue

Info

Publication number: ES3055680T3
Application number: ES17883882T
Authority: ES
Inventors: Richard Rox Anderson; Dieter Manstein; Henry Hin Lee Chan; Vincent Zuo
Original assignee: General Hospital Corp; Blossom Innovations LLC
Current assignee: General Hospital Corp; Blossom Innovations LLC
Priority date: 2016-12-23
Filing date: 2017-12-22
Publication date: 2026-02-13
Anticipated expiration: 2037-12-22
Also published as: US11826096B2; DK3559976T3; JP2020503108A; AU2017382440B2; US20180177550A1; US12336756B2; AU2017382440A1; US20220133407A1; CA3145893A1; US10973578B2; AU2021203339A1; EP3559976B1; EP4653841A2; CA3047587C; IL267479B; JP6849805B2; IL282940B; CA3047587A1; EP4653841A3; WO2018119453A1

Abstract

Se puede proporcionar un sistema de tratamiento ejemplar que incluye un sistema láser configurado para emitir al menos un haz láser y un sistema óptico configurado para enfocar el haz o los haces láser en una región focal a una distancia seleccionada de la superficie de un tejido. La región focal puede configurarse para iluminar al menos una parte de un objetivo. El sistema óptico puede transferir energía de irradiación a la región focal del haz o los haces láser para (i) generar plasma en una primera región del tejido adyacente al objetivo y (ii) evitar la generación de plasma en una segunda región del tejido. El sistema óptico tiene una apertura numérica de entre 0,5 y 0,9. También se puede proporcionar un método ejemplar para controlar dicho sistema de tratamiento. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

[0001] DESCRIPCIÓN

[0002] Método y aparato para el tratamiento selectivo de tejido biológico

[0003] Campo de la divulgación

[0004] Las realizaciones ilustrativas de la presente divulgación se refieren a la afectación de tejido biológico pigmentado, y más particularmente a métodos y aparatos para generar selectivamente efectos plasmáticos locales en regiones pigmentadas de dicho tejido.

[0005] Antecedentes

[0006] En las últimas décadas se ha generalizado el uso de la energía óptica (luz) para tratar tejidos biológicos. La energía óptica es una forma de energía electromagnética. En el espectro electromagnético, la energía óptica puede normalmente encontrarse en el intervalo entre el espectro infrarrojo (longitudes de onda más largas) y el espectro ultravioleta (longitudes de onda más cortas). El tratamiento de tejido biológico con energía óptica suele implicar la introducción de la energía óptica en el tejido.

[0007] Cuando la energía óptica se dirige hacia o dentro de un tejido biológico, pueden producirse tres interacciones principales. En primer lugar, una parte de la energía puede reflejarse en la superficie del tejido. Dicha reflexión puede depender de la longitud de onda, y la fracción de energía reflejada puede reducirse, p. ej., seleccionando adecuadamente la longitud de onda de la energía, reduciendo las variaciones del índice de refracción en el camino óptico (p. ej., utilizando determinados materiales de guía de ondas, proporcionando un revestimiento de material como un gel en la superficie del tejido, etc.), y seleccionando un ángulo adecuado de incidencia del haz en la superficie del tejido.

[0008] La energía óptica también puede dispersarse por componentes del tejido, lo que provoca cambios locales en la dirección de una parte de la energía del haz óptico. En algunos casos, la dispersión cerca de la superficie del tejido puede dar lugar a que una parte de la energía óptica se disperse de nuevo fuera de la superficie del tejido (remisión). Si un tejido es relativamente fino, parte de la energía óptica puede atravesarlo y salir de él, normalmente después de que se haya producido cierta dispersión.

[0009] El principal mecanismo de interés para tratar los tejidos es la absorción. La energía absorbida por los componentes de los tejidos puede producir varios efectos. Por ejemplo, la absorción de energía puede dar lugar a la generación/mejora de los modos vibracionales de las moléculas y a efectos de calentamiento local. La absorción local de energía óptica de alta intensidad (generalmente durante periodos cortos) puede incluso producir la vaporización (o ablación) del tejido, donde los componentes locales del tejido se descomponen y se convierten en un estado gaseoso. Dicha fotoablación puede producir pequeñas burbujas de vapor de rápida expansión en el tejido, que pueden generar una alteración mecánica (además de térmica) del tejido cercano, o la expulsión de fragmentos de tejido de la superficie tisular. La absorción de energía óptica también puede dar lugar a transiciones electrónicas, donde los electrones de un átomo o molécula pueden excitarse a un estado de energía superior (cuantizado). Estos mecanismos de absorción son lineales, en los que la absorción es sustancialmente independiente de la intensidad de la energía óptica. El alcance relativo y la eficacia de los procesos de absorción dependen de muchos factores, como la naturaleza del material/componente absorbente, la(s) longitud(es) de onda de la energía óptica, etc.

[0010] Las tres clases de fuentes de energía óptica que suelen utilizarse para afectar a los tejidos biológicos son: 1) fuentes de luz de baja potencia, como lámparas y diodos emisores de luz; 2) fuentes de luz intensa pulsada (IPL); y 3) láseres. Las fuentes de luz intensa pulsada, como las linternas, generalmente proporcionan pulsos de alta intensidad de haces de luz no colimados que tienen un intervalo o espectro de longitudes de onda de energía electromagnética. En cambio, los láseres producen intensos haces colimados de energía compuestos por una o varias longitudes de onda discretas de luz coherente (en fase). Se prefieren los láseres para muchos tipos de tratamientos ópticos porque los efectos de la energía óptica pueden controlarse mejor cuando el tejido se irradia con una longitud de onda de luz conocida.

[0011] Los láseres pueden proporcionar energía óptica como una onda continua (CW), con un haz continuo de energía, o como una serie o secuencia de pulsos de energía. Los láseres pulsados pueden generarse mediante la llamada conmutación Q, el bloqueo de modo o, en algunos casos, mediante obturación mecánica o electroóptica. Los láseres pulsados son conocidos en la técnica y pueden construirse para proporcionar muchas combinaciones de longitud de onda, duración de pulso e intervalos de pulso, así como diferentes cantidades de energía por pulso. Los haces láser también pueden modelarse utilizando diversas guías de ondas y/o lentes, etc., para producir haces de energía con diversas formas, anchuras y características focales. Por consiguiente, determinados láseres y sus parámetros de funcionamiento pueden adaptarse para producir un amplio intervalo de efectos en los tejidos biológicos.

[0012] Se ha observado que la aplicación de luz o energía óptica de ciertas longitudes de onda puede ser absorbida fuertemente por cromóforos, que son ciertas moléculas o porciones de las mismas que son absorbentes particularmente eficientes de ciertas longitudes de onda de la luz. Los cromóforos también pueden determinar el color aparente o el aspecto de ciertas regiones tisulares. En los tejidos biológicos, los cromóforos suelen localizarse en determinadas células o estructuras pigmentadas, como los melanosomas o los folículos pilosos. Un cromóforo común en el tejido cutáneo es la melanina, que determina el color general de la piel de las personas. La hemoglobina de la sangre es otro cromóforo biológico común. Los cromóforos en los tejidos también pueden introducirse a partir de un material externo, como nanopartículas absorbentes de luz de los tatuajes cutáneos o algunos compuestos de aplicación tópica. Otros cromóforos que pueden estar presentes en los tejidos biológicos pueden ser, p. ej., las tintas de tatuaje, las glándulas sebáceas, la grasa subcutánea, los bulbos pilosos, los lípidos de las membranas celulares, la grasa que rodea los órganos, los vasos sanguíneos y los componentes de los medicamentos.

[0014] Un concepto clave para tratar el tejido biológico con energía óptica es la fototermólisis selectiva, donde las características de la energía óptica utilizada para irradiar el tejido biológico se seleccionan para proporcionar una absorción preferente de dicha energía por determinados cromóforos, siendo absorbida relativamente poca energía por otras regiones del tejido que no contienen el cromóforo o cromóforos. La absorción selectiva o preferencial de la energía óptica por los cromóforos puede provocar el calentamiento local de los tejidos adyacentes, lo que puede dar lugar a daños térmicos o necrosis de las células, cambios físicos en el tejido calentado (p. ej., coagulación, desnaturalización del colágeno, etc.) e incluso vaporización del tejido.

[0016] Otro factor que afecta a las interacciones luz/tejido es el tiempo de relajación térmica local. Por ejemplo, en la fototermólisis selectiva, el calentamiento térmico y el daño tisular pueden localizarse en las regiones que contienen cromóforos si la duración de la irradiación local es relativamente corta en comparación con el tiempo de relajación térmica local, que es un tiempo característico en el que una pequeña fuente de calor se difunde en el tejido circundante. Por el contrario, los tiempos de irradiación local más largos pueden provocar daños térmicos más generalizados derivados de la difusión del calor fuera de la zona de absorción preferente. Los principios generales de la fototermólisis selectiva se describen, p. ej., en R.R. Andersonet al., Selective Photothermolysis: Precise Microsurgery by Selective Absorption of Pulsed Radiation, Science, Vol. 220, No. 4596. pp.524-527 (1983 ).

[0018] Además, los documentos US 5586981 y US 2012/010603 describen un sistema de tratamiento de la piel con un láser de conmutación q que emite pulsos en el intervalo ns o ps. El dispositivo está adaptado para la ablación de zonas pigmentadas mediante la generación de plasma termoiónico.

[0020] La irradiación de tejido biológico con energía óptica de alta intensidad puede vaporizar o ablacionar tejido, como se ha señalado anteriormente. Algunos láseres ablativos pueden utilizarse, p. ej., para cortar eficazmente el tejido mediante energía luminosa, y son habituales en muchos procedimientos oftalmológicos, como la cirugía refractiva de la córnea. Por ejemplo, la ablación precisa del tejido corneal puede lograrse utilizando pulsos de nanosegundos de un láser excimer ArF, que emite luz a una longitud de onda de 193 nm. Las duraciones de pulso muy cortas minimizan el daño térmico lejos de las zonas enfocadas de irradiación directa.

[0022] La irradiación de tejidos con haces de energía óptica de alta intensidad también puede provocar la ruptura dieléctrica de los componentes tisulares y la formación de un plasma. Por ejemplo, los pulsos láser focalizados con duraciones muy cortas (p. ej., del orden de unos pocos nanosegundos o menos, a menudo duraciones de pulso de picosegundo o femtosegundo) y densidades de energía muy altas (p. ej., 10^10 W/cm<2>o más) pueden producir una intensidad de campo eléctrico lo suficientemente alta como para arrancar electrones de los átomos. A densidades de energía locales muy elevadas, puede formarse un plasma en el tejido, en el que los electrones libres absorben aún más energía y colisionan con otros átomos y moléculas, expulsando más electrones (ionización) que también absorben energía del haz de energía óptica. Esto puede producir una reacción en cadena que dé lugar a una formación de plasma, que suele ir acompañada de una rápida expansión local y ondas de choque mecánicas en el tejido. Estos efectos pueden utilizarse para generar ciertos tipos de daño y vaporización del tejido. La formación de plasma es un ejemplo de proceso no lineal que depende de la presencia de una alta densidad de energía óptica, y no se produce con las bajas densidades de energía óptica (expresadas en unidades, p. ej., de W/cm<2>) típicas de las lámparas, los IPL y los láseres de onda continua. Se utiliza una fuente láser pulsada, normalmente enfocada, para alcanzar una densidad de energía suficientemente alta en intervalos de tiempo muy cortos. Una vez formado el plasma, los electrones e iones libres en el plasma absorben la luz entrante, que mantiene el plasma hasta el final del pulso láser.

[0024] Son muchos los usos conocidos de la formación de plasma en materiales. Por ejemplo, el grabado por láser pulsado en vidrio u otros materiales transparentes es un ejemplo industrial de plasma formado por ruptura dieléctrica. En el ámbito médico, el corte de la cápsula posterior mediante un láser de conmutación Q focalizado tras la extracción de cataratas es un ejemplo de utilización de la ruptura dieléctrica para generar un plasma que puede vaporizar localmente el tejido. En términos más generales, la ruptura dieléctrica en el punto focal de un láser de nanosegundos o picosegundos de conmutación Q, que depende de la densidad de energía, se utiliza habitualmente en oftalmología para cortar estructuras dentro del ojo mediante el barrido local o el desplazamiento del punto focal del láser dentro de la estructura que se desea cortar.

[0025] La formación de plasma en los tejidos suele ir acompañada de una chispa visible o un destello de luz y un sonido audible. Además, la absorción de la energía óptica se vuelve no lineal en el plasma, donde la absorción se escala como la cuarta potencia de la intensidad del haz. Los electrones e iones calentados pueden tener temperaturas extremadamente altas del orden de 10^5 K y presiones locales del orden de kilobares. Debido a las densidades de energía muy elevadas y a los mecanismos de ruptura óptica (o dieléctrica), la formación de plasma en los tejidos tiende a ser no selectiva con respecto a la presencia de cromóforos.

[0026] Por lo tanto, puede ser deseable proporcionar un método y aparato que puedan producir selectivamente plasmas y mecanismos de daño asociados en tejido biológico, sin generar daño excesivo al tejido no diana o producir otros efectos secundarios indeseables.

[0027] Compendio de realizaciones ilustrativas de la divulgación

[0028] Pueden proporcionarse realizaciones ilustrativas de métodos y aparatos para un tratamiento de tejido biológico, por ejemplo, para generar selectivamente efectos de plasma locales en regiones pigmentadas de dicho tejido. Las realizaciones ilustrativas de los métodos y aparatos pueden facilitar una absorción selectiva de energía por estructuras y/o regiones pigmentadas o que contengan cromóforos dentro de tejidos biológicos (p. ej., tejido cutáneo) enfocando radiación electromagnética (REM) altamente convergente, p. ej., energía óptica, que tenga longitudes de onda adecuadas y otros parámetros sobre regiones dentro del tejido. Este procedimiento ilustrativo puede producir una absorción selectiva suficiente de densidades de energía locales en el tejido para dar lugar a una producción de plasmas en el tejido biológico, p. ej., derivados de la iniciación de plasma termoiónico, que son selectivos para las regiones de tejido que contienen cromóforos. Estos plasmas localizados pueden alterar el pigmento y/o los cromóforos, evitando al mismo tiempo daños no deseados en el tejido circundante no pigmentado y en el tejido suprayacente. Dichos sistemas y métodos descritos en la presente memoria pueden utilizarse, p. ej., para mejorar el aspecto del tejido cutáneo.

[0029] Según ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, puede proporcionarse un aparato que puede incluir una disposición emisora de radiación configurada para emitir REM, y una disposición óptica configurada para dirigir la REM sobre la piel que se está tratando y enfocarla a una región focal dentro del tejido. La REM puede ser energía óptica que preferiblemente tenga longitudes de onda en los intervalos infrarrojo cercano, visible y/o ultravioleta del espectro de energía electromagnética. La fuente de la REM puede ser o incluir, p. ej., un sistema láser o similares. El aparato puede incluir además una carcasa y/o pieza de mano que puede contener estos componentes y facilitar la manipulación del aparato durante su uso.

[0030] El emisor de REM puede incluir, p. ej., una fuente de REM tal como uno o más diodos láser, un láser de fibra o similares, y opcionalmente una guía de ondas o fibra óptica configurada para dirigir la REM desde una fuente externa. Si la disposición del emisor incluye una fuente de REM, opcionalmente también puede incluir una disposición de refrigeración configurada para enfriar la(s) fuente(s) de REM y evitar el sobrecalentamiento de la(s) fuente(s). Puede proporcionarse una disposición de control para controlar el funcionamiento de la disposición de emisores que incluye, p. ej., encender y apagar la fuente de REM, controlar o variar parámetros de la fuente de REM tales como la salida de potencia media o de pico, la longitud y duración de los pulsos, etc. La REM puede tener una longitud de onda que es preferiblemente mayor de aproximadamente 600 nm, p. ej., entre aproximadamente 600 nm y aproximadamente 1100 nm. La selección de una determinada longitud de onda puede basarse en el espectro de absorción de uno o varios cromóforos concretos. En ciertas realizaciones ilustrativas pueden utilizarse longitudes de onda fuera de este intervalo ilustrativo, dependiendo de los cromóforos presentes, las propiedades de enfoque del haz o haces de energía óptica y/o los parámetros del haz o haces de energía. Por ejemplo, las longitudes de onda más cortas (p. ej., inferiores a aproximadamente 600 nm) pueden dispersarse significativamente dentro del tejido cutáneo, y pueden carecer de suficiente profundidad de penetración para alcanzar porciones de la capa dérmica con suficiente fluencia y enfoque, pero un coeficiente de absorción elevado para un cromóforo concreto puede compensar algunos de estos efectos. El aparato ilustrativo puede incluir una disposición óptica configurada para enfocar la REM en un haz altamente convergente. Por ejemplo, la disposición óptica puede incluir una disposición de lentes de enfoque o convergentes que tengan una apertura numérica (AN) de aproximadamente 0,5 o superior, p. ej., entre aproximadamente 0,5 y 0,9. El ángulo de convergencia correspondientemente grande de la REM puede proporcionar una fluencia y una intensidad elevadas en la región focal de la lente con una fluencia menor en el tejido suprayacente por encima de la región focal. Esta geometría focal puede ayudar a reducir el daño térmico no deseado en el tejido suprayacente por encima de las regiones tisulares objetivo. La disposición óptica ilustrativa puede incluir además una disposición de lentes de colimación configurada para dirigir la REM desde la disposición emisora hacia la disposición de lentes de enfoque.

[0031] El aparato ilustrativo puede configurarse para enfocar la REM de manera que una intensidad local o densidad de energía de la energía óptica en la región focal sea de aproximadamente 10^10 W/cm<2>o más, por ejemplo, entre aproximadamente 10^10 W/cm<2>y 10^11 W/cm<2>para energía óptica que tenga una longitud de onda de aproximadamente 1060 nm. En otras realizaciones, la densidad de energía local puede ser menor, p. ej., tan baja como aproximadamente 0^8 W/cm<2>, si se seleccionan adecuadamente otros parámetros como la eficiencia de absorción (que depende en parte del cromóforo y de la longitud de onda de la energía óptica) y la densidad de energía (que también depende en parte de la duración del pulso). Puede preverse una disposición óptica para enfocar la REM a un tamaño de punto pequeño en la región focal, p. ej., un tamaño de punto (medido en aire con dispersión reducida) entre aproximadamente 5 µm y aproximadamente 100 µm. Estos pequeños tamaños de punto focal pueden facilitar la generación de densidades de energía locales suficientemente altas en la región focal. En otras realizaciones ilustrativas, p. ej., pueden utilizarse tamaños de punto algo menores o mayores, dependiendo de otros factores como la(s) longitud(es) de onda de la energía óptica y el coeficiente de absorción por un cromóforo particular a dicha(s) longitud(es) de onda.

[0033] La disposición óptica ilustrativa también puede configurarse para dirigir la región focal de la REM hacia una ubicación dentro del tejido biológico (p. ej., tejido cutáneo o similares) que se encuentra a una profundidad por debajo de la superficie de aproximadamente 5 µm a 2000 µm (2 mm), p. ej., entre aproximadamente 5 µm y 1000 µm. Esta profundidad focal puede corresponder a una distancia desde una superficie inferior del aparato configurada para entrar en contacto con la superficie del tejido y la ubicación de la región focal. En realizaciones adicionales, la disposición óptica puede configurarse para variar la profundidad de la región focal y/o para proporcionar una pluralidad de regiones focales que tengan diferentes profundidades simultáneamente.

[0034] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, las posiciones y/u orientaciones de la disposición de emisores de REM y/o componentes de la disposición óptica pueden ser controlables y/o ajustables entre sí y/o con respecto al tejido, de manera que puede variarse la ubicación y/o trayectoria de la región o regiones focales en el tejido. Dicha variación en la trayectoria de las regiones focales puede conseguirse utilizando dispositivos ópticos con longitudes focales variables, desplazadores mecánicos que pueden variar de forma controlable la posición del dispositivo óptico y/o del dispositivo emisor de REM en relación con el tejido que se está tratando, etc. Dichas variaciones ilustrativas en la ubicación de las regiones focales pueden facilitar el tratamiento de volúmenes más grandes del tejido mediante el "barrido" de las regiones focales dentro del tejido, p. ej., en un patrón a una profundidad particular y/o a múltiples profundidades. En ciertas realizaciones ilustrativas, puede proporcionarse un desplazador mecánico que tenga velocidades de barrido sobre un área de tejido a tratar en el intervalo de, p. ej., de aproximadamente 5 mm/s a aproximadamente 5 cm/s.

[0036] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, puede proporcionarse una pieza de mano configurada para ser desplazada manualmente sobre el tejido a velocidades similares. En estas piezas de mano manuales o en dispositivos de desplazamiento mecánico pueden instalarse sensores para detectar las velocidades de barrido y afectar a los parámetros de la fuente de REM (como la duración del pulso de REM, la frecuencia del pulso, la energía del pulso, etc.) y/o la disposición óptica basada en dicha detección, p. ej., para mantener un intervalo coherente de parámetros como densidad de energía local y tiempos de permanencia locales durante el tratamiento. Por ejemplo, las velocidades de barrido y los tamaños de punto de la región focal pueden seleccionarse para mantener un tiempo de permanencia local suficientemente pequeño de la región focal en una ubicación en el tejido (p. ej., menos de aproximadamente 1-2 ms) para evitar dañar el tejido no pigmentado.

[0038] En otras realizaciones adicionales de la presente divulgación, las disposiciones ópticas ilustrativas pueden incluir una pluralidad de microlentes, p. ej., lentes convexas, lentes planoconvexas, o similares. Cada una de las microlentes puede tener una AN grande (p. ej., entre aproximadamente 0,5 y 0,9). Las microlentes pueden proporcionarse en una distribución, p. ej., una distribución cuadrada o hexagonal, para producir una pluralidad de regiones focales en el tejido dérmico en un patrón similar. La anchura de las microlentes puede ser pequeña, p. ej., entre aproximadamente 1 mm y 3 mm de ancho. En algunas realizaciones, las microlentes pueden ser ligeramente más anchas o más estrechas. En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, las microlentes pueden incluir lentes cilíndricas, por ejemplo, lentes cilíndricas convexas o lentes cilíndricas plano-convexas. Una anchura de tales microlentes cilíndricas puede ser pequeña, p. ej., entre aproximadamente 1 mm y 3 mm de anchura. La longitud de las microlentes cilíndricas puede estar comprendida entre, p. ej., aproximadamente 5 mm y 5 cm. En otras realizaciones adicionales pueden utilizarse otras disposiciones ilustrativas de una pluralidad de pequeñas lentes para generar una pluralidad de regiones focales dentro del tejido, en las que dichas regiones focales pueden proporcionarse a la misma o a diferentes profundidades (p. ej., una o más microlentes pueden tener una longitud focal diferente que otra microlente).

[0039] La disposición de emisores de radiación ilustrativa y/o la disposición óptica ilustrativa pueden configurarse para dirigir un único haz amplio de REM sobre todo el conjunto de dichas microlentes o una porción de las mismas para generar simultáneamente una pluralidad de regiones focales en la dermis. En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, la disposición del emisor de radiación y/o la disposición óptica pueden configurarse para dirigir una pluralidad de haces más pequeños de REM a cada una de las microlentes. Dichos haces múltiples pueden proporcionarse, p. ej., utilizando una pluralidad de fuentes de REM (como diodos láser), un divisor de haz o una pluralidad de guías de ondas, o realizando un barrido con un haz único sobre las microlentes individuales. Si se proporcionan microlentes cilíndricas, pueden barrerse uno o más haces de REM sobre dichas lentes cilíndricas, p. ej., en una dirección paralela al eje longitudinal de dichas lentes cilíndricas. En otra realización ilustrativa de la presente divulgación, podría utilizarse un pulso láser con una duración relativamente corta del orden de, p. ej., 10 µs, para calentar selectivamente las células pigmentadas y liberar algunos electrones mediante emisión termoiónica. A continuación, un segundo pulso de energía óptica con los parámetros apropiados, como se describe en la presente memoria, incluida una duración de pulso del orden de aproximadamente 100 ns, puede enfocarse para irradiar las mismas células pigmentadas y "bombear" los electrones liberados antes de que se relajen y vuelvan a unirse a los átomos o moléculas ionizados localmente, formando así selectivamente un plasma en o próximo a las células pigmentadas. También pueden irradiarse otros objetivos pigmentados situados en el tejido, que pueden ser externos a las células, para promover la absorción selectiva de energía y la generación de plasma.

[0040] En otras realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, puede proporcionarse un método para producir selectivamente plasma en regiones pigmentadas de tejido biológico. El método ilustrativo puede incluir dirigir y enfocar la radiación electromagnética (p. ej., energía óptica) como se describe en la presente memoria sobre una pluralidad de regiones focales dentro del tejido utilizando una disposición óptica, de tal manera que la energía óptica sea absorbida selectivamente por las regiones pigmentadas para generar cierta ionización local mediante la emisión termoiónica de electrones. La intensidad del haz y el tiempo de permanencia local deben ser lo suficientemente grandes como para permitir que los electrones liberados absorban más energía, lo que conduce a una mayor ionización por los electrones excitados y a una reacción en cadena posterior (a veces denominada en la bibliografía de física "avalancha de electrones") para formar localmente un plasma en el tejido.

[0041] Estos y otros objetos, características y ventajas de la presente divulgación se harán evidentes al leer la siguiente descripción detallada de realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, cuando se tomen en conjunción con los dibujos y las reivindicaciones adjuntos.

[0042] Breve descripción de los dibujos

[0043] Los objetos, características y ventajas adicionales de la presente divulgación se harán evidentes a partir de la siguiente descripción detallada tomada junto con las figuras adjuntas que muestran realizaciones, resultados y/o características ilustrativos de las realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, en las que:

[0044] La FIG.1 es una vista lateral representativa de uno o más haces de radiación enfocados en el tejido dérmico pigmentado;

[0045] La FIG.2 es una vista en sección transversal de un aparato ilustrativo según realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0046] La FIG. 3A es una vista lateral de una disposición de microlentes que puede utilizarse con ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0047] La FIG.3B es una vista superior de una primera disposición ilustrativa de las microlentes mostradas en la FIG.3A;

[0048] La FIG.3C es una vista superior de una segunda disposición ilustrativa de las microlentes mostradas en la FIG.3A;

[0049] La FIG. 3D es una vista superior de una disposición ilustrativa de microlentes cilíndricas que pueden utilizarse con ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0050] La FIG. 3E es una vista en perspectiva de la disposición ilustrativa de microlentes cilíndricas mostrada en la FIG.3D;

[0051] La FIG. 3F es una vista lateral de otra disposición ilustrativa de microlentes que puede utilizarse con otras realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0052] La FIG. 4 es una ilustración esquemática de un patrón de barrido que puede utilizarse con realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0053] La FIG.5 muestra un conjunto de imágenes ilustrativas, obtenidas en diferentes momentos, de una región de piel de cerdo irradiada según ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0054] La FIG.6 muestra otro conjunto de imágenes ilustrativas, obtenidas en diferentes momentos, de una región de la piel de un cerdo irradiada según otras realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0055] La FIG. 7A muestra otro conjunto de imágenes ilustrativas, obtenidas en diferentes momentos, de una región de la piel de cerdo que fue irradiada en un intervalo de profundidades según otras realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0056] La FIG.7B muestra otro conjunto de imágenes ilustrativas, obtenidas en diferentes momentos, de la misma región de piel de cerdo mostrada en la FIG.7A que fue irradiada a mayor profundidad y 2 semanas después del primer barrido de irradiación mostrada en la FIG.7A, según otras realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0057] La FIG. 8A muestra otro conjunto de imágenes ilustrativas, obtenidas en diferentes momentos, de una región de piel de cerdo irradiada según otras realizaciones ilustrativas de la presente divulgación;

[0058] La FIG.8B ilustra imágenes de un sitio de prueba de piel nativa en varias etapas del tratamiento;

[0059] La FIG.8C es una imagen ilustrativa de una biopsia tomada con un microscopio electrónico (ME) de la zona de la prueba cutánea nativa mostrada en la FIG.8B;

[0060] La FIG. 9 es una vista en sección transversal lateral de un sistema ilustrativo para la detecciónin vivode plasma en un tejido;

[0061] La FIG.10A es un gráfico de espectros de intensidad detectada para tejido irradiado que contiene un tatuaje de melanina y tejido no tatuado con melanina;

[0062] La FIG.10B es una imagen fotomicrográfica de una sección de la muestra de tejido que contiene melanina tatuada que fue irradiada para obtener un espectro de intensidad en la FIG.10A;

[0063] La FIG.11 es un gráfico de espectros de intensidad detectada para tejido irradiado que contiene un tatuaje de carbono y tejido no tatuado con carbono;

[0064] La FIG.12 ilustra imágenes de una zona de prueba ilustrativa en diversas fases del tratamiento; y La FIG.13 ilustra imágenes de otra zona de prueba ilustrativa en varias fases de otro tratamiento.

[0065] En todos los dibujos, se utilizan los mismos números y caracteres de referencia, a menos que se indique lo contrario, para denotar características, elementos, componentes o porciones similares de las realizaciones ilustradas. Por lo tanto, pueden describirse características similares mediante los mismos números de referencia, que indican al lector experto que pueden intercambiarse características entre diferentes realizaciones a menos que se indique explícitamente lo contrario. La invención se define en las reivindicaciones. Otras realizaciones, ejemplos, métodos quirúrgicos y/o terapéuticos no forman parte de la invención.

[0066] Descripción detallada de realizaciones ilustrativas

[0067] Las realizaciones ilustrativas de la presente divulgación pueden proporcionar dispositivos y métodos para producir selectivamente plasmas en tejido biológico utilizando iniciación de plasma termoiónico. La iniciación de plasma termoiónico es un proceso termofísico, distinto de la ruptura dieléctrica, que comienza con el calentamiento de un material, liberando algunos electrones térmicos. Los electrones se recombinan rápidamente con las moléculas ionizadas de las que proceden, pero en condiciones adecuadas también pueden absorber los fotones entrantes del láser/fuente de energía para iniciar un plasma. La iniciación del plasma termoiónico se basa en parte en el mecanismo de absorción lineal de la luz por un cromóforo y, por lo tanto, puede producirse preferentemente en lugares de mayor absorción de luz dentro de un material complejo como un tejido vivo. La iniciación del plasma termoiónico suele requerir una alta densidad de energía, pero esta densidad de energía suele ser mucho menor (p. ej., en órdenes de magnitud) que la necesaria para la ruptura dieléctrica. Por lo tanto, en un material heterogéneo como el tejido biológico, es posible que un láser pulsado inicie plasma termoiónico en condiciones apropiadas en los sitios donde existe un cromóforo dentro del tejido. La iniciación del plasma termoiónico depende de la capacidad de liberar electrones térmicos de un cromóforo y/o de moléculas cercanas. Algunas moléculas tienen electrones débilmente ligados, que tienen más probabilidades de liberarse cuando el material se calienta, mientras que las moléculas sin electrones débilmente ligados tienen menos probabilidades de liberar electrones térmicos. En los tejidos, la melanina es un ejemplo de cromóforo con muchos electrones débilmente ligados. La melanina también es un potente cromóforo en la mayor parte del espectro óptico. Como tal, la melanina puede ser un lugar preferente para la formación de plasma termoiónico cuando se expone a una densidad de energía suficiente, p. ej., de un láser pulsado. En cambio, la formación de plasma por ruptura dieléctrica no depende de la presencia de un cromóforo.

[0069] La eficacia de calentar un cromóforo para iniciar un plasma termoiónico depende en parte de la densidad de energía. La energía de un pulso láser es la integral con respecto al tiempo de la potencia del láser. Los pulsos láser de femtosegundos y picosegundos, que pueden iniciar la ruptura dieléctrica en intervalos de tiempo muy cortos, tienden a tener una densidad de energía que está por debajo de la necesaria para la iniciación del plasma termoiónico debido a la muy corta duración de los pulsos. Las duraciones de pulso más largas, incluso las del dominio del microsegundos (un millón de veces más largas que las del dominio de femtosegundos), pueden iniciar la formación de plasma termoiónico en determinadas condiciones cuando está presente un cromóforo adecuado y la densidad de energía local es suficientemente alta. La energía del pulso se enfoca preferiblemente a un grado suficiente para proporcionar una densidad de energía local suficientemente alta en el tejido.

[0071] En ciertas realizaciones de la presente divulgación, la radiación electromagnética (energía óptica) tal como, p. ej., la energía óptica, a una o más longitudes de onda particulares puede enfocarse en el tejido, donde la energía óptica puede opcionalmente pulsarse y/o barrerse, de tal manera que la energía óptica se absorba selectivamente por regiones del tejido que contienen cromóforos. Esta absorción lineal de la energía óptica puede dar lugar a la emisión termoiónica local de electrones. Con una selección adecuada de los parámetros de energía óptica y la geometría del haz, la irradiación posterior de la región tisular puede dar lugar a una mayor absorción de energía por los electrones emitidos, seguida de la formación de plasma local y la absorción no lineal de energía. Este procedimiento puede producir calor intenso, expansión local, ondas de tensión como fuertes ondas acústicas o de choque, y/o reacciones químicas debidas al plasma en la región del tejido que contiene cromóforos, mientras que genera relativamente poca absorción de energía y daño tisular asociado en las regiones no pigmentadas.

[0073] El enfoque general de un haz láser por debajo de la superficie de un material, como un tejido vivo, es conocido en la técnica como una técnica para proporcionar una alta densidad de energía en la región focal, que puede ajustarse a una profundidad determinada por debajo de la superficie del material, p. ej., utilizando lentes y/u otros componentes ópticos. Por ejemplo, la obtención de imágenes con microscopio láser confocal de piel humana viva puede proporcionar imágenes detalladas del tejido a la profundidad de un plano focal mediante el barrido de un punto focal del haz láser dentro del tejido.

[0075] En realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, se puede generar un plasma inducido por láser en un punto focal dentro del tejido, basándose en parte en la absorción selectiva de la energía óptica por los cromóforos que puedan estar presentes; también se puede barrer o mover un haz de láser pulsado para producir una pluralidad de plasmas inducidos por láser a medida que el punto focal cambia de ubicación dentro del tejido. La formación de plasma termoiónico requiere un nivel umbral de potencia y densidad de energía en el lugar donde está presente un cromóforo, como se ha señalado anteriormente en la presente memoria. Para la formación de plasma termoiónico, puede realizarse un barrido de una región focal láser dentro del tejido para iniciar la formación de plasma a una profundidad definida por la geometría del foco láser, y dicho plasma puede formarse selectivamente únicamente en los sitios donde esté presente un cromóforo. De este modo, se puede utilizar un láser enfocado y barrido para dañar selectivamente sitios cromóforos dentro de una región bien definida (p. ej., dentro de uno o más planos focales) dentro del tejido.

[0077] La piel normal contiene el cromóforo melanina en la epidermis y los folículos pilosos, pero no en la dermis. Sin embargo, algunas patologías pueden provocar la deposición de melanina en la dermis. Estas afecciones incluyen la hiperpigmentación postinflamatoria y el melasma. Tampoco están presentes en la dermis normal, pero sí en algunas afecciones, los cromóforos exógenos, como, p. ej., partículas pigmentarias como las de las tintas de tatuaje. Diversos precipitados que pueden estar presentes en los tejidos tras el tratamiento farmacológico también pueden actuar como cromóforos. Dichos precipitados pueden incluir, p. ej., oro, plata, tetraciclinas, hierro, amiodarona, clorpromazina y otros. Otros cromóforos que pueden estar presentes en los tejidos biológicos son, p. ej., las glándulas sebáceas, la grasa subcutánea, los bulbos pilosos, los lípidos de las membranas celulares, la grasa que rodea los órganos, los vasos sanguíneos y determinados componentes de medicamentos.

[0079] Para ciertos tratamientos y afecciones, puede ser deseable efectuar la eliminación de dichas partículas de cromóforo en la dermis, sin dañar sustancialmente la epidermis suprayacente. Ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación pueden proporcionar métodos y aparatos para dicha eliminación de cromóforos que incluyen, p. ej., el barrido del punto focal o región de un láser pulsado en uno o más planos dentro de la dermis y por debajo de la epidermis, en condiciones que generan selectivamente la formación de plasma termoiónico en los sitios del cromóforo dentro del plano focal, sin causar dicha formación de plasma dentro de la epidermis suprayacente. Dicha formación de plasma también puede generar daños selectivos locales en el tejido dérmico por mecanismos físicos y/o químicos resultantes del plasma formado en el lugar de los cromóforos en la dermis.

[0080] En la práctica, puede conseguirse una región focal barrida o múltiples regiones focales de radiación infrarroja cercana capaces de iniciar plasma termoiónico hasta una profundidad en la piel de aproximadamente 2 mm (2000 µm), como se describe en la presente memoria. La epidermis tiene un grosor nominal de 0,1 mm (excepto en las palmas de las manos y las plantas de los pies, que suelen ser más gruesas), de modo que se puede conseguir un plano focal de un láser con propiedades electromagnéticas, temporales y ópticas adecuadas dentro de la dermis y debajo de la epidermis, lo que permite la formación de plasma termoiónico selectivamente en los sitios de cromóforos de la dermis y/o cerca de ellos. Tras el daño físico y/o químico de los cromóforos objetivo en la piel o el tejido, los procesos biológicos como el transporte de fluidos, la captación linfática, la fagocitosis y/o la digestión enzimática pueden, en última instancia, transportar, eliminar o digerir los cromóforos alterados de la dermis. Asimismo, las células biológicas que contienen o están próximas a dichos cromóforos que se irradian para generar un plasma pueden dañarse, modificarse o morir, p. ej., por necrosis o apoptosis.

[0081] Las longitudes de onda más cortas de la radiación óptica (p. ej., hacia los extremos violeta y ultravioleta del espectro óptico) tienden a dispersarse más por las estructuras no homogéneas del tejido cutáneo que las longitudes de onda más largas. Dicha dispersión puede reducir la profundidad de penetración efectiva de la energía óptica dirigida al tejido, y también inhibir la focalización de un haz de energía óptica en una pequeña región focal como se describe en la presente memoria. En general, la parte del espectro óptico correspondiente al infrarrojo cercano (la llamada ventana óptica) es capaz de penetrar más profundamente en el tejido, porque estas longitudes de onda más largas sufren menos dispersión. Cuando la melanina dérmica es el cromóforo objetivo, son preferibles las longitudes de onda comprendidas entre aproximadamente 600 y 1100 nm para una penetración eficaz en el tejido cutáneo junto con una buena absorción por la melanina. En determinadas realizaciones, podrían utilizarse longitudes de onda más cortas, incluidas las regiones ultravioleta, azul, verde y amarilla del espectro óptico. La elección de una o más longitudes de onda de la energía óptica puede basarse, p. ej., en la profundidad o profundidades focales deseadas y en el tipo o tipos y concentraciones de cromóforo presentes a una o más profundidades en el tejido.

[0083] El tamaño/anchura, la calidad y la longitud de la región focal a lo largo del eje del haz de un haz láser enfocado dirigido a un tejido biológico pueden estar determinados por factores tales como la divergencia del haz láser, la estructura del modo láser, la apertura numérica de la óptica de enfoque del haz, las aberraciones de la óptica de enfoque, el acoplamiento del haz al tejido en la superficie del tejido (p. ej., efectos de reflexión y refracción de la superficie) y las propiedades de dispersión óptica del tejido.

[0085] "Intervalo de Rayleigh" es el término utilizado para describir la extensión o longitud de una región focal a lo largo del eje óptico. Por ejemplo, el intervalo de Rayleigh puede describir el tamaño de una región focal a lo largo del eje de profundidad o z para un haz dirigido al tejido cutáneo. El intervalo de Rayleigh se ve afectado por factores como, p. ej., la divergencia de la fuente láser, la longitud de onda de la energía óptica, el modo o modos láser, el diámetro original del haz antes de la convergencia por los elementos ópticos y la apertura numérica del sistema de enfoque. Por ejemplo, un haz altamente convergente, donde los límites exteriores del haz convergen en un ángulo relativamente grande a medida que el haz alcanza la región focal (y divergen en un ángulo similar más allá de la región focal), puede mostrar una longitud de Rayleigh relativamente pequeña. Un ángulo de convergencia focalizado menor conduciría a un intervalo de Rayleigh mayor, ya que el haz converge y diverge lentamente con respecto a la distancia a lo largo del eje del haz. Normalmente, el intervalo de Rayleigh es varias veces mayor que el diámetro del punto focal transversal.

[0087] Al variar el diseño óptico de enfoque y/o la estructura del modo láser, puede producirse una amplia variedad de puntos focales láser, que pueden caracterizarse por parámetros geométricos tales como el tamaño o anchura del punto (p. ej., una dimensión característica perpendicular al eje del haz en la región focal), y el intervalo de Rayleigh (p. ej., una dimensión de la región focal a lo largo del eje longitudinal del haz). Las dimensiones adecuadas de una región focal para iniciar selectivamente plasmas en tejido biológico (mediante emisión termoiónica) pueden seleccionarse en función de factores como el tamaño de los cromóforos objetivo, la energía del pulso y la potencia de la fuente de energía óptica (que, junto con el tamaño de la región focal, afectarán a las densidades locales de potencia y energía), el intervalo de Rayleigh (que afectará además al intervalo de profundidades que pueden barrerse dentro de un volumen de tejido en un intervalo de tiempo determinado), etc. Por ejemplo, la pigmentación dérmica, ya sea por melanina, tatuajes o fármacos, suele estar contenida en células de aproximadamente 10 µm de diámetro. Por consiguiente, un tamaño/diámetro de punto de aproximadamente este tamaño o mayor puede ser deseable en ciertas realizaciones, p. ej., para irradiar células enteras para facilitar la absorción de energía por cualquier cromóforo dentro de las células. En otras realizaciones, puede utilizarse un tamaño de punto más pequeño, por ejemplo, si se irradian zonas pequeñas o si las velocidades de barrido son suficientemente altas.

[0089] A continuación se describirá con cierto detalle una realización ilustrativa de la divulgación que describe la formación de plasma en regiones ricas en melanina de la dermis. En otras realizaciones adicionales de la divulgación se puede producir la formación selectiva de plasma en otros tejidos biológicos, donde la selectividad se rige por otros cromóforos que pueden estar presentes en el tejido, tales como, p. ej., la hemoglobina, ciertas tintas de tatuaje, y similares.

[0090] En la FIG. 1 se muestra una vista lateral esquemática ilustrativa de una sección de tejido cutáneo. El tejido cutáneo incluye una superficie 100 cutánea y una capa 110 epidérmica superior, o epidermis, que suele tener un grosor de aproximadamente 60-120 µm en gran parte del cuerpo humano. El grosor dérmico es de aproximadamente 2-3 mm en la mayor parte del cuerpo, pero puede ser ligeramente más grueso en otras partes del cuerpo, como las plantas de los pies, y es particularmente fino en otras zonas como los párpados. La capa 120 dérmica subyacente, o dermis, se extiende desde debajo de la epidermis 110 hasta la capa de grasa subcutánea más profunda (no mostrada). En la FIG.1 se muestra una población de células pigmentadas o regiones 130 que contienen cantidades excesivas de melanina. Dicha pigmentación dérmica es típica de un estado de melasma dérmico (o "profundo") en la piel.

[0092] En realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, un haz de radiación electromagnética (energía óptica) 150 (p. ej., energía óptica) puede enfocarse en una o más regiones 160 focales que pueden localizarse dentro de la dermis 120. La energía óptica 150 puede proporcionarse a una o más longitudes de onda adecuadas que puedan ser absorbidas preferiblemente por la melanina. Las longitudes de onda de la energía óptica pueden seleccionarse para proporcionar cierto grado de absorción mejorada de la energía por las regiones 130 pigmentadas en relación con otras regiones no pigmentadas de la dermis 120.

[0094] En una realización ilustrativa de la presente divulgación, puede utilizarse un láser de fibra de Yb que tenga una longitud de onda de 1060 nm para generar la energía óptica. En realizaciones adicionales, la energía óptica que tiene longitudes de onda entre aproximadamente 600 nm a 1100 nm puede proporcionarse con suficiente enfoque y/o potencia y fluencia adecuadas, como se describe en la presente memoria, para lograr suficiente intensidad y selectividad de absorción por los cromóforos en el tejido. Como se describe a lo largo de la presente memoria descriptiva, pueden combinarse determinadas combinaciones de longitud de onda de energía óptica, densidad o intensidad de potencia local y tiempos de irradiación local para producir los efectos deseados.

[0096] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, puede proporcionarse un aparato 200, ilustrado esquemáticamente en un diagrama de la Fig. 2, para generar selectivamente plasma en tejido irradiándolo con energía óptica 150, p. ej., energía óptica. Por ejemplo, el aparato 200 puede incluir una disposición 210 de emisor de radiación, y una disposición óptica que puede proporcionarse entre la disposición 210 de emisor de radiación y el tejido diana a tratar. Por ejemplo, la disposición óptica puede incluir una primera disposición de lentes 220 y una segunda disposición de lentes 230. Estos componentes ilustrativos pueden suministrarse opcionalmente en una pieza de mano 250 u otra carcasa o caja. El aparato 200 puede incluir además una superficie de contacto configurada para entrar en contacto con la superficie 100 del tejido a tratar. En una realización, la superficie 240 de contacto puede incluir la segunda disposición de lentes 230. En esta realización, la superficie 240 de contacto puede ser convexa, de tal manera que proporciona una compresión local del tejido subyacente cuando el aparato 200 se coloca sobre el tejido que se está tratando.

[0098] Se puede proporcionar una disposición 260 de actuador para controlar el funcionamiento del aparato 200, p. ej., para activar y/o apagar la disposición 210 de emisor, controlar o ajustar ciertos parámetros operativos del aparato 200, etc. Se puede proporcionar una fuente de alimentación (no mostrada) para la disposición de emisores de radiación 210. Por ejemplo, la fuente de alimentación puede incluir una batería proporcionada dentro de la pieza de mano 250, un cable eléctrico u otra conexión conductora proporcionada entre la disposición 210 de emisores y una fuente de alimentación externa (p. ej., una toma de corriente o similares), etc.

[0100] La disposición 210 de emisores de radiación puede incluir, p. ej., una o más fuentes de energía óptica (incluido un láser pulsado tal como, p. ej., láseres pulsados bombeados por lámpara de centelleo, láseres de conmutación Q, láseres pulsados bloqueados por modo, un láser de fibra de conmutación Q, o un láser de estado sólido bombeado por diodo). Estos láseres pueden a veces estar alimentados por un láser de diodo), fibras ópticas, guías de ondas u otros componentes configurados para generar y/o emitir energía óptica 150 y dirigirla hacia o sobre la disposición óptica 220, p. ej., sobre la primera disposición de lentes 220. En realizaciones adicionales ilustrativas, la disposición 210 de emisor de radiación puede incluir extremos distales de una o más guías de ondas (p. ej., fibras ópticas) (no mostradas), donde las guías de ondas pueden configurarse o adaptarse para dirigir energía óptica 150 desde una fuente de energía óptica externa, tal como un láser (no mostrado), hacia o sobre la primera disposición de lentes 220.

[0102] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, la radiación electromagnética (energía óptica) 150 puede enfocarse en una o más regiones focales 160 que pueden localizarse dentro del tejido 120, como se muestra esquemáticamente en las FIGS. 1 y 2. La disposición óptica ilustrativa puede configurarse para proporcionar uno o más haces altamente convergentes de energía óptica 150, donde cada uno de dichos haces puede emitirse desde una porción inferior del aparato 200 y converger a una región focal 160 más estrecha situada a una distancia particular por debajo de la superficie inferior del aparato 200, p. ej., por debajo de la superficie inferior de la superficie de contacto 240. Dicha convergencia de la energía óptica 150 puede producir una alta fluencia e intensidad local dentro de la región focal 160, mientras que irradia el tejido suprayacente (p. ej., la epidermis 110 y la porción superior de la dermis 120 en la FIG. 1) con una fluencia menor. En ciertas realizaciones, la región focal 160 puede estar situada en la superficie inferior de la superficie de contacto 240 o muy cerca de ella, lo que puede proporcionar así una irradiación de alta intensidad de la región superficial del tejido en contacto con la superficie de contacto 240.

[0104] La primera disposición de lentes 220 puede adaptarse y/o configurarse para dirigir la energía óptica 150 desde la disposición de emisores 210 hacia o sobre la segunda disposición de lentes 230. La primera disposición de lentes 220 puede incluir, p. ej., una o más lentes, reflectores, espejos parcial o totalmente plateados, prismas y/o divisores de haz. Por ejemplo, la primera disposición de lentes 220 puede configurarse para colimar o alinear la energía óptica 150 emitida desde la disposición de emisores 210 sobre la segunda disposición de lentes 230, como se muestra en la FIG.2. La primera disposición de lentes 220 puede incluir, p. ej., una lente objetivo o similares.

[0106] La segunda disposición de lentes 230 puede configurarse y/o adaptarse para recibir energía óptica 150 de la primera disposición de lentes 220, y dirigirla a una o más zonas focales 160 dentro de la dermis 120, como se muestra en la FIG. 1, o a otros tejidos. Por ejemplo, la primera disposición de lentes 220 puede ser una lente colimadora, y la segunda disposición de lentes 230 puede servir como una lente de enfoque que incluya, p. ej., una única lente de objetivo como se muestra en la FIG. 2, una o más lentes plano-convexas o cilíndricas, o similares. Pueden utilizarse diversas disposiciones ópticas ilustrativas para producir una o más regiones focales 160. Algunas realizaciones de dichas disposiciones ópticas se describen con más detalle en la presente memoria. En ciertas realizaciones, puede utilizarse una única disposición óptica (que puede incluir 2 o más lentes, reflectores, prismas o similares) para enfocar la energía óptica 150 en una región focal 160.

[0108] Como se muestra en la FIG.2, el haz altamente convergente de energía óptica 150 se "extiende" relativamente a medida que atraviesa la superficie de contacto 240 (p. ej., a medida que penetra en la superficie 100 del tejido cutáneo cuando el aparato 200 se coloca sobre la piel para irradiarla). Las características geométricas, temporales y de potencia de la energía óptica 150 pueden seleccionarse como se describe en la presente memoria, de forma que la fluencia y la intensidad de la energía óptica 150 en la superficie de la piel 100 y cerca de ella sean lo suficientemente bajas como para evitar el calentamiento no deseado y el daño del tejido que recubre la región focal 160. La energía óptica 150 puede entonces enfocarse a una intensidad y fluencia suficientes dentro de la zona focal 160 para facilitar una absorción significativa de la energía óptica 150 por las regiones pigmentadas 130 dentro de la región focal 160 o próximas a ella. De esta manera, las realizaciones ilustrativas de la presente invención pueden dirigirse a regiones pigmentadas 130 dentro de la dermis 120 para calentarlas selectivamente, y generar además un plasma, sin generar daños no deseados al tejido suprayacente y al tejido circundante no pigmentado.

[0110] En las FIGS.1 y 2 se ilustran ángulos convergentes del haz ilustrativos de aproximadamente 70-80 grados. En general, el ángulo convergente puede ser de aproximadamente 40 grados o más, p. ej., incluso de aproximadamente 90 grados o más. Estos ángulos de convergencia no estrechos pueden generar una gran intensidad y fluencia local de energía óptica 150 en la región focal 160, mientras que la fluencia correspondiente en las regiones tisulares suprayacentes (y subyacentes) puede ser menor debido a la convergencia y divergencia del haz. Debe entenderse que otros ángulos de convergencia son posibles, y está dentro del alcance de la presente divulgación.

[0112] Por consiguiente, la apertura numérica (AN) efectiva de la segunda disposición de lentes 230 es preferiblemente grande, p. ej., mayor de aproximadamente 0,5, tal como entre aproximadamente 0,5 y 0,9, cuando el aparato 200 se utiliza para generar un plasma en regiones tisulares por debajo de la superficie tisular. La apertura numérica AN se define generalmente en óptica como AN= nsenθ, dondenes el índice de refracción del medio en el que trabaja la lente, yθes la mitad del ángulo de convergencia o divergencia del haz. La energía óptica 150 entra en la lente a través del aire circundante, que tiene un índice de refracción de aproximadamente 1. Por tanto, un semiángulo convergenteθilustrativo del haz de energía óptica hacia la región focal 160, correspondiente a un valor de AN comprendido entre aproximadamente 0,5 y 0,9, puede estar comprendido entre aproximadamente 30 y 65 grados. Por tanto, el intervalo ilustrativo del ángulo de convergencia total puede estar comprendido entre aproximadamente 60 y 130 grados. La AN puede ser menor, p. ej., cuando se irradian regiones superficiales del tejido, ya que hay poco o ningún tejido suprayacente que pudiera dañarse accidentalmente.

[0114] Los valores más grandes de la AN efectiva pueden proporcionar un ángulo de convergencia más grande, y una mayor diferencia correspondiente en la intensidad y fluencia del haz local entre la superficie del tejido 100 y la región focal 160. Por consiguiente, un valor de AN mayor puede proporcionar un mayor "margen de seguridad" al proporcionar niveles de irradiación menos intensos al tejido suprayacente que a las regiones pigmentadas 130, reduciendo así la probabilidad de generar daños térmicos en el tejido suprayacente. Sin embargo, un valor de AN mayor puede disminuir el tamaño de la región focal 160 en relación con el área del haz de energía óptica entrante, que puede irradiar así un volumen de tratamiento relativamente menor de tejido pigmentado dentro de la dermis 120. Estos volúmenes de tratamiento más pequeños pueden reducir la eficacia del tratamiento de grandes zonas de piel en un tiempo razonable. Los valores ilustrativos de la AN entre aproximadamente 0,5 y 0,9 pueden proporcionar así un compromiso razonable entre el factor de seguridad y la eficacia del tratamiento, aunque en ciertas realizaciones pueden utilizarse valores ligeramente mayores o menores de la AN (p. ej., ajustando adecuadamente otros parámetros del sistema, como la potencia del haz, la velocidad de barrido, etc.).

[0116] Una anchura de la región focal 160 (p. ej., un "tamaño de punto") puede ser pequeña, p. ej., menos de aproximadamente 100 µm, por ejemplo, menos de 50 µm, o menos de 10 µm. En general, la región focal puede definirse como la región volumétrica en la que la energía óptica 150 está presente con mayor intensidad. Por ejemplo, la región focal 160 puede no estar presente como un punto idealizado debido a factores como la dispersión de la energía óptica 150 dentro del tejido, aberraciones o no idealidades en los componentes ópticos (p. ej., lentes y/o reflectores), variaciones en la trayectoria de los rayos incidentes de la energía óptica 150, etc. Además, la región focal 160 puede extenderse sobre un pequeño intervalo de profundidades dentro del tejido, como se muestra esquemáticamente en las FIGS.1 y 2. En general, el tamaño y la ubicación de la región focal en relación con el aparato 200 pueden determinarse o seleccionarse basándose en las propiedades y la configuración de la disposición óptica (p. ej., las disposiciones 220, 230 de lentes primera y segunda), las características de la energía óptica 150 proporcionada por la disposición emisora 210 y las propiedades ópticas del tejido que se está tratando.

[0118] En ciertas realizaciones ilustrativas, la anchura de la región focal 160 (p. ej., el "tamaño del punto") puede ser inferior a 50 µm, p. ej., inferior a 10 µm. El diámetro del punto focal o tamaño del punto puede definirse generalmente como el diámetro más pequeño de un haz enfocado real (p. ej., convergente), que converge al entrar en la región focal y diverge al salir de la región focal. Variando los parámetros, los componentes y la configuración de la disposición óptica de enfoque y/o la estructura del modo láser, se puede producir una amplia variedad de tamaños de puntos focales láser. El tamaño mínimo teórico del punto focal del haz puede determinarse mediante difracción óptica y el número de modos ópticos presentes en la salida del láser, y se denomina tamaño del punto focal limitado por difracción. Normalmente, este tamaño mínimo del punto es varias veces la longitud de onda de la luz correspondiente. Por ejemplo, utilizando un láser de fibra monomodo de 1060 nm (que tiene buenas propiedades de enfoque), el diámetro del punto focal limitado por difracción para un sistema óptico que se enfoque en la dermis sería inferior a aproximadamente 5 µm. En la práctica, efectos como la dispersión óptica en el tejido y las aberraciones de los componentes ópticos producen puntos focales mayores que este mínimo limitado por difracción.

[0120] La pigmentación dérmica, como la melanina, las tintas de tatuaje o los componentes de medicamentos, suele estar contenida dentro de células, que a su vez tienen un diámetro de aproximadamente 10 µm. El diámetro del punto focal del láser puede ser mayor o menor que el diámetro de dichas células objetivo, dependiendo de los resultados deseados y del láser/óptica que se utilice. Un láser con menor potencia de salida puede enfocarse a tamaños relativamente más pequeños para lograr densidades de energía y potencia suficientes. Como alternativa, un láser de mayor potencia puede iniciar térmicamente un plasma con un tamaño de punto relativamente mayor. Dichos tamaños de punto más grandes pueden, p. ej., barrerse sobre un área o volumen dado de tejido en un tiempo más corto para producir selectivamente plasma en sitios cromóforos en el volumen de tejido.

[0122] Por ejemplo, un mínimo teórico para el tamaño del punto puede aproximarse como 1,22λ/AN, dondeλes la longitud de onda de la radiación electromagnética y AN es la apertura numérica de una lente. Para una longitud de onda de aproximadamente 1060 nm y una AN de 0,5, el tamaño mínimo teórico del punto es de aproximadamente 2,6 micrómetros. El tamaño real del punto (o anchura de la zona focal 160) puede seleccionarse como suficientemente pequeño para proporcionar una densidad de energía o densidad de energía óptica 150 suficientemente alta en la zona focal 160 (suficiente para iniciar la emisión termoiónica y generar posteriormente un plasma). Por ejemplo, para una fuente de láser pulsado determinada que tenga una duración de pulso y una potencia de pulso pico (o media) (o energía de pulso total) concretas, un tamaño de punto más pequeño dará como resultado una intensidad (o densidad de energía) mayor. Basándose en consideraciones geométricas, las densidades de energía y energía de un impulso de haz óptico concreto en una región focal son inversamente proporcionales al cuadrado del tamaño del punto focal (o, inversamente proporcionales al área del punto focal).

[0124] Para un valor de AN particularmente ilustrativo de la disposición de lentes de enfoque 230, el radio del haz en la superficie puede estimarse como la profundidad focal multiplicada por la tangente del semiángulo de convergencia proporcionado por la lente de enfoque. A modo de ejemplo, un valor de AN de 0,5 corresponde a un semiángulo de convergencia de aproximadamente 30 grados, para el que la tangente es de 0,577. Para una profundidad focal ilustrativa de 200 micrómetros en el tejido, el radio del haz de energía óptica convergente en la superficie de la piel 100 es de aproximadamente 115 micrómetros (0,577 x 200), de modo que la anchura total del haz en la superficie es de aproximadamente 230 micrómetros. La intensidad local es inversamente proporcional a la sección transversal local del haz para una potencia de haz determinada. Por consiguiente, para un tamaño de punto (anchura de la región focal) de 20 micrómetros, la relación entre la fluencia en la región focal y en la superficie de la piel (ignorando la absorción entre la superficie y el punto focal) es de aproximadamente (230/20)<2>o de aproximadamente 130:1. La relación de fluencia real puede ser algo menor debido a la absorción de parte de la energía óptica entre la superficie del tejido y la región focal. No obstante, este cálculo ilustrativo indica que una lente de enfoque con una AN elevada puede generar una intensidad relativamente baja en las regiones superficiales del tejido en comparación con la intensidad en la región focal.

[0125] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, se puede generar una pluralidad de dichas regiones focales 160 simultáneamente por el aparato ilustrativo. En otras realizaciones adicionales, las regiones focales 160 pueden barrer o atravesar las porciones de tejido que contienen cromóforos para irradiar mayores volúmenes de tejido en un tiempo razonable, como se describe en la presente memoria.

[0127] En ciertas realizaciones ilustrativas para generar selectivamente plasma en tejido cutáneo que presenta melasma dérmico, la profundidad de la región focal 160 por debajo de la superficie cutánea 100 puede ser de hasta aproximadamente 2000 µm. En algunas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, una profundidad focal ilustrativa por debajo de la superficie de la piel (u otro tejido) puede estar comprendida entre aproximadamente 5 µm y aproximadamente 1000 µm, lo que permite un intervalo de profundidades de tratamiento que pueden lograrse sin una dispersión o absorción excesiva de energía por encima de la región focal 160. En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, la profundidad de la región focal 160 puede estar comprendida entre aproximadamente 120 µm y 400 µm, p. ej., entre aproximadamente 150 µm y 300 µm. Estos últimos intervalos de profundidad ilustrativos pueden corresponder generalmente a las profundidades observadas de las regiones pigmentadas 130 en la piel que presenta melasma dérmico. La profundidad focal ilustrativa puede corresponder a una distancia desde la parte inferior del aparato 200 (p. ej., la superficie inferior de la superficie de contacto 240) y la región focal 160 de la energía óptica 150, ya que la superficie de contacto 240 puede aplanar el tejido subyacente cuando se coloca sobre la superficie de la piel 100. Por consiguiente, la profundidad de la región focal 160 dentro de la piel puede seleccionarse o controlarse basándose en una configuración de las disposiciones ópticas 220,230 dentro de la carcasa 250.

[0129] En diversas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, la energía óptica 150 puede ser colimada (p. ej., los rayos dentro del haz de energía óptica son sustancialmente paralelos entre sí), convergente o divergente entre la primera disposición de lentes 220 y la segunda disposición de lentes 230. En otras realizaciones adicionales ilustrativas, la disposición del emisor de radiación 210 y/o los componentes de la disposición óptica (p. ej., la disposición de la primera lente 220 y/o la disposición de la segunda lente 230) pueden ser controlables o ajustables de manera que la trayectoria de la energía óptica 150 pueda variarse. Dicha variación ilustrativa en la trayectoria de la energía óptica 150 puede proporcionar variaciones correspondientes en la profundidad, anchura y/o localización de la región focal 160 dentro del tejido que se irradia cuando el aparato se mantiene estacionario con respecto al tejido.

[0131] Por ejemplo, la posición y/o el ángulo de la energía óptica 150 pueden desplazarse con respecto al eje óptico de una lente de la segunda disposición de lentes 230. Además o como alternativa, puede variarse la convergencia o divergencia de la energía óptica 150 que entra o está dentro de la disposición óptica. Dichas variaciones en la geometría y/o trayectoria de la energía óptica pueden proporcionar variaciones en la profundidad y/o posición lateral de las regiones focales 160. De este modo, se pueden irradiar mayores volúmenes de tejido mientras el aparato 200 se mantiene inmóvil sobre la zona de tejido que se está tratando. Dicha variación ilustrativa de las características de la región de enfoque puede facilitar el tratamiento de una pluralidad de intervalos de profundidad y/o ubicaciones dentro del tejido que contiene cromóforos (incluidas, pero no se limitan a, células pigmentadas o estructuras vasculares).

[0133] Puede lograrse un ajuste y/o alteración ilustrativo de la geometría y/o trayectoria de la energía óptica 150, p. ej., utilizando uno o más desplazadores, espejos móviles, divisores de haz y/o prismas, o similares, que pueden acoplarse a la disposición de emisores de radiación 210, la primera disposición de lentes 220, y/o la segunda disposición de lentes 230. En realizaciones adicionales, el aparato 200 puede desplazarse sobre el área de tejido a tratar para irradiar mayores volúmenes de tejido a una o más profundidades, dirigiéndose así a un mayor número de regiones que contienen cromóforos dentro de un mayor volumen de tejido. Dicho desplazamiento puede realizarse utilizando un aparato de desplazamiento controlable, o como alternativa, dicho desplazamiento puede realizarse manualmente, p. ej., haciendo que un usuario sostenga el aparato en la mano y lo mueva sobre la superficie del tejido. En otras realizaciones adicionales pueden proporcionarse combinaciones de movimiento de desplazamiento manual y automatizado.

[0135] En realizaciones adicionales, el aparato 200 ilustrativo de la FIG. 2 puede incluir un sensor para detectar la velocidad y/o posición del aparato 200 en relación con el tejido que se está tratando, p. ej., mientras se realiza un barrido manual sobre el tejido, y los datos se envían a un dispositivo de control (no mostrado) que puede afectar a los parámetros de salida del láser y/o del aparato de desplazamiento, si están presentes. Por ejemplo, se puede utilizar un sensor de movimiento mecánico u óptico, similar al de un ratón de ordenador, para controlar la velocidad y/o la posición del aparato 200 durante su uso. El control de retroalimentación basado en datos de velocidad y/o posición puede utilizarse, p. ej., para afectar a parámetros como la duración del impulso, la frecuencia del impulso, la energía del impulso, etc. Pueden aplicarse controles adecuados basados en la aplicación de técnicas de control convencionales, junto con los diversos rangos de parámetros y fenómenos descritos en la presente memoria, para evitar daños no deseados en los tejidos que incluyen, pero no se limitan a, la formación de plasma lejos de los cromóforos, o la irradiación excesiva de energía de los tejidos suprayacentes (p. ej., en la epidermis). Se han empleado con éxito dispositivos de seguimiento similares para el control de dispositivos en láseres fraccionados manuales utilizados para tratamientos dermatológicos (p. ej., los sistemas láser Reliant Fraxel<®>).

[0137] En una realización de la presente divulgación, la segunda disposición de lentes 230 puede incluir una pluralidad de microlentes 300, p. ej., como se proporciona en una vista lateral esquemática de la configuración ilustrativa de la FIG. 3A. Por ejemplo, las microlentes 300 pueden incluir cualquier tipo convencional de lentes convergentes, p. ej., lentes convexas o lentes plano-convexas como las que se muestran en la FIG. 3A. Las microlentes 300 pueden configurarse para enfocar la energía óptica 150 en una pluralidad de regiones focales 160 dentro de la dermis subyacente 120 u otro tejido, como se ilustra en la FIG.3A.

[0139] Cada una de las microlentes puede tener una AN grande (p. ej., entre aproximadamente 0,5 y 0,9), de tal manera que la energía óptica 150 converge desde un área relativamente amplia en o cerca de la superficie 100 de la piel u otro tejido (con una intensidad/densidad de energía y fluencia relativamente bajas) a una anchura pequeña (con una intensidad/densidad de energía y fluencia más altas) en la región focal 160 dentro de la dermis 120 u otro tejido. Dichas propiedades ópticas pueden proporcionar una intensidad suficiente de energía óptica 150 dentro de la región focal 160 para iniciar la formación de plasma, evitando al mismo tiempo zonas o volúmenes de alta intensidad alejados del volumen de tejido que contiene cromóforos (p. ej., células pigmentadas 130), reduciendo así la probabilidad de dañar volúmenes suprayacentes, subyacentes y/o adyacentes de tejido cutáneo no pigmentado.

[0141] Las microlentes 300 pueden proporcionarse en cualquier patrón geométrico tal como, pero no limitado a, una matriz sustancialmente cuadrada o rectangular, tal como la mostrada en la vista superior de dicha configuración ilustrativa en la FIG.3B. Según otras realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, las microlentes 300 pueden proporcionarse en una matriz hexagonal, como se muestra en la FIG. 3C. En otras realizaciones adicionales ilustrativas pueden proporcionarse otros patrones y/o formas ilustrativas de las microlentes 300. La anchura de las microlentes 300 puede ser pequeña, p. ej., entre aproximadamente 1 mm y 3 mm de ancho. En algunas realizaciones ilustrativas, las microlentes 300 pueden ser ligeramente más anchas o más estrechas. El propio conjunto de microlentes 300 puede moverse o barrerse, para proporcionar un conjunto denso (o una región continua) de volumen tisular irradiado por puntos focales a lo largo del tiempo, en el plano o planos focales del conjunto de lentes.

[0143] En realizaciones adicionales de la presente divulgación, la disposición de emisores de radiación 210 y/o la primera disposición de lentes 220 pueden configurarse para dirigir un único haz ancho de energía óptica 150 (tal como, p. ej., el mostrado en la FIG. 2) sobre todo el conjunto de microlentes 300 o una porción sustancial del mismo. Dicha configuración ilustrativa puede generar una pluralidad de regiones focales 160 en el tejido simultáneamente. En realizaciones adicionales ilustrativas, la disposición de emisores de radiación 210 y/o la disposición de la primera lente 220 pueden configurarse para dirigir una pluralidad de haces más pequeños de energía óptica 150 sobre las microlentes 300 individuales. Según otras realizaciones ilustrativas adicionales, la disposición 210 de emisores de radiación y/o la primera disposición 220 de lentes pueden configurarse para dirigir uno o más haces más pequeños de energía óptica 150 sobre una porción del conjunto de microlentes 300, p. ej., sobre una sola microlente o una pluralidad de las microlentes 300, y el haz o haces más pequeños pueden escanearse sobre el conjunto de las microlentes 300, de tal manera que una pluralidad de las regiones focales 160 pueden generarse secuencial o no simultáneamente en el tejido que se irradia.

[0145] En realizaciones adicionales de la presente divulgación, las microlentes 300 pueden incluir lentes cilíndricas, por ejemplo, lentes cilíndricas convexas o lentes cilíndricas plano-convexas, p. ej., como se muestra en una vista superior ilustrativa de la FIG. 3D y en una vista angular ilustrativa de la FIG. 3E. En el contexto que se emplea en la presente memoria, "cilíndrica" no requiere necesariamente que la superficie redondeada de la lente sea circular; puede tener un perfil elíptico u otro perfil suave pero no circular en determinadas realizaciones. Dichas lentes cilíndricas pueden tener un perfil uniforme en cualquier sección transversal perpendicular al eje longitudinal de la lente.

[0147] Una anchura de las microlentes cilíndricas 300 puede ser pequeña, p. ej., entre aproximadamente 1 mm y 3 mm de ancho. La longitud de las microlentes cilíndricas 300 puede estar entre aproximadamente 5 mm y 5 cm, p. ej., entre aproximadamente 5 mm y aproximadamente 2 cm. Esta anchura y longitud se pueden seleccionar en función de factores tales como la potencia total emitida por la disposición de emisores de radiación 210, el tamaño total de la distribución de microlentes 300, etc. En ciertas realizaciones ilustrativas, pueden proporcionarse microlentes cilíndricas 300 que son ligeramente más cortas o más largas y/o ligeramente más estrechas o más anchas.

[0149] En ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, cualquiera de las matrices ilustrativas de las microlentes 300 puede proporcionarse sobre (o formarse como parte de) la superficie de contacto 240, como se ilustra en la FIG. 3E. Dicha configuración puede facilitar la colocación de las microlentes 300 cerca de la superficie del tejido, y también facilitar una profundidad más precisa de las regiones focales 160 dentro del tejido, p. ej., cuando la superficie de contacto 240 entra en contacto con la superficie del tejido durante el uso.

[0150] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, la disposición de emisores de radiación 210 y/o la primera disposición de lentes 220 pueden configurarse para dirigir un único haz ancho de energía óptica 150 (tal como el mostrado en la FIG. 2) sobre todo el conjunto de microlentes cilíndricas 300 o una porción sustancial del mismo. Dicha configuración ilustrativa puede generar y/o producir simultáneamente una pluralidad de regiones focales 160 dentro del tejido 120 que son alargadas en una dirección (p. ej., a lo largo del eje longitudinal de las microlentes cilíndricas 300) y estrechas (p. ej., menos de aproximadamente 100 µm de anchura, menos de aproximadamente 50 µm de anchura, o incluso menos de aproximadamente 10 µm de anchura) en una dirección ortogonal al eje longitudinal de las microlentes cilíndricas 300. Dicha energía óptica 150 "enfocada en línea" puede utilizarse para irradiar más eficazmente volúmenes mayores del tejido, p. ej., cuando se realiza un barrido con el aparato 200 ilustrativo sobre el área de tejido que se está tratando, por ejemplo, en una dirección sustancialmente ortogonal (u opcionalmente en algún otro ángulo) al eje longitudinal de las microlentes cilíndricas 300.

[0152] Según otras realizaciones ilustrativas adicionales de la presente divulgación, la disposición de emisor de radiación 210 y/o la primera disposición de lente 220 pueden configurarse para dirigir uno o más haces más pequeños de energía óptica 150 sobre una o más de las microlentes cilíndricas 300. Por ejemplo, la energía óptica 150 puede dirigirse a una o más microlentes cilíndricas 300, p. ej., sobre un área 320 alargada como la que se muestra en la FIG. 3D. La disposición 210 de emisor de radiación y/o la primera disposición 220 de lente pueden configurarse además para realizar un barrido sobre o atravesar el área 320 irradiada sobre las microlentes cilíndricas 300 (por ejemplo, usando uno o más espejos móviles, prismas, guías de ondas, o similares en la disposición óptica), p. ej., a lo largo de las direcciones longitudinales indicadas por las flechas mostradas en las FIGS. 3D y 3E (o hacia adelante y hacia atrás a lo largo de dicha dirección), de tal manera que una pluralidad de las regiones 160 focales alargadas se generan progresivamente en la dermis 120 durante el barrido. Dicho barrido de la energía óptica 150 puede producir una región 160 focal irradiada que tiene la forma de una línea extendida dentro de la dermis 120. El aparato 200 también puede desplazarse lateralmente sobre la región de la piel que se está tratando, p. ej., en una dirección no paralela a los ejes longitudinales de las microlentes cilíndricas 300, durante la irradiación, de forma que las regiones focales alargadas 160 puedan desplazarse a través de la dermis 120 e irradiar un mayor volumen de tejido. Por ejemplo, como se describe en la presente memoria, dicho desplazamiento lateral puede estar comprendido entre aproximadamente 5 mm/s y 5 cm/s. La velocidad de barrido del haz de energía óptica a lo largo de los ejes del cilíndrico puede ser mayor, p. ej., superior a aproximadamente 10 cm/s, para proporcionar una irradiación más uniforme de dichos volúmenes mayores de tejido. La velocidad de barrido de la energía óptica 150 a lo largo de los ejes de las lentes cilíndricas, la velocidad de desplazamiento del aparato 200 sobre la piel, la potencia de la disposición 210 de emisores de energía óptica y la anchura de la región focal 160 pueden seleccionarse para proporcionar una fluencia local generada dentro de porciones de la dermis 120 por la región 160 focal alargada que se encuentre dentro de los intervalos de fluencia ilustrativos descritos en la presente memoria.

[0154] En otra realización ejemplar de la presente divulgación, algunas de las microlentes cilíndricas o esféricas 300 pueden tener diferentes valores de AN, diferentes tamaños o radios, y/o diferentes longitudes focales efectivas, p. ej., como se muestra en el diagrama esquemático ilustrativo de la FIG. 3F. Las diferentes profundidades focales de las microlentes 300 por debajo de la superficie de la piel 100 pueden ser, p. ej., de aproximadamente 120 µm a 400 µm, por ejemplo, de aproximadamente 150 µm a 300 µm. Dichas variaciones ilustrativas en las longitudes focales pueden producir regiones focales 160 a diferentes profundidades, lo que puede dar lugar a la irradiación de mayores volúmenes de la dermis 120 cuando el aparato ilustrativo 200 se desplaza sobre la zona de piel que se está tratando, dirigiéndose así a un mayor número de células pigmentadas 130 que puedan estar presentes (p. ej., irradiando células pigmentadas 130 tanto más superficiales como más profundas en la dermis 120).

[0156] En una realización ilustrativa, la disposición de emisores de radiación 210 y/o la primera disposición de lentes 220 pueden configurarse adicionalmente para variar el ángulo incidente de la energía óptica 150 a medida que se dirige a la segunda disposición de lentes 230 o al conjunto de microlentes 300. Dicha variación en el ángulo puede dirigir la región focal 160 de una pluralidad de pulsos a una pluralidad de ubicaciones sin desplazar el aparato 200 o cualquier lente con respecto al tejido 100. Dicha variación del ángulo incidente puede proporcionar una irradiación más uniforme del tejido durante el barrido, irradiando una pluralidad de puntos para cada ubicación fija del aparato 200 y/o las lentes con respecto al tejido 100.

[0158] En otra realización ilustrativa de la divulgación, la primera disposición de lentes 220, la segunda disposición de lentes 230, y/o el conjunto de microlentes 300 pueden configurarse (p. ej., utilizando actuadores y similares) para variar de forma controlable la distancia focal entre el aparato 200 y la región focal 160. Dicha variación en la distancia focal puede dirigir la región focal 160 de una pluralidad de pulsos a una pluralidad de profundidades en una sola localización sin desplazar el aparato 200 o cualquier lente con respecto al tejido 100. Este tipo de patrón de exploración puede utilizarse para irradiar múltiples profundidades (valores z) en cada ubicación durante un procedimiento de barrido antes de avanzar la región focal a otra ubicación (x-y) en el tejido. Las profundidades secuenciales irradiadas en una localización pueden variar de más profundas a menos profundas en una realización (disminuyendo la distancia focal mientras se irradia una localización x-y particular). Como alternativa, la distancia focal puede variar de menor a mayor profundidad (aumentando la distancia focal mientras se irradia una localización x-y particular). Puede utilizarse cualquier secuencia de profundidad y seleccionarse en función de otros factores, como el efecto de la irradiación en regiones más profundas o suprayacentes del tejido, la distribución en profundidad de los cromóforos en el tejido, etc. Estas realizaciones en las que la profundidad focal se varía en una única ubicación x-y representan una alternativa al patrón de barrido ilustrativo de la FIG.4, en el que se realiza un barrido de la región focal 160 con un patrón de trama o similares a una profundidad focal fija (p. ej., dentro de un único plano x-y) y luego la profundidad focal se varía para explorar otro plano x-y a una profundidad diferente.

[0160] La ventana o superficie de contacto 240, si está presente, puede configurarse y/o estructurarse para entrar en contacto con la superficie 100 de la zona de la piel que se está tratando. La superficie inferior de la ventana 240 puede ser sustancialmente plana, o puede ser convexa o cóncava en realizaciones adicionales. La ventana 240 puede proporcionar ciertos beneficios durante el funcionamiento del aparato 200. Por ejemplo, la ventana 240 puede facilitar el posicionamiento preciso de las disposiciones ópticas primera y segunda 220, 230 en relación con la superficie de la piel 100, lo que puede facilitar el control, la selección y/o la variación precisos de las profundidades de las regiones focales 160 dentro de la piel.

[0162] La ventana 240 puede estabilizar aún más el tejido blando de la piel mientras está siendo irradiado por el aparato 200, lo que puede facilitar el control y la uniformidad del perfil de irradiación. La presión ejercida por la ventana 240 sobre la superficie de la piel 100 también puede blanquear (o eliminar parte de la sangre) el volumen de tejido cutáneo irradiado, reduciendo así la cantidad de estructuras pigmentadas presentes localmente (p. ej., vasos llenos de sangre que contienen hemoglobina). Dicho blanqueamiento puede facilitar una mayor selectividad de la absorción de la energía óptica 150 por las células pigmentadas 130, reduciendo al mismo tiempo un riesgo de daño no deseado a los vasos sanguíneos.

[0164] En realizaciones ilustrativas de la divulgación, la ventana 240 puede enfriarse, p. ej., preenfriándola antes de utilizar el aparato 200 o mediante enfriamiento activo utilizando una disposición de enfriamiento convencional (p. ej., un dispositivo Peltier, un conducto frío conductor, o similares). En otras realizaciones, el propio tejido puede enfriarse antes de la irradiación, p. ej., mediante un pulverizador criogénico o enfriamiento por contacto con un objeto frío. Dicho enfriamiento puede facilitar la protección de las porciones superiores del tejido frente a daños no deseados y/o sensación de dolor mientras se irradian las regiones pigmentadas dentro del tejido para producir un plasma en el mismo.

[0166] Puede utilizarse un fluido o gel de acoplamiento de índice de refracción para reducir las pérdidas y aberraciones ópticas a medida que el haz o haces láser pasan del aparato de enfoque óptico al tejido. Por ejemplo, la piel humana tiene un índice de refracción de aproximadamente 1,5 en la región óptica de 600-1100 nm, y su superficie es rugosa, de modo que un haz de luz se encuentra con la piel en un intervalo de ángulos de incidencia local. El aire tiene un índice de refracción de 1,0, por lo que la reflexión y la refracción son elevadas. Aplicando un material fluido o gel con un índice de refracción más próximo al de la piel, las pérdidas y aberraciones son menores. Una situación y solución análogas relacionadas con el uso de láseres enfocados para microscopía confocal de reflectancia de la piel se describió, p. ej., en M. Rajadhyakshaet al., "In vivoconfocal scanning laser microscopy of human skin: melanin provides strong contrast", J Invest Dermatol., 104(6), 946-52 (junio de 1995).

[0168] Según ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, la ventana 240 puede proporcionarse como parte de la segunda disposición de lentes 230. Por ejemplo, la segunda disposición de lentes 230 puede incluir una única lente planoconvexa o una pluralidad de lentes planoconvexas, tales como las que se muestran en las FIGS.3A y 3D. Dichas lentes pueden fijarse o formarse como parte de la ventana 240. La superficie inferior (plana) de dichas lentes puede proporcionar los beneficios de la ventana 240 como se describe en la presente memoria, p. ej., el posicionamiento preciso de la segunda disposición de lentes 230 en relación con la superficie de la piel 100 para controlar la profundidad de las regiones focales 160.

[0170] La disposición de actuador 260 puede configurarse para activar y/o controlar la disposición de emisor de radiación 210 y/o una fuente de energía óptica externa que proporciona radiación a la disposición de emisor de radiación 210, de tal manera que las características de irradiación de un área de tejido por la energía óptica 150 pueden controlarse. La disposición de emisor de radiación 210 y/o el aparato ilustrativo 200 pueden incluir además una disposición de control convencional (no mostrada) que puede configurarse para controlar y/o ajustar las propiedades de la energía óptica 150 dirigida sobre el tejido que se está tratando.

[0172] Por ejemplo, el aparato 200 puede incluir uno o más sensores (no mostrados) configurados para detectar el contacto del aparato 200 con la superficie de la piel 100 y/o la velocidad o el desplazamiento del aparato 200 sobre la superficie de la piel 100 durante su uso. También se pueden proporcionar sensores ópticos para detectar la presencia de chispas o destellos que indiquen la generación de un plasma en el tejido irradiado. Dichos sensores ilustrativos pueden generar señales capaces de variar las propiedades de la energía óptica 150, p. ej., variando la potencia emitida por la disposición de emisores de radiación 210 en función de la velocidad de desplazamiento del aparato 200, apagando las fuentes de energía óptica 150 cuando el aparato 150 está estacionario con respecto a la superficie tisular 100, etc. Dichos sensores y dispositivos de control pueden proporcionarse como medida de seguridad, p. ej., para evitar una irradiación excesiva y daños no deseados en el tejido tratado, y son generalmente conocidos en la técnica. Por ejemplo, se puede utilizar un sensor óptico para ajustar los parámetros de la fuente de energía óptica para una geometría focal y una velocidad de barrido/desplazamiento determinadas, de forma que se inicie justo la generación de plasma en las regiones pigmentadas. Dicho control puede evitar la formación excesiva de plasma y/o la formación de plasma en tejidos que no contienen cromóforos. En realizaciones de la presente divulgación pueden utilizarse otras variaciones de dichas disposiciones convencionales de detección y/o control. En general, los tiempos de irradiación local (o "tiempos de permanencia") deben ser suficientemente largos para generar selectivamente un plasma en el tejido tras la absorción lineal inicial de energía por los cromóforos. El tiempo de permanencia puede estimarse, p. ej., como el tiempo que tarda toda la anchura de la región focal en pasar sobre un punto concreto del tejido a una velocidad de barrido determinada. Por consiguiente, el tiempo de permanencia puede calcularse como la anchura o el diámetro del haz de energía óptica dividido por la velocidad de barrido.

[0173] La limitación de los tiempos de irradiación (tiempos de permanencia) en una ubicación particular de la región focal puede lograrse de varias maneras. En una realización ilustrativa, la disposición de emisores de radiación 210 puede configurarse para proporcionar pulsos discretos de energía óptica 150 a las regiones focales 160. El intervalo entre dichos pulsos de energía óptica puede ser, p. ej., del orden de aproximadamente 50 milisegundos o más, incluso si la ubicación de la región focal se desplaza a través del tejido cutáneo a una velocidad relativamente lenta de unos pocos mm/s. Estos parámetros ilustrativos pueden dar lugar a una distancia entre regiones focales 160 irradiadas por pulsos sucesivos de, p. ej., aproximadamente 50-100 micrómetros, que puede ser mayor que una anchura de la propia región focal 160. Por consiguiente, dichos parámetros generales pueden facilitar la separación espacial y temporal de las sucesivas regiones focales irradiadas 160, de forma que pueda producirse una relajación térmica local y evitarse la acumulación de calor excesivo. El tamaño del punto, la duración del pulso y/o la energía total del pulso pueden seleccionarse basándose en los principios y directrices descritos en la presente memoria, utilizando cálculos sencillos, para proporcionar una intensidad suficiente dentro de la región focal 160 para generar un plasma en las estructuras pigmentadas 130, manteniendo al mismo tiempo un tiempo de permanencia suficientemente pequeño (p. ej., inferior a aproximadamente 1-2 ms) para evitar dañar el tejido no pigmentado..

[0175] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, puede realizarse un barrido con la radiación enfocada 150 sobre una región de la piel que contenga cromóforos (tales como, p. ej., lesiones pigmentadas o similares), de manera que la región o regiones focales 160 puedan irradiar un gran número de regiones pigmentadas con intensidad suficiente para formar un plasma. Dicha exploración puede realizarse con cualquiera de las realizaciones que se describen en la presente memoria. El barrido puede realizarse manualmente, p. ej., utilizando un método convencional de desplazamiento de una pieza de mano sobre una zona de la piel a tratar. Como alternativa, el aparato 200 puede acoplarse opcionalmente a un dispositivo de desplazamiento que puede configurarse para mover automáticamente el aparato (o determinados componentes del mismo) sobre una zona de tejido que deba tratarse. Dicho desplazamiento automático puede proporcionarse como un patrón preestablecido o como una trayectoria aleatoria o semialeatoria sobre la piel. En otras realizaciones adicionales aún, uno o más de los componentes ópticos (p. ej., la primera y/o segunda disposición de lentes 220, 230) y/o la disposición de emisores de radiación pueden desplazarse dentro de la carcasa 250, de tal manera que las regiones focales 160 pueden desplazarse dentro del tejido mientras la carcasa 250 se mantiene en una única posición relativa al tejido.

[0177] Las velocidades medias de barrido (o los intervalos de dichas velocidades) pueden determinarse basándose en las directrices generales ilustrativas que se describen en la presente memoria. Por ejemplo, para un tamaño de punto particular (que puede determinarse principalmente por las propiedades de la disposición óptica), el tiempo de permanencia local (irradiación) se puede estimar como el tamaño/anchura del punto dividido por la velocidad de traslación. Como se indica en la presente memoria, dicho tiempo de permanencia es preferiblemente inferior a aproximadamente 1-2 milisegundos para evitar la acumulación de calor local y el daño térmico no deseado del tejido no pigmentado. Por consiguiente, una velocidad de barrido mínima se puede estimar como la anchura de la región focal 160 dividida por 1 milisegundo. Por ejemplo, un tamaño de punto de 10 micrómetros (0,01 mm) correspondería a una velocidad de barrido mínima de 0,01 mm/0,001 segundos, o a aproximadamente 10 mm/seg (1 cm/seg). Las velocidades de barrido para haces enfocados en línea (p. ej., producidos dirigiendo un haz de energía óptica sobre una lente cilíndrica) pueden estimarse de manera similar, p. ej., cuando la anchura de la línea focal corresponde a la anchura de la región focal y la velocidad de barrido es en una dirección perpendicular a la línea focal, o para otras configuraciones de barrido.

[0178] Para una fuente láser pulsada, la velocidad de barrido puede seleccionarse basándose, al menos en parte, en la energía del pulso y la tasa de repetición, de forma que pueda controlarse la energía total depositada en la zona objetivo. Para una fuente láser pulsada, el tiempo de permanencia local correspondería a la duración del pulso, si la velocidad de barrido es lo suficientemente baja en comparación con la duración del pulso como para que la región focal no se mueva de forma apreciable (p. ej., se mueve únicamente una fracción de la anchura de la región focal, como la mitad de la anchura del punto o menos) durante el pulso. Como ejemplo, con una duración de pulso de 100 ns, una tasa de repetición de 50 khz, y una velocidad de barrido de 200 mm/s, hay un pulso de energía depositado cada 4 micrómetros a lo largo de la trayectoria de barrido, y la región focal se mueve únicamente aproximadamente 0,02 micrómetros durante el pulso. Además, dicha velocidad de barrido y de repetición de pulsos conduciría a aproximadamente, esperaríamos que se recibieran aproximadamente 2-3 pulsos de energía por una célula de 10 um, teniendo cada impulso un tiempo de permanencia local de 100 ns.

[0180] Una potencia de salida de la disposición de emisores de radiación 210 puede seleccionarse basándose en varios factores, entre los que se incluyen, p. ej., la longitud de onda de la energía óptica, el número, los tamaños y/o las profundidades de las regiones focales 160, las características ópticas y la geometría de las disposiciones de lentes primera y segunda 220, 230, etc. La potencia de salida puede seleccionarse de forma que la fluencia en la región focal 160 sea suficientemente alta para dañar las células pigmentadas 130 que absorben la energía óptica 150 durante tiempos de exposición cortos, mientras que la fluencia a otras profundidades (p. ej., en la epidermis 110) sea suficientemente baja para minimizar o evitar daños no deseados en ella.

[0182] Basándose en algunas observaciones experimentales, una intensidad local (densidad de energía) dentro de la región focal 160 que puede ser suficiente para generar un plasma en estructuras que contienen melanina (p. ej., células pigmentadas) puede ser de aproximadamente 10^10 W/cm<2>o más, por ejemplo, entre aproximadamente 10^10 W/cm<2>y 10^11 W/cm<2>para energía óptica 150 que tiene una longitud de onda de aproximadamente 1060 nm. El tiempo de permanencia correspondiente para la irradiación local puede ser del orden de 10^-5 s (p. ej., 10 microsegundos). Este intervalo de intensidad efectiva del haz local puede aumentar con el incremento de la velocidad de barrido/desplazamiento de la región focal en el tejido, para mantener un tiempo de irradiación local (permanencia) constante. En realizaciones adicionales ilustrativas, también pueden proporcionarse valores de intensidad mayores o menores cuando se utilizan velocidades de barrido más rápidas o más lentas. Por ejemplo, un plasma termoiónico en melanina puede iniciarse a una densidad de energía más baja, p. ej., tan baja como aproximadamente 10^8 W/cm<2>, si se seleccionan adecuadamente otros parámetros como la eficiencia de absorción (que depende en parte de la longitud de onda de la energía óptica) y la densidad de energía (que también depende en parte de la duración del pulso). En dichas realizaciones, el tiempo de permanencia local puede ser preferiblemente del orden de decenas de microsegundos.

[0184] Las velocidades de barrido típicas para una pieza de mano que se desplaza manualmente sobre una zona de piel a tratar pueden ser, p. ej., del orden de aproximadamente 5 mm/s a aproximadamente 5 cm/s. Estas velocidades corresponden a recorrer una distancia de 5 cm (aproximadamente 2 pulgadas) en aproximadamente 1-10 segundos. Por consiguiente, para una pieza de mano que se desplaza manualmente sobre la piel para irradiar porciones de la dermis como se describe en la presente memoria, la salida de potencia y la geometría focal del aparato 200 pueden seleccionarse para proporcionar una densidad de energía y un tiempo de permanencia en las ubicaciones irradiadas dentro de la dermis que esté dentro del intervalo general descrito en la presente memoria.

[0186] Estos cálculos de potencia ilustrativos pueden basarse en que toda la salida del diodo láser se concentre en una región focal. Si la salida de una única fuente de energía óptica se enfoca sobre una pluralidad de regiones focales (p. ej., cuando se utiliza un divisor óptico o un haz ancho dirigido sobre una pluralidad de microlentes), la potencia de salida de la fuente de energía óptica debe multiplicarse por el número de puntos focales 160 para conseguir la misma densidad de energía dentro de cada región focal 160. La energía óptica 150 puede suministrarse como una onda continua (CW) u opcionalmente como una pluralidad de pulsos. Como alternativa, puede proporcionarse una pluralidad de fuentes de energía óptica (p. ej., diodos láser o similares) para generar simultáneamente una pluralidad de regiones focales irradiadas 160, estimándose el nivel de potencia adecuado para cada fuente de energía óptica como se ha descrito anteriormente. En ciertas realizaciones, si se realiza un barrido con uno o más haces de energía óptica sobre la disposición 230 de lente de enfoque, la potencia de la fuente de energía óptica puede seleccionarse basándose en las propiedades de la lente, la velocidad de barrido, etc. para proporcionar densidades de energía y tiempos de permanencia en ubicaciones pigmentadas del tejido irradiado por las regiones focales 160 que se encuentran dentro de los intervalos generales descritos en la presente memoria.

[0188] En ciertas realizaciones ilustrativas de la presente divulgación, la disposición de emisores de radiación 210 puede incluir una pluralidad de emisores de energía óptica (p. ej., diodos láser o láseres con guías de ondas separadas). Dichos emisores pueden disponerse en una matriz lineal, de forma que se sitúen sustancialmente a lo largo de una o más líneas rectas. En realizaciones adicionales ilustrativas, los emisores pueden disponerse en un patrón bidimensional, que puede proporcionar patrones adicionales de energía óptica 150 dirigida a la primera disposición de lentes 220. Como se ha descrito anteriormente, la potencia de salida de cada emisor puede seleccionarse utilizando un cálculo rutinario basado en el tamaño del punto focal y la velocidad de barrido para generar una densidad de energía local y un tiempo de permanencia para cada zona focal 160 que esté dentro del intervalo preferido descrito en la presente memoria.

[0190] El aparato 200 mostrado en la FIG. 2 ilustra una configuración ilustrativa, y en otras realizaciones adicionales también pueden utilizarse otras realizaciones que utilicen diversas combinaciones y/o configuraciones de componentes similares. Por ejemplo, pueden utilizarse diferentes números y/o tipos de disposiciones ópticas 220, 230 y/o disposiciones de emisores 210 para proporcionar características de irradiación y regiones focales 160 dentro de la dermis 120 como se describe en la presente memoria. En ciertas realizaciones, el aparato 200 puede tener un factor de forma similar al de una maquinilla de afeitar manual, con la disposición emisora de radiación 210 proporcionada como uno o más diodos láser, las disposiciones ópticas 220, 230 proporcionadas en el "cabezal" de la maquinilla de afeitar, y una fuente de energía (p. ej., una o más pilas alcalinas convencionales o similares) proporcionada en el mango. En otras realizaciones adicionales de la divulgación también pueden utilizarse otros factores de forma, como, p. ej., formas de aparatos que sean más adecuadas para ser desplazados por un aparato de desplazamiento motorizado o automatizado.

[0192] Uno o más parámetros ilustrativos del aparato 200 pueden seleccionarse y/o ajustarse una vez conocidos los demás para proporcionar una irradiación eficaz de las células pigmentadas 130 para formar selectivamente un plasma en las regiones pigmentadas, como se describe en la presente memoria. Por ejemplo, puede proporcionarse el aparato ilustrativo 200 con geometría conocida (p. ej., tamaño del punto o anchura de la línea focal, y AN) de las disposiciones de lentes 220, 230 (y velocidad de barrido interna de los haces de energía óptica, si existe), y una longitud de onda particular de la energía óptica 150. La potencia de las fuentes de energía óptica puede entonces seleccionarse en función de un intervalo objetivo de velocidades de barrido del aparato 200 sobre la zona a tratar para lograr densidades de energía locales y tiempos de permanencia adecuados. Por ejemplo, el aparato ilustrativo 200 puede desplazarse sobre una zona de tejido a una velocidad de aproximadamente 1-5 cm/s, que corresponde aproximadamente a la velocidad a la que se desplaza una maquinilla de afeitar convencional sobre la piel durante el afeitado. Utilizando estos parámetros ilustrativos y el número de pasadas que se realizarán sobre el área de tratamiento, se puede estimar el tiempo de permanencia local de las regiones focales 160, y entonces se puede seleccionar o ajustar una salida de potencia de la disposición de emisores de radiación 210 para proporcionar una densidad de energía local efectiva dentro de la región focal 160 como se describe en la presente memoria. Dichos cálculos son rutinarios y puede realizarlos una persona con conocimientos ordinarios de la técnica.

[0194] En otras realizaciones adicionales ilustrativas, pueden emplearse dos pulsos consecutivos para formar selectivamente un plasma en o proximal a un cromóforo como se describe en la presente memoria. Por ejemplo, puede utilizarse un láser con una intensidad modulada, o dos o más láseres con parámetros diferentes y enfocados a la misma región, para iniciar selectivamente la emisión termoiónica en un cromóforo bajo un primer conjunto de condiciones energéticas locales, y posteriormente "bombear" los electrones térmicos bajo un segundo conjunto de condiciones energéticas locales para producir el plasma local. El calentamiento por absorción de la melanina es un proceso lineal, mientras que el bombeo de los electrones térmicos en una avalancha de electrones para formar y mantener un plasma es un proceso no lineal. El tiempo de relajación térmica de un melanosoma, la estructura primaria a la que se asocia la melanina biológica en la naturaleza, es de varios cientos de nanosegundos. El láser utilizado para producir selectivamente un plasma en el tejido, como se describe en ciertas realizaciones en la presente memoria, puede tener una duración de pulso del orden de aproximadamente 100 ns, que es menor que el tiempo de relajación térmica de los melanosomas. Estas escalas de tiempo permiten calentar eficazmente los melanosomas para inducir la emisión de electrones térmicos, pero operan muy por encima de los cortos intervalos de femtosegundos y picosegundos asociados a la ruptura dieléctrica. La relajación térmica del tiempo de una célula pigmentada es mucho más larga, de aproximadamente 10 a 100 µs.

[0196] Por consiguiente, según los principios descritos en la presente memoria, podría utilizarse un pulso láser con una duración del orden de, p. ej., 10 µs, para calentar selectivamente las células pigmentadas con el fin de liberar algunos electrones mediante emisión termoiónica. A continuación, un segundo pulso de energía óptica con los parámetros apropiados, como se describe en la presente memoria, incluida una duración de pulso del orden de aproximadamente 100 ns, podría enfocarse para irradiar las mismas células pigmentadas y "bombear" los electrones liberados antes de que se relajen y vuelvan a unirse a los átomos o moléculas ionizados localmente, formando así un plasma en las células pigmentadas. También pueden irradiarse otros objetivos pigmentados situados en el tejido, que pueden ser externos a las células, para promover la absorción selectiva de energía y la generación de plasma.

[0198] En realizaciones adicionales ilustrativas de la presente divulgación, puede proporcionarse un método para producir selectivamente plasma en regiones pigmentadas de tejido biológico. El método ilustrativo puede incluir dirigir y enfocar la radiación electromagnética 150 como se describe en la presente memoria sobre una pluralidad de regiones focales 160 dentro de la dermis 120 utilizando una disposición óptica, de manera que la energía óptica 150 sea absorbida selectivamente por las regiones pigmentadas 130 para generar cierta ionización local mediante la emisión termoiónica de electrones. La intensidad del haz y el tiempo de permanencia local deben ser lo suficientemente grandes como para permitir que los electrones liberados absorban más energía, lo que conduce a una mayor ionización por los electrones excitados y a una reacción en cadena posterior (a veces denominada en la bibliografía de física "avalancha de electrones") para formar un plasma en el tejido.

[0199] Ejemplo 1

[0200] Se utilizó un estudio en animales con un dispositivo y un sistema modelo de láser focalizado ilustrativo para probar la eficacia de la formación selectiva de plasma en el tejido cutáneo mediante radiación óptica. El estudio se realizó en un cerdo yucateco hembra, como se describe a continuación.

[0201] En primer lugar, se simuló un estado de melasma profundo tatuando la dermis con una tinta a base de melanina. La tinta se preparó mezclando melanina sintética a una concentración de 20 mg/ml en una solución 50:50 de solución salina/glicerol. La suspensión resultante se agitó antes de ser inyectada en zonas de prueba de aproximadamente 2,54 cm x 2,54 cm (1"x1") en el sujeto animal utilizando una pistola de tatuaje estándar, a un intervalo de profundidad de aproximadamente 200-400 µm. Para facilitar la identificación de los distintos puntos de prueba, cada uno de ellos fue provisto de un borde negro más oscuro tatuado con tinta china. Se construyó un sistema ilustrativo de tratamiento del melasma basado en realizaciones ilustrativas de la presente divulgación descritas en la presente memoria, que incluye un láser de fibra de Yb de 1060 nm de conmutación Q con una potencia media de hasta 10 W, que funciona a una frecuencia de pulsos de entre 20 kHz y 100 kHz y una duración de pulsos de 100 ns. El láser se montó en una plataforma de barrido x-y. El tamaño del punto focal medido fue de aproximadamente 4 µm. La salida colimada del láser de fibra se enfocó con una longitud focal efectiva de 8 mm y una apertura numérica (AN) de 0,5.

[0202] A continuación, en la tabla 1, se muestra una tabla de parámetros de barrido ilustrativos utilizados para establecer la formación selectiva de plasmas en tejidos biológicos. La potencia del láser era de 2 o 4 W, la velocidad de la línea de trama del punto focal oscilaba entre 50 y 800 mm/s, y la separación entre líneas de barrido adyacentes (que determina la cobertura global de cada plano) oscilaba entre 0,0125 y 0,05 mm. Estos intervalos de parámetros se seleccionaron para cubrir un intervalo en el que algunos conjuntos de parámetros produjeran un plasma, evidenciado por chispas blancas visibles y sonidos de estallido audibles, y otros no. En general, la formación de plasma no se observó a velocidades de barrido de aproximadamente 400 mm/s o más a estos niveles de potencia.

[0203] Los parámetros de energía y barrido que se muestran en la tabla 1 representan parámetros de prueba ilustrativos utilizados para evaluar el funcionamiento del aparato prototipo descrito en la presente memoria y para refinar combinaciones aproximadas de parámetros para estudios posteriores. La formación de plasma se observó a velocidades de barrido inferiores a aproximadamente 100 mm/s para estos niveles de potencia de 2 y 4 vatios, mientras que las velocidades de barrido superiores no dieron lugar en general a la formación de plasma observada.

[0204] Los parámetros ilustrativos del sistema y procedimiento para producir efectos visibles en tejido biológico fueron los siguientes: El escáner se utilizó para realizar un barrido con el haz láser sobre un área de 1 cm x 1 cm dentro de cada zona de prueba tatuada con melanina a una velocidad de 200 mm/s, lo que tendía a producir evidencias de formación de plasma. Se realizaron diferentes exploraciones de prueba con potencias láser de 1 W, 2 W, 3 W, 4 W y 10 W. Se realizaron barridos a múltiples profundidades en cada lugar de prueba, con la región focal del haz barrida con un patrón de barrido de trama a una sola profundidad focal antes de cambiar la profundidad focal y repetir el patrón de escaneo de trama. La mayoría de los tratamientos de prueba se realizaron a una frecuencia de repetición de pulsos de 50 kHz, con algunas pruebas realizadas a 20 kHz a modo de comparación. En la FIG.4 se muestra una ilustración esquemática del patrón de barrido utilizado para 3 profundidades distintas.

[0205] La distancia entre los sucesivos planos de profundidad focal era de aproximadamente 50 µm, y se preveía un intervalo de "descanso" de aproximadamente 4-5 minutos entre los barridos de trama de área en cada profundidad focal, para permitir que el tejido se enfriara. Entre los sucesivos barridos a diferentes profundidades, se roció alcohol en la zona tratada y se masajeó para ayudar a disipar la cavitación blanca que se observó que se formaba cuando el láser interactuaba con las capas de tejido que contenían melanina. Sin dicha friega con alcohol, se observó que esta película blanca tardaba bastante más en disiparse por sí sola (p. ej., de aproximadamente 10 a 15 minutos en comparación con unos 4 a aproximadamente 5 minutos con la friega con alcohol).

[0206] En la FIG. 5 se muestran resultados ilustrativos de un tratamiento ilustrativo de una zona de prueba tatuada con melanina según realizaciones ilustrativas de la presente divulgación. El láser de fibra de Yb se ajustó a una potencia media de salida de 2 W, con una frecuencia de repetición de pulsos de 50 kHz y una velocidad de barrido de 200 mm/s. La distancia entre líneas de trama adyacentes era de 12,5 µm, y se irradiaron 6 profundidades diferentes, que iban de 300 a 550 µm a intervalos de 50 µm.

[0207] Por ejemplo, la imagen 510 proporcionada en la FIG. 5 muestra el lugar de prueba justo antes de realizar el barrido con el aparato láser, y la imagen 512 muestra el lugar de prueba justo después de que se haya completado el barrido. Las imágenes 514, 516, 518 y 520 ilustran el aspecto de la zona de prueba a las 2 horas, 1 día, 1 semana y 4 semanas, respectivamente, después del tratamiento de irradiación. Se observó un aclaramiento inmediato de la región irradiada tras el tratamiento, que persistió 4 semanas después.

[0208] TABLA 1: Parámetros ilustrativos para el barrido de trama de la región focal del haz de energía óptica sobre cada plano de profundidad constante dentro de las zonas de prueba. El patrón de trama rectangular se ilustra en la FIG.4.

[0210]

[0212] Ejemplo 2

[0213] La FIG.6 muestra otra zona de ensayo tatuada con melanina sobre la que se realizó un barrido que se irradió utilizando los parámetros generales de barrido indicados anteriormente (p. ej., una velocidad de barrido de 200 mm/s, una velocidad de repetición de 50 kHz, y seis (6) profundidades de capa exploradas secuencialmente de 550, 500, 450, 400, 350 y 300 µm, y una distancia entre líneas de exploración adyacentes en cada plano de 25 µm), con una salida de láser de fibra de 1 W, en diversos momentos, según realizaciones adicionales de la presente divulgación. La imagen 610 de la FIG.6 muestra el lugar de la prueba justo antes de realizar un barrido con una irradiación con el aparato láser, y la imagen 612 muestra el lugar de la prueba justo después de finalizar el barrido. Las imágenes 614, 616, 618, 620 y 622 ilustran el aspecto de la zona de prueba 6101 hora, 3 días, 1 semana, 2 semanas y 4 semanas, respectivamente, después del tratamiento de irradiación. No se observó formación de plasma en este nivel de potencia de salida inferior.

[0214] Ejemplo 3

[0215] Las FIG.7A y 7B muestran imágenes de una zona de prueba tatuada con melanina sobre la que se realizaron dos barridos, en dos sesiones espaciadas por dos semanas. En ambos tratamientos de irradiación se utilizó un láser de fibra con una potencia media de salida de 6 W y una frecuencia de repetición de pulsos de 20 kHz. La primera sesión de barrido tenía como objetivo las capas más superficiales (de 300 a 550 µm), mientras que la segunda tenía como objetivo las capas más profundas (de 550 a 850 µm).

[0216] En particular, la FIG. 7A ilustra resultados ilustrativos del primer tratamiento de barrido con irradiación. La imagen 710 en la FIG. 7A muestra el sitio de prueba justo antes del primer barrido con irradiación usando el aparato láser, la imagen 712 muestra el sitio de prueba justo después de que se completó el primer barrido, y la imagen 714 muestra el sitio de prueba 24 horas después de que se completase el primer barrido. Las imágenes 716, 718, y 720 proporcionadas en la FIG. 7B muestran la apariencia del sitio de prueba 710 justo antes, inmediatamente después, y 24 horas después del segundo tratamiento de irradiación, respectivamente. Este segundo tratamiento de irradiación más profunda se realizó 2 semanas después del primer tratamiento de barrido. La formación de plasma (en forma de pequeñas chispas y ruidos de estallido) se observó en este nivel intermedio de potencia de salida.

[0217] Ejemplo 4

[0218] Se observaron efectos blanqueadores de la piel más inmediatos con potencias más elevadas. Por ejemplo, se realizó un barrido sobre una zona de prueba tatuada a una potencia de láser de fibra de 10 W, con otros parámetros de barrido iguales a los utilizados para obtener los resultados ilustrados en las FIG. 7A y 7B. Se observó un blanqueamiento de la zona sobre la que se realizó el barrido en el centro de la región tatuada inmediatamente después del procedimiento de barrido, como se muestra en la FIG. 8A. El plasma observado fue más intenso a este nivel de potencia más alto, lo que indica una correlación entre el nivel de potencia (pico) y la intensidad del plasma en condiciones en las que los plasmas se generan selectivamente en el tejido.

[0219] Las directrices generales para generar plasma selectivamente en los lugares de los cromóforos de melanina pueden estimarse a partir de los diversos barridos de prueba realizados. Por ejemplo, con un tamaño de punto de 4 um, una potencia media de salida de láser de fibra de 4 W, una duración de pulso de 100 ns, y una tasa de repetición de 50 kHz (que produjo efectos de plasma visibles con cierto blanqueamiento de la piel en momentos posteriores, como se muestra en la FIG.5), la densidad de energía pico local puede calcularse como aproximadamente 6,37 x 10<9>W/cm<2>y la potencia pico es de aproximadamente 800 W.

[0220] En el extremo superior de la densidad de energía aplicada (p. ej., 10 W de potencia media y 20 kHz de frecuencia de repetición, correspondientes a las condiciones de la FIG.8A), la densidad de energía de pico es de aproximadamente 3,98 x 10<10>W/cm<2>y la potencia de pico correspondiente es de aproximadamente 5 kW. Estos niveles de potencia más elevados provocaron un blanqueamiento más inmediato del tejido y un plasma visible más intenso.

[0221] Para las velocidades de barrido utilizadas (típicamente 200 mm/s), la duración del pulso de 100 ns es lo suficientemente corta como para que el punto focal no se mueva más de unos pocos nanómetros antes de que se apague el pulso. A una velocidad de barrido de 200 mm/s, cada línea de barrido de 10 mm tarda 0,05 segundos en completarse. A una frecuencia de pulsos de 50 kHz, hay 2500 pulsos por línea de barrido, de modo que la distancia entre pulsos sucesivos es de aproximadamente 4 µm. Dado que la anchura del punto utilizado es de 4 µm y la distancia entre los centros de los pulsos adyacentes a lo largo de la línea de barrido también es de 4 µm, este conjunto de parámetros de barrido genera un tren esencialmente continuo de pulsos que apenas se tocan entre sí (p. ej., una línea de barrido continua con poco solapamiento). Por consiguiente, para los melanófagos u otros sitios de cromóforos que tengan un diámetro o anchura de aproximadamente 10 µm, cada melanófago se sometería a aproximadamente 2-3 pulsos. Con la duración de pulso ilustrativa de 100 ns, el tiempo de permanencia (exposición) local total para dichos melanófagos es de aproximadamente 250 ns. Ejemplo 5

[0222] La FIG.8B muestra un conjunto de imágenes de un sitio de prueba de piel de cerdo sobre el que se realizó un barrido utilizando un haz láser que tiene una velocidad de barrido de 200 mm/s a lo largo de una línea de barrido, una velocidad de repetición de 20 kHz, una longitud de onda de aproximadamente 1060 nm, una duración de pulso de aproximadamente 100 nanosegundos y una potencia de salida de 8 W. La distancia entre líneas de exploración adyacentes era de aproximadamente 25 µm. La región focal del haz láser se situó aproximadamente en la superficie de la piel nativa. La imagen 810 muestra el lugar de la prueba justo antes del tratamiento, la imagen 812 muestra el lugar de la prueba inmediatamente después del tratamiento y la imagen 814 muestra el lugar de la prueba 24 horas después del tratamiento. En la imagen 814 pueden verse varias muestras de biopsia del tejido cutáneo tratado que se tomaron. En estas condiciones de irradiación, se observó la formación de plasma en la piel del cerdo debida a la irradiación del haz láser.

[0223] Ejemplo 6

[0224] La FIG. 8C ilustra una imagen ilustrativa de una biopsia tomada del sitio de prueba de piel nativa tomada mediante un microscopio electrónico (ME) descrito en el ejemplo 5 y mostrado en la FIG.8B. Puede observarse una célula 820 destruida y células 830 inalteradas. La célula 820 destruida contiene melanina y se cree que la destrucción es el resultado del tratamiento con el haz láser. Las células 830 inalteradas están situadas tan cerca como a aproximadamente 5 micrómetros de la célula 820 destruida. Las células 830 inalteradas no contienen generalmente melanina, y se cree que han permanecido vitales después del tratamiento.

[0225] Ejemplo 7

[0226] La FIG.9 muestra una vista en sección transversal de un sistema 900 para generar y detectar la formación de plasmain vivoen una muestra de tejido (p. ej., piel humana, piel de cerdo y similares) según una realización ilustrativa de la presente divulgación que se empleó en los ejemplos 8-10 descritos en la presente memoria. El sistema ilustrativo 900 incluye un elemento óptico 914 que recibe un haz láser 912 colimado y dirige el haz láser colimado hacia una disposición de enfoque 916 (p. ej., una lente). El dispositivo de enfoque 916 enfoca el haz láser 912 a una región focal 920 que está situada en la muestra de tejido 918. El haz láser enfocado genera plasma termoiónico en la región focal 920 mediante iniciación de plasma termoiónico. El plasma termoiónico genera una radiación 913 adicional. El elemento óptico 914 recibe la radiación generada por el plasma 913 y la transmite hacia un espectrómetro. Un acoplador de fibra 922 recibe la radiación 913 y la dirige a un espectrómetro a través de una fibra óptica.

[0227] El elemento óptico 914 puede seleccionarse basándose en la composición espectral del haz láser 912 y la radiación emitida 913. Por ejemplo, pueden seleccionarse propiedades ilustrativas del elemento óptico 914 para reflejar sustancialmente componentes espectrales del haz láser 912, y transmitir sustancialmente componentes espectrales de la radiación emitida 913. En una realización ilustrativa, el haz láser 912 puede incluir una longitud de onda de 1060 nm. El elemento óptico correspondiente 914 que se utilizó es un instrumento Thorlabs NB 1-K14 Nd:YAG Mirror que refleja longitudes de onda que van de aproximadamente 1047 nm a aproximadamente 1064 nm. La porción reflejada del haz láser 912 se visualiza y enfoca por el dispositivo de enfoque 916. El utilizado en este aparato ilustrativo 900 incluye una lente asférica montada Thorlabs C240TME-C de difracción limitada, que tiene una distancia focal de 8 mm y una apertura numérica (AN) de aproximadamente 0,5. El haz láser 912 se enfoca a una región focal 920 que puede localizarse en el tejido 918, en función de la distancia entre la disposición de enfoque 916 y el tejido 918,. El plasma termoiónico puede generarse en porciones de la región focal que incluyan un cromóforo objetivo (p. ej., tatuaje de melanina, tatuaje de carbono, muestra de plástico acrílico transparente, muestra de plástico acrílico tintado y similares). La radiación 913 emitida desde el plasma generado en el tejido 918 en la región focal 920 puede visualizarse por la disposición de enfoque 916, y transmitirse por el elemento óptico 914 para incidir en un primer extremo de una fibra óptica (no mostrada) por un acoplador de fibra 922. El acoplador de fibra utilizado en el aparato 900 es un colimador y acoplador de fibra PAF-SMA-7-A de Thorlabs. Un segundo extremo de la fibra óptica se acopla a un espectrómetro Ocean Optics HR2000+ ES. Se incluye un filtro notch (no mostrado) entre el elemento óptico 914 y el acoplador de fibra 922 para bloquear/disipar componentes espectrales de la radiación emitida 913 que tienen longitudes de onda sustancialmente similares al componente espectral del haz láser 912.

[0228] La muestra de tejido 918 puede montarse en una platina motorizada que puede moverse independientemente a lo largo de los ejes x, y, y z. Mediante dicho movimiento ilustrativo, la platina motorizada puede colocar una porción particular de la muestra de tejido 918 en la región focal 920 del haz láser 912 focalizado. Por ejemplo, una distancia de trabajo entre la muestra de tejido 918 y la óptica de enfoque 916 puede variarse (p. ej., a lo largo del eje z) para controlar una profundidad de la región focal 920 del haz láser 912 dentro de la muestra de tejido 918. La platina motorizada también se mueve en el plano x-y y puede mover ciertas porciones de la muestra de tejido 918 (p. ej., una porción que incluye un cromóforo objetivo) hacia la región focal 920.

[0229] La FIG.10A ilustra un trazado ilustrativo del espectro de intensidad detectado por el espectrómetro del sistema 900 descrito anteriormente. En este ejemplo, la muestra de tejido 918 que incluye un tatuaje de melanina se coloca en la platina motorizada debajo de la óptica de enfoque 916. La región focal 920 está aproximadamente a 0,2 mm por debajo de la superficie de la muestra de tejido 918. El tatuaje de melanina se encuentra aproximadamente entre un cuarto de milímetro y un milímetro por debajo de la dermis de la muestra de piel. El eje horizontal proporcionado en la FIG.10A representa la longitud de onda (en nanómetros) de la radiación detectada. El eje vertical representa la intensidad de la radiación detectada en cada longitud de onda. En la FIG. 10A se muestran dos espectros, a saber, un espectro de tatuaje de melanina 1014, y un espectro 1016 de la piel desnuda. El espectro del tatuaje de melanina 1014 representa una medida tomada durante la irradiación de la muestra de tejido en la ubicación del tatuaje de melanina. El espectro 1016 de la piel desnuda representa una medición tomada durante la irradiación de la muestra lejos de la ubicación del tatuaje de melanina. El espectro de tatuaje de melanina 1014 muestra la presencia de una luz de amplio espectro durante la irradiación centrada en aproximadamente 600 nm y que cubre el espectro visible. Por el contrario, el espectro 1016 de la piel desnuda tiene intensidades relativamente más bajas para la luz visible (p. ej., para longitudes de onda que van de aproximadamente 500 nm a aproximadamente 800 nm).

[0230] Los parámetros de funcionamiento del sistema ilustrativo 900 para la detección de la trama de intensidad de la FIG.10A pueden ser los siguientes. Por ejemplo, el haz láser 912 tiene una frecuencia de repetición de 20 KHz, e incluye pulsos láser con una duración de aproximadamente 100 nanosegundos y una energía de pulso de aproximadamente 0,5 mJ por pulso. La zona de tratamiento se trata con una velocidad de barrido (p. ej., velocidad x-y o lateral del haz láser 912 sobre la zona de prueba) de aproximadamente 100 mm/s a lo largo de múltiples líneas de barrido. El espectrómetro se ajustó para captar la luz durante un período de 5000 milisegundos, y se activó cuando una irradiación incide sobre el espectrómetro.

[0231] La FIG. 10B muestra una imagen de microfotografía de una sección de la muestra de tejido que contiene melanina tatuada que se irradió para obtener el espectro de intensidad 1014 de la FIG. 10A. La superficie del tejido 950 se muestra en la parte superior de la imagen de la FIG. 10B. Una unión epidermis-dermis 952 demarca las capas epidermis y dermis de la piel. Los glóbulos de melanina 954 presentes en la dermis constituyen el tatuaje de melanina.

[0232] Ejemplo 8

[0233] La FIG. 11 ilustra un trazado ilustrativo de más espectros de intensidad detectados por el espectrómetro del sistema 900 descrito en el ejemplo 7. En este ejemplo, la muestra de tejido 918 incluía un tatuaje de carbono y se colocó en la platina motorizada debajo de la disposición de enfoque 916. La región focal 920 estaba situada aproximadamente a 0,2 mm por debajo de la superficie de la muestra de tejido 918. El tatuaje de carbono estaba situado aproximadamente entre un cuarto de milímetro y un milímetro por debajo de la dermis de la muestra de piel.

[0234] El eje horizontal proporcionado en la FIG. 11 representa la longitud de onda (en nanómetros) de la radiación detectada. El eje vertical representa la intensidad de la radiación detectada en cada longitud de onda correspondiente. En la FIG. 11 se muestran dos espectros: un espectro 1114 obtenido durante la irradiación de una región de la muestra que contenía un tatuaje de carbono, y un espectro 1116 obtenido durante la irradiación de una región de la muestra que no tenía ningún tatuaje de carbono presente. El espectro 1114 del tatuaje de carbono muestra la presencia de un amplio espectro de luz emitida durante la irradiación centrado en aproximadamente 600 nm y que cubre el espectro visible. El espectro 1116 de la piel desnuda tiene intensidades relativamente más bajas para la luz visible (p. ej., para longitudes de onda que van de aproximadamente 400 nm a aproximadamente 800 nm).

[0235] Los parámetros de funcionamiento del sistema 900 para la detección de la trama de intensidad mostrada en la FIG.11 son los siguientes. El haz láser 912 tiene una frecuencia de repetición de aproximadamente 20 KHz, e incluye pulsos láser con una duración de aproximadamente 100 nanosegundos y una energía de pulso de aproximadamente 0,5 mJ por pulso. La zona de tratamiento se trató con una velocidad de barrido (p. ej., velocidad lateral o x-y del haz láser 912 a lo largo de la zona de prueba) de aproximadamente 100 mm/s a lo largo de múltiples líneas de barrido. El espectrómetro se ajustó para captar la luz durante un período de 5000 milisegundos, y se activó cuando una irradiación incide sobre el espectrómetro.

[0236] Ejemplo 9

[0237] La FIG. 12 ilustra imágenes ilustrativas de un sitio de prueba ilustrativo en diversas etapas de tratamiento usando el sistema de tratamiento 900 descrito en el ejemplo 7. La imagen 1210 ilustra el sitio de prueba antes del tratamiento que incluye una región 1209 para el tratamiento y una segunda región de control 1211. En estas imágenes, la región a tratar (p. ej., la región 1209 con hiperpigmentación resultante de cicatrices como consecuencia del acné) se sitúa generalmente en el centro de la zona de prueba. La región de control 1211 se deja sin tratar y se sitúa en la esquina superior derecha de la zona de prueba.

[0238] Se realizó un barrido sobre la región 1209 de tratamiento se utilizando el sistema 900 con un haz láser que tenía una potencia de salida de 10 W, una longitud de onda de aproximadamente 1060 nm, una duración de pulso de aproximadamente 100 nanosegundos y una velocidad de repetición de 20 kHz. La región de tratamiento 1209 se trató con una velocidad de barrido (p. ej., velocidad lateral del haz láser a lo largo de la zona de prueba) de aproximadamente 100 mm/s a lo largo de múltiples líneas de barrido. La distancia entre las líneas de barrido era de aproximadamente 25 µm. Adicionalmente, se realizaron barridos sobre seis capas de la zona de prueba con distintas profundidades (p. ej., 300, 350, 400, 450, 500 y 550 µm desde la superficie de la zona de prueba).

[0239] Las imágenes 1212 -1220 ilustran la zona de tratamiento general en varios momentos después del tratamiento. La imagen 1212 muestra la zona de prueba inmediatamente después del tratamiento. La imagen 1214 muestra la zona de prueba 24 horas después del tratamiento. Las imágenes 1216, 1218 y 1220 muestran la zona de prueba 1 semana, 1 mes y 3 meses después del tratamiento, respectivamente. La observación de las imágenes 1212 -1220 sugiere que el color de la región de tratamiento 1209 se desvanece gradualmente con el paso del tiempo. Adicionalmente, el color de la región de control 1211 no parece desvanecerse en comparación con la región de tratamiento 1209 durante el mismo periodo. Además, una textura superficial de la región de tratamiento 1209 parece suavizarse después del tratamiento. La textura de la superficie de la región de tratamiento 1209 parece en general tan suave como la piel circundante 3 meses después del tratamiento (imagen 1220). Sin embargo, la textura de la superficie de la región de control 1211 permanece generalmente inalterada en las imágenes tomadas después del tratamiento. Como se aprecia en las imágenes de la FIG.12, el lugar de tratamiento no parece verse afectado negativamente (p. ej., debido a lesiones) por el tratamiento. Los tratamientos que utilizan potencias medias del haz láser de hasta 20 W (junto con otros intervalos de parámetros descritos en la presente memoria) parecen ser seguros y no generan daños no deseados en el tejido cutáneo.

[0240] Ejemplo 10

[0241] La FIG. 13 muestra imágenes ilustrativas de un sitio de prueba ilustrativo en diversas etapas de tratamiento por el sistema de tratamiento 900 descrito en el ejemplo 7. La imagen 1310 ilustra la zona de prueba antes del tratamiento que incluye una región 1309. La región a tratar (p. ej., la región 1309 con hiperpigmentación resultante de cicatrices como consecuencia del acné) se coloca generalmente en el centro de la zona de prueba. La zona de ensayo se irradió con los siguientes parámetros. El haz láser tenía una potencia de salida de 20 W, una longitud de onda de aproximadamente 1060 nm, una duración del impulso de aproximadamente 100 nanosegundos y una frecuencia de repetición de 20 kHz. La zona de tratamiento se trató con una velocidad de barrido (p. ej., velocidad lateral del haz láser sobre la zona de prueba) de aproximadamente 100 mm/s a lo largo de múltiples líneas de barrido. La distancia entre las líneas de barrido era de aproximadamente 25 µm. Adicionalmente, se realizaron barridos sobre la zona de prueba sucesivamente a 8 profundidades diferentes (p. ej., 200, 250, 300, 350, 400, 450, 500 y 550 µm de la superficie de la zona de prueba).

[0242] Las imágenes 1312 -1318 muestran la zona de tratamiento en distintos momentos después del tratamiento. La imagen 1312 muestra la zona de prueba inmediatamente después del tratamiento. Las imágenes 1314, 1316 y 1318 muestran la zona de la prueba 24 horas, 1 semana y 1 mes después del tratamiento de irradiación, respectivamente. Las imágenes 1312 - 1318 sugieren que el color de la zona de tratamiento 1309 se desvanece gradualmente con el paso del tiempo. Adicionalmente, una textura superficial de la zona de tratamiento 1309 parece suavizarse después del tratamiento. La textura de la superficie de la zona de tratamiento 1309 es generalmente tan suave como la piel circundante 1 mes después del tratamiento. Aunque se observó cierto enrojecimiento inmediatamente después del tratamiento en la imagen 1312, el enrojecimiento no estaba presente en la imagen 1314 de 24 horas.

[0244] Los parámetros y cálculos ilustrativos descritos en los Ejemplos en la presente memoria y en otras partes de la presente divulgación pueden utilizarse para determinar otras combinaciones de parámetros que también pueden generar la formación selectiva de plasma en sitios de cromóforos, utilizando relaciones geométricas y energéticas convencionales. Por ejemplo, la cantidad de energía suministrada a cada punto del tejido puede reducirse a la mitad duplicando la velocidad de barrido o reduciendo a la mitad la potencia media del láser. Sin embargo, la mayor velocidad de barrido reduce a la mitad el tiempo de permanencia (exposición) local, mientras que la reducción de la potencia media de salida del láser no afecta al tiempo de permanencia. Si se duplica el tamaño/diámetro del punto (manteniendo fijos todos los demás parámetros del láser), las densidades locales de potencia y energía se reducirán 4 veces. Estos tamaños de punto más grandes (a una velocidad de barrido fija) también duplicarán el tiempo de permanencia local en un punto del tejido, ya que el punto más ancho tardará el doble en atravesar un punto concreto del tejido.

[0246] Por consiguiente, pueden estimarse fácilmente otras combinaciones de duraciones de pulso, potencia de salida, frecuencia de pulso, velocidad de barrido, tamaños de punto focal, etc. que conducen a la formación selectiva de plasma cuando se varían uno o más parámetros dentro de los conjuntos de valores ilustrativos presentados en la presente memoria. Los parámetros que deben permanecer cercanos a los presentados aquí para lograr efectos similares en el tejido incluyen las densidades locales de potencia y energía, y los tiempos de permanencia locales. También pueden estimarse otras variaciones de dichos parámetros para tener en cuenta cambios en otros factores, como diferentes longitudes de onda u otros cromóforos, p. ej., teniendo en cuenta los cambios en la eficiencia de absorción de energía por el cromóforo, etc.

[0248] Además, aunque los ejemplos en la presente memoria se describen principalmente con respecto a la formación selectiva de plasmas en sitios de cromóforos en tejidos biológicos como la piel, pueden aplicarse principios similares para generar selectivamente plasmas en otros tejidos irradiados (p. ej., tejido cerebral, etc.) y en otros materiales, p. ej., materiales no biológicos que tienen coeficientes de absorción relativamente débiles y contienen regiones de cromóforos de alta absorción.

[0250] La invención se define en las siguientes reivindicaciones. Otros ejemplos, realizaciones, métodos terapéuticos, métodos quirúrgicos, etc. no forman parte de la invención.

Claims

1. REIVINDICACIONES

1. Un sistema de tratamiento, que comprende:

un sistema láser que incluye al menos un láser de conmutación Q y está configurado para emitir al menos un haz láser;

un sistema óptico configurado para enfocar el al menos un haz láser hacia una región focal a una distancia seleccionada de una superficie de un tejido, estando la región focal configurada para iluminar al menos una porción del tejido, incluidas una región pigmentada y una región no pigmentada; y

una disposición de control configurada para controlar el sistema láser y el sistema óptico a fin de provocar una energía de irradiación transferida a la región focal del al menos un haz láser a una longitud de onda que se absorba selectivamente por la región pigmentada del tejido y para (i) generar termoiónicamente un plasma termoiónico localmente en la región pigmentada del tejido cuando la región focal se superponga con la región pigmentada, causando daños el plasma termoiónico a la región pigmentada del tejido dentro de la región focal, y (ii) evitar una generación termoiónica de plasma termoiónico en la región no pigmentada del tejido y evitar daños en la región no pigmentada del tejido cuando la región focal no se solapa con la región pigmentada y se solapa con la región no pigmentada, y

en donde el sistema óptico tiene una apertura numérica que está en el intervalo de aproximadamente 0,5 a aproximadamente 0,9.

2. El sistema de tratamiento de la reivindicación 1, en donde el al menos un haz láser comprende al menos uno de:

a. una longitud de onda en el intervalo de aproximadamente 600 nm a aproximadamente 1100 nm cuando se mide en el aire, o

b. (i) un primer pulso láser configurado para generar la emisión termoiónica de electrones, y (ii) un segundo pulso láser configurado para generar el plasma.

3. El sistema de tratamiento de la reivindicación 1, en donde al menos uno de (i) un pico de intensidad del al menos un haz láser es de al menos aproximadamente 10^8 W/cm<2>en la región focal, (ii) un tamaño de punto de la región focal está en el intervalo de aproximadamente 5 µm a aproximadamente 100 µm cuando se mide en el aire.

4. El sistema de tratamiento de la reivindicación 1, en donde el sistema óptico comprende al menos uno de (i) una lente configurada para variar la distancia seleccionada de la región focal con respecto a la superficie del tejido o (ii) un conjunto de microlentes que se extienden a lo largo de una primera dirección y una segunda dirección, y en donde el conjunto de microlentes está configurado para enfocar el al menos un haz láser hacia la región focal.

5. El sistema de tratamiento de la reivindicación 4, en donde la distancia seleccionada de la región focal desde la superficie del tejido está en el intervalo de aproximadamente 5 µm a aproximadamente 1000 µm.

6. El sistema de tratamiento de la reivindicación 4, en donde el sistema óptico está configurado para atravesar el al menos un haz láser desde una primera lente del conjunto de microlentes hasta una segunda lente del conjunto de microlentes.

7. El sistema de tratamiento de la reivindicación 4, en donde el sistema láser está configurado para al menos uno de

(i) emitir una pluralidad de haces láser, y en donde uno o más haces de la pluralidad de haces láser inciden sobre una o más microlentes del conjunto de microlentes, o bien

(ii) controlar un tiempo de desplazamiento para el movimiento de la región focal desde una primera región en el tejido hasta una segunda región por debajo del tejido que sea inferior a un intervalo de tiempo entre pulsos láser temporalmente adyacentes del al menos un haz láser.

8. El sistema de tratamiento de la reivindicación 1, en donde el objetivo comprende un cromóforo que comprende al menos uno de melanina, tintas de tatuaje, hemoglobina, glándulas sebáceas, grasa subcutánea, bulbo piloso, lípidos en membrana celular, grasa que rodea órganos, vasos o componentes de fármacos.

9. El sistema de tratamiento de la reivindicación 1, que comprende además un sensor configurado para detectar uno o más de la velocidad y la posición del sistema de tratamiento en relación con la superficie del tejido.

10. El sistema de tratamiento de la reivindicación 9, que además comprende una configuración de control de retroalimentación configurada para:

recibir datos que caractericen uno o más de los datos de velocidad y posición detectados por el sensor; y variar al menos uno de la duración del pulso, la frecuencia del pulso o la energía del pulso del al menos un haz láser.

11. El sistema de tratamiento de la reivindicación 7, en donde el sistema láser está configurado para controlar el intervalo de tiempo entre pulsos láser temporalmente adyacentes que es inferior a 50 milisegundos.

12. Un método para mejorar un aspecto del tejido cutáneo, que comprende:

emitir, mediante un sistema láser que incluya al menos un láser de conmutación Q, al menos un haz láser; y

enfocar, mediante un sistema óptico, el al menos un haz láser hacia una región focal a una distancia seleccionada de una superficie de un tejido que incluye una región pigmentada y una región no pigmentada; y

controlar, mediante un dispositivo de control, el sistema láser y el sistema óptico, una energía de irradiación transferida a la región focal del al menos un haz láser a una longitud de onda que se absorbe selectivamente por la región pigmentada del tejido para (i) generar térmicamente un plasma termoiónico localmente en la región pigmentada del tejido cuando la región focal se superpone con la región pigmentada, causando daños el plasma termoiónico en la región pigmentada del tejido, y (ii) evitar la generación termoiónica de plasma termoiónico en la región no pigmentada del tejido y evitar daños en la región no pigmentada del tejido cuando la región focal no se solapa con la región pigmentada y se solapa con la región no pigmentada, en donde el sistema óptico tiene una apertura numérica que está en el intervalo de aproximadamente 0,5 a aproximadamente 0,9.