组织消融激光装置和消融组织的方法与流程

1.本发明涉及一种根据独立权利要求1的前序的组织消融(ablate)激光装置，并且更具体地涉及一种例如借助于这样的组织消融激光装置来消融组织的方法。
2.具有被配置为生成基础激光束的激光源和被配置为接收基础激光束并将基础激光束转换为发射激光束的光束成形光学器件的那种组织消融激光装置可用于消融组织以便切割、铣削(mill)或钻孔(drill)组织。该组织可以特别是人类或动物硬组织。


背景技术：

3.对于在许多技术领域中切割和钻孔各种类型的材料，越来越流行使用施加激光束以消融地移除材料的设备，而不是使用机械工具。事实上，现今，在工业应用中，基于激光的切割、铣削或钻孔是普遍的，因为它允许以例如在钟表制造、医学装置生产等中进行制造所需要的高精度来高效且灵活地加工和复制微型零件。此外，类似地，为了切割、铣削和钻孔人类或动物硬组织，诸如骨骼、软骨等，激光消融的使用正因其各种优点而出现。例如，在机器人手术中，已知使用激光束作为切割工具来代替机械工具产生许多优点。更特别地，例如，在ep 2 480 153 b1中，示出了一种计算机辅助和机器人引导的激光截骨医疗装置，其基于“冷”消融作用机制，从而允许精确和温和地钻孔、铣削和切割骨骼和其他人或动物的硬组织和软组织。
4.更具体地，用于医学目的的生物组织的激光组织消融正在皮肤病学、泌尿学、肿瘤学、神经外科、眼科手术和其他领域中使用，其中组织的精确切割是重要的。取决于特定目的，普遍使用不同的激光系统。例如，使用嵌入在以棒的形式机加工的在光谱的红外部分发出激光的各种固态玻璃或晶体中的铥(tm)、钬(ho)、钕(nd)或铒(er)，这些固态玻璃或晶体由闪光灯或激光二极管泵浦(pump)。此外，co2气体激光器过去也被用于消融组织。选择所有这些用于组织消融目的的激光器主要是因为它们的激光发射波长被存在于生物细胞中并由此也存在于组织中的水强烈地吸收。像这样，可以高效地消融组织。
5.此外，为了消融人类或动物硬组织，已经发现当用被水强烈吸收的激光波长(诸如具有2.96μm的发射线的er:yag激光)消融某些组织时，同时例如用水溶液喷雾润湿目标硬组织可能是有益的。例如，已经观察到水或另一液体在消融期间使组织保持湿润和冷却，以使得除其他外，可以防止剩余硬组织中的坏死。
6.另外，已经发现目标组织处的湿度可能促进间接消融过程，从而有助于总体消融过程。在该间接消融过程中，在目标组织附近飞行的水滴或液滴和/或在组织表面凝结的含水膜或液膜可被激光脉冲的电磁能量破碎，并利用由吸收的激光束脉冲提供的动能来传播。当这些例如以可能达到每秒数千米的速度的小而快速行进的碎片与目标组织碰撞，组织被进一步消融。在一些情况下，这样的间接消融过程可能是总体消融的主要贡献者，甚至是唯一贡献者。特别地，当消融诸如牙齿或脂肪组织的疏水和/或低含水量组织时，间接消融过程常常是主要的或占主导地位的组织消融机制。
7.此外，水或类似液体的使用也可以具有另一相关联的益处，特别是在外科手术或
类似医学应用中。也就是说，它可以凝结包含一些潜在有毒成分的消融碎屑，其否则可能污染手术室。
8.为了实现对人类或动物硬组织的高效消融，通常使用聚焦激光束。特别地，当使用已知的有益激光源时，为了在激光束撞击组织的点处具有适当的能量密度，通常提供具有2厘米(cm)或更小的焦距的激光束。在这方面，在发射激光束的焦点处出现的束腰(w0)处的能量密度(ed)或通量与单个脉冲中的能量(e)除以w0处的光束直径有关。(d＝2ω0)；即，ed＝f＝e/d＝e/2ω0。
9.因此，在激光源的这样的应用中，重要的是确保到组织的距离是适合的，因为在距离太高的情况下，强度对于高效消融组织或完全(at all)消融组织来说太低。为了在进行组织的消融期间保持距离恒定适当以在组织处实现预期的激光束能量密度，例如从ep 2 480 153 b1已知使用自动对焦技术。
10.然而，由于要求的到组织的相对小距离，因此用于切割、铣削或钻孔人类或动物硬组织的已知激光装置通常不适合于令人满意地将组织消融到相对高的深度，诸如，例如，超过1厘米的深度。即使对于许多应用和治疗而言，1cm的深度是足够的，但是存在可能要求更深的消融的应用，诸如切割股骨或胸骨。
11.此外，通过使用具有如所提及的焦距的激光束，产生的孔或切口的入口通常随着深度的进展而变得越来越宽。在模拟聚焦激光束轮廓的切口的情况下，这可能导致具有锥形而不是圆柱形或不平行壁的孔。在切口的情况下，这样的不平行或发散的相对壁可能使骨骼的后续愈合慢化(degrade)，因为重新组装的表面之间的接触并不理想。
12.另外，由于在已知的激光装置中，到组织的距离通常保持相当短，因此激光装置可能阻碍或阻止介入(intervention)区域的直接可视化。这可能导致外科医师频繁移动激光装置以便能够直接视觉检查消融过程。此外，这样的短距离没有为用于软组织的牵开器或吸引器管等其他仪器留下空间，并且限制了用于激光装置定位的空间或可安装在机器人的末级平台(last stage)中的激光装置的可操作性。
13.因此，需要一种装置、系统或方法，其允许将人类或动物硬组织切割、铣削和/或钻孔至相当高的深度，以在产生的切口或孔中产生相当平行的壁，并且在消融期间改善直接视觉检查。


技术实现要素：

14.根据本发明，该需求通过由独立权利要求1的特征限定的组织消融激光装置和如由独立权利要求15的特征限定的消融组织的方法来解决。优选实施例是从属权利要求的主题。
15.在一个方面中，本发明是一种组织消融激光装置，包括激光源和光束成形光学器件。激光源被配置为产生基础激光束。光束成形光学器件被配置为接收基础激光束并将基础激光束转换为发射激光束。光束成形光学器件还被配置为聚焦基础激光束，以使得发射激光束具有约10
°
或更小、优选地约5
°
或更小、更优选地约3
°
或更小的聚焦角度。
16.术语“激光装置”通常可以指被布置为产生激光束或通过基于电磁辐射的受激发射的光学放大过程来发射光的装置。通常，激光是“辐射的受激发射的光放大”的缩写。激光与其他光源的不同之处在于它以相干方式发射光。这种空间相干性可以允许激光聚焦到狭
窄的点，该狭窄的点使得诸如切割或光刻之类的应用成为可能。组织消融激光消融装置可以特别是激光骨刀或被配置为用作骨刀。
17.待被激光装置消融的组织可以是人类或动物组织，并且更特别地，人类或动物天然或人造硬组织。由此，术语“硬组织”可以涉及指甲组织、软骨，特别是骨骼组织。因此，组织消融激光装置可以特别地设计用于切割、铣削和/或钻孔骨骼。在这方面中，术语“人造”可以涉及用于替代或代替天然硬组织的合成材料。因此，术语“人造硬组织”可以是指合成产生的组织或用作骨骼替代物的材料。如上文所提到的，在特别有利的实施例中，组织消融激光装置是骨骼消融激光装置或激光骨刀。更具体地，骨骼消融激光装置或激光骨刀可以是自动骨骼消融激光装置。例如，它可包括携带激光源和/或光束成形光学器件的机器人单元，以及控制单元，其中，控制单元被配置为控制机器人单元以在骨骼上产生预限定的切口或切割几何形状。
18.光束成形光学器件可包括光学部件，诸如透镜、望远镜、偏转或分色镜、其他镜、准直器、反射器等。它可以由单个这样的部件或由多个这样的部件来实现。例如，作为提供发射激光束之前的最后部件之一，光束成形光学器件可包括聚焦透镜，即凸透镜。如本文使用的，术语“望远镜”是指将透镜(通常两个透镜，发散透镜和会聚透镜)组合为放置在一距离处并且用于将激光束扩展x倍的单个元件。可以改变望远镜的透镜之间或中间的距离，以使得激光束的光线以平行或几乎平行的方式传播。
19.发射激光束是由激光装置发射的激光束。它可以特别适于被引导到目标，即诸如骨骼或其他人类或动物硬组织的组织。因此，发射激光束是由总体激光装置产生的最终激光束。有利地，激光装置适于其应用或目的的要求。
20.当在本文中提到与激光束相关的角度时，它可以特别是指由激光束所包括的光线的包络的外部或最外光线的角度。更具体地，聚焦角度优选地由发射激光束的最外光线的方向和发射激光束的传播路径的方向来限定。发射激光束的传播路径的方向可对应于发射激光束的中心光线的行进方向。如本文所使用的术语“光线”涉及光线。通常，激光束由多个光线或一束光线组成。发射激光束的最外光线是光束外围的光线。表示撞击发射激光束的外部的光线是相对于传播路径具有最大聚焦角度的光线，该传播路径通常由z轴表示并且通常被限定为激光束的中心。内部光线的聚焦角度减小，直到在它们与传播路径或z轴变为同轴时，它们在其中心处具有0度。因此，由于发射激光束是聚焦的激光束，因此最外光线是激光束的所有光线中具有最大聚焦角度的光线。最外光线的方向是该光线行进的方向。它也可以被称为行进方向。
21.与发射激光束结合使用的术语“传播路径”涉及激光束在发射之后沿其行进的路径。传播路径的方向可对应于发射激光束的轴或其传播路径。特别地，传播路径的方向可以是发射激光束的光线的所有方向的中值或平均值。
22.根据本发明的激光装置允许以相当大的入射角将发射激光束引导在组织上。因此，可以提供相对长的工作距离，这可以实现适当的可视化和对大多数解剖区域的良好访问，以使得可以考虑由外科医师建议的实用推荐和偏好。
23.此外，发射激光束的聚焦角度允许将骨骼或其他硬组织消融到超过1cm的深度。像这样，例如，可以切割超过1cm厚度的骨骼。此外，由这样的发射激光束产生的切口或孔的形状可能是有益的，例如具有或多或少平行的壁。例如，在心脏或肺部手术中需要从中间切割
胸骨或成人开颅手术(两者常常具有超过1cm的厚度)时，重要的是切口的壁基本上平行用于更快的术后愈合。
24.借助于组织消融激光装置对组织的消融基于以下：通常，通过激光束的组织消融通过多种物理效应发生。在最常见的情况下，激光被如蛋白质、脂质、胶原蛋白和/或其他生物化合物的分子吸收。吸收的激光能量的转换会产生热，从而导致强烈而快速的温度升高。在这个过程中，最常见的是，组织中的分子直接降解并转化为从消融点喷射出的羽流或碎屑。这可以称为通过热性质的直接消融过程进行的消融。由于这样的过程可能不期望地导致组织碳化、坏死，从而妨碍随后的愈合，因此通常必须在消融过程中精确优化和控制用于消融的条件。
25.如本文所用，术语“羽流”可以指由激光消融引起的燃烧或碳化过程的产物，并且可以包括被称为碎屑的有气味的分子、烟雾、气溶胶等。更具体地，在激光消融的背景下，羽流可以概括或包括在撞击目标组织时由激光束喷射的作为碎屑的任何物质。术语“碎屑”可以指由目标组织的消融产生的任何分子，诸如目标组织的挥发性小固体部分、烟雾、气溶胶、有气味的分子等。
26.除了直接消融之外，间接消融在组织被润湿时发生。由此，水或液滴通过发射激光束的电磁能破碎并且被用吸收的激光束提供的动能传播。当例如以可能达到每秒数千米的速度的这些小而快速行进的碎片与组织碰撞时，组织被进一步消融。
27.在根据本发明的组织消融激光装置的操作中，特定聚焦角度允许发射激光束以相当锐的角度(即10
°
或以下、5
°
或以下、或者3
°
或以下)撞击组织中增加的切口或孔的侧壁。当侧壁被润湿时，通过以这样的角度撞击侧壁，激光束由用于润湿组织的水或其他液体反射。
28.像这样，一方面防止了激光束通过侧壁进入组织，这将在一定程度上消融侧壁，并且从而特别是在其入口处使切口或孔加宽。因此，切口或孔可以具有基本上平行的侧壁，这对于如上文所提到的多种原因是有益的。
29.另一方面，在润湿的侧壁处反射发射激光束允许发射激光束深入到切口或孔中。这允许增加由激光装置提供的切口或孔的深度。
30.更具体地，当发射的激光束到达由组织消融激光装置产生的切口的侧向含水壁或湿润的侧壁时，其强度的一部分根据斯奈尔定律被折射到水或湿气中并被吸收在其中，从而如果满足消融阈值条件，则导致间接消融，如上文所提到的。取决于水或湿膜的厚度，这样的折射光线可以到达骨骼，从而导致直接消融，即当含水膜的厚度非常薄时，例如几微米。
31.然而，对于本发明来说特别重要的是在侧向含水壁或侧壁上被反射的发射激光束的剩余强度的一部分在侧向壁上的点处多次反射之后可以到达切口的底部。
32.如已经发现的，反射的发射激光束的强度根据菲涅耳方程通过折射损耗减小。然而，具有相对小的内部入射角(即发射激光束撞击切口侧壁的角度)的发射激光束与较小的强度反射损耗相关联，并且经历较少的反射，用于到达切口的特定深度，诸如位于约4cm或更大处的底部。例如，如下文更详细所示，当组织消融激光装置被配置为骨刀时，以所提到的内部入射角撞击骨骼中的切口的侧壁允许提供相当大部分的发射激光束强度到达4cm的切割深度，诸如超过50％、超过80％或超过90％。相反，具有相当高的内部入射角的发射激
光束经历更多的反射，并且与更高的反射损耗相关联。这样的光束将具有更少的机会到达孔或切口中的更深区域。此外，当涉及较小的内部入射角时，折射损耗通常较低，这可能对于在切口的底部提供相当高的光束强度是有益的。
33.因此，通过根据本发明提供具有聚焦角度的发射激光束允许在切割组织时高效地实现相当小的内部入射角，以使得可以产生具有适当几何形状的相当深的切口。特别地，可以高效地提供10
°
或更小、5
°
或更小或3
°
或更小的内部入射角。例如，当光束传播路径的方向或多或少平行于由发射激光束产生的切口的侧壁时，这样的聚焦角度可以高效且安全地实现有利的内部入射角。
34.综上所述，根据本发明的组织消融激光装置允许使能：a)切割或钻孔位于相当大的深度处的骨骼，例如超过1cm，b)装置到手术的解剖区域的工作距离足够长以使得外科医师能够在手术室中实际使用，c)在切口的情况下，壁是相当或基本上平行的，或者在孔的情况下，壁是相当或基本上是圆柱形的，以及d)增加了手术室中的患者、外科医师和人员的安全性。
35.然而为了实现与润湿或加湿组织的组织消融相关的有益效果，润湿可以通过任何方式执行，诸如例如外部润湿系统。然而，优选地，组织消融激光装置本身包括润湿设备，该润湿设备被配置为润湿待被发射激光束消融的组织。更具体地，润湿设备可以被配置为润湿通过发射激光束在组织或骨骼中产生的切口。特别地，切口的内侧或侧壁可以有利地被润湿设备润湿。通过将润湿设备包括在激光装置中，可以确保组织在正确的位置(即发射激光束被引导到的位置)处被适当地润湿。像这样，可以协调消融和润湿，以使得可以实现特别高效的切割、铣削或钻孔。对于润湿，可以使用适合的液体，诸如水或更具体地，水溶液。
36.当组织消融激光装置被实现为如上文所描述的自动骨骼消融激光装置时，可以通过控制单元来配置润湿设备，该控制单元被配置为相应地控制润湿设备。特别地，控制单元可以被配置为协调骨骼中的预限定切口的产生连同切口的润湿。
37.由此，润湿设备优选地具有喷嘴，该喷嘴被配置为向待由发射激光束消融的组织产生液体喷雾。这样的喷嘴允许精确且具体地润湿发射激光束被引导到的位置处的组织。
38.为了适合于消融硬组织，并且特别是骨骼组织，切割激光束可以具有适合蒸发水或另一细胞成分的波长。出于该目的，激光源优选地被配置为产生波长在约2.5微米(μm)至约3.5μm的范围内、或更优选地约2’940纳米(nm)的基础激光束。适合于提供这样的波长(即被水强烈吸收的波长)的激光源可以是具有2.94μm的发射线的er:yag激光器。另外，通过同时用水溶液润湿硬组织，可以高度增加消融速度。
39.出于各种原因，有利地用于消融的激光源是脉冲激光而不是连续波激光。如本文所使用的术语“激光脉冲”可以涉及优选地具有特定时间宽度、形状和/或功率的给定波长的相当短时间的激光束。脉冲激光的一个益处与以下事实有关：为了诱导消融，在给定体积和照射时间内，激光脉冲的峰值能量必须超过给定的最小消融阈值，否则组织中的沉积能量主要转换为热量，而不是按预期转换为喷射的碎片。然而，如果通量(f)或能量密度(ed)太高，而例如由水溶液提供的冷却和/或由热扩散和/或周围组织中的循环血液提供的内(intrinsic)散热不足以控制切口表面处的温度升高，则剩余的组织随着每个后续脉冲而变得越来越热，并且在某些时候，它开始碳化，从而导致妨碍后续愈合的不期望的坏死。换句话说，组织的高效“冷”消融所要求的、由液体的加湿和冷却所支持的给定波长的激光束
脉冲(包括其重复率、脉冲能量和密度、脉冲宽度、光束聚焦特性等)可以被优化并被控制以具有高效且无坏死的消融率。因此，激光源优选地被配置为产生基础激光束来作为脉冲激光束。更具体地，激光源优选地被配置为以约1至约100赫兹的范围或约10至约30赫兹的范围内的频率产生脉冲基础激光束。这样的频率范围允许适当地调节组织或消融，以使得可以实现充分的冷却和高消融效率。
40.激光消融的另一个相关参数不仅是每个脉冲的能量，而且是确定峰值功率的脉冲的时间宽度。对于例如在200μs内散布例如1j的能量的自由运行er:yag或nd:yag激光器的脉冲的上述典型情况，峰值功率总计为5kw，而对于在15ns内散布例如100mj的q-开关nd：yag激光器，峰值功率为6.7mw，其是相同激光器以自由运行模式运行时的数千倍。将这些值与在10w下操作的连续波(cw)激光器的值比较也很重要，该cw激光器具有也为10w的非常低的峰值功率，这解释了cw激光器不适合激光消融的事实。因此，激光源优选地被配置为产生时间宽度在约5微秒(μs)至约300μs(诸如200μs或250μs)的范围内、约10μs至约150μs的范围内、或约50μs至约120μs的范围内的脉冲基础激光束的脉冲。
41.优选地，光束成形光学器件被配置为产生焦距(fl)超过约4厘米(cm)的发射激光束。由此，发射激光束的fl小于约25cm或小于约20cm。如本文使用的，包括单个透镜或组装到单个光学元件中的透镜组合的诸如光束成形光学器件的单个光学元件的焦距可以与光束成形光学器件的单个光学元件的出口到聚焦的发射激光束的腰部或焦点之间的距离有关。
42.在该上下文中，如本文使用的，f数(f/#)是无量纲数，其表示撞击光束成形光学器件的发射激光束的fl与直径(d)的比率；即，f/#＝fl/d。例如，对于d＝10mm的发射激光束和fl＝150mm的透镜，f/#＝15。
43.优选地，组织消融激光装置被配置以使得发射激光束具有约15或更小或者约10或更小的光束质量因子m的平方(m2)。在激光科学中，由参数m2表示的光束质量因子表示光束相对于理想高斯光束的变化程度。它可以根据光束的光束参数乘积与相同波长的高斯光束的光束参数乘积的比率来计算。通常，它与激光束相对于可实现的最小聚焦光斑尺寸的光束发散度有关。对于单模(高斯)激光束，m2正好是一。激光束的参数m2作为规格参数广泛用于激光科学和工业，并且其测量方法被规定作为国际标准化组织的标准，即iso标准11146,2005。
44.除了光束质量因子或光束传播比率m2之外，另一个光束质量因子k也用于基于所发射激光束的发散特性来评估给定激光的质量。两个参数k和m2相互依赖，并且可以通过使用实验测量的光束参数来计算。两个参数可以被限定为
[0045][0046]
其中
[0047]
ω0:焦斑半径(束腰d的一半)
[0048]
θ：用于发散的远场中的半张角
[0049]
λ：波长
[0050]kmax
＝m
2min
＝1.
[0051]
更具体地，参数m2和k都可以描述实际的非高斯光束与完美的高斯光束相比较的
接近程度。m2＝1＝k将对应于实际上不可能实现的完美高斯光束。然而，m2越小，激光束质量越好，这导致更小的发散度并且因此导致在束腰处的变小的(smelled)光束直径。
[0052]
为了在优选范围内实现m2，适当地选择并调整激光源和光束调整光学器件。通过具有这样的m2，发射激光束可以特别有益于并适合于被切口的侧壁处的湿度反射，以使得达到相当高深度的功率或光束强度可以相当高，这允许高效地实现相当深的切口。
[0053]
在另一方面中，本发明是一种消融组织的方法，诸如人类或动物硬组织，特别是骨骼组织或骨骼。方法包括：产生聚焦的发射激光束，以及将聚焦的发射激光束引导到组织的表面，以使得发射激光束相对于组织的内部入射角是约10
°
或更小，优选地约5
°
或更小，以及更优选地约3
°
或更小。入射角是发射激光束与被发射激光束撞击的组织的表面之间的角度。由此，在进行组织的消融时，产生了可以具有任何期望形状的切口。至少初始地，切口通常是孔。通常，这样的切口具有侧壁和底部。切口或孔的侧壁可以基本上垂直于由组织的表面限定的平面。
[0054]
由此，内部入射角优选地由发射激光束的最外光线的方向和组织中的切口的侧壁来限定。
[0055]
由于发射激光束以约10
°
或更小的角度撞击侧壁，因此可以高效地实现上文结合根据本发明的组织消融激光装置描述的效果和益处。
[0056]
通过根据本发明的方法的以下优选实施例，可以高效地实现上文结合根据本发明的组织消融激光装置的优选实施例描述的效果和益处。
[0057]
优选地，方法包括以下步骤：润湿待被发射激光束润湿的组织。由此，液体优选地被喷到待被发射激光束消融的组织。
[0058]
润湿待被发射激光束消融的组织优选地包括润湿组织中的切口的侧壁。像这样，可以实现切口中的特别高效的反射，这可以增加景深(dof)并允许在组织或骨骼中产生更高的切口深度。
[0059]
优选地，发射激光束以约2.5μm至约3.5μm的范围内或约2’940nm的波长产生。
[0060]
优选地，发射激光束作为脉冲激光束产生。由此，发射基础激光束优选地以约1至约500赫兹的范围内或约10至约30赫兹的范围内的频率而被脉冲。脉冲基础激光束的脉冲优选地具有在约5μs至约300μs(诸如200μs或250μs)的范围内、在约10μs至约150μs的范围内、或者在约50μs至约120μs的范围内的时间宽度。
[0061]
优选地，发射激光束以超过约4cm的焦距产生。由此，发射激光束的焦距优选地小于约25cm或小于约20cm。
[0062]
优选地，根据本发明的方法不是一种用于通过手术或治疗来医治人类或动物身体的方法。这样的离体或体外方法在许多应用中可能是有益的。特别地，当是这样的离体方法时，不涉及手术步骤，而是完全在远离任何活的人类或动物身体的外部和远处执行切割。
附图说明
[0063]
下面通过示例性实施例并参考附图更详细地描述根据本发明的组织消融激光装置和根据本发明的方法的各方面，其中：
[0064]
图1示出了根据本发明的组织消融激光装置的第一实施例的示意图；
[0065]
图2示出了根据本发明的组织消融激光装置的第二实施例的示意图；以及
[0066]
图3示出了取决于变化的内部入射角的切口的底部的强度的分数的图表。
具体实施方式
[0067]
在以下描述中，某些术语为了方便起见可以被使用并且不旨在限制本发明。术语“右”、“左”、“上(up)”、“下(down)”、“下(under)”和“上(above)”是指图中的方向。术语包括明确提及的术语及其派生词和具有相似含义的术语。此外，空间相对术语，诸如“下方(beneath)”、“下面(below)”、“更低(lower)”、“上面(above)”、“更上方(upper)”、“近端(proximal)”、“远端(distal)”等，可用于描述如图所示的一个元素或特征与另一元素或特征的关系。除了图中所示的位置和取向之外，这些空间相对术语旨在涵盖装置在使用或操作中的不同位置和取向。例如，如果图中的装置被翻转，则被描述为“在”其他元件或特征“下面”或“下方”的元件将在其他元件或特征的“上面”或“上方”。因此，示例性术语“下面”可以包括上面和下面的位置和取向。装置可以以其他方式取向(旋转90度或以其他方向)，并且相应地解释此处使用的空间相对描述符。同样，沿着和围绕各个轴的运动的描述包括各种特殊的装置位置和方向。
[0068]
为了避免在附图以及各个方面和说明性实施例的说明书中的重复，应当理解，许多特征对于许多方面和实施例是共同的。从说明书或图中省略的方面并不意味着该方面从并入该方面的实施例中缺失。相反，为了清楚和避免冗长的描述，可能已经省略了该方面。在此上下文中，以下内容适用于本说明书的其余部分：如果为了使附图清晰，图中包含未在说明书的直接相关部分中解释的附图标记，则参考之前或之后的说明书部分。此外，为了清楚起见，如果在附图中未对部件的所有特征都提供附图标记，则参考显示相同部件的其他附图。两个或多个图中相同的数字代表相同或相似的元素。
[0069]
图1示出了根据应用依照本发明的方法的实施例来操作的组织消融激光装置100的第一实施例。组织消融激光装置100包括激光源110和光束成形光学器件120。激光源110是er:yag激光器，其具有2.96μm的发射线并以约20赫兹的频率和约80μs的时间宽度产生脉冲基础激光束140。基础激光束140以初始直径144开始，并以发散角141加宽。
[0070]
光束成形光学器件120包括凸聚焦透镜121。激光源110和聚焦透镜121被定位和取向以使得基础激光束140由透镜121的左手入口侧接收。透镜121对激光束进行变换并沿着与传播路径或传播方向对应的z轴以发射激光束143的形式从右手侧将其发射。
[0071]
透镜121聚焦基础激光束140，以使得发射激光束143在15cm的焦距处具有焦点150。此外，透镜121将发射激光束成形为具有6
°
的聚焦角度142。聚焦角度142由发射激光束143的最外光线145的方向和发射激光束143的传播路径的方向(即z轴或中心射线147的方向)来限定。
[0072]
组织消融激光装置100还包括喷嘴151作为润湿设备。喷嘴151被配置为产生液体喷雾152，其中液体特别地是水溶液。
[0073]
在实现根据本发明的方法的组织消融激光装置100的操作中，组织消融激光装置100定位在距作为待消融组织的骨骼131约12cm的距离处。更具体地，组织消融激光装置100被取向以使得发射激光束143和喷雾152被引导到待消融的骨骼131的位置。由此，在提供发射激光束143的同时，发射激光束143产生在深度191方面增加的切口130。切口131具有由发射激光束143的能量密度(ed)或通量限定的直径190。
[0074]
喷雾152在切口130内形成水膜132，其中切口130的侧壁180和底部181由水膜132覆盖。由于发射激光束143具有6
°
(即低于10
°
)的聚焦角度142，因此发射激光束143的光或光线以相当锐的角度撞击切口130的侧壁180。这实现了发射激光束143的相当大范围的光在侧壁180处反射，以使得相当一部分前进到切口130的底部181。像这样，底部181被消融，并且可以在骨骼131中切入相对大的深度，诸如4cm或更大。
[0075]
因此，通过正确地定位和取向的组织消融激光装置100，来产生聚焦的发射激光束143并诸如以约94
°
的朝向骨骼131的表面的外平面的外部入射或初始角146将其引导至骨骼131的外表面。当推进消融时，产生切口130。由于发射激光束143垂直于骨骼131的外表面定向，因此侧壁180从骨骼131的外表面以约90
°
延伸。由此，发射激光束143以约6
°
的内部入射角148撞击侧壁180。内部入射角148由发射激光束143的最外光线145的方向和骨骼中的切口130的侧壁180来限定。
[0076]
在图2中，示出了组织消融激光装置100的第二实施例，其与图1的第一组织消融激光装置100被广泛相同地设计和操作。仅有差异在于，消融激光装置100配备有不同的光束成形光学器件120。特别地，光束成形光学器件120具有聚焦透镜121，以及另外，具有准直透镜122。准直透镜122相对于聚焦透镜121位于基础激光束140的上游。更具体地，准直透镜122接收由激光源110产生的基础激光束140、将光准直并将准直的光束提供给聚焦透镜121。聚焦透镜然后聚焦光并且提供如上文所描述的发射激光束143。
[0077]
图3示出了发射激光束143到达在骨骼131中产生的切口130的底部181的光束强度或功率的以百分比为单位的分数的图表。纵坐标轴表示在切口130的底部181处发射激光束143的光束强度的分数的百分比。切口130是具有4cm的深度和1cm的直径的孔。横坐标轴表示以度为单位的内部入射角148。发射激光束143具有2,96μm的波长λ和1.3mm的直径。
[0078]
从图3中可以看出，在提供特别适合于切割骨骼的发射激光束143的情况下，当内部入射角是10
°
时，骨骼131中的4cm深的切口130的底部181处的强度的分数仍然大于50％。这样的切口深度足以切割大部分人体骨骼。因此，由于强度的分数大于50％，因此即使在该相当高的深度，骨骼131仍然可以被高效地切割。
[0079]
然而，如图3的图表中可以看出，当内部入射角148降低到10
°
以下时，切口的底部181处的强度的分数迅速增大。因此，通过内部入射角148的相对小的调节，可以实现消融效率的显著增加。例如，通过将内部入射角148降低到约5
°
，约80％的发射激光束强度到达切口130的底部。或者，在约3
°
的内部入射角处，甚至约90％的发射激光束强度可被提供到切口130的底部。
[0080]
示出本发明的方面和实施例的该说明书和附图不应被认为是对本发明的限制-所述权利要求限定了受保护的发明。换句话说，虽然在附图和前面的描述中详细地说明和描述了本发明，但是这样的说明和描述被认为是说明性的或示例性的而不是限制性的。在不脱离本说明书和权利要求书的精神和范围的情况下，可以进行各种机械、组成、结构、电气和操作的改变。在某些情况下，为了不混淆本发明，没有详细示出众所周知的电路、结构和技术。因此，应当理解，普通技术人员可以在所附权利要求的范围和精神内做出改变和修改。特别地，本发明涵盖具有来自上文和下文描述的不同实施例的特征的任意组合的进一步实施例。
[0081]
本公开还涵盖了在图中单独示出的所有进一步的特征，尽管它们可能没有在之前
或之后的说明书中被描述。此外，附图和说明书中描述的实施例的单一替代方案以及其特征的单一替代方案可以从本发明的主题或公开的主题中排除。本公开包括由权利要求或示例性实施例中限定的特征组成的主题以及包括所述特征的主题。
[0082]
此外，在权利要求中，词语“包括”不排除其他元素或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”不排除多个。单个单元或步骤可以实现权利要求中记载的几个特征的功能。在相互不同的从属权利要求中叙述某些措施的纯粹事实并不表示这些措施的组合不能有利地使用。结合属性或值的术语“基本上”、“大约”、“近似”等尤其也分别精确地定义了属性或精确地定义了值。在给定数值或范围的上下文中，术语“约”是指例如在给定值或范围的20％、10％、5％或2％以内的值或范围。描述为耦接或连接的部件可以电或机械地直接耦接，或者它们可以经由一个或多个中间部件间接耦接。权利要求中的任何附图标记不应被解释为限制范围。