Sonda de cirugía láser ultrarrápida para sub | Grupo de accesorios de latón Wuxi

Scientific Reports volumen 12, número de artículo: 20554 (2022) Citar este artículo

1046 Accesos

3 citas

2 altmétrico

Detalles de métricas

La creación de vacíos subepiteliales dentro de las cuerdas vocales cicatrizadas mediante ablación con láser ultrarrápido puede ayudar en la localización de biomateriales terapéuticos inyectables hacia un tratamiento mejorado para las cicatrices de las cuerdas vocales. Se han desarrollado varias sondas de cirugía láser ultrarrápidas para la ablación precisa de tejidos superficiales; sin embargo, estas sondas carecen del enfoque preciso del haz necesario para la ablación subsuperficial en tejidos muy dispersos, como las cuerdas vocales. Aquí presentamos una sonda de cirugía láser ultrarrápida miniaturizada diseñada para realizar ablación subepitelial en las cuerdas vocales. El requisito de una alta apertura numérica para la ablación subsuperficial, además del factor de forma pequeño y la arquitectura de disparo lateral necesarios para el uso clínico, generaron un diseño óptico desafiante. Un acoplamiento inhibido que guía la fibra de cristal fotónico de núcleo hueco de Kagome entregó pulsos ultracortos de nivel de microjulios desde un láser de fibra de alta tasa de repetición hacia un objetivo miniaturizado hecho a medida, produciendo un radio de haz focal de 1/e2 de 1,12 ± 0,10 μm y cubriendo un radio de 46 × Área de escaneo de 46 μm2. La sonda podría enviar pulsos de hasta 3,8 μJ a la superficie del tejido con una eficiencia de transmisión del 40 % a través de todo el sistema, proporcionando fluencias significativamente más altas en el plano focal que las necesarias para la ablación subepitelial. Para evaluar el rendimiento quirúrgico, realizamos estudios de ablación en hemilaringes porcinas recién extirpadas y descubrimos que se podían crear huecos subepiteliales de gran área dentro de las cuerdas vocales al trasladar mecánicamente la punta de la sonda a través de la superficie del tejido utilizando etapas externas. Finalmente, la inyección de un biomaterial modelo en un vacío de 1 × 2 mm2 creado 114 ± 30 μm debajo de la superficie del epitelio de las cuerdas vocales indicó una mejor localización en comparación con la inyección directa en el tejido sin un vacío, lo que sugiere que nuestra sonda puede ser útil para pre- Evaluación clínica de biomateriales terapéuticos inyectables para la terapia de cicatrización de las cuerdas vocales. Con desarrollos futuros, el sistema quirúrgico presentado aquí puede permitir el tratamiento de las cicatrices de las cuerdas vocales en un entorno clínico.

Las cicatrices de las cuerdas vocales (FV) son la causa principal de los trastornos de la voz1,2. Como consecuencia indeseable de la escisión quirúrgica de las lesiones de FV, las cicatrices de la FV pueden provocar disfonía grave y afectar negativamente a la calidad de vida3,4. Actualmente no existe un tratamiento eficaz para la FV5 con cicatrices crónicas. La lámina propia, una capa de tejido subepitelial que consta principalmente de fibras de colágeno, elastina y reticulina, es en gran medida responsable del fenómeno vibratorio de la FV y es muy sensible a la formación de cicatrices. Se han desarrollado muchos biomateriales a base de hidrogel para reparar la FV cicatrizada6,7,8,9; sin embargo, una localización subóptima da como resultado una repetibilidad deficiente del tratamiento10,11,12,13,14. Surgen problemas durante la inyección en la lámina propia superficial (SLP), ya que el biomaterial inyectado tiende a infiltrarse alrededor del tejido cicatricial rígido, en lugar de hacerlo dentro. Por lo tanto, existe la necesidad de un método para localizar con precisión los biomateriales dentro del SLP cicatrizado evitando al mismo tiempo la formación de cicatrices adicionales.

El proceso de ablación con láser ultrarrápido se basa en una rápida absorción multifotónica en el plano focal, lo que da como resultado un confinamiento de energía del volumen subfocal y un daño térmico mínimo a los tejidos circundantes15,16,17,18. Un grado tan alto de confinamiento espacial y térmico permite una eliminación precisa del material dentro de los tejidos a granel. Para abordar los desafíos de las cicatrices de la FV, nuestro grupo propuso un tratamiento en el que se crea un espacio de inyección de biomaterial dentro del SLP mediante ablación con láser ultrarrápida19,20,21. Utilizando un microscopio de mesa equipado con un objetivo de apertura numérica (NA) de 0,75 y un láser de fibra de femtosegundo de alta tasa de repetición, Hoy et al. demostraron la formación de vacíos subepiteliales en FV porcina extirpada ~ 100 μm por debajo de la superficie epitelial19, que está dentro del SLP, considerando que el espesor epitelial de la FV humana, canina y porcina es típicamente de 50 a 80 μm22,23. Otros estudios ex vivo realizados por Hoy et al. mostraron la inyección de un biomaterial modelo en los huecos extirpados creados en las bolsas de las mejillas de hámster con cicatrices extirpadas20. Los autores demostraron que la inyección de un biomaterial modelo (PEG30) en los huecos reducía significativamente el reflujo y mejoraba la localización en comparación con la inyección de biomaterial únicamente en el tejido cicatricial. Más recientemente, Gabay et al. demostraron la retención a largo plazo de PEG30 dentro de los huecos subepiteliales creados en un modelo de bolsa de mejilla de hámster con cicatrices in vivo24. Utilizando el mismo láser de fibra y sistema de mesa que Hoy et al., Gabay y sus coautores descubrieron que el PEG30 permaneció dentro de los huecos durante un período de hasta dos semanas, lo que sugiere que la inyección en los huecos mejoraba la retención del biomaterial a largo plazo. Si bien estos resultados fueron alentadores, la óptica grande (es decir, el objetivo del microscopio, el par de espejos de escaneo galvo, las lentes de escaneo/tubo, etc.) y el suministro de espacio libre de la luz láser limitaron la traducción clínica. Por lo tanto, se requiere la entrega flexible de pulsos ultracortos muy enfocados a través de sistemas ópticos miniaturizados para trasladar nuestra terapia de cicatrización de FV a la clínica.

Para lograr una cirugía láser ultrarrápida clínicamente viable, se han desarrollado varias sondas quirúrgicas miniaturizadas25,26,27,28,29,30. Estas sondas utilizaron ópticas de enfoque de baja NA para permitir una rápida ablación de la superficie de tejidos blandos y duros. Durante la ablación con láser ultrarrápida, un haz débilmente enfocado requiere potencias máximas elevadas para superar los umbrales de ablación de tejido. Debido a la presencia de dispersores de tejido, se requieren potencias máximas aún mayores cuando se apunta a estructuras subterráneas. Más allá de una potencia máxima crítica específica del tejido, el autoenfoque puede hacer que el haz colapse por encima del plano focal objetivo, lo que lleva a la ablación de las capas de tejido superficiales31. Por lo tanto, se requiere un alto enfoque de NA de pulsos láser ultracortos para iniciar la formación de vacíos a través de un plano subepitelial y al mismo tiempo evitar los efectos nocivos del autoenfoque. Además, como las cicatrices en la superficie medial de VF son clínicamente más relevantes para la producción de la voz, la arquitectura de disparo hacia adelante de iteraciones de sonda anteriores no es adecuada para la terapia de VF con cicatrices propuesta.

En este artículo, presentamos una sonda de cirugía láser ultrarrápida diseñada para trasladar nuestra terapia de FV con cicatrices a la clínica. La sonda descrita aquí mejora los diseños anteriores al emplear un objetivo miniaturizado de NA alta para facilitar la ablación del tejido subepitelial. Utilizamos una arquitectura de disparo lateral y un sistema de actuación externo para permitir el escaneo automatizado a través de un plano subepitelial grande en un factor de forma adecuado para la cirugía laríngea endoscópica. Para demostrar el rendimiento quirúrgico de la sonda, realizamos la formación de vacíos subepiteliales y la inyección de biomaterial en hemilaringes porcinas extirpadas para lograr una terapia viable para la FV humana con cicatrices.

La sonda quirúrgica debe cumplir múltiples requisitos clave para su adopción clínica: 1) suministro flexible de pulsos láser ultracortos a la región quirúrgica de interés (ROI), 2) óptica de enfoque de alta NA para evitar daños por desenfoque, 3) arquitectura de disparo lateral, 4) escaneo de haz de área grande para permitir la formación de grandes huecos subepiteliales, y 5) un factor de forma pequeño para la integración con la instrumentación quirúrgica microlaríngea existente. Teniendo en cuenta todos estos aspectos, diseñamos una sonda miniaturizada como se ilustra en la Fig. 1a.

Descripción general del sistema de cirugía láser ultrarrápido. (a) Diseño opto-mecánico de la sonda quirúrgica. La sonda enfoca el rayo láser (trazo rojo) en un plano de tejido subterráneo utilizando un objetivo miniaturizado que consta de una ventana de zafiro (1), un microprisma reflectante (2), una lente de ZnS (3) y dos lentes de CaF2 (4 y 5). ). Todos los componentes ópticos están alojados dentro de un tubo hipodérmico de acero inoxidable 304 (6) y las distancias entre las tres lentes se establecen mediante espaciadores de latón (7). El lugar de la punta de la fibra Kagome escaneada (8) se mapea en Zemax para simular la trayectoria de los rayos desde el plano focal a través del objetivo. Un inserto de PMMA (9) centró la fibra dentro de la cavidad interna de un tubo piezoeléctrico (10). El tubo piezoeléctrico (10) se centró dentro de una carcasa interior de acero inoxidable 304 (11) utilizando un tapón de epoxi girado con precisión. La carcasa interior (11) se centró dentro del tubo hipodérmico (6) para alinear el conjunto piezo-HCPCF con el objetivo miniaturizado. Se agregaron dos carcasas exteriores (12, 13) para asegurar la parte trasera de la sonda al objetivo miniaturizado. (b) Esquema óptico del objetivo miniaturizado. Un trazo de rayo representa diferentes ángulos de lanzamiento desde la punta de la fibra a través del sistema. (c) Montaje final y embalaje del objetivo miniaturizado en tubo hipodérmico.

Para proporcionar una entrega flexible de luz láser a la sonda quirúrgica, utilizamos una fibra de cristal fotónico de núcleo hueco (HCPCF) tipo Kagome desarrollada por el grupo de investigación de Fetah Benabid. Los HCPCF de Kagome son candidatos ideales para guías de ondas para cirugía láser ultrarrápida debido a sus capacidades de manejo de potencia máxima, baja dispersión de velocidad de grupo (GVD) y transmisión eficiente de pulsos NIR ultracortos32. Específicamente, utilizamos un Kagome HCPCF de 7 celdas, ~ 52 μm de diámetro interno y 6 m de largo que exhibe un GVD bajo (–437 fs2/m) y una atenuación baja (0,1 dB/m) a 1035 nm. La longitud distal del HCPCF se integró en un elemento de dirección de haz de Lissajous de base piezoeléctrica, similar a estudios previos27,29,30. Para construir el conjunto piezo-HCPCF, inicialmente soldamos cables en el extremo proximal de un tubo piezocerámico de cuatro cuadrantes (EBL Photonics Inc.), cubrimos los cables con epoxi y giramos con diamante el tapón de epoxi para que coincida con el diámetro interno. de la correspondiente carcasa metálica. Luego centramos una longitud de 17 mm de la punta Kagome HCPCF fuera del extremo distal del tubo piezocerámico utilizando un inserto de PMMA mecanizado con precisión. Después de la alineación, pegamos el HCPCF, el inserto de PMMA y el tubo piezoeléctrico con epoxi. Encerramos el extremo proximal de la fibra dentro de un tubo de plástico (FT020, Thorlabs) para evitar la rotura de la fibra antes de integrar el conjunto de piezofibra en el conjunto de actuación externo (Sección "Diseño mecánico") para realizar pruebas adicionales.

La sonda quirúrgica requiere un enfoque de NA alto de pulsos láser ultracortos administrados a través del Kagome HCPCF de NA bajo para iniciar la ablación localizada debajo del epitelio VF, lo que requiere el desarrollo de ópticas de enfoque miniaturizadas personalizadas. Además, las altas energías de pulso necesarias para la ablación y los pequeños factores de forma necesarios para el uso clínico requieren una selección cuidadosa de los materiales de las lentes para evitar no linealidades ópticas dentro del sistema. Utilizamos Zemax para el diseño, optimización y análisis de tolerancia de un objetivo miniaturizado33. La arquitectura de disparo lateral de la sonda requería que la distancia geométrica entre el plano focal y la superficie de la lente más cercana fuera ≥ 4 mm. Esta limitación, además de la alta NA y el pequeño factor de forma necesarios para el uso clínico, generó un diseño óptico desafiante. El objetivo se optimizó para la longitud de onda central de 1035 nm de nuestra fuente de luz láser, diámetros de lente ≤ 6 mm para garantizar un factor de forma pequeño e inmersión en agua de mar para proporcionar enfoque en el tejido. Para evitar efectos de autoenfoque durante la cirugía, optimizamos el diseño del objetivo para obtener la NA más alta posible en el lado del tejido y al mismo tiempo consideramos las tolerancias de fabricación de las lentes para garantizar la capacidad de fabricación. Finalmente, apuntamos a una distancia de trabajo de> 100 μm para permitir la formación de vacíos localizados debajo del epitelio VF.

El diseño del objetivo final (Tabla 1) tenía una NA nominal del lado del tejido de 0,47 y una distancia de trabajo de 112 μm cuando se enfocaba en agua de mar, cumpliendo con nuestras especificaciones de diseño. Para estimar el tamaño teórico del haz del plano focal, utilizamos el módulo de energía rodeada de difracción (DEE) en Zemax. Aquí, los parámetros del haz de entrada fueron definidos por Kagome HCPCF, considerando el truncamiento del haz gaussiano en la apertura clara mínima del sistema óptico. Estimamos un radio de punto focal 1/e2 de 0,94 μm a través de un FOV de 47 × 47 μm2 para operación en agua de mar, correspondiente a –25 × demagnificación de la deflexión de la punta de fibra de ± 0,55 mm. Una relación de Strehl de > 0,80 indicó un rendimiento limitado por la difracción en todo el FOV del lado del tejido.

El objetivo miniaturizado contiene dos asferas de fluoruro de calcio (CaF2), una asfera de sulfuro de zinc (ZnS), un microprisma reflectante (Tower Optical Inc.) y una ventana de zafiro (Tower Optical Inc.) (Fig. 1b). Las tres lentes reproducen la punta de la fibra escaneada en un plano de tejido subepitelial, el microprisma pliega la trayectoria del haz 90° para permitir el enfoque radial y la ventana de zafiro proporciona una superficie de contacto con el tejido. Como se requieren altas energías de pulso para la ablación subepitelial, necesitábamos considerar las propiedades ópticas no lineales de materiales seleccionados. Debido a la insignificante absorción multifotónica en CaF2, esperamos una transmisión lineal de ≥ 12 μJ, pulsos de 1 ps, mucho más altos que las energías de pulso requeridas para la ablación34. Esto corresponde a una intensidad máxima de ~ 380 GW/cm2 en la superficie del lado de la fibra de la primera lente CaF2, es decir, el tamaño de haz más pequeño en cualquier superficie dentro del objetivo. Por otro lado, el ZnS exhibe una fuerte refracción y absorción no lineal; sin embargo, la intensidad máxima relativamente baja (cintura de haz grande) dentro de la lente ZnS debería mitigar estos efectos no lineales no deseados. Específicamente, la intensidad máxima de 0,26 GW/cm2 esperada en la lente ZnS es inferior al umbral determinado experimentalmente de 3,2 GW/cm2 necesario para iniciar una absorción multifotónica apreciable29.

La fabricación y el montaje del objetivo miniaturizado fueron descritos previamente por Jeon et al.33. La apertura clara máxima de ~ 4,8 mm del objetivo permitió empaquetar las lentes dentro de un tubo hipodérmico de acero inoxidable de 6 mm de diámetro (4TW, Vita Needle Company, Fig. 1c) y utilizamos espaciadores de latón cortados con precisión para establecer distancias apropiadas entre cada lente.

Para permitir la ablación de tejido de un área grande, inicialmente planeamos escanear mecánicamente la punta de la sonda (es decir, el FOV de ablación) utilizando micromotores empaquetados internamente dentro de la sonda. Específicamente, un micromotor lineal piezoeléctrico (SQL-RV-1.8, New Scale Technologies) y un micromotor rotativo sin escobillas (0602-B, MICROMO) empaquetados detrás del conjunto de fibra piezoeléctrica traducirían la punta de la sonda y, por extensión, el FOV de ablación, en un patrón pseudo-rasterizado a lo largo de un gran plano subepitelial mientras se mantiene un factor de forma adecuado para la cirugía laríngea. Si bien este sistema de escaneo mecánico funcionó bien durante las pruebas iniciales, falló durante los experimentos de ablación. Debido a su bajo par de parada, el micromotor lineal no pudo mover la punta de la sonda mientras estaba en contacto con la superficie del tejido. A la luz de este problema, optamos por integrar la sonda en un sistema de actuación externo (Fig. 2a). En esta configuración, se reutilizó un brazo articulado diseñado para un monitor de computadora para permitir un posicionamiento flexible de la sonda quirúrgica. El extremo distal del brazo sostiene dos platinas de traslación lineal, una platina motorizada de tres ejes (MAX302, Thorlabs) y la sonda. Se utilizaron el brazo articulado y las etapas lineales para colocar la punta de la sonda en la superficie de las cuerdas vocales (Fig. 2b), mientras que se proporcionó un escaneo automatizado del FOV de ablación a través de un plano subepitelial grande trasladando el extremo proximal de la sonda usando dos -Motores paso a paso acoplados a la platina motorizada. Esta configuración simplificó el diseño general de la sonda, permitiendo que los subconjuntos de piezofibra y objetivo miniaturizado se alojen en un único tubo hipodérmico de ~ 30 cm de largo. La longitud total del dispositivo es de ~ 40 cm, similar a la de los endoscopios utilizados actualmente en cirugía laríngea, mientras que el diámetro de la sonda de 6 mm permite un espacio de visión adecuado cuando se opera dentro de un laringoscopio rígido utilizado para cirugía microlaríngea.

(a) Sistema quirúrgico con sonda integrada en sistema de actuación externo. (b) Colocación de la punta de la sonda en la superficie VF porcina inferior. (c) La configuración experimental incluyó una placa de media onda (HWP), un divisor de haz polarizador (PBS), un bloque de haz (BB), una lente de acoplamiento de fibra (CL), una platina de cinco ejes (5A) y un sistema de actuación externo (EAS). . La óptica de recolección (CO) se modificó en función de la resolución y/o el tamaño del haz de salida requerido para el perfilador de haz (BP), el medidor de potencia (PM), el autocorrelador (AC) o el espectrómetro (SM).

Utilizamos la configuración experimental que se muestra en la Fig. 2c para la caracterización de la sonda. Utilizamos un láser de fibra Yb (40 W, 1035 ± 5 nm, 300 fs – 10 ps, 10 kHz – 50 MHz, Monaco 1035–40-40, Coherent Inc.) para todos los experimentos de ablación. Antes de los experimentos, medimos un factor de calidad del rayo láser de \(M^{2} = 1,07 \pm 0,04\) utilizando el método descrito por Siegman35. Durante los estudios de ablación, utilizamos pulsos de 1,1 ps o 5 ps para evitar el autoenfoque al apuntar a estructuras de tejido subsuperficiales dentro de los tejidos VF altamente dispersos31. Además, utilizamos una frecuencia de repetición del láser de 500 kHz para lograr una ablación de alta velocidad manteniendo al mismo tiempo una frecuencia de superposición de pulsos baja para evitar efectos acumulativos de calentamiento del tejido16,36,37,38.

Utilizamos un microscopio no lineal de mesa para realizar imágenes volumétricas de tejidos de FV extirpados. Brevemente, un oscilador láser Ti:zafiro (0,75 W, 775 nm, 100 fs, 80 MHz, Mai Tai, Spectra Physics) facilita la obtención de imágenes de autofluorescencia de dos fotones (TPAF) en un campo de visión de 400 × 400 μm2 cuando el rayo láser se escanea en forma de trama. sobre el tejido VF mediante dos espejos galvanométricos y se expandió hasta la apertura posterior de un objetivo NA de 20 × 0,75 (Nikon Plan Apo, cubreobjetos corregido). La emisión se recoge epi, se desvía a través del filtro apropiado (BG39, Schott) y se detecta mediante un tubo fotomultiplicador (H7422-40, Hamamatsu). Las imágenes se generan con un promedio de 10 fotogramas. Los espejos galvanométricos, la platina y el PMT se controlan y sincronizan mediante el software MPScan39.

Caracterizamos el Kagome HCPCF utilizando la configuración experimental que se muestra en la Fig. 2c sin el objetivo miniaturizado. En la Fig. 3a se muestra una vista frontal de los espectros de pérdida/dispersión de la fibra y de la fibra. La transmisión medida fue del 70% cuando se entregaron pulsos de 300 fs, 1,1 ps y 5 ps a través de la fibra de 6 m de largo usando una lente de acoplamiento de \(f = 100\) mm (Fig. 3b), lo que representa ~ 81% de eficiencia de acoplamiento cuando se considera Pérdidas de fibra (0,1 dB/m a 1035 nm, Fig. 3a). Determinamos un radio de campo modal de fibra de \(w_{MF} = 17 \pm 1\) μm al obtener imágenes del perfil del haz dentro del núcleo de la fibra utilizando un perfilador de haz (SP928) objetivo de 40 × (0,75 NA, UPlanFLN, Olympus). , Ophir Photonics) y una lente de tubo adecuada, que concuerda bien con el valor esperado de \(w_{MF} = 18\) μm. Estimamos la apertura numérica de la fibra tomando imágenes del perfil del haz de salida en múltiples ubicaciones axiales en el campo lejano, trazando los radios del haz medidos en función de la distancia desde la punta de la fibra y calculando el ángulo de divergencia correspondiente. El NA medido de 0,022 ± 0,002 coincidió favorablemente con el valor esperado de ~ 0,02.

Caracterización de la fibra Kagome. ( a ) Pérdida medida y espectros de dispersión calculados de la fibra Kagome. El recuadro muestra una vista frontal de la fibra. La barra de escala es de 50 μm. (b) Curvas de transmisión medidas a través de fibra Kagome de 6 m de largo para pulsos de 300 fs, 1,1 ps y 5 ps y para toda la sonda quirúrgica a 1,1 ps. (c) Relación de compresión de pulsos (PCR) en la salida de fibra de pulsos de 300 fs (azul), 1,1 ps (verde) y 5 ps (rojo) en función de la energía del pulso de entrada. Los puntos de datos representan anchos de pulso FHWM medidos con el autocorrelador (AC), mientras que las líneas continuas representan anchos de pulso predichos a partir de simulaciones. Las barras de error representan intervalos de confianza del 95 % de los ajustes de sech2 a las mediciones de ancho de pulso del autocorrelador. (d) Traza del autocorrelador de un pulso de 300 fs en la entrada de la fibra (línea de puntos) y salida (línea continua) para una energía de pulso de entrada de 10 μJ. (e) Espectro de pulso de 300 fs en la entrada de fibra (línea de puntos) y salida (línea continua) para una energía de pulso de entrada de 10 μJ. (f) Simulaciones de escaneo de Lissajous que muestran el efecto de la velocidad de traslación lateral en el perfil de deposición de pulsos. La velocidad de traslación de 1 mm/s da como resultado una cobertura completa, mientras que 2 mm/s y 3 mm/s proporcionan una cobertura del 94% y 81%, respectivamente. La barra de color a la derecha indica la cantidad de pulsos superpuestos en toda el área de escaneo. La tasa de repetición del láser fue de 500 kHz para los datos recopilados en (b – e).

Para estimar la influencia de la dispersión cromática y las no linealidades ópticas dentro de la fibra Kagome, caracterizamos el ancho del pulso y el espectro en la entrada/salida de la fibra utilizando un enfoque de simulación y experimental. Si bien la dispersión lineal y los efectos no lineales deben ser mínimos en la fibra Kagome, la transmisión de los pulsos de alta energía necesarios para la cirugía aún puede resultar en una distorsión significativa del pulso. A través del efecto óptico Kerr, un pulso de alta intensidad máxima puede modular el índice de refracción instantáneo de la fibra, produciendo un cambio de fase no lineal a lo largo del pulso. Este efecto, modulación de fase propia (SPM), genera componentes espectrales adicionales en los bordes anterior y posterior del pulso a medida que viaja a lo largo de la fibra y puede acelerar el ensanchamiento del pulso en medios normalmente dispersivos. Para una fibra anormalmente dispersiva, SPM puede ampliar, comprimir o mantener el ancho del pulso inicial dependiendo de la geometría de la fibra, la longitud y la intensidad máxima del pulso dentro de la fibra.

Simulamos la propagación del pulso a través de la fibra Kagome utilizando el método simétrico de división de Fourier (SFSS). Agrawal et al.40 describen detalles sobre el método SFSS. En general, no existen soluciones analíticas a las ecuaciones de Maxwell para sistemas ópticos no lineales, y una forma escalar aproximada de la ecuación de onda, la ecuación de Schröndinger no lineal, se usa comúnmente para describir la propagación de la luz en guías de ondas.

donde \(\alpha\) es el coeficiente de absorción lineal, \(\beta_{2}\) y \(\beta_{3}\) son coeficientes de dispersión de segundo y tercer orden, y \(\omega_{0} \) es la frecuencia angular de la onda portadora. La ecuación (1) supone que la intensidad del pulso, \(A(z,t)\), varía lentamente con respecto a la longitud de onda (es decir, una aproximación de envolvente que varía lentamente). El parámetro no lineal, \(\gamma\), se define como \(\gamma = {{\omega_{0} n_{2} } \mathord{\left/ {\vphantom {{\omega_{0} n_{2) } } {cA_{eff} }}} \right.\kern-\nulldelimiterspace} {cA_{eff} }}\), donde \(c\) es la velocidad de la luz, \(n_{2}\) es el índice de refracción no lineal del aire (\(n_{2} = 3,01 \times 10^{ - 23} {\text{ m}}^{2} {\text{/W}}\) a 800 nm41), y \(A_{eff}\) es el área efectiva del haz definida por el radio del campo modal de la fibra. El primer y segundo términos del lado derecho de la ecuación. (1) cuenta para SPM y autoempapado, respectivamente. La envolvente de campo del pulso secante hiperbólico de entrada es40:

donde, \(P_{0}\) es la potencia máxima del pulso y \(\tau_{0}\) es el ancho del pulso. El ancho de pulso utilizado en la ecuación. (2) se puede convertir al ancho de pulso de ancho completo a la mitad del máximo (FWHM) a través de la relación \(\tau = 1.76\tau_{0}\), y \(P_{0}\) se define como42:

donde E es la energía del pulso. Para nuestras simulaciones, asumimos \(\alpha = 0.023{\text{ m}}^{ - 1}\) y \(\beta_{2} = - 4.37 \times 10^{ - 4} {\text{ ps }}^{2} {\text{/m}}\), según lo especificado por el fabricante de la fibra. Establecimos \(\beta_{3} = 0\), ya que la dispersión de tercer orden solo es significativa cerca de la longitud de onda de dispersión cero, en nuestro caso ~ 730 nm, y porque las trazas del autocorrelador no mostraron el borde de salida asimétrico asociado con la dispersión de tercer orden40 . Seleccionamos tamaños de paso temporales y espaciales según los métodos descritos en 43. La alta discretización espacial y temporal aseguró la convergencia de la simulación y proporcionó una estimación precisa de la forma del pulso de salida.

Simulamos la propagación del pulso a través de la fibra Kagome para tres anchos de pulso: 300 fs, 1,1 ps y 5 ps. Las simulaciones predijeron distorsiones de pulso mínimas al entregar pulsos de 1,1 ps y 5 ps a través de la fibra Kagome. Para estos pulsos de mayor duración, las intensidades máximas fueron bajas y los efectos no lineales fueron insignificantes; Los perfiles de pulso temporal se mantuvieron prácticamente sin cambios hasta una energía de pulso de entrada de 10 μJ (Fig. 3c). Para pulsos de 300 fs, nuestro modelo reveló cambios en el ancho del pulso de salida para aumentar las energías del pulso, probablemente debido a la interacción entre SPM y la dispersión anómala en la fibra Kagome. Nuestras simulaciones predijeron un ancho de pulso mínimo de \(\tau \sim 240{\text{ fs}}\) a 6 μJ y una recuperación a \(\tau \sim 260{\text{ fs}}\) a 10 μJ .

Luego caracterizamos el ancho del pulso y los espectros en la entrada y salida de la fibra para un rango de energías del pulso usando un autocorrelador (pulseCheck, APE GmbH) y un espectrómetro (Mini4096CL, Avantes). Para pulsos de 1,1 ps y 5 ps, observamos variaciones mínimas en el ancho del pulso en la salida de la fibra, lo que coincide favorablemente con las simulaciones. Para pulsos de 300 fs, medimos un ancho de pulso mínimo de \(\tau \sim 235{\text{ fs}}\) a 7 μJ, seguido de una recuperación a \(\tau \sim 265{\text{ fs} }\) a 10 μJ (Fig. 3c). En este caso, los pulsos de salida desarrollaron "pedestales" a ≥ 9 μJ (Fig. 3d), lo que generó mayores incertidumbres en las mediciones. Los pedestales podrían haber sido causados por espectros inducidos por SPM que no estaban compensados en la fibra Kagome anormalmente dispersiva44. De hecho, observamos un ligero ensanchamiento espectral en la salida de la fibra cuando usamos pulsos de alta energía de 300 fs, lo que indica la presencia de SPM (Fig. 3e). En resumen, la fibra Kagome proporcionó una entrega eficiente de pulsos ultracortos y las distorsiones mínimas observadas durante la transmisión de energía de pulso alto no deberían afectar significativamente las capacidades de ablación quirúrgica de la sonda.

Una vez completada la caracterización de la fibra, simulamos el rendimiento de escaneo de nuestra sonda quirúrgica (Fig. 3f). La distribución desigual del peso de la punta de fibra en voladizo provocó ligeras variaciones en las frecuencias de resonancia de los ejes x e y, lo que naturalmente cumplió con los requisitos para el escaneo de Lissajous. Utilizamos un algoritmo de escaneo de Lissajous para simular el perfil de deposición del pulso en todo el ROI quirúrgico27,29. El patrón de exploración de Lissajous en el FOV del lado del tejido se define por:

donde, \(d_{x}\), \(d_{y}\) son los anchos de escaneo de los ejes x e y, y \(\nu_{x}\), \(\nu_{y}\) son las frecuencias de los ejes x e y del elemento de escaneo de fibra piezoeléctrica, respectivamente. Simulamos el patrón de exploración a medida que la sonda se trasladaba en una única dirección transversal para estimar el perfil de deposición del pulso mientras avanzaba la sonda quirúrgica a una velocidad constante. Para los parámetros quirúrgicos esperados: ablación FOV 47 × 47 µm2, radio del haz focal \(w_{0} = 0,94\) μm, \(v_{x} ,v_{y} = 942{\text{ Hz, 895 Hz} }\), tasa de repetición del láser de 500 kHz y velocidad de traslación ≤ 2 mm/s, estimamos que al menos el 94% del FOV recibirá al menos un pulso, con un valor medio de al menos 15 pulsos superpuestos por punto.

Caracterizamos el objetivo miniaturizado utilizando la configuración que se muestra en la Fig. 2c. La eficiencia de transmisión a través de toda la sonda fue del 40%, ligeramente inferior al 46% esperado (Fig. 3b). Es importante destacar que la transmisión a través del objetivo permanece lineal para energías de pulso altas, lo que indica una absorción multifotónica insignificante dentro de las lentes. Las mediciones iniciales del tamaño del punto se realizaron tomando imágenes del plano focal del objetivo cuando se lanzaba un haz colimado desde nuestro láser de fibra hacia la apertura posterior del objetivo, similar a los estudios descritos por Jeon et al.33. Brevemente, un telescopio kepleriano redujo el radio del haz de entrada a ~ 250 μm y se utilizó una etapa de cinco ejes para alinear el objetivo a lo largo de la trayectoria del haz. En este caso, las simulaciones de Zemax predijeron un radio de punto focal 1/e2, \(w_{0}\), de 0,95 μm para enfocar en agua de mar. Medimos \(w_{0}\) generando imágenes del plano focal del objetivo miniaturizado en el perfilador de haz utilizando un objetivo de inmersión en agua de 20 × (0,95 NA, XLUMPlanFl, Olympus) y una lente de tubo de 400 mm. Para alinear el plano focal del objetivo miniaturizado con el plano del objeto del objetivo de 20 ×, primero tomamos imágenes de la superficie de un cubreobjetos de vidrio de borosilicato de 170 μm de espesor utilizando la configuración de imágenes y luego trasladamos el objetivo miniaturizado hacia el cubreobjetos hasta el punto focal más pequeño. Se observó en el perfilador de vigas. Se colocó una gota de agua entre la punta de la sonda y el cubreobjetos para imitar el enfoque en el tejido. El aumento de ~ 42 × de esta configuración, determinado al obtener imágenes de características de 10 μm en un portaobjetos micrométrico (#53–713, Edmund Optics), además del pequeño tamaño de píxel del perfilador de haz (3,69 μm), proporcionó una estimación precisa de la focal. tamaño del punto. Determinamos \(w_{0} = 1,15 \pm 0,09\) μm, lo que corresponde a una relación de Strehl de ~ 0,81 e indica un rendimiento limitado por la difracción.

Realizamos experimentos similares con esta configuración de imágenes después de integrar el objetivo miniaturizado con los conjuntos de escaneo mecánico y de fibra piezoeléctrica. Inicialmente, determinamos la distancia ideal entre la punta de la fibra y la primera lente CaF2 ajustando cuidadosamente la posición de la fibra hasta que se observó el punto focal más pequeño en el perfilador del haz. Descubrimos que una distancia fibra-lente de 2 a 3 mm proporcionaba el mejor rendimiento, coincidiendo bien con la distancia de 2 mm especificada por la prescripción Zemax. Cuando utilizamos un espaciador de nailon personalizado para establecer la distancia fibra-lente a 2 mm en el conjunto de sonda final, determinamos \(w_{0} = 1,12 \pm 0,10\) μm (Fig. 4a), aproximadamente un 19% más grande que el Estimación de Zemax de 0,94 μm. Las discrepancias en el tamaño del punto del plano focal pueden atribuirse a una ligera elipticidad en el haz enfocado (es decir, aberraciones comáticas y/o astigmáticas causadas por la inclinación de la fibra con respecto al eje óptico del objetivo). Determinamos una distancia de trabajo de ~ 105 μm registrando la distancia de traslación requerida para producir una imagen nítida de la punta de la sonda en relación con su plano focal utilizando una etapa lineal manual conectada a la sonda, lo que coincide con la distancia de trabajo de 112 μm predicha por Zemax. . El escaneo de la punta de la fibra ± 0,53 mm produjo un FOV de ablación de ~ 46 × 46 μm2 (± 0,4 μm), correspondiente a una desmagnificación de aproximadamente –23 ×, que coincidió bien con la desmagnificación esperada del sistema de –25 × (Fig. 4b).

Rendimiento óptico de la sonda quirúrgica. (a) Punto focal del objetivo miniaturizado fotografiado con un objetivo de inmersión en agua de 20 ×, una lente de tubo de 400 mm y un perfilador de haz. El perfil del haz se ajustó a la función gaussiana para determinar el radio del haz focal 1/e2 (\(w_{0}\)). Las incertidumbres representan intervalos de confianza del 95% para el ajuste gaussiano a los perfiles vertical y horizontal. La barra de escala es de 1 μm. (b) Imagen binaria de 46 × 46 μm2 FOV en el plano focal de la sonda. (c) Ablación de cubreobjetos de vidrio de borosilicato con sonda quirúrgica. El tamaño del FOV de ablación creado en el cubreobjetos concuerda bien con los resultados de las imágenes FOV. (d) La exploración lateral del cubreobjetos permite la formación de una zanja de ablación a través de la superficie del vidrio. Las barras de escala son de 20 μm.

Realizamos estudios preliminares de ablación de vidrio para evaluar las capacidades quirúrgicas de la sonda. Coalineamos el plano focal de la sonda con la superficie superior de un cubreobjetos de vidrio utilizando una configuración de imágenes de plano focal modificada, que consta de un objetivo de inmersión en aire de 40 ×, una lente de tubo de 50 mm y una cámara CCD (Manta G-201, Allied Vision). . Se colocó una gota de agua entre la punta de la sonda y el cubreobjetos para imitar el enfoque en el tejido, de manera similar a las mediciones de puntos focales descritas anteriormente. Fue necesaria una alineación cuidadosa para iniciar la ablación, ya que la formación de burbujas, causada por el enfoque del haz en el agua, restringió la entrega de potencia del láser a la superficie del cubreobjetos. Cuando se enfoca cuidadosamente en la superficie del cubreobjetos, se puede obtener un FOV de ablación de ~ 45 × 48 μm2 (Fig. 4c) usando pulsos de 360 nJ, correspondientes a una fluencia que es ~ 3,5 × mayor que el umbral de ablación de pulso único del vidrio de borosilicato45. Un obturador mecánico controló el tiempo de exposición del láser, igual a 0,5 s para la ablación con un solo FOV. Finalmente, realizamos una ablación en una zanja en la superficie del cubreobjetos manteniendo el cubreobjetos estacionario y trasladando lateralmente la punta de la sonda a través de una distancia de 2 mm a 1 mm/s (Fig. 4d) mientras abrimos el obturador por un corto tiempo durante la mitad de la exploración. .

Caracterizamos las propiedades de ablación de tejido de la sonda utilizando laringes porcinas extirpadas. Para seleccionar los parámetros operativos del láser apropiados para la cirugía, es decir, la energía del pulso en la superficie epitelial requerida para iniciar la ablación dentro de la capa SLP del VF, se requiere un conocimiento a priori de las propiedades de dispersión óptica del VF. Por lo tanto, medimos las longitudes de dispersión y los umbrales de ablación de la FV porcina utilizando una técnica ultrarrápida basada en ablación con láser46. Se compraron laringes porcinas frescas en un matadero local y se analizaron dentro de las 4 horas posteriores al sacrificio del animal. Para medir la longitud de dispersión y el umbral de ablación, extrajimos secciones rectangulares de la mucosa VF inferior de la VF media mediante la disección de la mucosa del músculo subyacente. Como estudios previos indicaron que tanto la deshidratación del tejido como el almacenamiento en solución salina pueden influir significativamente en la dispersión óptica23,47,48, decidimos probar muestras frescas de FV sin inmersión en solución salina inmediatamente después de la escisión para imitar mejor las condiciones in vivo.

La energía del pulso superficial, \(E_{surf}\), necesaria para iniciar la ruptura óptica y formar vacíos de ablación dentro del SLP puede describirse mediante46:

Aquí, \(F_{th,SLP}\) es el umbral de fluencia de SLP, \(\ell_{s,ep}\) y \(\ell_{s,SLP}\) son las longitudes de dispersión epitelial y de SLP, \ (z_{ep}\) es el espesor epitelial, y \(z_{0} = z - z_{ep}\) es la distancia dentro del SLP. Siguiendo el procedimiento descrito en 46, determinamos \(\ell_{s,ep} = 147.2 \pm 15.7\) μm, \(\ell_{s,SLP} = 53.8 \pm 3.4\) μm, \(F_{th, ep} = 1,55 \pm 0,08\) J/cm2, y \(F_{th,SLP} = 1,44 \pm 0,15\) (n = 3). Suponiendo una profundidad objetivo \(z = 105\) μm y un espesor epitelial de FV porcino promedio de ~ 60 μm23,46,48, estimamos que se requiere \(E_{surf} \sim 200\) nJ para exceder \(F_{ th,SLP}\). Utilizamos métodos informados por Subramanian et al. estimar los efectos del autoenfoque durante la ablación subsuperficial en porcino VF30. Determinamos que las fluencias del plano focal deben ser inferiores a \(F = 25F_{th,SLP}\) para garantizar que las potencias máximas sean inferiores a la potencia crítica para el autoenfoque, asumiendo una distancia de trabajo de 0,47 NA y 105 μm del objetivo miniaturizado. así como un ancho de pulso de 1,1 ps del láser de fibra. Para garantizar la ablación y evitar el autoenfoque, nos centramos en las fluencias del plano focal \(F = 10F_{th,SLP}\), por lo tanto \(E_{surf} \sim 2\) μJ en la punta de la sonda o energías de pulso de ~ 5 μJ en la entrada de la fibra Kagome al considerar las pérdidas de transmisión a través de la fibra y el objetivo.

Evaluamos el rendimiento de ablación de la sonda en hemilaringes porcinas extirpadas. Creamos vacíos subepiteliales dentro del SLP escaneando la punta de la sonda a través de la superficie medial de VF utilizando el sistema de actuación externo descrito en la Sección. "Diseño mecanico". Específicamente, movimos la punta de la sonda en la dirección x en incrementos de \(h_{x}\) después de cada traslación de ± 2 mm en la dirección y para escanear el FOV de ablación en un patrón pseudo-rasterizado a lo largo de una gran sub- plano epitelial.

Durante los experimentos iniciales de ablación notamos un defecto en el adhesivo óptico (NOA-61, Norland Products) utilizado para fijar la ventana de zafiro al prisma. Si bien la fluencia de ≤ 2 mJ/cm2 en esta interfaz estaba muy por debajo del umbral esperado de daño del adhesivo con láser de femtosegundo de pulso único (que puede aproximarse por el umbral de ablación de los polímeros, 1 – 2,6 J/cm)49, sospechamos que existen impurezas. dentro del adhesivo actúan como puntos calientes localizados que pueden provocar la acumulación de defectos estructurales cuando se exponen a las altas potencias/altas intensidades máximas necesarias para la ablación del tejido. Para probar este problema más a fondo, preparamos muestras de NOA-61 y las expusimos a intensidades máximas de láser que eran similares a las esperadas en el objetivo miniaturizado. De hecho, encontramos que aparecieron defectos dentro de las muestras NOA-61 después de 5 minutos de exposición cuando se utilizaron pulsos de 1,1 ps y 400 nJ enfocados a un radio puntual de 35 μm (10 mJ/cm2, 2 × 1010 W/cm2). La reducción del ancho del pulso de 1,1 ps a 500 fs (es decir, aumentar la intensidad máxima mientras se mantiene la fluencia constante) provocó daños en < 2 min, lo que sugiere que la aparición del daño está relacionada con la intensidad máxima y el tiempo de exposición. Por otro lado, determinamos que los pulsos de 5 ps no causaron daños dentro de las muestras NOA-61 después de 30 minutos, incluso cuando usamos fluencias 3 veces más altas. Por lo tanto, para evitar daños mayores al objetivo, utilizamos pulsos de 5 ps para todos los experimentos de ablación de tejido posteriores. Para eliminar el defecto dentro del objetivo miniaturizado, separamos la ventana de zafiro del prisma, limpiamos el residuo restante de NOA-61 de ambas superficies de contacto y volvimos a adherir la ventana a la superficie del prisma. Es alentador que las mediciones de transmisión, tamaño del punto, distancia de trabajo y FOV fueran similares a los valores obtenidos antes del daño, lo que sugiere que el objetivo puede funcionar según lo diseñado.

Para determinar la fluencia óptima del láser y el tamaño del paso del eje x, \(h_{x}\), necesarios para la ablación subepitelial de área grande, realizamos varios experimentos con diferentes parámetros. Descubrimos que estos parámetros deben seleccionarse cuidadosamente para evitar la ablación de la superficie del tejido. Por ejemplo, la ablación de la superficie casi siempre se observó cuando se usó \(E_{surf} \sim 3.6\) μJ, correspondiente a fluencias en el plano focal de \(\sim 18F_{th,SLP}\), independientemente de \(h_{x). }\). Cuando \(E_{surf} = 2 - 2.5\) μJ (es decir, \(F = 10F_{th,SLP} - 13F_{th,SLP}\)) y \(h_{x}\) son grandes, cada La exploración del eje y creó una “línea” de ablación subsuperficial estrecha con un ancho aproximadamente igual al ancho del FOV de ablación (Fig. 5a – c). Descubrimos que \(E_{surf} = 2.2\) μJ, \(h_{x} = 40\) μm proporcionaron la cobertura más uniforme de la región objetivo sin causar daño a la superficie del tejido (Fig. 5d). En este caso, \(h_{x}\) era más pequeño que el ancho del FOV de ablación y las líneas de ablación se superponían para producir un vacío grande y continuo. Como se muestra en las figuras 5e yf, los huecos se localizaron muy por debajo del epitelio, proporcionando un espacio para la inyección de biomaterial terapéutico. En este caso, el vacío se centró ~ 114 μm por debajo de la superficie del tejido, lo que coincide bien con la distancia de trabajo medida de ~ 105 μm.

Realización de ablación de tejidos con sonda quirúrgica. Ablación subepitelial con (a) \(E_{surf} = 2.5\) μJ, \(h_{x} = 500\) μm, (b) \(E_{surf} = 2.5\) μJ, \(h_ {x} = 90\) μm, (c) \(E_{surf} = 2.5\) μJ, \(h_{x} = 60\) μm, y (d) \(E_{surf} = 2.2\) μJ, \(h_{x} = 40\) μm. Las barras de escala son de 500 μm. (e) Imágenes TPAF de vacío subepitelial creado con \(E_{surf} = 2.2\) μJ, \(h_{x} = 40\) μm. La imagen central muestra la parte superior del vacío a 84 μm de profundidad en VF, dentro del SLP. Abajo y a la derecha se muestran secciones transversales a través de las líneas centrales de la imagen central. Las flechas negras en las imágenes de corte transversal indican el plano de imagen que se muestra en la imagen central. (f) Montaje de cuadros seleccionados de la pila z. Las células epiteliales son visibles hasta una profundidad de 60 μm y las fibras de colágeno son visibles a mayor profundidad. El vacío está centrado en 114 μm y se extiende ± 30 μm. Las barras de escala son de 100 μm.

Inyectamos un hidrogel de polietilenglicol (PEG30) marcado con rodamina en FV porcina tratada (es decir, extirpada) y no tratada para demostrar una mejor localización del biomaterial dentro de los huecos subepiteliales creados con la sonda. Se crearon grandes vacíos usando la configuración antes mencionada y \(E_{surf} \sim 2.2\) μJ, \(h_{x} = 40\) μm (Fig. 6a). Después de la ablación, las hemilaringes se transfirieron a una configuración de inyección personalizada, que constaba de un regulador de presión y una válvula solenoide conectada a una jeringa de 0,5 ml que contenía el biomaterial. Para controlar con precisión el volumen de inyección, un programa LabView personalizado controló la duración del flujo abriendo/cerrando la válvula solenoide para presurizar momentáneamente la jeringa y dispensar un pequeño volumen (~ 10 μL) a través de una aguja hipodérmica de 23 G cerca del vacío. Utilizamos un micromanipulador de tres ejes (KITE-L, World Precision Instruments LLC) para insertar la punta de la aguja debajo del epitelio cerca del vacío ablacionado y un estereomicroscopio fluorescente para la visualización durante el proceso de inyección. Después de la inyección, la superficie del tejido se enjuagó con solución salina y se limpió con un pañuelo para lentes. El biomaterial se localizó con éxito dentro del vacío subepitelial (Fig. 6b y 6c). El volumen inyectado se expande hacia el espacio subepitelial con un reflujo insignificante hacia la superficie del VF. Por el contrario, el biomaterial inyectado en una FV no tratada (es decir, sin ablación) tiende a retroceder y depositarse en la superficie de la FV. Después de enjuagar y limpiar, vemos que una pequeña cantidad del volumen inyectado se difunde de forma no selectiva en el tejido de FV que rodea el lugar de la inyección (Fig. 6d).

Inyección de biomaterial en un vacío subepitelial creado con sonda quirúrgica en FV porcina extirpada. (a) Imagen de un vacío subepitelial de ~ 1 × 2 mm2 creado utilizando energías de pulso superficial de \(E_{surf} \sim 2.2\) μJ y tamaños de paso en el eje x de \(h_{x} = 40\) µm. El tiempo total de la cirugía fue de ~ 3 min. (b) El vacío que se muestra en (a) después de la inyección de biomaterial. La superficie del tejido se enjuagó con solución salina y se limpió con tejido para lentes antes de la obtención de imágenes. El biomaterial inyectado puede verse como un volumen brillantemente fluorescente que permanece localizado debajo de la superficie del tejido en la región de ablación subepitelial, como se muestra en (a). El óvalo punteado rojo indica el tamaño del vacío antes de la inyección. El vacío de ablación aumenta de tamaño a medida que se inyecta el biomaterial en el vacío. (c) Imagen de toda la hemilaringe porcina tomada con la cámara del teléfono después de la inyección de biomaterial que se muestra en (b). La región roja es el biomaterial inyectado localizado dentro del vacío. La región azul brillante es la luz del microscopio estereoscópico. (d) Imagen de fluorescencia de la inyección de biomaterial en FV sin ablación. La mayor parte del volumen inyectado refluye hacia la superficie del tejido. Después de enjuagar y limpiar la superficie del tejido, vemos que una pequeña cantidad del biomaterial se ha difundido de forma no selectiva en los tejidos circundantes. Las barras de escala son de 500 μm en (a), (b), (d) y 5 mm en (c).

Presentamos un sistema de cirugía láser ultrarrápido miniaturizado diseñado para tratar las cicatrices de la FV. Un Kagome HCPCF permitió la entrega flexible de pulsos láser ultracortos de alta energía a un objetivo personalizado de 6 mm de diámetro, produciendo un radio de haz focal de 1,12 ± 0,10 μm a través de un FOV de ablación de ~ 46 × 46 μm2. El estrecho enfoque del haz proporcionado por la sonda, además de una distancia de trabajo de ~ 105 μm, permitió el enfoque subsuperficial y la ablación debajo del epitelio VF. Hacia un sistema quirúrgico clínicamente viable, integramos la sonda en un sistema de actuación externo, que consta de un brazo mecánico articulado y múltiples etapas automatizadas de alta precisión, que deberían permitir un posicionamiento flexible de la sonda durante futuros estudios in vivo.

Evaluamos el rendimiento quirúrgico de la sonda mediante la realización de estudios de ablación paramétrica en hemilaringes porcinas frescas. Descubrimos que los parámetros del láser deben seleccionarse cuidadosamente durante la cirugía para evitar daños a la superficie del tejido y a la propia sonda. Además, el escaneo automatizado de la punta de la sonda/FOV de ablación a través de la superficie del tejido/plano subepitelial permitió la creación de huecos grandes y continuos. Específicamente, podríamos crear grandes vacíos al usar pulsos de 5 ps, 2,2 μJ y traducir el FOV de ablación en incrementos de 40 μm en un área de 1 × 2 mm2. Confirmamos que los vacíos de ablación estaban localizados debajo del epitelio; Las imágenes TPAF indicaron que los huecos estaban centrados ~ 114 μm por debajo de la superficie del tejido, lo que concuerda bien con el diseño de Zemax y las mediciones de la distancia de trabajo. Finalmente, demostramos la localización de un biomaterial modelo dentro de los huecos subepiteliales creados con la sonda miniaturizada, lo que sugiere que el sistema quirúrgico presentado aquí puede usarse para tratar las cicatrices de las cuerdas vocales en un entorno clínico. Los estudios futuros integrarán la sonda en una estación de trabajo clínicamente lista para evaluar la viabilidad de nuestra terapia de cicatrización de las cuerdas vocales in vivo.

Los datos que respaldan los hallazgos de este estudio están disponibles previa solicitud del autor correspondiente.

Ramig, LO & Verdolini, K. Eficacia del tratamiento: trastornos de la voz. J. Discurso. Lang. Escuchar. Res. 41, S101-S116 (1998).

Artículo PubMed CAS Google Scholar

Cohen, SM, Kim, J., Roy, N., Asche, C. y Courey, M. Prevalencia y causas de disfonía en una gran población que busca tratamiento. Laringoscopio 122, 343–348 (2012).

Artículo PubMed Google Scholar

Benninger, MS y cols. Cicatrización de las cuerdas vocales: conceptos y manejo actuales. Otorrinolaringol. Cabeza. Cirugía de cuello. 115, 474–482 (1996).

PubMed CAS Google Académico

Hirano, S. y col. Caracterización histológica de cuerdas vocales con cicatrices humanas. J. Voz 23, 399–407 (2009).

Artículo PubMed Google Scholar

Friedrich, G. y otros. Cicatrices de las cuerdas vocales: conceptos actuales y direcciones futuras. Informe de consenso del Comité de Fonocirugía de la Sociedad Europea de Laringología. EUR. Arco. otorrinolaringología Off. J. Eur. Alimentado. Sociedad Otorrinolaringológica. Afiliación. con Ger. Soc. Otorinolaringologíaṣ: cirugía de cabeza y cuello. 270, 2491–2507 (2013).

Jia, X. y col. Microgeles y redes de microgeles a base de ácido hialurónico para la regeneración de las cuerdas vocales. Biomacromol 7, 3336–3344 (2006).

Artículo CAS Google Scholar

Hahn, MS, Teply, BA, Stevens, MM, Zeitels, SM y Langer, R. Hidrogeles compuestos de colágeno para la restauración de la lámina propia de las cuerdas vocales. Biomateriales 27, 1104-1109 (2006).

Artículo PubMed CAS Google Scholar

Kim, Y.-M. et al. El hidrogel de ácido hialurónico/alginato que contiene células madre derivadas del tejido adiposo mejora la cicatrización de las heridas de las cuerdas vocales. Laringoscopio 124, E64 – E72 (2014).

Artículo PubMed CAS Google Scholar

Walimbe, T., Calve, S., Panitch, A. y Sivasankar, MP Incorporación de colágeno tipos I y III en hidrogeles de hialuronano sintonizables para ingeniería de tejidos de cuerdas vocales. Acta Biomater. 87, 97-107 (2019).

Artículo PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Hallén, L., Dahlqvist, Å. & Laurent, C. Dextranomeres in hyaluronan (DiHA): una sustancia prometedora en el tratamiento de la insuficiencia de las cuerdas vocales. Laringoscopio 108, 393–397 (1998).

Artículo PubMed Google Scholar

Hansen, JK, Thibeault, SL, Walsh, JF, Shu, XZ y Prestwich, GD Ingeniería in vivo de la matriz extracelular de las cuerdas vocales con hidrogeles de ácido hialurónico inyectables: efectos tempranos sobre la reparación de tejidos y la biomecánica en un modelo de conejo. Ana. Отол. Rinol. Laringol. 114, 662–670 (2005).

Artículo PubMed Google Scholar

Hertegård, S., Dahlqvist, Å. & Goodyer, E. Mediciones viscoelásticas después de la cicatrización de las cuerdas vocales en conejos: resultados a corto plazo después de la inyección de hialuronano. Acta otorrinolaringol. 126, 758–763 (2006).

Artículo PubMed Google Scholar

Burns, JA y cols. Seguimiento en tiempo real de inyecciones de cuerdas vocales con tomografía de coherencia óptica. Laringoscopio 119, 2182–2186 (2009).

Artículo PubMed Google Scholar

Karajanagi, SS y cols. Evaluación de la función de las cuerdas vocales caninas después de la inyección de un nuevo biomaterial diseñado para tratar las cicatrices de la mucosa fonatoria. Ana. Отол. Rinol. Laringol. 120, 175–184 (2011).

Artículo PubMed Google Scholar

Vogel, A. & Venugopalan, V. Mecanismos de ablación con láser pulsado de tejidos biológicos. Química. Rev. 103, 577–644 (2003).

Artículo PubMed CAS Google Scholar

Vogel, A., Noack, J., Hüttman, G. & Paltauf, G. Mecanismos de nanocirugía con láser de femtosegundo de células y tejidos. Aplica. Física. B 81, 1015-1047 (2005).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Chen, H., Li, H., Sun, YC, Wang, Y. & Lü, PJ Láser de femtosegundo para la preparación de cavidades en esmalte y dentina: factores relacionados con la eficiencia de la ablación. Ciencia. Rep. 6, 20950 (2016).

Artículo ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Beck, RJ y cols. Dinámica de la ablación con láser de picosegundos para el tratamiento quirúrgico del cáncer colorrectal. Ciencia. Rep. 10, 20261 (2020).

Artículo ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Hoy, CL et al. Hacia la microcirugía láser endoscópica ultrarrápida de las cuerdas vocales. J. Biomed. Optar. 17, 1–9 (2012).

Artículo de Google Scholar

Hoy, CL et al. Cirugía clínica con láser ultrarrápido: avances recientes y direcciones futuras. IEEE J. Sel. Arriba. Electrón cuántico. 20, 242–255 (2014).

Artículo de Google Scholar

Ben-Yakar, A. et al. Sistemas, dispositivos y métodos para imágenes y cirugía (Universidad de Rice, Houston, 2016).

Google Académico

Kaiser, ML y cols. Espesor epitelial laríngeo: una comparación entre la tomografía de coherencia óptica y la histología. Clínico. Otorrinolaringol. 34, 460–466 (2009).

Artículo PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Andrus, LP, Mau, T. y Ben-Yakar, A. Propiedades de dispersión y umbrales de ablación con láser de femtosegundo de cuerdas vocales humanas y caninas a una longitud de onda de 776 nm. J. Biomed. Optar. 24, 1–7 (2019).

Artículo PubMed Google Scholar

Gabay, I. et al. Ablación subepitelial, inyección de biomaterial y localización in vivo de la bolsa de la mejilla de hámster: estudio piloto. J. Biomed. Optar. 27, 80501 (2022).

Artículo CAS Google Scholar

Hoy, CL et al. Sonda miniaturizada para microcirugía con láser de femtosegundo e imágenes de dos fotones. Optar. Expreso 16, 9996–10005 (2008).

Artículo PubMed Google Scholar

Hoy, CL et al. Diseño óptico y pruebas de rendimiento de imágenes de una sonda de microcirugía con láser de femtosegundo de 9,6 mm de diámetro. Optar. Expreso 19, 10536–10552 (2011).

Artículo ADS PubMed Google Scholar

Ferhanoglu, O., Yildirim, M., Subramanian, K. y Ben-Yakar, A. Un dispositivo de fibra de escaneo piezoeléctrico de 5 mm para microcirugía láser ultrarrápida de alta velocidad. Biomédica. Optar. Expreso 5, 2023-2036 (2014).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Lanvin, T. y col. Ablación láser ultrarrápida para la eliminación específica de la placa aterosclerótica. En Aplicaciones de láser médico e interacciones entre láser y tejido VII vol. 954295420Z (ed. Lilge, R.) (Sociedad Óptica de América, Washington, 2015).

Google Académico

Subramanian, K. y col. Sonda de microcirugía láser ultrarrápida basada en fibra Kagome que proporciona energías de pulso de microjulios. Biomédica. Optar. Expreso 7, 4639–4653 (2016).

Artículo PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Subramanian, K. y col. Sonda de cirugía láser ultrarrápida con objetivo miniaturizado de fluoruro de calcio para ablación ósea. Biomédica. Optar. Expreso 12, 4779–4794 (2021).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Martin, C. y Ben-Yakar, A. Estudio de parámetros del láser ultrarrápido para impedir el autoenfoque en la ablación de tejido profundo. en Proc.SPIE vol. 9740 (2016).

Debord, B., Amrani, F., Vincetti, L., Gerome, F. y Benabid, F. Tecnología de fibra de núcleo hueco: el auge de la “fotónica de gases”. Fibras 7, 16 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Jeon, H., Pawlowski, M., Andrus, LP, Ben-Yakar, A. y Tkaczyk, T. Desarrollo de un objetivo en miniatura basado en lentes de fluoruro de calcio y sulfuro de zinc para aplicaciones de microcirugía láser ultrarrápida. Optar. Ing. 60, 075106 (2021).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Andrus, L. y Ben-Yakar, A. Efectos de lentes térmicas e índices de refracción no lineales de cristales de fluoruro inducidos por láseres ultrarrápidos de alta potencia. Aplica. Optar. 59, 8806–8813 (2020).

Artículo ADS PubMed PubMed Central Google Scholar

Siegman, AE Definición, medición y optimización de la calidad del rayo láser. en Proc. SPIE vol. 1868 (1993).

Vogel, A., Linz, N., Freidank, S. y Paltauf, G. Nanocavitación inducida por láser de femtosegundo en agua: implicaciones para el umbral de ruptura óptica y la cirugía celular. Física. Rev. Lett. 100, 38102 (2008).

ADS del artículo Google Scholar

Gill, R., Smith, Z., Lee, C. y Wachsmann-Hogiu, S. Los efectos de la tasa de repetición del láser en la ablación del hueso seco con láser de femtosegundo: un estudio térmico y LIBS. J. Biofotónica 9, 171–180 (2015).

Artículo PubMed Google Scholar

Charan, K., Li, B., Wang, M., Lin, CP y Xu, C. Fuente de tasa de repetición sintonizable basada en fibra para microscopía de fluorescencia de dos fotones de tejido profundo. Biomédica. Optar. Expreso 9, 2304–2311 (2018).

Artículo PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Nguyen, Q.-T., Tsai, PS y Kleinfeld, D. MPScope: un paquete de software versátil para microscopía multifotónica. J. Neurosci. Métodos 156, 351–359 (2006).

Artículo PubMed Google Scholar

Agrawal, G. Fibra óptica no lineal (Elsevier, Amsterdam, 2001).

MATEMÁTICAS Google Scholar

Geints, YE et al. Índice de refracción no lineal del aire impulsado por Kerr a 800 y 400 nm medido mediante filamentación por pulsos láser de femtosegundo. Aplica. Física. Letón. 99, 181114 (2011).

ADS del artículo Google Scholar

Paschotta, R. Guía de campo para la generación de pulsos láser (SPIE Press, 2008).

Reservar Google Académico

Washburn, B. Soluciones numéricas a la ecuación de Schrödinger no lineal (Instituto de Tecnología de Georgia, Atlanta, 2002).

Google Académico

Anderson, D., Desaix, M., Lisak, M. & Quiroga-Teixeiro, ML Rotura de ondas en fibras ópticas no lineales. J. Optar. Soc. Soy. B 9, 1358-1361 (1992).

ADS del artículo Google Scholar

Ben-Yakar, A. & Byer, RL Propiedades de ablación con láser de femtosegundo del vidrio de borosilicato. J. Aplica. Física. 96, 5316–5323 (2004).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Martin, C. y Ben-Yakar, A. Determinación de propiedades de dispersión y umbrales de daño en tejidos mediante ablación con láser ultrarrápido. J. Biomed. Optar. 21, 115004–115005 (2016).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Rylander, CG y cols. Mecanismo de deshidratación del aclaramiento óptico en el tejido. J. Biomed. Optar. 11, 1–7 (2006).

Artículo de Google Scholar

Andrus, LP, Ben-Yakar, A. & Mau, T. Propiedades de dispersión y umbrales de ablación con láser de femtosegundo de cuerdas vocales humanas y caninas (Presentación de la conferencia). en Proc.SPIE vol. 11270 (2020).

Krüger, J. & Kautek, W. Interacción del láser de pulso ultracorto con dieléctricos y polímeros BT. En Polymers and Light (ed. Lippert, TK) 247–290 (Springer, Berlín Heidelberg, 2004). https://doi.org/10.1007/b12683.

Capítulo Google Scholar

Descargar referencias

Este trabajo fue apoyado por la subvención no. R01-DC014783 y la subvención no. de la Fundación Nacional de Ciencias (NSF). 1805998. Nos gustaría agradecer al Dr. James Kobler, al Dr. Sandeep Karajanagi y al Dr. Steven Zeitels por proporcionar el PEG30 etiquetado con rodamina utilizado en estos estudios. También nos gustaría agradecer al Dr. Kaushik Subramanian por su discusión inicial sobre el diseño de la sonda quirúrgica.

Departamento de Ingeniería Biomédica, Universidad de Texas en Austin, Austin, TX, 78712, EE. UU.

Liam Andrews y Adela Ben-Yakar

Departamento de Bioingeniería, Rice University, Houston, TX, 77005, EE. UU.

Hamin Jeon, Michal Pawlowski y Tomasz Tkaczyk

Grupo GPPMM, XLIM, CNRS-Universidad de Limoges, Limoges, Francia

Benoît Debord, Frédéric Gerome y Fetah Benabid

Departamento de Otorrinolaringología-Cirugía de Cabeza y Cuello, Centro Médico Southwestern de la Universidad de Texas, Dallas, TX, 75390, EE. UU.

Ted Mau

Departamento de Ingeniería Mecánica, Universidad de Texas en Austin, Austin, TX, 78712, EE. UU.

Adela Ben Yakar

También puedes buscar este autor en PubMed Google Scholar.

LA, TM y AB diseñaron los experimentos. LA realizó experimentos. LA y AB escribieron el manuscrito con aportaciones de todos los autores. HJ, MP y TT diseñaron y fabricaron el objetivo miniaturizado. BD, FG y FB diseñaron y fabricaron la fibra óptica. AB supervisó el proyecto general.

Correspondencia a Adela Ben-Yakar.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

Springer Nature se mantiene neutral con respecto a reclamos jurisdiccionales en mapas publicados y afiliaciones institucionales.

Acceso Abierto Este artículo está bajo una Licencia Internacional Creative Commons Attribution 4.0, que permite el uso, compartir, adaptación, distribución y reproducción en cualquier medio o formato, siempre y cuando se dé el crédito apropiado al autor(es) original(es) y a la fuente. proporcione un enlace a la licencia Creative Commons e indique si se realizaron cambios. Las imágenes u otro material de terceros en este artículo están incluidos en la licencia Creative Commons del artículo, a menos que se indique lo contrario en una línea de crédito al material. Si el material no está incluido en la licencia Creative Commons del artículo y su uso previsto no está permitido por la normativa legal o excede el uso permitido, deberá obtener permiso directamente del titular de los derechos de autor. Para ver una copia de esta licencia, visite http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Reimpresiones y permisos

Andrus, L., Jeon, H., Pawlowski, M. et al. Sonda de cirugía láser ultrarrápida para la ablación subsuperficial para permitir la inyección de biomaterial en las cuerdas vocales. Representante científico 12, 20554 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-24446-5

Descargar cita

Recibido: 09 de septiembre de 2022

Aceptado: 15 de noviembre de 2022

Publicado: 29 de noviembre de 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-24446-5

Cualquier persona con la que compartas el siguiente enlace podrá leer este contenido:

Lo sentimos, actualmente no hay un enlace para compartir disponible para este artículo.

Proporcionado por la iniciativa de intercambio de contenidos Springer Nature SharedIt

Al enviar un comentario, acepta cumplir con nuestros Términos y pautas de la comunidad. Si encuentra algo abusivo o que no cumple con nuestros términos o pautas, márquelo como inapropiado.