DE60035582T2 - Gerät zur kühlung von biologischem gewebe während laserchirurgie - Google Patents

Gerät zur kühlung von biologischem gewebe während laserchirurgie Download PDF

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Description

  • Hintergrund der Erfindung
  • 1. Gebiet der Erfindung
  • Die Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Laserchirurgie und insbesondere auf die Wärmebehandlung von biologischen Geweben mit Laserimpulsen der Größenordnung von 10 ms oder länger.
  • 2. Beschreibung des Standes der Technik
  • Die dargestellte Ausführungsform der Erfindung wird nachfolgend im Zusammenhang mit der Behandlung von Feuermal-Muttermalen auf der menschlichen Haut beschrieben, obwohl der Umfang der Erfindung viel umfassender ist, weil sie bei allen Typen der Wärmechirurgie oder medizinischen Behandlungen bzw. Medikationen einsetzt. Daher ist die Verwendung bei einer Haar-, Tätowierungs- und Faltenentfernung, um nur einige der Beispiele zu nennen, eingeschlossen. Ein Feuermal ist eine angeborene, progrediente, vaskuläre Missbildung der Haut, die Kapillaren und unter Umständen perivenuläre Nerven umfasst. Feuermale treten bei ungefähr drei von eintausend Lebendgeburten auf. Obwohl Feuermale überall auf den Körper aufgefunden werden können, treten sie meist auf dem Gesicht auf und werden über die Dermatomen-Verteilung der ersten und zweiten trigeminalen Nerven beobachtet.
  • In früher Kindheit sind Feuermale schwach rosafarbene Hautflecke, aber die Läsion neigt dazu, progredient auf rotviolett nachzudunkeln, und hebt sich im mittleren Alter als Folge der Entwicklung von vaskulären Papeln oder Knötchen und gelegentlich Tumoren an. Die Hypertrophie des darunterliegenden Knochens und weichen Gewebes tritt bei ca. zwei Dritteln der Patienten mit einem Feuermal auf und führt zu einer weiteren Verunstaltung der Gesichtsmerkmale von vielen Kindern.
  • Die Feuermal-Behandlungen des Standes der Technik umfassen die Skalpell-Chirurgie, die Ionisierungsbestrahlung, die Hauttransplantation, die Dermabrasion, die Kryochirurgie, die Tätowierung und die Elektrotherapie. Klinische Ergebnisse wurden aufgrund der kosmetisch inakzeptablen Narben-Nachbehandlung als unzureichend erachtet. Alle diese Verfahren des Standes der Technik werden aus diesem Grund nicht mehr als brauchbare Behandlungsoptionen angesehen.
  • Ein gepulster „Flashlamp-pumped"-Farbstofflaser bietet eine ausgezeichnete Methode und Therapie aufgrund seiner Fähigkeit, kutane Blutgefäße selektiv zu zerstören. Das Licht, das durch die Epidermis hindurch tritt, wird vorzugsweise durch das Hämoglobin absorbiert, das die Haupt-Chromophore im Blut in den ektatischen Kapillaren in der oberen Dermis darstellt. Die Strahlungsenergie wird in Wärme umgewandelt, was eine thermische Schädigung und eine Thrombose in den anvisierten Gefäßen verursacht. Studien des Standes der Technik haben gezeigt, dass der gepulste „Flashlamp-pumped"-Farbstofflaser bei vielen pädiatrischen und erwachsenen Patienten gute Ergebnisse liefert.
  • Histopathologische Studien von Feuermalen zeigen eine normale Epidermis, die einen anormalen Plexus von geweiteten Blutgefäßen überlagert, die auf einer Schicht in der oberen Dermis liegen, wie dies schematisch in einer Querschnittsansicht in 1 dargestellt ist. Die vorherrschenden endogenen kutanen Chromophoren, die das Licht mit einer Wellenlänge von 585 Nanometer absorbieren, das vom gepulsten „Flashlamp-pumped"-Farbstofflaser erzeugt wird, sind Melanin und Hämoglobin. Daher weist die überlagernde Hautpigmentschicht eine Sperrschicht oder ein optisches Schutzschild auf, durch das das Licht zuerst hindurchtreten muss, um die darunterliegenden Feuermal-Blutgefässe zu erreichen. Die Absorbtion der Laserenergie durch das Melanin verursacht eine örtlich begrenzte Erwärmung in der Epidermis und reduziert die Lichtdosis, die die Blutgefäße erreicht, wobei dadurch die Menge der in den anvisierten Feuermalen erzeugten Wärme abnimmt und zu einem suboptimalen Bleichen der Läsion führt.
  • Das Verhältnis der in den Feuermalen erzeugten Wärme gegenüber dem der Epidermis ist ein Maß der relativen Erwärmung des Feuermals bezüglich der Epidermis. Die besten klinischen Resultate, die bei einem Feuermal-Patient realisiert wurden, der sich einer Lasertherapie unterzog, wurden erreicht, wenn das Verhältnis der im Feuermal erzeugten Wärme gegenüber dem in der Epidermis größer oder gleich eins ist. Leider liegt bei vielen Läsionen der Grenzbereich für eine Hautschädigung als Folge einer Lasertherapie sehr nahe am Grenzbereich für ein permanentes Bleichen des Feuermals.
  • Ein Verfahren des Standes der Technik, das erprobt wurde, ist die Applikation von Eiswürfeln auf die Hautoberfläche vor einer Laserbehandlung, siehe hierzu B. A. Gitchrest et al. „Chilling Port Wine Stains Improves the Response to Argon Laser Therapy," Plast. Reconstr. Surg. 1982;96:278-83. Jedoch wurden diese Behandlungen nicht vollständig zufriedenstellend erprobt, noch viel wichtiger zu einer verbesserten therapeutischen Antwort, d. h. einem verbesserten Bleichen des Feuermals geführt.
  • Andere Versuche des Standes der Technik, eine Oberflächenkühlung der Epidermis unter Verwendung von Plastikbeuteln mit Eis bereitzustellen, die fünf Minuten lang auf die Hautoberfläche gelegt werden, von komprimiertem Frigen-Gas, das während der Bestrahlung eingesetzt wird, oder gekühltem Wasser, das direkt auf den Bereich gesprüht wird, der bestrahlt wird, wurden außerdem erforscht, siehe hierzu A. J. Welch et al., "Evaluation of Cooling Techniques for the Protection of the Epidermis During ND-YAG Laser Irradiation of the Skin," Neodymium-YAG Laser in Medicine, Stephen N. Joffe editor 1983. Jedoch wurden diese Studien mit Schweinekadaver-Gewebe durchgeführt und in der Regel Kühlzeiten von 2 bis 14 Sekunden verwendet. Die berichteten Ergebnisse mit Frigen waren nur bei 28,5 % der Fälle gut, in einigen Fällen gefror die Hautoberfläche für einen Moment ein und bei anderen wurde festgestellt, dass der Frigen-Strahl die Hautoberfläche unterkühlt.
  • Daher wird irgendeine Methodologie oder eine Vorrichtung benötigt, die wirksam eingesetzt werden kann, um konstant positive Ergebnisse zu liefern, die nämlich die Behandlung von den tieferen oder ausgewählten Gewebeschichten ohne unspezifische Schädigung bei den oberen oder nicht ausgewählten Schichten unter Verwendung von längeren Impulsen ermöglichen, die für die Behandlung von größeren Feuermalen und anderen größeren Chromophoren-Ablagerungen wirksam sind.
  • Eine Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 ist in US 58 14 040 offenbart. Dieses Dokument beschreibt eine Vorrichtung zur Durchführung einer Laserbehandlung von biologischen Geweben mit einer Einrichtung zur Kühlung eines ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes für die Dauer einer vorgegebenen ersten Zeit, um einen vorgegebenen unausgeglichenen dynamischen Temperaturgradienten durch dieses Gewebe herzustellen, so dass nur der ausgewählte Bereich des biologischen Gewebes durch einen vorgegebenen minimalen Temperaturabfall gekühlt wird, wobei der vorgegebene dynamische Temperaturgradient hergestellt wird, indem ein Strahl einer vorgegebenen Menge einer kryogenen Flüssigkeit in direkten Kontakt mit dem biologischen Gewebe für die Dauer dieser ersten Zeit an einer Stelle bzw. Lokalisation aufgebracht wird, die später für die Dauer einer zweiten Zeit bestrahlt wird.
  • Außerdem wurde eine Einrichtung zur Bestrahlung eines oberflächlichen und tieferen Teils des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes für die Dauer dieser zweiten Zeit bereitgestellt, um den tieferen Teil des biologischen Gewebes thermisch zu behandeln, während der oberflächliche Teil des biologischen Gewebes im Wesentlichen unversehrt belassen wird, wobei die kryogene Flüssigkeit eine latente Verdampfungswärme aufweist, der oberflächliche Teil des biologischen Gewebes für die Dauer der zweiten Zeit durch eine Zustandsänderung der kryogenen Flüssigkeit zu Dampf gekühlt wird, die Wärme vom oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes durch die Zuführung der latenten Verdampfungswärme rasch zur kryogenen Flüssigkeit abgeführt wird, die Wärme in einer Menge abgeleitet wird, wie sie durch die vorgegebene Menge an kryogener Flüssigkeit bestimmt ist, die auf den oberflächlichen Teil des biologischen Gewebes aufgebracht wird, der Betrag der Ableitung der Wärme vom oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes durch die vorgegebene Menge der kryogenen Flüssigkeit, die auf den oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes aufgebracht wird, und durch die latente Verdampfungswärme der kryogenen Flüssigkeit spezifiziert ist. Der tiefere Teil des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes kann ohne Schädigung des oberflächlichen Teilbereichs laserbehandelt werden.
  • Kurze Zusammenfassung der Erfindung
  • Größere Hautgewebestrukturen erfordern größeren Mengen an Laserenergie, um wirksam behandelt zu werden. Aufgrund der thermischen Diffusion wird etwas von dieser hinzugefügten thermischen Energie während des Laserimpulses noch in der Epidermis deponiert, wenn längere Laserimpulse auf die Hautgewebestrukturen aufgebracht werden, und die zusätzliche Wärme wird von den erwärmten Hautgewebestrukturen nach dem Laserimpuls in die Epidermis diffundieren. Diese zwei Effekte könnten die Temperatur in der Epidermis potentiell auf höhere Werte als bei den augenblicklichen Behandlungen anheben. Aus diesem Grund muss die Kryogenspray-Kühlung zum Schutz der Epidermis während der Laserbehandlung mit langen Impulslängen und höheren Laserdosierungen aus dem Protokoll modifiziert werden, das für kürzere Laserimpulse vorgesehen ist.
  • Daher werden mehrfache Kryogenstrahlen unmittelbar vor, während und nach einem einzelnen Laserimpuls von 10 bis 100 ms aufgebracht. Die Kryogenstrahlen sind in ihrer Größe und Dauer ähnlich denen, die bei kürzeren Laserimpuls-Behandlungen verwendet werden, aber ihre Wiederholung ist bei der Reduzierung und in den meisten Fällen der Eliminierung der Schädigung an der Epidermis während der Laserbehandlung von Hautgewebestrukturen wirksam. Die Wiederholungsrate wird nicht nur eingestellt, um die Epidermis von der längeren direkten Laserbestrahlung der Epidermis zu schützen, sondern um die thermische Diffusion aus der Dermis auch aufgrund der längeren direkten Laserbestrahlung der Dermis Rechnung zu tragen.
  • Genauer gesagt ist die Erfindung eine Vorrichtung zur Durchführung einer Laserbehandlung von biologischen Geweben, die die Schritte des Kühlens eines ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes für die Dauer einer vorgegebenen ersten Zeit umfassen, um einen vorgegebenen unausgeglichenen dynamischen Temperaturgradienten durch das die Gewebe herzustellen, sodass nur der ausgewählte Bereich des biologischen Gewebes durch einen vorgegebenen minimalen Temperaturabfall gekühlt wird. Der vorgegebene dynamische Temperaturgradient wird hergestellt, indem ein Strahl einer vorgegebenen Menge der kryogenen Flüssigkeit in direkten Kontakt mit dem biologischen Gewebe für die Dauer der ersten Zeit an der Stelle gebracht wird, die später für die Dauer einer vorgegebenen zweiten Zeit bestrahlt wird. Ein oberflächlicher und tieferer Teilbereich des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes wird sofort nach der Dauer der ersten Zeit für die Dauer der zweiten Zeit bestrahlt, die annähernd gleich oder höher als eine Millisekunde ist. Die Bestrahlung ist wirksam, um den tieferen Teilbereich des biologischen Gewebes thermisch zu behandeln, während der oberflächliche Teilbereich des biologischen Gewebes im Wesentlichen unversehrt bleibt. Die kryogene Flüssigkeit weist eine latente Verdampfungswärme auf. Der oberflächliche Teilbereich des biologischen Gewebes wird für die Dauer der zweiten Zeit durch eine Zustandsänderung der kryogenen Flüssigkeit zu Dampf gekühlt. Die Wärme wird vom oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes durch die Zuführung der latenten Verdampfungswärme an die kryogene Flüssigkeit abgeleitet. Die Wärme wird in einer Menge abgeleitet, die durch die vorgegebene Menge an kryogener Flüssigkeit bestimmt ist, die auf den oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes aufgebracht wird. Der Ableitungsbetrag der Wärme vom oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes wird durch die vorgegebene Menge der kryogenen Flüssigkeit, die auf den oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes aufgebracht wird, und durch die latente Verdampfungswärme der kryogenen Flüssigkeit spezifiziert.
  • Der ausgewählte Teilbereich des biologischen Gewebes wird für die Dauer einer vorgegebenen dritten Zeit gekühlt, die die zweite Zeitdauer überlappt, indem einer oder mehrere zusätzliche Strahlen von vorgegebenen entsprechenden Mengen an kryogener Flüssigkeit in direkten Kontakt mit dem biologischen Gewebe an der Stelle vorgesehen werden, die bestrahlt wird, um den ausgewählten Teilbereich des biologischen Gewebes an oder unterhalb einer gewählten Durchschnittstemperatur zu halten.
  • Der oberflächliche Teilbereich ist benachbart zum tieferen Teilbereich und der Schritt der Bestrahlung des tieferen Teilbereichs weist den Schritt der Bestrahlung des tieferen Teilbereichs des biologischen Gewebes durch den oberflächlichen Teilbereich auf. Bei der dargestellten Ausführungsform ist die Haut das biologische Gewebe. Der Oberflächeteilbereich ist die Epidermis und der tiefere Teilbereich ist Dermis, die unterhalb des Melanins liegt, das in der Epidermis enthalten ist. Der Schritt der Herstellung eines vorgegebenen dynamischen Temperaturprofils stellt ein dynamisch gekühltes Profil im Wesentlichen nur in der Epidermis her und
  • Die Kühlung mit dem Kryogenstrahl wird durchgeführt, indem Kryogen in Form von Tröpfchen oder als Kryogennebel an der Lokalisation verteilt wird. Es ist auch vorstellbar, dass die Vorrichtung als Wärmesenke ausgebildet ist, die thermisch mit dem oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes verbunden ist. Die Herstellung der Wärmesenke umfasst im Wesentlichen den Schritt des Eliminierens einer Isoliersperre der Luft zur Oberfläche am oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes.
  • Bei der dargestellten Ausführungsform wird die Kühlung mit dem Kryogenstrahl durchgeführt, der auf den oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes aufgebracht wird, wobei nämlich eine Flüssigkeit mit einer vorgegebenen gekühlten Temperatur auf die Oberfläche des oberflächlichen Teilbereichs des biologischen Gewebes verteilt wird. Die Flüssigkeit weist einen Siedepunkt unterhalb der Normaltemperaturen des oberflächlichen Teilbereichs des biologischen Gewebes auf.
  • Die erste vorgegebene Zeitdauer des Kryogenstrahls weist eine Zeitdauer auf die ausreicht, um einen Temperaturabfall von circa 40 bis 50°C auf der Oberfläche des oberflächlichen Teilbereichs des biologischen Gewebes vorzusehen. Die Dauer jedes Kryogenstrahls liegt in der Größenordnung von zehn Millisekunden.
  • Die Vorrichtung der weist ferner den Schritt der Wiederherstellung eines vorgegebenen dynamischen Temperaturprofil des im oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes nach der Bestrahlung des tieferen Teilbereichs des biologischen Gewebes auf. Der Schritt der Wiederherstellung des vorgegebenen dynamischen Temperaturprofil des in oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes wird durchgeführt, nachdem sowohl der oberflächliche als auch der tiefere Teilbereich des biologischen Gewebes bestrahlt wurde. Die Wiederherstellung wird erreicht, indem zusätzliche Kryogenstrahlen auf den oberflächlichen Teilbereich nach oder während seiner Laserbestrahlung aufgebracht werden. Jeder der Strahlen ist jedoch in der Dauer oder im Umfang ähnlich zum Kühlprotokoll, das mit im Wesentlichen kürzeren Laserimpulsen, d. h. mit einer Dauer von weniger als einer Millisekunde, durchgeführt wird.
  • Die Erfindung und ihre verschiedenen Ausführungsformen können durch die nachfolgenden Zeichnungen besser visualisiert werden, worin gleiche Elemente durch die gleichen Bezugszeichen gekennzeichnet sind.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnung
  • 1 ist eine sehr schematische seitliche Querschnittsansicht (nicht maßstäblich) des menschlichen Hautgewebes mit einem in der Dermis eingebetteten Feuermal.
  • 2 ist ein Diagramm der dynamischen Kühltemperaturprofile in der Haut als Funktion der Tiefe für Kryogenstrahlen von 10 bis 100 Mikrosekunden.
  • 3 ist ein vereinfachtes Diagram, das die Verwendung der Vorrichtung der Erfindung zeigt, um die Methodik der Erfindung durchzuführen.
  • 4 ist ein Diagram der Messungen der Hautoberflächentemperatur, die unter Verwendung eines schnellen Infrarotdetektors erhalten wurden, der auf ein Feuermal eines menschlichen Patienten fokussiert wurde, bei dem die Lokalisation unmittelbar vor dem Laserimpuls dynamisch gekühlt wurde.
  • 5 ist ein Diagramm der Messungen der Hautoberflächentemperatur, die wie im Fall von 4 an einer Test-Lokalisation beim gleichen Patienten erhalten wurden, bei dem die Test-Lokalisation nicht gekühlt wurde.
  • Die Erfindung und ihre verschiedenen Ausführungsformen werden nun durch die nachfolgende detaillierte Beschreibung weiter veranschaulicht.
  • Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
  • Eine dynamische Kühlung einer Ziel-Lokalisation in der Epidermis eines Patienten, der sich einer Laser-Therapie unterzieht, lässt die Maximierung der thermischen Schädigung an der Ziel-Lokalisation zu, während gleichzeitig eine nicht spezifische Verletzung an der normalen darüber liegenden Epidermis minimiert wird. Einer oder mehrere Kryogenstrahlen werden für die Dauer einer vorgegebenen Zeit auf die Hautoberfläche aufgebracht, üblicherweise jeder Strahl in der Größenordnung einer Dauer von zehn Millisekunden, sodass die Kühlung in der Epidermis örtlich begrenzt bleibt, während die Temperatur der tieferen Ziel-Lokalisation im Wesentlichen unverändert belassen wird. Das Ergebnis ist, dass die epidermale Denaturierung und Necrosis, die normalerweise in nicht gekühlten laserbestrahlten Hautlokalisationen auftritt, nicht entsteht und dass die klinisch signifikante thermische Medikation der Ziel-Lokalisationen eintritt, sodass eine selektive Photothermolyse oder Medikation der Ziel-Lokalisation erzielt wird. Darüber hinaus reduziert die dynamische epidermale Kühlung in der Regel die Unannehmlichkeit des Patienten im Zusammenhang mit der gepulsten „Flashlamp-pumped"-Farbstofflasertherapie.
  • Es wird vermutet, dass alle zuvor erprobten Methoden zur Kühlung von laserbestrahlten Lokalisationen, um eine epidermale Schädigung zu vermeiden, im Wesentlichen aufgrund der thermischen Reaktion der Haut auf eine anhaltende Kühlung gescheitert sind, bei der eine nahezu stationäre Temperaturverteilung erhalten wird. Bei einer stationären oder anhaltenden Kühlung erhöht sich die Innentemperatur linear von der Hautoberfläche hinunter bis zu den subkutanen Schichten. Zusätzlich zur Kühlung der Epidermis reduziert eine anhaltende Kühlung daher auch die Umgebungstemperatur der tiefer liegenden Ziel-Lokalisation. Jede Erhöhung beim Grenzwert für eine epidermale Schädigung, die durch eine Temperaturreduzierung erreicht wird, wird fast vollständig durch die zusätzliche Energie aufgehoben, die erforderlich ist, um die Ziel-Lokalisation auf eine ausreichende Temperatur zu erwärmen, um eine selektive Laser-Photothermolyse oder Medikation zu erreichen.
  • Bei der Anwendung der erfindungsgemäßen dynamischen Kühlung kann die Epidermis selektiv gekühlt werden. Wenn ein Kryogenstrahl für eine entsprechend kurze Dauer, d. h. in der Größenordnung von Zehntel Millisekunden, auf die Hautoberfläche aufgebracht wird, bleibt die Kühlung in der Epidermis örtlich begrenzt, während die Temperatur der tieferen Ziel-Lokalisation unverändert belassen bleibt. Sie hierzu z. B. 2, die ein Diagramm der dynamischen Kühltemperaturprofile in der Haut als Funktion der Tiefe für Kryogenstrahlen von 10 bis 100 Millisekunden ist. Die vertikale Skala ist in Grad Celsius dargestellt, während die horizontale Skala die Tiefe im Gewebe in Millimetern zeigt.
  • Eine Region 10 repräsentiert im Wesentlichen die Position des epidermalen Melanins. Eine Region 12 stellt schematisch die typische Tiefe dar, bei der die Ziel-Lokalisationen aufzufinden sind. Eine Kurve 14 zeigt das Temperaturprofil unmittelbar nach einem Kryogenstrahl von 10 Millisekunden, der auf die Test-Lokalisation, wie nachfolgend beschrieben, aufgebracht wurde. Die Kurven 16, 18, 20 und 21 zeigen die Temperaturprofile für Kryogenstrahlen von 20, 30, 50 bzw. 100 Millisekunden. Es kann erkannt werden, dass für Kryogenstrahlen mit diesen Zeitdauern im Wesentlichen die ganze entstehende Temperaturkühlung im Bereich der Haut oberhalb der Region 12 der Ziel-Lokalisation liegt. Indessen bleiben die Temperaturen in der Region 12 der Ziel-Lokalisation unverändert.
  • Wenn die Haut dynamisch gekühlt wird, sodass Wärme mit konstanter Geschwindigkeit, einem Wärmefluss F0, entzogen wird, wird die momentane Hauttemperatur TS durch die Gleichung (1) bestimmt
    Figure 00130001
  • Wobei z die Hauttiefe, t die Zeit, Ti die Anfangstemperatur auf der Hautoberfläche, K die Wärmeleitfähigkeit, X das thermische Diffusionsvermögen und erfc die komplementäre Fehlerfunktion ist. Aus Gleichung (1) kann die Temperaturabnahme der Hautoberfläche als Antwort auf die dynamische Kühlung dargestellt werden als:
    Figure 00130002
  • Folglich ist der Oberflächen-Temperaturabfall proportional zum Wärmestrom F0 und der Quadratswurzel der Kühlzeit tc. Für einen vorgegebenen Wärmestrom muss die Einwirkungsdauer für den Kryogenstrahl tc lang genug sein, um ein größeres ΔT0 zu erzeugen, aber kurz genug sein, um eine leitfähige Kühlung der Gefäße der Ziel-Lokalisation im Bereich 12 zu verhindern.
  • 3 ist eine stark schematische Darstellung einer Ausführungsform der Vorrichtung der Erfindung, bei der die oben beschriebene Methodologie genutzt wird. Ein Test-Kryogen, das in der dargestellten Ausführungsform Tetrafluoräthan C2H2F4 mit einem Siedepunkt von –26,5 Grad Celsius ist, und das ein umweltverträglicher, nicht toxischer, nicht entflammbarer Frigen-Ersatzstoff ist, wird als Oberflächen-Kühlmittel verwendet. Mehrere kurze Kryogenstrahlen mit jeweils einer Dauer in der Größenordnung von Zehntel Millisekunden werden auf die Hautoberfläche durch ein elektronisch gesteuertes Magnetventil 22 abgegeben, wobei diesem Ventil ein Test-Kryogen aus einem Kryogenbehälter 24 zugeführt wird.
  • Ein schneller Infrarot-Detektor 26, der in der dargestellten Ausführungsform ein im Spektralbereich von 3-5 Mikrometer lichtempfindlicher InSb 128×128 Brennebenen-Arraydetektor ist, wird verwendet, um die Hautoberflächentemperatur vor, während und nach dem Kryogenstrahl und Laserimpuls zu messen. Der Detektor 26 wird im System von 3 als Einrichtung zur Verifizierung der Testergebnisse eingesetzt. Selbstverständlich kann der Detektor 26 in einer kommerziellen Ausführungsform der Erfindung weggelassen oder an seiner Stelle ein einfacherer und weniger empfindlicher Wärmedetektor verwendet werden.
  • Der Detektor 26 wird durch eine digitale Verzögerungsschaltung 28 getriggert, die z. B. von Stanford Research Systems in Sunnyvale, Kalifornien hergestellt wird. Das Magnetventil 22 wird auf ähnliche Weise zu einem Zeitpunkt -tc gleichzeitig mit dem Detektor 26 getriggert. Zu einem Zeitpunkt t = 0 wird ein gepulster „Flashlamp-pumped"-Farbstofflaser 30 getriggert, der bei einer Wellenlänge von 585 Nanometer mit einer Impulsbreite von 450 Mikrosekunden arbeitet.
  • Die Einwirkungsdauer für den Kryogenstrahl und das Intervall zwischen der Applikation der Kryogenstrahlen und dem Beginn des Laserimpulses werden durch einen Verzögerungssenerator 28 gesteuert und betragen gewöhnlich weniger als 1 Millisekunde. Der vom Magnetventil 22 freigegebene Kryogenstrahl weist durch die Verdampfung gekühlte Kryogentröpfchen und einen Nebel auf, der durch eine adiabatische Dampfausdehnung gebildet wird.
  • Es wurde herausgefunden, dass die Kryogentröpfchen eine bessere Wärmesenke bereitstellen als das lediglich gekühlte Gas. An der Test-Lokalisation der Hautoberfläche bedeckt der Kryogenstrahl eine annähernd kreisförmige Zone mit einem Durchmesser von circa 7 mm, die konzentrisch mit dem Laserpunkt ist, der einen Durchmesser von circa 5 mm aufweist. Natürlich kann die Form, Größe und Anordnung der gekühlten Region relativ zur bestrahlten Region entsprechend des Einsatzes auf viele Arten verändert werden, die im Einklang mit der Lehre der Erfindung stehen.
  • Normalerweise berichten Patienten mit Ziel-Lokalisationen, die einer Lasertherapie mit einem gepulsten „Flashlamp-pumped"-Farbstofflaser unterzogen werden, von Empfindungen wie „einem heißen Stechen" oder einem „elastischen Band, das gegen die Haut schlägt". Der Schmerzpegel ist energieabhängig und erhöht sich bei hohen Lichtdosierungen und verändert sich außerdem mit der Empfindlichkeit der behandelten anatomischen Lokalisation. Die Schmerztoleranz nimmt im Allgemeinen mit abnehmendem Alter des Patienten ab. Ein zusätzlicher Vorteil der dynamischen epidermalen Kühlung ist die Reduzierung und in einigen Fällen die Eliminierung dieses leichten Schmerzes. Wenn die Epidermis mit Kryogenstrahlen von mehr als 20 Millisekunden vor der Laserbestrahlung rasch abgekühlt wird, berichteten die Probanden in der vorliegenden Studie, „überhaupt nichts" zu spüren. Die mit einem kurzen Kryogenstrahl von 5 Millisekunden behandelten Probanden berichten im Zusammenhang mit der gepulsten „Flashlamppumped"-Farbstofflasertherapie von einer signifikanten Verbesserung beim Komfortniveau.
  • Es gibt zwei vermutete Gründe für die Schmerzminderung, die von den Patienten mit Ziel-Lokalitäten berichtet wurde, wenn die dynamische epidermale Kühlung vor der Laserbestrahlung eingesetzt wurde.
  • Erstens ist die maximale Oberflächentemperatur geringer, die unmittelbar nach der Laserbestrahlung erreicht wird, und in einigen Fällen auf der gekühlten Lokalität mehr als 40°C niedriger als im Vergleich mit der nicht gekühlten Lokalität.
  • Zweitens verdampft das auf der Haut verbleibende Kryogen und führt die eingefangene Wärme, die der Laserbestrahlung folgt, kontinuierlich durch die Haut-Luft-Grenzfläche ab. Daher verringert sich die Temperatur der Epidermis nach der Bestrahlung auf der gekühlten Lokalität im Vergleich zur nicht gekühlten Lokalität.
  • Ähnliche Reduzierungen der Oberflächentemperatur wurden durch die Verwendung von kürzeren Kryogenstrahlen erreicht. Dies deutet daraufhin, dass der momentane Temperaturabfall T0 vor der Laserbestrahlung nicht der einzige Wärmeeffekt ist, der für die beobachteten Ergebnisse verantwortlich ist. Noch wichtiger ist der rasche Wärmeentzug von der Epidermis nach der gepulsten Laserbestrahlung in Folge der Entstehung eines großen Temperaturgradienten in der Nähe der Hautoberfläche.
  • Der Wärmeverlust aus der menschlichen Haut in Kontakt mit der Luft ist nicht signifikant, weil die Gewebe-Luft-Grenzfläche eine ausgezeichnete Wärmeisolierung darstellt. Ohne Kühlung baut sich die Wärme, die von der absorbierenden Melaninschicht und der Ziel-Lokalität wegdiffundiert, in der Nähe der Hautoberfläche auf und erzeugt eine erhöhte Oberflächentemperatur, die nach der Laserbestrahlung noch eine ganze Zeit andauert. Letztendlich beseitigen die laterale Wärmediffusion und die Kühlung durch die Blutperfusion den Wärmeaufbau in der Nähe der Oberfläche, aber dies kann einige Sekunden dauern.
  • Es wird vermutet, dass ein wichtiges Element bei der dynamischen Kühlung die Abfuhr der Wärme, die sich in der Nähe der Hautoberfläche aufbaut, durch die verdampfende Kryogenflüssigkeit ist. Das auf die Haut aufgebrachte Kryogen erzeugt eine Wärmesenke unter der Oberfläche der Haut, die Wärme vor, während und nach der Laserbestrahlung abführen kann. Die Wärmesenke dauert so lange an, wie das flüssige Kryogen noch auf der Hautoberfläche vorhanden ist. Für jeden vorgegebenen Kryogenstrahl ist die Größe oder Kapazität der Wärmesenke proportional zur Fläche zwischen der in 2 dargestellten entsprechenden Temperaturkurve und einer horizontalen Linie bei einer Haut-Umgebungstemperatur von circa 30 Grad Celsius. Dies ist in 2 als schraffierte Fläche 33 für einen Kryogenstrahl von 10 ms dargestellt.
  • Es ist demnach ein Ziel, mit der dynamischen Kühlung eine Wärmesenke zu erzeugen, die die eingefangene Wärme rasch abführen kann, ohne die Ziel-Lokalität in der Region 12 zu kühlen.
  • Ein wichtiger Faktor beim Herausziehen der Wärme aus der Haut ist der Temperaturgradient, der in der Nähe der Hautoberfläche hergestellt wird. Je steiler der Gradient ist, desto schneller wird eine vorgegebene Wärmemenge entzogen. Um erfolgreich zu sein, sollte das Kryogen demzufolge so schnell wie möglich einen großen Oberflächentemperaturabfall erzeugen. Darüber hinaus kann die Menge des abgegebenen Kryogens gesteuert/geregelt werden und demzufolge wird die Restwärme durch das Kryogen entzogen, das auf der Hautoberfläche nach der Laserbestrahlung noch vorhanden ist. Wenn zusätzliche Wärme entzogen werden muss, kann mehr Kryogen unmittelbar nach der Laserbestrahlung aufgebracht werden. Daher sind bei der vorliegenden Erfindung nicht nur ein Kryogenstrahl unmittelbar vor der Laserbestrahlung, sondern auch ein oder mehrere Kryogenstrahlen danach vorgesehen.
  • Die Komplexität des dynamischen Kühlprozesses rechtfertigt eine sorgfältige Auswahl des Kryogens und eine Optimierung von verschiedenen Kühlparametern. Erfindungsgemäß wird das Kryogen auf der Basis der folgenden Faktoren ausgewählt. Das Kryogen muss aufweisen: (1) eine ausreichende Adhäsion, um einen guten Oberflächekontakt mit der Haut gewährleisten; (2) eine hohe Wärmeleitfähigkeit, damit die Epidermis vor der Laserbestrahlung sehr schnell gekühlt werden kann; (3) einen niedrigen Siedepunkt, um einen großen Temperaturgradienten an der Oberfläche herzustellen; (4) eine hohe latente Verdampfungswärme, um die Verdampfungskühlung der Epidermis nach der Laserbestrahlung aufrechtzuerhalten; und (5) keine nachteiligen Gesundheits- oder Umwelteffekte. Obwohl die dargestellte Ausführungsform die Verwendung von Tetrafluoräthan beschrieben hat, könnten viele andere Kryogene mit ähnlichen Ergebnissen an dessen Stelle gesetzt werden, vorausgesetzt sie wiesen einen oder mehrere der oben genannten Faktoren zu ihren Gunsten auf.
  • Gemäß der Erfindung kann ferner die Selektivität der dynamischen Kühlung der Epidermis optimiert werden durch die Steuerung: (1) der Dauer des Kühlstrahls oder der Kühlstrahlen; (2) der Menge des auf der Hautoberfläche deponierten Kryogens, sodass der Effekt der Verdampfungskühlung maximiert werden kann; (3) des Zeitpunkts der dynamischen Kühlung in Bezug auf die Laserbestrahlung; und (4) die Länge des Laserimpulses.
  • Ferner ist vorgesehen, dass die Anwendung durch die Verwendung eines tragbaren Handstücks maximiert werden kann, das eine Laserfaser zusammen mit einem Miniatur-Magnetventil zur Auslösung des Zeitpunkts der Kryogenstrahlen auf die Haut einschließt. In diesem Fall würde ein einzelnes Handgerät eingesetzt, das das Magnetventil 22 und ein Laser-Zuführungshandstück 32 von 4 ersetzt. Die Verwendung eines einzelnen Instruments, um sowohl gezielte Kryogensprays zur Kühlung von bestimmten Bereichen der Haut bezüglich des Bestrahlungspunkts bereitzustellen, als auch den Laserstrahl bereitzustellen, ist ausdrücklich beabsichtigt.
  • Die Bedeutung der dynamischen epidermalen Kühlung hat umfassende Auswirkungen auf die Entwicklung zukünftiger Lasersysteme für die Therapie von Ziel-Lokalisationen. Derzeit ist nur ein kleiner Teil der Feuermal-Patienten in der Lage, ein vollständiges Ausbleichen ihrer Läsionen festzustellen, selbst nachdem sie sich mehreren Laserbehandlungen unterzogen haben. Ein Grund des Behandlungsmisserfolgs war die unzureichende Wärmeerzeugung im Innern der Blutgefäße der Ziel-Lokalisation. Ein in der dargestellten Ausführungsform gezeigter Impuls mit einer Dauer von 450 Mikrosekunden ist zu kurz, um ausreichend hohe Kerntemperaturen über eine ausreichend lange Zeitspanne zu erzeugen, um die großen Blutgefäße der Ziel-Lokalisation irreversibel zu zerstören. Ein verbessertes therapeutisches Ergebnis wird für Lasersysteme erwartet, die die vorliegende Erfindung mit Impulsdauern in der Größenordnung von mehreren Millisekunden einsetzen. Obwohl längere Impulsdauern die größeren Blutgefäße der Ziel-Lokalisation sicher zerstören werden, werden solche Lasersysteme auch eine größere epidermale Verletzung aufgrund der nicht spezifischen Absorption durch Melanin und Wärmeabfuhr von den verletzten Gefäßen erzeugen. Daher liegt es im Umfang der Erfindung, die darüber liegende Epidermis während längeren Impulsbestrahlungen selektiv zu kühlen und zu schützen.
  • Zusätzlich zu wiederholten Mustern von gepulsten Kryogenstrahlen auf die Laser-Lokalisation sieht die vorliegende Erfindung die kontinuierliche gasförmige Spülung der Laser-Lokalisation vor, während und nach der Laserbestrahlung vor. Das Protokoll, durch das die Kühlsubstanz appliziert wird, um die Wärmesenke auf der Epidermis-Oberfläche zu erzeugen, ist bei der Erfindung nicht beschränkt oder eingeschränkt, solange die Zeit zwischen dem Beginn, wann die Kühlung der Epidermis eintritt, und dem Laserbeschuss im Vergleich zur thermischen Diffusionszeit des gesuchten biologischen Ziels, das zerstört werden soll, oder in diesem Fall der Ziel-Lokalisation kurz ist.
  • Die dynamische Kühlung, wie sie in Verbindung mit 4 und 5 zuvor offenbart wurde, ist auf sehr kurze Laserimpulse (< 1ms) gerichtet und die Stammanwendung, von der diese Anwendung eine teilweise Fortführung darstellt, ist auf sehr lange oder kontinuierliche Laserimpulse gerichtet. Daher wurde die Kryogenspray-Kühlung zuvor so veranschaulicht, als wenn sie in Verbindung mit Laser-Wärmeimpulsen von 10 ms eingesetzt wird, aber die Kryogenspray-Kühlung kann selbst in Verbindung mit längeren Laserimpulsen für die Behandlung, zum Beispiel für Blutgefäße mit sehr großem Durchmesser und andere Anwendungen verwendet werden, bei denen die für die effektive thermische Behandlung benötigte Eingangsenergie über die zuvor beschriebenen dargestellten Ausführungsformen erhöht ist.
  • Die analytische Lösung für das Temperaturprofil in der Epidermis, das durch die Melanin-Erwärmung mit den Laserimpulsen erzeugt wird, wird dazu dienen, die Erfindung weiter zu veranschaulichen. Bei längeren Impulsen als 1 ms wird der epidermale Temperatursprung durch die Diffusion der Wärmeenergie beeinträchtigt, da sie zur Melaninschicht abgegeben wird. Als Folge davon ist die Spitze des Temperatursprungs in der Melaninschicht am Ende des Impulses niedriger als sie für einen kürzeren Laserimpuls wäre, der die gleiche gesamte Licht-Energiedosis abgibt. Dieser Effekt kann am einfachsten gesehen werden, indem die Gleichung für die Temperaturerhöhung ΔTp in der Mitte der Melaninschicht am Ende des Laserimpulses überprüft wird, die durch eine Lösung der Wärmediffusionsgleichung mit einer Laser-Wärmequelle erhalten wird, die Q Watt/cm3 überall in einer Melaninschicht der Dicke d für eine Bestrahlungs- oder Strahlungszeitspanne von τL, der Dauer des Laserimpulses, erzeugt. Das Ergebnis lautet: ΔTρ(τL) = (QτL/ρC)[erf(d*/2) + d*ierfc(d*/2) (3)wobei ρ die Gewebedichte ist, C ihre spezifische Wärme ist, erf(x) die Fehlerfunktion ist, ierfc(x) das Integral von x bis unendlich der komplementären Fehlerfunktion (1-erf(x)) ist und d* bezogen auf die Dicke der Melaninschicht durch die Gleichung d* = d/2(DτL)1/2 (4)ist, wobei D der Wärmediffusionskoeffizient ist.
  • Aus der Gleichung (4) ist festzustellen, dass für eine typische Melaninschicht mit einer Dicke von d = 70 μm bei τL < 1 ms d* sehr groß (d* » 1) ist. Folglich ist aus Gleichung (3) ΔTρ(τL) = (QτL/ρC) = ΔT0 wobei ΔT0 die Standard-Temperaturerhöhung ist, die für einen „kurzen" Impuls verwendet wird, wenn es keine thermische Diffusion während der Lasererwärmung gibt, wie jedoch aus Gleichung (3) für τL = 10 ms festgestellt werden kann, reduziert sich der Temperatursprung ΔTρ(τL) auf 2/3 ΔT0 und für einen Laserimpuls von 100 ms diffundiert fast die gesamte Wärmeenergie von der Melaninschicht weg, da sie erwärmt wird, wobei sich ΔTρ(τL) auf 0,1 ΔT0 verringert.
  • Jedoch sind längere Laserimpulsdauern im Bereich von 10 bis 100 ms für eine optimale Erwärmung der PWS-Blutgefäße mit großem Durchmesser erwünscht. Das in Gleichung (3) dargestellte Ergebnis ist ein besonderer Fall des allgemeinen Ergebnisses, das wir für die Temperaturerhöhung ΔT(z,t) erhalten haben, die durch die Lösung der Wärmediffusionsgleichung über eine ganze Melaninschicht erhalten wurde, die sich von z = 0 bis z = d, nämlich: T(z,t) = (Qt/2ρC)[erf(z*) + 2z*ierfc|z*| + erf(d* – z*) + 2(d* – z*)ierfc|d* – z*|]erstreckt, wobei z* = z/2(Dt)1/2 ist und alle anderen Bezeichnungen wie oben definiert sind. Dieses Ergebnis führt zu Gleichung (3) am Mittelpunkt der Melaninschicht, wo z = d/2 ist. Man beachte, dass dieses Ergebnis für alle z, sowohl im Innern als auch außerhalb der Melaninschicht gilt, aber jegliche Effekte aufgrund der Hautoberfläche vernachlässigt, die in diesem Koordinatensystem der irgendeinem negativen Wert von z liegt. Die Effekte der Hautoberfläche sind für unsere Berechnungen unwichtig, es sei denn, dass die Erwärmung lange genug andauert, damit die Wärme zur Hautoberfläche diffundiert und danach zur Melaninschicht zurückreflektiert.
  • Zusammenfassend ist festzustellen, dass wegen der thermischen Diffusion eine in Joule/cm3 festgelegte Laserenergiedosis, die auf die Hautoberfläche durch einen langen Laserimpuls abgegeben wird, einen kleineren Temperatursprung in der Melaninschicht erzeugt als ein kurzer Impuls; daher wird die Wahrscheinlichkeit einer Schädigung an der Epidermis reduziert. Darüber hinaus ist es aus dem gleichen Grund wahrscheinlich, dass, wenn längere Laserimpulse verfügbar sind, größere Laserdosierungen eingesetzt werden, um die PWS-Blutgefäße zu behandeln. Ein Teil dieser zugefügten Wärmeenergie wird während dem Laserimpuls immer noch in der Epidermis deponiert und die zusätzliche Wärme wird von den erwärmten PWS-Blutgefäßen nach dem Laserimpuls in die Epidermis diffundieren. Diese zwei Effekte könnten die Temperatur in der Epidermis möglicherweise auf höhere Werte als bei gegenwärtigen Behandlungen anheben. Aus diesem Grund wird die Kryogenspray-Kühlung noch wünschenswerter sein, um die Epidermis während einer Laserbehandlung der PWS-Blutgefäße mit langen Impulslängen und höheren Laserdosierungen zu schützen.
  • Da Kryogenstrahlen mit Zeitdauern von einigen wenigen Millisekunden aufgezeigt wurden, um eine signifikante Kühlung der Epidermis vorzusehen, ist es auch möglich, dass mehrere Kryogenstrahlen vor, während und nach einem einzelnen Laserimpuls von 10 bis 100 ms zur Reduzierung und in den meisten Fällen zur Eliminierung der Schädigung an der Epidermis während einer Laserbehandlung der PWS-Blutgefäße und anderen Dermatosen wirksam sein werden. Das gleiche System zum Aufbringen eines Kryogenstrahls, das für den Einsatz in Verbindung mit einer Erwärmung durch einen kurzen Laserimpuls verwendet wurde, kann auch in Verbindung mit einer Erwärmung durch einen längeren Laserimpuls verwendet werden.
  • Obwohl die Erfindung im Sinnzusammenhang von Ziel-Lokalitäten beschrieben wurde, ist es ganz selbstverständlich, dass der Einsatz der dynamischen Kühlung in Verbindung mit einer Laserchirurgie auch bei vielen andersartigen Anwendungen auf dem Gebiet der Dermatologie, wie z. B. einer Laser-Collagen- und Faltenbehandlung, Behandlung von Tätowierungen und epidermalen und dermalen Melanomen oder einer Haarentfernung direkt angewendet werden kann. Die Methodologie und die Vorrichtung kann bei jedem Fall eingesetzt werden, bei dem es wichtig ist, die Temperatur oder die Wärmeschädigung bei benachbarten oder darüber liegenden Geweben auf einem niedrigen Niveau zu halten, während andere Ziel-Gewebe erwärmt oder thermisch beaufschlagt werden.

Claims (14)

  1. Gerät zur Durchführung einer Wärmebehandlung von biologischen Geweben, mit: – einer Kryokühleinrichtung (22, 24) zur Bereitstellung eines Strahls einer vorgegebenen Menge einer kryogenen Flüssigkeit, die mit dem biologischen Gewebe an einer Stelle für die Dauer einer ersten Zeit thermisch verbunden ist, die später für die Dauer einer zweiten Zeit bestrahlt wird, um dadurch einen ausgewählten Bereich des biologischen Gewebes zu kühlen, um einen vorgegebenen unausgeglichenen dynamischen Temperaturgradienten durch das Gewebe zu bilden, sodass im Wesentlichen nur der ausgewählte Bereich des biologischen Gewebes durch einen vorgegebenen minimalen Temperaturabfall gekühlt wird; – einer Lasereinrichtung (30, 32) zur Bestrahlung eines oberflächlichen und tieferen Teilbereichs des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes unmittelbar nach der ersten Zeitdauer für die Dauer der zweiten Zeit, die annähernd gleich oder länger als eine Millisekunde ist, um den tieferen Teilbereich des biologischen Gewebes thermisch zu behandeln, während der oberflächliche Bereich des biologischen Gewebes im Wesentlichen unversehrt bleibt, wobei die kryogene Flüssigkeit eine latente Verdampfungswärme aufweist, der oberflächliche Teilbereich des biologischen Gewebes für die Dauer der zweiten Zeit durch eine Zustandsänderung der kryogenen Flüssigkeit zu Dampf gekühlt wird, die Wärme von diesem oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes mittels Zuführung der latenten Verdampfungswärme der kryogenen Flüssigkeit rasch abgeleitet wird, die Wärme in einer Menge abgeleitet wird, die durch die vorgegebene Menge der kryogenen Flüssigkeit bestimmt ist, die thermisch mit dem oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes verbunden ist, der Betrag der Ableitung der Wärme vom oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes durch die vorgegebene Menge der kryogenen Flüssigkeit, die thermisch mit dem oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes verbunden ist, und die latente Verdampfungswärme der kryogenen Flüssigkeit spezifiziert ist; und – einem Verzögerungsgenerator (28), der mit der Lasereinrichtung (30, 32) zur Steuerung/Regelung des Beginns des Laserimpulses verbunden ist, und mit der Kryokühleinrichtung (22, 24) verbunden ist, um einen oder mehrere Strahlen von entsprechend vorgegebenen Mengen der kryogenen Flüssigkeit bereitzustellen, die thermisch mit dem biologischen Gewebe für die Dauer einer dritten Zeit an der Stelle verbunden ist, die bestrahlt wird, um den ausgewählten Bereich des biologischen Gewebes auf oder unterhalb einer ausgewählten Durchschnittstemperatur zu halten, wobei der tiefere Teilbereich des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes einer Laserbehandlung unterzogen werden kann, ohne den oberflächlichen Teilbereich zu schädigen, dadurch gekennzeichnet, dass – der Verzögerungsgenerator (28) so angeordnet und konfiguriert ist, dass die durch den Verzögerungsgenerator (28) gesteuerte/geregelte dritte Zeitdauer der Aufbringung der kryogenen Flüssigkeit teilweise mit der zweiten Zeitdauer der Bestrahlung durch eine erneute Aufbringung einer zweiten ausgewählten Menge von kryogener Flüssigkeit für die Dauer der dritten Zeit an der bestrahlten Stelle des biologischen Gewebes überlappt, sodass eine Schädigung des biologischen Gewebes im Wesentlichen ungeachtet der Wärmediffusion vom tieferen Teilbereich vermieden wird.
  2. Gerät nach Anspruch 1, wobei der Verzögerungsgenerator so angeordnet und konfiguriert ist, dass die ersten und dritten Zeitdauern durch den Verzögerungsgenerator entsprechend der auf den oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes während der zweiten Zeitdauer bereitgestellten Wärmedosierung gesteuert/geregelt werden, die ersten und dritten Zeitdauern durch den Verzögerungsgenerator entsprechend individuellen Patientenmerkmalen gesteuert/geregelt werden, die die Wärmedosierung auf den oberflächlichen Teilbereich während der zweiten Zeitdauer bestimmen, und wobei die zweite Zeitdauer durch den Verzögerungsgenerator gesteuert/geregelt wird, um eine Wärmedosierung auf den anvisierten Chromophoren des tieferen Teilbereichs des biologischen Gewebes bereitzustellen, wobei die Wärmedosierung wirksam ist, um die anvisierten Chromophoren chirurgisch zu behandeln.
  3. Gerät nach Anspruch 2, wobei der Verzögerungsgenerator angeordnet und konfiguriert ist, um die ersten, zweiten und dritten Zeitdauern selektiv entsprechend den individuellen Patientenmerkmalen mit einer Wiederholungsrate wiederholt zu steuern/regeln, die innerhalb von wenigen Millisekunden steuerbar/regelbar ist.
  4. Gerät nach Anspruch 1, wobei die Kühleinrichtung (22, 24) zur Kühlung mit dem Kryogen-Strahl eine Einrichtung aufweist, um die thermisch mit der Stelle verbundenen Kryogentröpfchen zu verteilen.
  5. Gerät nach Anspruch 1, wobei die Kühleinrichtung (22, 24) zur Kühlung mit dem Kryogen-Strahl eine Einrichtung aufweist, um einen thermisch mit der Stelle verbundenen Kryogennebel zu verteilen.
  6. Gerät nach Anspruch 1, wobei die Kühleinrichtung (22, 24) eine Einrichtung zur Bildung eines thermischen Kühlkörpers aufweist, der thermisch mit dem oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes verbunden ist.
  7. Gerät nach Anspruch 6, wobei die Einrichtung zur Bildung eines thermischen Kühlkörpers eine Einrichtung aufweist, um eine Isoliersperre der Luft zur Oberfläche am oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes im Wesentlichen zu eliminieren.
  8. Gerät nach Anspruch 1, wobei die Kühleinrichtung (22, 24) zur Kühlung mit dem auf den oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes angewendeten Kryogen-Strahl eine Einrichtung zur Verteilung einer Flüssigkeit mit einer vorgegebenen gekühlten Temperatur auf die Oberfläche des oberflächlichen Teilbereichs des biologischen Gewebes aufweist, die Flüssigkeit einen Siedepunkt unterhalb von Normaltemperaturen des oberflächlichen Teilbereichs des biologischen Gewebes aufweist, und wobei die erste vorgegebene Zeitdauer des Kryogen-Strahls eine ausreichende Zeitdauer aufweist, um für einen Temperaturabfall von ca. 40-50°C auf der Oberfläche des oberflächlichen Teils des biologischen Gewebes zu sorgen.
  9. Gerät nach Anspruch 8, wobei die Dauer von jedem der Kryogen-Strahlen in der Größenordnung von 10 Millisekunden liegt.
  10. Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Kühleinrichtung (22, 24) zur Kühlung ein vorgegebenes dynamisches Temperaturprofil im oberflächlichen Teilbereich des biologischen Gewebes nach der Bestrahlung des tieferen Teilbereichs des biologischen Gewebes wiederherstellt, wobei die oberflächlichen und tieferen Teilbereiche des biologischen Gewebes thermisch verbunden sind.
  11. Gerät nach Anspruch 10, wobei die Kühleinrichtung (22, 24) zur Kühlung das Temperaturprofil wiederherstellt, nachdem sowohl der oberflächliche als auch der tiefere Teilbereich des biologischen Gewebes durch Aufbringung von zusätzlichem Kryogen auf dem oberflächlichen Teilbereich nach oder während dessen Laserbestrahlung bestrahlt wurden, wobei jeder der mit Laserimpulsen mit einer Dauer von weniger als einer Millisekunde aufgebrachten Strahlen eine ähnliche Zeitdauer oder Menge an Kryogen aufweist.
  12. Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Kühleinrichtung (22, 24) zur Kühlung des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes die Wärme für die vorgegebene Dauer einer dritten Zeit vom ausgewählten Bereich des biologischen Gewebes durch eine dünne Schicht des flüssigen Kryogens verteilt, das thermisch mit dem ausgewählten Bereich des biologischen Gewebes mit einer Menge verbunden ist, die groß genug ist, um eine wärmeinduzierte biologische Schädigung des oberflächlichen Teilbereichs des biologischen Gewebes zu verhindern; und bei dem die Kühleinrichtung (22, 24) zur Kühlung des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes für eine vorgegebene Dauer einer dritten Zeit die Kühlung rasch beendet, um jeglichen substantiellen Wärmeentzug vom tieferen Teilbereich des biologischen Gewebes zu verhindern, der Auswirkungen auf einen thermischen biologischen Effekt am tieferen Teilbereich des biologischen Gewebes haben würde; und ferner eine Einrichtung aufweist, um die Kühlung des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes gleichzeitig mit dem Schritt der Bestrahlung und der raschen Beendigung der Kühlung durch zusätzliche Anwendungen eines direkten Kontakts eines flüssigen Kryogens auf dem ausgewählten Bereich zu wiederholen, um eine thermische Schädigung des oberflächlichen Teilbereichs während eines verlängerten Bestrahlungsimpulses von einer Millisekunde oder länger zu verhindern und eine thermische Diffusion vom tieferen Teilbereich zum ausgewählten Bereich aufzunehmen, wobei der tiefere Teilbereich des biologischen Gewebes thermisch behandelt werden kann, ohne den oberflächlichen Teilbereich zu schädigen.
  13. Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Lasereinrichtung (30, 32) zur Bestrahlung eines oberflächlichen und tieferen Teilbereichs des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes für die Dauer der zweite Zeit die anvisierten Chromophoren in einem ausgewählten angrenzenden und distalen Bereich des biologischen Gewebes beginnend nach der ersten Zeitdauer und weiter über eine vorgegebene zweite Zeitdauer bestrahlt, die innerhalb von wenigen Millisekunden steuerbar/regelbar ist, und bei dem eine erste Zeitdauer kürzer als die erforderliche ist, um die anvisierten Chromophoren im Wesentlichen zu kühlen, bei dem die Beendigung der zweiten Zeitdauer innerhalb von wenigen Millisekunden steuerbar/regelbar ist, und bei dem die zweite Zeitdauer kürzer als die ist, bei der eine Schädigung im oberflächlichen Teilbereich einzutreten beginnt, bei dem die Einrichtung zur Kühlung des ausgewählten Bereichs des biologischen Gewebes für die Dauer einer dritten Zeit eine vorgegebene Menge an Kryogen bereitstellt, sodass eine Wärmediffusion vom tieferen Teilbereich des biologischen Gewebes absorbiert wird, sodass eine Schädigung des oberflächlichen Teilbereichs ungeachtet der Wärmediffusion vom tieferen Teilbereich des biologischen Gewebes und einer kontinuierlichen Bestrahlung im Wesentlichen vermieden wird.
  14. Gerät nach Anspruch 13, wobei die ersten und dritten Zeitdauern entsprechend der Wärmedosierung gewählt werden, die auf dem oberflächlichen Teil des biologischen Gewebes während der zweiten Zeitdauer bereitgestellt wird, die ersten und dritten Zeitdauern entsprechend den individuellen Patientenmerkmalen eingestellt werden, die die Wärmedosierung auf dem oberflächlichen Teil während der zweiten Zeitdauer bestimmen, und wobei die zweite Zeitdauer ausgewählt wird, um eine Wärmedosierung auf den anvisierten Chromophoren des tieferen Bereichs des biologischen Gewebes bereitzustellen, wobei die Wärmedosierung wirksam ist, um die anvisierten Chromophoren chirurgisch zu behandeln.
DE60035582T 1999-05-28 2000-05-30 Gerät zur kühlung von biologischem gewebe während laserchirurgie Expired - Lifetime DE60035582T2 (de)

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US09/322,311 US6248103B1 (en) 1994-04-05 1999-05-28 Apparatus and method for dynamic cooling of biological tissues for thermal mediated surgery using long laser pulses
US322311 1999-05-28
PCT/US2000/014955 WO2001013811A1 (en) 1999-05-28 2000-05-30 Apparatus and method for dynamic cooling of biological tissues during laser surgery

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