ES2292452T3 - Dispositivo de enfriamiento dinamico de tejidos biologicos en cirugia laser. - Google Patents

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ES2292452T3 ES00946769T ES00946769T ES2292452T3 ES 2292452 T3 ES2292452 T3 ES 2292452T3 ES 00946769 T ES00946769 T ES 00946769T ES 00946769 T ES00946769 T ES 00946769T ES 2292452 T3 ES2292452 T3 ES 2292452T3
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Nelson Stuart
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Abstract

Aparato para realizar un tratamiento térmico de tejidos biológicos que comprende: - un medio de enfriamiento criogénico (22, 24) para suministrar un chorro de una cantidad predeterminada de líquido criogénico acoplado térmicamente a dicho tejido biológico durante un primer período a nivel de una ubicación que luego es irradiada durante un segundo período predeterminado, enfriando así una parte escogida de dicho tejido biológico para establecer un gradiente de temperatura dinámica predeterminada no al equilibrio a través de dicho tejido de modo que sustancialmente únicamente dicha parte escogida de dicho tejido biológico sea enfriada por una caída de temperatura mínima predeterminada; - un medio de láser para irradiar (30, 32) una parte superficial y una parte más profunda de dicha parte escogida de dicho tejido biológico inmediatamente después de dicho primer período durante dicho segundo período aproximadamente igual o superior a un milisegundo para tratar térmicamente dicha parte más profunda de dicho tejido biológico dejando dicha parte superficial de dicho tejido biológico sustancialmente intacta, dicho líquido criogénico teniendo un calor latente de vaporización, dicha parte superficial de dicho tejido biológico siendo enfriada durante dicho segundo período por una modificación de estado de dicho líquido crigogénico al vapor, el calor disipándose rápidamente desde dicha parte superficial de dicho tejido biológico proporcionando dicho calor latente de vaporización a dicho líquido criogénico, dicho calor que se disipa en una cantidad determinada por dicha cantidad predeterminada de líquido criogénico acoplado térmicamente a dicha parte superficial de dicho tejido biológico, la cantidad de disipación de dicho calor desde dicha parte superficial de dicho tejido biológico siendo especificado por dicha cantidad predeterminada de dicho líquido criogénico térmicamente acoplado a dicha parte superficial de dicho tejido biológico y por dicho calor latente de vaporización de dicho líquido criogénico; y - un generador (28) de acción retardada acoplado al medio de láser (30, 32) para controlar el principio del impulso láser y acoplado al medio de enfriamiento criogénico (22, 24) para proporcionar uno o varios chorros de cantidades correspondientes predeterminadas de líquido criogénico acoplado térmicamente a dicho tejido biológico durante el tercer período predeterminado a nivel de dicha ubicación que está siendo irradiada para mantener dicha parte escogida de dicho tejido biológico a una temperatura seleccionada media o inferior, dicha parte más profunda de dicha parte escogida de dicho tejido biológico puede así ser tratada con láser sin dañar dicha parte superficial, caracterizado porque - el generador (28) de acción retardada es arreglado y configurado de tal modo que el tercer período de aplicación de líquido criogénico, tal como se controla por el generador (28) de acción retardada, coincide parcialmente con dicho segundo período de irradiación por re-aplicación de una segunda cantidad escogida de líquido criogénico durante el tercer período a nivel de la ubicación irradiada del tejido biológico de modo que todo daño de la parte superficial del tejido biológico sea sustancialmente evitado, a pesar de la difusión de calor que provenga de la parte más profunda.

Description

Dispositivo de enfriamiento dinámico de tejidos biológicos en cirugía láser.
Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención
La invención se refiere al campo de la cirugía de láser en particular, al tratamiento de calor de tejidos biológicos con pulsos de láser del orden de 10 ms o mayores.
2. Descripción de la técnica anterior
La representación ilustrada de la invención se describe debajo en el contexto de tratamiento de manchas rojas de nacimiento (angioma) en la piel humana, aunque el alcance de la invención sea mucho más amplio ya que se aplica a todos los tipos de cirugías de calores o mediaciones. Así el empleo sobre el pelo, tatuajes, y la eliminación de arrugas está incluido como algunos ejemplos. Un angioma es la malformación congénita, progresiva, vascular de la dermis que implica tubos capilares y posiblemente nervios perivenulares. Los angiomas se producen en aproximadamente tres de cada mil nacimientos vivos. Aunque las manchas rojas de nacimiento (angiomas) puedan encontrarse en cualquier parte del cuerpo, sobre todo aparecen sobre la cara y son descubiertas sobre la distribución dermatomo de los primeros y segundos nervios trigéminos.
En la primera niñez, las manchas rojas (angiomas) son débiles máculas rosadas, pero las lesiones tienden a oscurecerse cada vez más al rojo púrpura y con la edad madura, a menudo con relieve como consecuencia del desarrollo de pápulas vasculares o nódulos y de vez en cuando tumores. La hipertrofia de la base del hueso y el tejido suave ocurre en aproximadamente las dos terceras partes de los pacientes con angioma, y hace que más adelante se desfiguren aún más los rasgos faciales de muchos niños.
Los tratamientos de la técnica anterior para el angioma incluyen cirugía de escalpelo, radiación de ionización, injerto de piel, dermabrasión. criocirugía, tatuaje y electroterapia. Los resultados clínicos han sido considerados insatisfactorios debido al tratamiento posterior de cicatrización cosméticamente inaceptable. Todas estos técnicas previas ya no son consideradas opciones de tratamiento viables por esta razón.
Un láser de colorante bombeado por una lámpara de destellos a impulsos ofrece un acercamiento superior y terapia debido a su capacidad de destruir con criterio selectivo vasos sanguíneos cutáneos. La luz que pasa por la epidermis preferentemente es absorbida por la hemoglobina que es el cromóforo principal en la sangre en los tubos capilares ectáticos en la dermis superior. La energía radiante se convierte en calor causando daño térmico y trombosis en los vasos objetivo. Estudios de la técnica previa han mostrado que un láser de colorante bombeado por una lámpara de destellos a impulsos produce buenos resultados en muchos pacientes pediátricos y adultos.
Estudios histopatológicos de angiomas muestran una epidermis normal que cubre un plexo anormal de vasos sanguíneos dilatados localizados sobre una capa en la dermis superior como esquemáticamente se representa en la vista en corte transversal en la Fig. 1. Los cromóforos predominantes endógenos cutáneos, que absorben la luz en la longitud de onda nanométrica 585 producida por un láser de colorante bombeado por una lámpara de destellos a impulsos, son melanina y hemoglobina. Por lo tanto. la capa de pigmento epidérmica que cubre comprende una barrera o un escudo óptico por el cual primero debe pasar la luz para alcanzar los vasos sanguíneos subyacentes. La absorción de energía de láser por melanina causa un calentamiento localizado en la epidermis y reduce la dosificación de luz que alcanzan los vasos sanguíneos, y así disminuye la cantidad de calor producida en los angiomas objetivos y da lugar a empalidecimiento subóptimo de la lesión.
La proporción de calor generado en manchas rojas (angiomas) con la epidermis es una medida del calentamiento relativo del angioma en relación con la epidermis. Los mejores resultados clínicos obtenidos en un paciente que sufre l~. terapia de láser se obtienen cuando la proporción de calor generado en el paciente en el angioma en relación con la epidermis es mayor que o igual a uno. Lamentablemente, para muchas lesiones, el umbral del daño epidérmico después de la terapia de láser está muy cercano al umbral para el empalidecimiento permanente del angioma.
Un método previo de la técnica que se ha intentado es la aplicación de cubitos de hielo en la superficie de la piel antes del tratamiento de láser, B. A. Gitchrest et al. "Chilling Port Wine Stains improves the Response to Argon Laser Therapy", Plast. Reconstr. Surg. 1982; 69:278-83. Sin embargo, estos tratamientos no han dado resultados completamente satisfactorios, y tampoco han conducido a una respuesta terapéutica mejorada, es decir el empalidecimiento mejorado del angioma.
Otros intentos previos que intentan facilitar un enfriamiento de la superficie de la epidermis utilizando bolsas de plástico estancas llenas de hielo colocándolas sobre la superficie de la piel durante cinco minutos, comprimiendo el gas freón utilizado durante la irradiación, o poniendo agua fría directamente sobre el área que está siendo irradiada también han sido explorados, A. J. Welch et al., "Evaluation of Cooling Techniques for the Protection of the Epidermis During ND-YAG Laser Irradiation of the Skin", Neodimium-YAG Laser in Medicine, ed. Stephen N. Joffe 1983 Sin embargo, estos estudios se hicieron con el tejido de cadáver de cerdo y normalmente se utilizaban períodos de enfriamiento de 2 a 14 segundos. Los resultados obtenidos con freón eran buenos en sólo el 28.5 por ciento de los casos, en algunos casos, la superficie de la piel se congelaba momentáneamente, y en otros, se descubrió que el chorro de freón sobreenfrió la superficie de la piel.
Por lo tanto, lo que es necesario es algún tipo de metodología o aparato que pueda ser usado con eficacia para proporcionar resultados positivos uniformemente, es decir permitiendo el tratamiento de las capas más profundas o seleccionadas de tejido sin un daño no específico al superior en las capas superiores o no seleccionadas utilizando pulsos más largos eficaces para el tratamiento de angiomas más grandes y otras deposiciones de cromóforo mayores.
Un aparato según el preámbulo de la reivindicación 1 se describe en EE.UU 58 14040. Este documento describe un aparato para realizar el tratamiento de láser de tejidos biológicos que comprende un medio para refrescar una parte seleccionada de dicho tejido biológico para un primer período de tiempo predeterminado para establecer un no equilibrio de gradiente de temperatura dinámico predeterminado a través del tejido de modo que considerablemente sólo la parte seleccionada de dicho tejido biológico se refresque mediante una gota predeterminada mínima de temperaturas, dicho gradiente de temperatura dinámico se establece proporcionando un chorro de una cantidad predeterminada de un líquido criogénico en contacto directo con dicho tejido biológico durante dicho primer período de tiempo en un lugar que más tarde es irradiado durante un segundo período predeterminado.
Además, los medios para irradiar una parte superficial y más profunda de dicha parte seleccionada de dicho tejido biológico durante dicha segunda vez se proporcionan para tratar de forma térmica la dicha parte más profunda de dicho tejido biológico dejando la dicha parte superficial de dicho tejido biológico considerablemente intacto, dicho líquido criogénico tiene un calor latente de vaporización, la dicha parte superficial de dicho tejido biológico siendo enfriada durante dicho segundo período mediante un cambio de estado de dicho líquido criogénico a vapor; calor rápidamente disipado de dicha parte superficial de dicho tejido biológico mediante el suministro de dicho calor latente de vaporización a dicho líquido criogénico, dicho calor siendo disipado en una cantidad determinada por dicha cantidad predeterminada de líquido criogénico aplicado a dicha parte superficial de dicho tejido biológico, la cantidad de disipación de dicho calor de dicha parte superficial de dicho tejido biológico siendo especificada por dicha cantidad predeterminada de dicho líquido criogénico aplicado a dicha parte superficial de dicho tejido biológico y por dicho calor latente de vaporización de dicho líquido criogénico. Dicha parte más profunda de dicha parte seleccionada de dicho tejido biológico puede ser tratada por láser sin daño a la dicha parte superficial.
Breve resumen de la invención
Estructuras dérmicas de tejido más grandes requieren cantidades más grandes de energía de láser para ser tratadas con eficacia. A causa de la difusión de calor, cuando son aplicados pulsos más largos de láser a estructuras de tejido dérmico, algo de esta energía de calor añadida será depositada todavía en la epidermis durante el pulso de láser, y el calor adicional se difundirá en la epidermis de las estructuras de tejido dérmico calentadas después del pulso de láser. Estos dos efectos podrían potencialmente elevar la temperatura en la epidermis a valores más altos que en tratamientos corrientes. Por esta razón, chorros de criógeno que enfría para proteger la epidermis durante el tratamiento de láser con longitudes de pulso largas y dosis más altas de láser necesitará ser modificado del protocolo proporcionado para pulsos más cortos de láser.
De ahí, múltiples chorros de criógeno son aplicados inmediatamente antes, durante y después de un único pulso de láser de 10-100 ms. Los chorros de criógeno son similares en cantidad y duración a los usados en tratamientos de pulsos más cortos de láser, pero su repetición es eficaz a la hora de reducir y en la mayor parte de los casos de eliminar el daño a la epidermis durante el tratamiento de láser de estructuras de tejido dérmico. La tasa de repetición es ajustada no sólo para proteger la epidermis de la exposición más larga directa de láser de la epidermis, sino para acomodar la difusión de calor de la dermis debido también a la exposición más larga directa de láser de la dermis.
Más expresamente, la invención es un aparato para realizar e tratamiento de láser de tejidos biológicos que comprenden los pasos de refrescar una parte seleccionada del tejido biológico para un primer período de tiempo predeterminado para establecer un gradiente dinámico de temperaturas en no equilibrio predeterminado a través del tejido de modo que considerablemente sólo la parte seleccionada del tejido biológico sea refrescada por un mínimo descenso predeterminado de temperaturas. El gradiente predeterminado dinámico de temperaturas se establece proporcionando un chorro de una cantidad predeterminada de líquido criogénico en contacto directo con el te pido biológico en el primer período en un sitio en el que más tarde es irradiado durante un segundo período predeterminado. Una parte superficial y más profunda de la parte seleccionada del tejido biológico es inmediatamente irradiada después del primer período de tiempo durante el segundo período que es aproximadamente igual o superior un milisegundo. La irradiación es eficaz para tratar térmicamente la parte más profunda del tejido biológico dejando la parte superficial del tejido biológico considerablemente intacta. El líquido criogénico tiene un calor latente de vaporización. La parte superficial del tejido biológico se refresca en el segundo período mediante un cambio de estado del líquido criogénico a vapor. El calor se disipa rápidamente de la parte superficial del tejido biológico mediante el suministro del calor latente de vaporización al líquido criogénico. El calor se disipa en una cantidad determinada por la cantidad predeterminada de líquido criogénico aplicado a la parte superficial del tejido biológico. La cantidad de disipación del calor de la parte superficial del tejido biológico se especifica por la cantidad predeterminada del líquido criogénico aplicado a la parte superficial del tejido biológico y por el calor latente de vaporización del líquido criogénico.
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La parte seleccionada del tejido biológico se refresca para un tercer período de tiempo predeterminado que coincide con el segundo período proporcionando uno o varios chorros adicionales de las cantidades predeterminadas correspondientes de líquido criogénico en contacto directo con el tejido biológico en el sitio en el que está siendo irradiado para mantener la parte seleccionada del tejido biológico en o bajo un promedio de temperatura seleccionada.
La parte superficial es adyacente a la parte más profunda y el paso de irradiar la parte más profunda comprende el paso de irradiar la parte más profunda del tejido biológico a través de la parte superficial. En la representación ilustrada, el tejido biológico es piel. La parte superficial es la epidermis y la parte más profunda es la dermis situada debajo de la melanina contenida en la epidermis. El paso de establecer un perfil predeterminado dinámico de temperaturas establece un perfil dinámicamente refrescado considerablemente sólo en la epidermis.
La refrigeración con el chorro criogénico se realiza disponiendo líquido criogénico en forma de gotitas o como una bruma criogénica en el lugar. El aparato también puede ser pensado como establecimiento de un recipiente de calor térmico térmicamente acoplado a la parte superficial del tejido biológico. El establecimiento del recipiente de calor térmico comprende el paso de eliminar considerablemente una barrera aire-a-superficie aislante en la parte superficial del tejido biológico.
En la representación ilustrada, la refrigeración se realiza con el chorro criogénico que se aplica a la parte superficial del tejido biológico, es decir disponiendo un líquido a una temperatura predeterminada refrescada en la superficie de la parte superficial del tejido biológico. El líquido tiene un punto de ebullición inferior a las temperaturas normales de la parte superficial del tejido biológico.
El primer período de tiempo predeterminado del chorro criogénico tiene una duración de tiempo suficiente para proporcionar un descenso de aproximadamente 40-50 grados Centígrados de temperatura en la superficie de la parte superficial del tejido biológico. La duración de cada uno de los chorros criogénicos es del orden de unas decenas de milisegundos.
El aparato comprende además el paso de reestablecer un perfil predeterminado dinámico de temperaturas en la parte superficial del tejido biológico después de la irradiación de la parte más profunda del tejido biológico. El paso de reestablecer el perfil predeterminado dinámico de temperaturas en la parte superficial del tejido biológico se realiza después tanto en las partes superficiales como en las más profundas del tejido biológico que son irradiadas. La restauración se alcanza aplicando chorros de criógeno adicionales a la parte superficial después o durante dicha irradiación del láser. Cada uno de los chorros, sin embargo, con similar duración o cantidad al protocolo de enfriamiento realizado con pulsos sustancialmente más cortos de láser, es decir de menos de un milisegundo de duración.
La invención y sus diversos modos pueden ser mejor visualizadas pasando ahora a los dibujos siguientes en los que los elementos parecidos se refieren con números de referencias parecidas.
Breve descripción de los dibujos
La Fig. 1 es una parte sumamente esquemática de la vista en sección ( no a escala) de tejido humano de la piel que tiene un angioma integrado en la dermis.
La Fig. 2 es un gráfico de los perfiles de temperatura dinámicos enfriados en la piel como una función de profundidad para chorros criogénicos de 10 a 100 microsegundos.
La Fig. 3 es un diagrama simplificado mostrando el empleo del aparato de la invención para dirigir la metodología de la invención.
La Fig. 4 es un gráfico de las medidas de temperaturas superficiales de la piel obtenidas usando un detector rápido infrarrojo enfocando un angioma sobre un paciente humano que ha tenido el lugar refrescado dinámicamente inmediatamente antes del chorro de láser.
La Fig. 5 es un gráfico de las medidas de temperaturas superficiales de la piel obtenidas como en el caso de la Fig. 4 de un lugar de prueba sobre el mismo paciente en el cual el lugar de prueba no ha tenido ninguna refrigeración.
La invención y sus modos diversos ahora pueden ser entendidos en términos de la descripción detallada siguiente.
Descripción detallada de los modos preferidos
Refrigerando dinámicamente una ubicación objetivo en la epidermis de un paciente que sufre la terapia de láser permite la maximización del daño térmico en la ubicación objetivo reduciendo al mismo tiempo al mínimo la herida no específica de la epidermis normal supracente. Se aplican uno o varios chorros criogénicos a la superficie de la piel durante un período de tiempo predeterminado, por lo general cada chorro del orden de unas decenas de milisegundos de duración de modo qué lo que se enfría permanece localizado en la epidermis dejando la temperatura de la ubicación objetivo más profunda considerablemente inalterada. El resultado es que no ocurre esta desnaturalización epidérmica y necrosis que normalmente ocurre en sitios de la piel no refrescados irradiados con láser y que la mediación clínicamente significativa de calor de los sitios objetivo establece que se consigue láser fototermólisis selectivo o que se alcanza la mediación de la ubicación objetivo. Además, la refrigeración dinámica epidérmica reduce la incomodidad del paciente asociada normalmente con la terapia de un láser de colorante bombeado por una lámpara de destellos a impulsos.
Se cree que todos los métodos intentados anteriormente para refrescar los lugares irradiados por láser para prevenir el daño epidérmico han fallado esencialmente debido a la respuesta térmica de la piel a la refrigeración prolongada en la cual se alcanza una distribución de temperaturas casi estable. En estado estable o en refrigeración prolongada, la temperatura interna aumenta linealmente desde la superficie de la piel hacia las capas subcutáneas. Por lo tanto, además de la refrigeración de la epidermis, la refrigeración prolongada también reduce la temperatura ambiental de la capa del lugar inferior objetivo. Cualquier aumento del umbral para el daño epidérmico alcanzado por la reducción de temperaturas es casi completamente compensado por la energía adicional requerida para calentar el lugar objetivo a una temperatura suficiente para obtener el láser fototermólisis selectivo o la mediación.
Con la aplicación de refrigeración dinámica según la invención, la epidermis puede ser refrescada con criterio selectivo. Cuando un chorro de criógeno es aplicado a la superficie de la piel durante un corto período de manera apropiada. es decir del orden de unas decenas de milisegundos, el enfriamiento permanece localizado en la epidermis mientras que se mantiene la temperatura de la ubicación objetivo más profunda inalterada. Ver, por ejemplo, la Fig. 2, que es un gráfico de los los perfiles de temperatura dinámicos enfriados en la piel como una función de profundidad para chorros criogénicos de 10 a 100 microsegundos. La escala vertical se muestra en grados Centígrados, mientras la escala horizontal es la profundidad en el tejido en milímetros.
La zona 10 representa generalmente la posición de melanina epidermal. La zona 12 representa esquemáticamente la profundidad típica en la cual se encuentran lugares objetivo. La curva 14 es el perfil de temperaturas inmediatamente después de un chorro criogénico de 10 milisegundos aplicado al lugar de prueba como se describe después. Las curvas 16, 18, 20 y 21 son los perfiles de temperaturas para chorros criogénicos 20, 30, 50 y 100 milisegundos, respectivamente. Puede apreciarse que para los chorros criogénicos de estas duraciones considerablemente toda la refrigeración de temperatura que ocurre está en el área de la piel encima de la región de lugar objetivo 12. Mientras tanto las temperaturas en la región de lugar objetivo 12 están inalteradas.
Si la piel es refrescada dinámicamente de modo que el calor disminuya de una forma constante, un flujo de calor F_{0}, temperatura instantánea de la piel, T_{S}, se da por la ecuación (1)
1
Z es la profundidad de la piel, t es el tiempo, T_{i} es la temperatura inicial en la superficie de la piel, K es la conductividad de calor, X es la difusividad térmica y erfc es la función de error complementaria. De la ecuación (1), la reducción de temperaturas de la superficie de la piel en respuesta a la refrigeración dinámica se muestra como sigue:
2
De ahí, surje que la reducción de temperaturas es proporcional al flujo de calor, F_{0} y la raíz cuadrada del tiempo de enfriamiento, t_{C}. Para un flujo determinado, el tiempo de exposición al chorro criogénico, t_{C}, debe ser lo suficientemente largo para producir \DeltaT_{0} mayor, pero lo suficientemente corto para evitar la refrigeración conductora de los vasos de la ubicación objetivo en la región 12.
La Fig. 3 es una descripción sumamente esquemática de una representación del aparato de la invención en la cual se practica la metodología que se describe anteriormente. Un criógeno de prueba, que en la representación ilustrada es tetrafluoretano. C_{2}H_{2}F_{4} con un punto de ebullición de -26.5 grados Centígrados, y que es un substituto de freón ecológicamente compatible, no tóxico, no inflamable, se utiliza como agente que refresca una superficie. Múltiples chorros criogénicos cortos, teniendo cada uno una duración del orden de unas decenas de milisegundos llegan a la superficie de la piel a través de una válvula electrónicamente controlada solenoide 22, dicha válvula se suministra con criógeno de prueba de un depósito criogénico 24.
\newpage
Un detector infrarrojo rápido 26, que en la representación ilustrada es un detector de serie focal InSb 128 x 128 plano, sensible en el micrón 3-5 de gama espectral, se utiliza para medir la temperatura superficial de la piel antes, durante y después del chorro criogénico y el pulso de láser. El detector 26 se utiliza en el sistema de la Fig. 3 como medio para verificar resultados de prueba. Debe ser entendido que en una representación comercial de la invención, el detector 26 puede ser omitido o puede utilizarse en su lugar un detector de calor más simple y menos caro.
El detector 26 es activado por un circuito de acción retardada de forma digital 28 como el fabricado por los Sistemas de Investigación Stanford de Sunnyvale, California. La válvula Solenoide 22 se activa de modo similar en un tiempo de -t_{C} simultáneamente con el detector 26. Cuando la t = 0, se activa un láser de colorante bombeado por una lámpara de destellos a impulsos 30 funcionando a una longitud de onda de 585 nanometros con una anchura de pulso de 450 microsegundos.
El tiempo de exposición al chorro criogénico y el intervalo entre el uso de chorros criogénicos y el inicio del pulso de láser se controla por el generador de acción retardada 28 y es por lo general menos de 1 milisegundo. El chorro criogénico liberado de la válvula solenoide 22 comprende gotitas de criógeno refrescado por la evaporación y la bruma formada por la extensión adiabática de vapor.
Se ha descubierto que las gotitas de criógeno proporcionan un mejor recipiente de calor que gas simplemente refrescado. En la ubicación de prueba de la superficie de la \tau_{L} piel, se realiza el chorro criogénico para cubrir una zona circular aproximada de alrededor de 7 milímetros de diámetro concéntrico con el punto de láser que es aproximadamente de 5 milímetros de diámetro. Claramente, la forma, el tamaño y la disposición de la región refrescada en relación con la región irradiada pueden variarse según la aplicación en diversas formas compatibles con las enseñanzas de la invención.
Típicamente los pacientes que sufren la terapia de láser d° colorante bombeado por una lámpara de destellos a impulsos expresan sensaciones del orden de "un pinchazo de alfiler caliente" "o una goma elástica que se estrella contra la piel". El nivel de incomodidad es energía dependiente y aumenta con altas dosificaciones de luz y también varía con la sensibilidad del lugar anatómico tratado. La tolerancia de dolor generalmente disminuye con la disminución de la edad del paciente. Una ventaja adicional de la refrigeración dinámica epidérmica es la reducción y en algunos casos, la eliminación de esta incomodidad. Cuando la epidermis es refrescada rápidamente con chorros criogénicos de más de 20 milisegundos inmediatamente antes de la exposición de láser, los sujetos en el estudio presente relatan que no sienten "nada en absoluto". Los sujetos tratados con un chorro criogénico corto como de 5 milisegundos relatan la mejora significativa del nivel de comodidad asociada con la terapia de un láser de colorante bombeado por una lámpara de destellos a impulsos.
Se sugieren dos motivos para la reducción de dolor relatada por pacientes de lugar objetivo cuando se utiliza la refrigeración dinámica epidérmica ante; de la exposición de láser. El primero, la temperatura máxima superficial alcanzada inmediatamente después de la exposición de láser es inferior y en algunos casos tanto como 40 grados Centígrados menos que en el lugar refrescado comparando con el lugar no refrescado. Segundo, el criógeno que permanece sobre la piel se evapora y sigue quitando el calor atrapado por el interfaz de aire de la piel después de la irradiación de láser. Por lo tanto, la temperatura de epidermis post irradiada disminuye más rápidamente sobre el lugar refrescado comparando con el lugar no refrescado.
Reducciones similares superficiales de temperaturas se logran utilizando chorros de criógeno más cortas. Esto sugiere que el descenso instantáneo de temperaturas, T_{0}, antes de la exposición de láser no sea el único efecto de calor responsable de los resultados observados. Incluso es más importante la retirada rápida de calor de la epidermis después de la exposición de láser pulsado debido al establecimiento de un gradiente grande de temperaturas cerca de la superficie de la piel.
La pérdida de calor de la piel humana al contacto con el aire es insignificante porque el interfaz de aire de tejido es un aislante de calor excelente. Sin refrigeración, el calor que se difunde lejos de la capa de absorción de melanina y el lugar objetivo aumenta cerca de la superficie de la piel y produce una temperatura elevada superficial que persiste bastante tiempo después de la exposición de láser. Eventualmente, la difusión lateral de calor y la refrigeración por la perfusión de sangre eliminan el calor aumentado cerca de la superficie, pero esto puede llevar varios segundos.
Se cree que un elemento importante en la refrigeración dinámica es la retirada de calor que aumenta cerca de la superficie de la piel por el líquido criogénico que se evapora. El criógeno aplicado a la piel crea un recipiente de calor debajo de la superficie de la piel que puede restar el calor antes, durante y después de la exposición de láser. El recipiente de calor persiste mientras el criógeno líquido permanece sobre la superficie de la piel. Para cualquier chorro criogénico determinado, el tamaño o la capacidad del recipiente son proporcionales al área entre la curva correspondiente de temperaturas mostrada en la Fig. 2 y una línea horizontal en la temperatura ambiental de la piel con aproximadamente 30 grados Centígrados. Esto se representa en la Fig. 2 como un área rayada 38 para un chorro criogénico de 10 milisegundos.
Un objetivo entonces es el de crear con la refrigeración dinámica un recipiente de calor que pueda retirar rápidamente el calor atrapado sin refrescar el lugar objetivo en la región 12. Un factor importante de retirada del calor de la piel es el gradiente de temperaturas que se establece cerca de la superficie de la piel. Cuanto más alto sea el gradiente, más rápido se retira una cantidad determinada de calor. Así, para tener éxito, el criógeno debería producir una gran descenso superficial de temperatura tan rápidamente como sea posible. Además, la cantidad de criógeno que llega puede ser controlada y así, el calor residual es retirado por el criógeno que ha permanecido sobre la superficie de la piel después de la exposición de láser. Si el calor adicional es retirado, se puede aplicar más criógeno inmediatamente después de la exposición de láser. Así, la invención presente contempla no sólo un chorro criogénico inmediatamente antes de la exposición de láser, sino también uno o varios chorros criogénicos a partir de entonces.
La complejidad del proceso de refrigeración dinámico garantiza una elección cuidadosa del criógeno y la optimización de varios parámetros de enfriamiento. Según la invención, se selecciona el criógeno en base a los factores siguientes. El criógeno debe tener: (1) adherencia suficiente para mantener un buen contacto superficial con la pie]; (2) una alta conductividad de calor para que la epidermis pueda ser refrescada muy rápidamente antes de la exposición de láser; (3) un punto de ebullición bajo para establecer un gradiente alto de temperatura en la superficie; (4) un alto calor latente de vaporización para sostener la refrigeración por evaporación de la epidermis después de la exposición de láser; y (5) ningún efecto dañino ni para la salud ni para el medio ambiente. Aunque en la representación ilustrada se haya descrito el empleo de tetrafluoretano, otros muchos criógenos podrían ser substituidos con resultados similares siempre y cuando tengan uno o varios de los dichos factores a su favor.
Además, según la invención, la selectividad de la refrigeración dinámica de la epidermis puede ser optimizada controlando: (1) la duración del chorro o chorros que enfrían; (2) la cantidad de criógeno depositado sobre la superficie de la piel de modo que el efecto de refrigeración por evaporación pueda ser maximizado; (3) el cronometraje de refrigeración dinámica en relación con la exposición de láser; (y 4) la longitud del pulso de láser.
Además, se contempla que esta aplicación puede ser maximizada utilizando una pieza portátil que se sostiene en la mano que incorpora una fibra de láser unida con una válvula en miniatura de solenoide que libera al tiempo chorros criogénicos en la piel. En este caso, una única unidad que se sostiene en la mano sería empleada substituyendo la válvula solenoide 22 y la pieza de mano de suministro de láser 32 de la Fig. 4. El empleo de un único instrumento para proveer tanto rociados criogénicos con criterio selectivo de refresco en ciertas áreas de la piel en relación con el punto irradiado como proporcionar el rayo láser es expresamente contemplado.
La importancia de la refrigeración dinámica epidérmica tiene amplias implicaciones para el desarrollo de futuros sistemas de láser para la terapia de lugar objetivo. Actualmente, sólo una pequeña proporción de pacientes con manchas rojas/angiomas son capaces de realizar la decoloración completa de sus lesiones incluso después de sufrir múltiples tratamientos de láser. Una razón del fracaso del tratamiento ha sido la generación de calor inadecuada dentro de grandes vasos sanguíneos del lugar objetivo. Una duración de pulso de 450 microsegundos mostrada en la representación ilustrada es demasiado corta para generar temperaturas suficientemente altas durante los suficientes períodos de tiempo para destruir irreversiblemente grandes vasos sanguíneos de lugares objetivo. Se espera un resultado terapéutico mejorado para sistemas de láser utilizando la invención presente con las duraciones de pulso del orden de varios milisegundos. Aunque pulsos de duraciones más largos seguramente destruirán grandes vasos sanguíneos en el lugar objetivo, tales sistemas de láser también producirán mayor herida epidérmica debido a la absorción no específica de melanina y disipación de calor de los vasos heridos. Así, está dentro del ámbito de la invención refrescar con criterio selectivo y proteger la epidermis que cubre durante exposiciones de pulso más largas.
Por ejemplo, además de repetir los patrones de pulso de chorros criogénicos sobre la ubicación de láser, la invención presente contempla la limpieza continua con inyección de gas del lugar antes, durante y después de la exposición de láser. El protocolo según el cual la sustancia que se enfría es aplicada para crear el recipiente de calor sobre la superficie de epidermis no es limitado o restringido en la invención siempre y cuando el tiempo entre el inicio de cuando la refrigeración de la epidermis ocurre y el disparo de láser es corto cuando se compara al tiempo de difusión de calor del objetivo biológico que se intenta destruir de térmicamente, o en este caso, el lugar objetivo.
La refrigeración dinámica como antes se ha revelado en conexión con las Figs. 4 y 5 se dirige a pulsos muy cortos de láser - (< 1 ms ) y la aplicación originaria de la cual esta aplicación es una continuación dirigida en parte a pulsos muy largos o continuos de láser. Así, la refrigeración de rociado de criógeno ha sido anteriormente ilustrada como siendo utilizada en conjunto con pulsos de láser que calienta 10 ms, pero la refrigeración de rociado de criógeno puede ser utilizada en conjunto con pulsos aún más largos de láser para el tratamiento, por ejemplo, de vasos sanguíneos de diámetro muy grandes y otros usos en los cuales la energía de entrada necesaria para la mediación de térmico efectiva se aumenta por encima de los modos ilustrados anteriormente descritos.
La solución analítica para el perfil de temperaturas en la epidermis producida calentando melanina con pulsos de láser servirá para ilustrar mejor la invención. Para pulsos más largos de 1 ms, el salto epidérmico de temperaturas se ve afectado por la difusión de la energía térmica tal como está siendo liberada a la capa melanina. Por consiguiente, el salto a la temperatura máxima en la capa melanina al final del pulso es inferior al que sería con un pulso más corto de láser liberando la misma dosificación de energía de luz total. Este efecto puede ser visto más fácilmente examinando la ecuación para el aumento de temperaturas \DeltaT_{p} en el centro de la capa melanina después del pulso de láser, que se obtiene resolviendo la ecuación de difusión de calor con una fuente de calor de láser que produce Q watts/cm^{3} en toda una capa melanina de d de grosor para una exposición o un período de tiempo de irradiación de \tau_{L}, la duración del pulso de láser. El resultado es:
3
Donde p es la densidad de tejido, C es su calor específico, erf (x) es la función de error, ierfc(x) es la integral de x al infinito de la función de error complementaria, (1 - erf (x)), y d* se relaciona con la d de grosor de la capa melanina por la ecuación
4
donde la D es el coeficiente de difusión de calor.
De la Ecuación (4) encontramos que para una capa típica melanina con el grosor d = 70 \mu.m., d* es muy grande (la d * >> 1) para \tau_{L} < 1 ms. De ahí, de la Ec.
5
donde \DeltaT_{0} es el aumento estándar de temperaturas utilizado para un pulso "corto" cuando no hay ninguna difusión térmica durante el calentamiento de láser. Sin embargo, como puede verse a partir de la Ec. (3), para \tau = 10 ms, la difusión reduce el salto de temperaturas, \DeltaT_{P} (\tau_{L}), a 2/3 \DeltaT_{0}; y para un pulso más largo de láser de 100 ms casi toda la energía térmica se difunde en dirección contraria a la capa melanina mientras se está calentando, reduciendo de \DeltaT_{p} (\tau_{L}) a 0.1 \DeltaT_{0}.
Sin embargo, duraciones de pulso más largas de láser en 10 a 100 ms de gama son deseables para el calentamiento óptimo de vasos sanguíneos de gran diámetro PWS. El resultado mostrado en la Ec. (3) es un caso particular del resultado general que hemos obtenido para el aumento de temperaturas \DeltaT (z, t) obtenido resolviendo la ecuación de difusión de calor en toda una capa melanina que se extiende desde la z = 0 a la z = d, es decir:
6
donde z* = z/2(Dt)^{1/2}, y todos los otros términos son como se han definido antes. Este resultado conduce a la Ec. (3) al centro de la capa melanina de donde la z = d/2. Se ha de señalar que este resultado sirve para toda la z, tanto dentro como fuera de la capa melanina, pero descuida cualquier efecto debido a la superficie de la piel, que se localiza en algún valor negativo de z en este sistema de coordenadas. Los efectos superficiales de la piel no son importantes para nuestros cálculos a no ser que el calentamiento dure lo bastante como para calentar para difundirse sobre la superficie de la piel y luego volver a la capa melanina.
Para resumir, debido a la difusión térmica, una dosis de energía fija de láser en Joules/cm^{3} liberada a la superficie de la piel mediante un pulso largo de láser produce un salto inferior de temperatura en la capa melanina que un pulso corto; de ahí se reduce la probabilidad de daño a la epidermis. Además, por la misma razón es probable que cuando se dispone de pulsos más largos de láser, mayores dosis de láser se utilizarán para tratar los vasos sanguíneos PWS. Algo de esta energía térmica añadida todavía será depositada en la epidermis durante el pulso de láser, y el calor adicional se difundirá en la epidermis de los vasos sanguíneos calentados PWS después del pulso de láser. Estos dos efectos podrían potencialmente elevar la temperatura en la epidermis a valores más altos que en tratamientos actuales. Por esta razón, la refrigeración de rociado de criógeno será aún más deseable para proteger la epidermis durante el tratamiento de vasos sanguíneos PWS de láser con longitudes de pulso largas y dosis más altas de láser.
Desde que chorros de criógeno con duraciones tan cortas como unos milisegundos han mostrado que proporcionan significativa refrigeración de la epidermis, proponemos que múltiples chorros de criógeno antes, durante y después de un Túnico pulso de 10-100 ms de láser sean eficaces para reducir y en la mayor parte de casos eliminar el daño a la epidermis durante el tratamiento de láser de vasos sanguíneos PWS y otras dermatosis. El mismo sistema de liberación de chorro de criógeno utilizado para el empleo en conjunto con el calentamiento de pulso corto de láser también puede ser utilizado conjuntamente con el calentamiento de pulsos de láser más largos.
Además aunque la invención presente haya sido descrita en el contexto de ubicaciones objetivo, debe ser entendido expresamente que el empleo de refrigeración dinámica en conjunto con la cirugía de láser puede ser aplicado también directamente a muchos usos diferentes en el campo de dermatología, como el colágeno de tratamiento de láser y el tratamiento de arrugas de tatuajes, y melanosis epidérmica y dérmica, o la depilación; en el campo de oftalmología, como cirugía de córnea; ortopedia y en el campo de odontología. La metodología y el aparato pueden ser aplicados en cualquier caso en el que sea importante mantener a un nivel bajo el daño de temperatura o de calor a tejidos adyacentes o suprayacentes mientras se está calentando o se está impactando de forma térmica otros tejidos objetivo.

Claims (14)

1. Aparato para realizar un tratamiento térmico de tejidos biológicos que comprende:
-
un medio de enfriamiento criogénico (22, 24) para suministrar un chorro de una cantidad predeterminada de líquido criogénico acoplado térmicamente a dicho tejido biológico durante un primer período a nivel de una ubicación que luego es irradiada durante un segundo período predeterminado, enfriando así una parte escogida de dicho tejido biológico para establecer un gradiente de temperatura dinámica predeterminada no al equilibrio a través de dicho tejido de modo que sustancialmente únicamente dicha parte escogida de dicho tejido biológico sea enfriada por una caída de temperatura mínima predetermi- nada;
-
un medio de láser para irradiar (30, 32) una parte superficial y una parte más profunda de dicha parte escogida de dicho tejido biológico inmediatamente después de dicho primer período durante dicho segundo período aproximadamente igual o superior a un milisegundo para tratar térmicamente dicha parte más profunda de dicho tejido biológico dejando dicha parte superficial de dicho tejido biológico sustancialmente intacta, dicho líquido criogénico teniendo un calor latente de vaporización, dicha parte superficial de dicho tejido biológico siendo enfriada durante dicho segundo período por una modificación de estado de dicho líquido crigogénico al vapor, el calor disipándose rápidamente desde dicha parte superficial de dicho tejido biológico proporcionando dicho calor latente de vaporización a dicho líquido criogénico, dicho calor que se disipa en una cantidad determinada por dicha cantidad predeterminada de líquido criogénico acoplado térmicamente a dicha parte superficial de dicho tejido biológico, la cantidad de disipación de dicho calor desde dicha parte superficial de dicho tejido biológico siendo especificado por dicha cantidad predeterminada de dicho líquido criogénico térmicamente acoplado a dicha parte superficial de dicho tejido biológico y por dicho calor latente de vaporización de dicho líquido criogénico; y
-
un generador (28) de acción retardada acoplado al medio de láser (30, 32) para controlar el principio del impulso láser y acoplado al medio de enfriamiento criogénico (22, 24) para proporcionar uno o varios chorros de cantidades correspondientes predeterminadas de líquido criogénico acoplado térmicamente a dicho tejido biológico durante el tercer período predeterminado a nivel de dicha ubicación que está siendo irradiada para mantener dicha parte escogida de dicho tejido biológico a una temperatura seleccionada media o inferior, dicha parte más profunda de dicha parte escogida de dicho tejido biológico puede así ser tratada con láser sin dañar dicha parte superficial,
caracterizado porque
-
el generador (28) de acción retardada es arreglado y configurado de tal modo que el tercer período de aplicación de líquido criogénico, tal corno se controla por el generador (28) de acción retardada, coincide parcialmente con dicho segundo período de irradiación por re-aplicación de una segunda cantidad escogida de líquido criogénico durante el tercer período a nivel de la ubicación irradiada del tejido biológico de modo que todo daño de la parte superficial del tejido biológico sea sustancialmente evitado, a pesar de la difusión de calor que provenga de la parte más profunda.
2. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el generador de acción retardada es arreglado y configurado de tal modo que el primer y tercer períodos sean controlados por el generador de acción retardada según la dosis térmica administrada en la parte superficial del tejido biológico durante el segundo período, dichos primeros y terceros períodos son controlados por el generador de acción retardada según características individuales del paciente que afecta la dosis térmica a la parte superficial durante el segundo período, y en el cual el segundo período está controlado por el generador de acción retardada para proporcionar una dosis térmica a los cromóforos objetivo de la parte más profunda del tejido biológico, dicha dosis térmica es eficaz para mediar quirúrgicamente los cromóforos objetivo.
3. Aparato según la reivindicación 2 en el cual el generador de acción retardada es arreglado y configurado para controlar selectivamente repetitivamente el primer, el segundo y el tercer período según las características del paciente con un índice de repetición que puede ser controlado a cerca de algunos milisegundos.
4. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) para enfriar con dicho chorro de líquido criogénico comprende un medio para disponer de gotitas de líquido criogénico acopladas térmicamente sobre dicha ubicación.
5. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) para enfriar con dicho chorro de líquido criogénico comprende un medio para disponer de una bruma de líquido criogénico acoplada térmicamente sobre dicha ubicación.
6. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) comprende un medio para establecer un recipiente de calor térmico acoplado térmicamente a dicha parte superficial de dicho tejido biológico.
\newpage
7. Aparato según la reivindicación 6 en el cual el medio para establecer un recipiente de calor térmico comprende un medio para eliminar sustancialmente una barrera aislante aire-a-superficie a nivel de dicha parte superficial de dicho tejido biológico.
8. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) para enfriar con dicho chorro de líquido criogénico aplicado sobre dicha parte superficial de dicho tejido biológico comprende medios para disponer de un líquido en una temperatura enfriada predeterminada en la superficie de dicha parte superficial de dicho tejido biológico, dicho líquido tiene un punto de ebullición inferior a las temperaturas normales de dicha parte superficial de dicho tejido biológico y en el cual dicho primer período predeterminado de dicho chorro de liquido criogénico tiene una duración suficiente para proporcionar una caída de temperatura de cerca de 40-50 grados centígrados a nivel de dicha superficie de dicha parte superficial de dicho tejido biológico.
9. Aparato según la reivindicación 8 en el cual dicha duración de cada uno de los chorros de líquido criogénico es del orden de décimas de milisegundo.
10. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) para enfriar restablece un perfil de temperatura dinámica predeterminada en dicha parte superficial de dicho tejido biológico después de la irradiación de dicha parte más profunda de dicho tejido biológico, las dichas partes superficiales y más profundas de dicho tejido biológico siendo acopladas térmicamente.
11. Aparato según la reivindicación 10, en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) para enfriar restablece dicho perfil de temperatura después de que la parte superficial y la parte más profunda de dicho tejido biológico hayan sido irradiadas aplicando refrigeración suplementaria sobre dicha parte superficial después o durante su irradiación de láser, cada uno de dichos chorros son de duración y de cantidad de líquido criogénico similares aplicados con impulsos láser durante menos de un milisegundo.
12. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) para enfriar dicha parte escogida de dicho tejido biológico durante un tercer período predeterminado disipa el calor desde dicha parte escogida de dicho tejido biológico a través de una capa delgada de dicho líquido criogénico acoplado térmicamente a dicha parte escogida de dicho tejido biológico a una velocidad lo suficientemente elevada para impedir un daño biológico inducido térmicamente de la parte superficial de dicho tejido biológico; y en el cual el medio de enfriamiento (22, 24) para enfriar dicha parte escogida de dicho tejido biológico durante un tercer período predeterminado detiene rápidamente dicho enfriamiento para impedir toda eliminación sustancial de calor desde dicha parte más profunda de dicho tejido biológico que interferiría con un efecto biológico térmico sobre dicha parte más profunda de dicho tejido biológico; Y comprendiendo además un medio para repetir el enfriamiento de dicha parte escogida de dicho tejido biológico al mismo tiempo que dicha etapa de irradiación y que detiene rápidamente el enfriamiento mediante aplicaciones suplementarias de contacto directo de un líquido criogénico a dicha parte escogida para impedir toda lesión térmica de dicha parte superficial durante una irradiación de impulso extenso de un milisegundo o más y para adaptar la difusión térmica desde la parte más profunda hacia dicha parte escogida, dicha parte más profunda de dicho tejido biológico puede ser tratada térmicamente sin dañar dicha parte superficial.
13. Aparato según la reivindicación 1 en el cual el medio de láser (30, 32) para irradiar una parte superficial y más profunda de dicha parte escogida de dicho tejido biológico durante dicho segundo período irradia cromóforos objetivo a una parte adyacente y distal escogida de dicho tejido biológico comenzando después del primer período y continuando durante un segundo período predeterminado que puede ser controlado cerca de algunos milisegundos, y en el cual el primer período es inferior a lo que es necesario para enfriar sustancialmente dichos cromóforos objetivo, la interrupción del segundo período puede ser controlada cerca de algunos milisegundos, y dicho segundo período es inferior al período a partir del cual las lesiones aparecen en la parte superficial, el medio para enfriar dicha parte escogida de dicho tejido biológico durante un tercer período proporciona una cantidad predeterminada de líquido criogénico de modo que la difusión de calor desde dicha parte profunda de dicho tejido biológico sea absorbida de modo que las lesiones de dicha parte superficial sean sustancialmente evitadas, a pesar de dicha difusión de calor desde dicha parte más profunda de dicho tejido biológico y desde la irradiación continuada.
14. Aparato según la reivindicación 13 en el cual los dichos primeros y terceros períodos son escogidos según la dosis térmica suministrada a dicha parte superficial de dicho tejido biológico durante dicho segundo período, dichos primeros y terceros períodos fueron ajustados según las características individuales del paciente afectando dicha dosis térmica a dicha parte superficial durante dicho segundo período, y en el cual dicho segundo período es escogido para suministrar una dosis térmica a los dichos cromóforos objetivo de dicha parte más profunda de dicho tejido biológico, dicha dosis térmica es eficaz para mediar quirúrgicamente dichos cromóforos objetivo.
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