ES2322026T3 - Cirugia por hipertermia guiada por mri. - Google Patents
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Abstract
Un aparato de realización de cirugía por hipertermia de un paciente (13), comprendiendo el aparato: una fuente (21) de calor dispuesta para aplicar calor a un volumen de un tumor dentro del paciente que incluye: una sonda (20) invasiva que tiene un eje longitudinal y que incluye una fibra (35) óptica dispuesta dentro de la sonda y que tiene un extremo de entrada y un extremo de salida; una fuente (21) de láser para suministrar energía luminosa al interior de la fibra óptica en el extremo de entrada; un desviador de luz situado en el extremo de salida de la fibra óptica para dirigir la luz de un haz (37) formando un ángulo con el eje longitudinal tal que la rotación de la fibra alrededor del eje longitudinal ocasione que el haz rote alrededor del eje longitudinal; una cánula (31) rígida para recibir un aparte de la fibra en enganche deslizante, de manera tal que la sonda invasiva pueda pasar a través de la cánula en enganche con parte del paciente; estando la sonda dispuesta para ocasionar la dirección del calor hacia una primera posición longitudinal seleccionada y con una primera orientación angular seleccionada hasta que la temperatura en un límite alcance una temperatura hipertérmica requerida, siendo la fibra rotable hasta una o más orientaciones angulares adicionales con el fin de calentar un aparte en forma de disco del volumen de un tumor; un sistema (10, 11) de detección no invasivo dispuesto para generar una serie de señales de salida durante un periodo de tiempo representativa de la temperatura de la superficie del volumen del tumor a medida que la temperatura del volumen del tumor cambia durante ese tiempo; y un sistema (24, 25) de control de la sonda que comprende: un primer medio dispuesto para identificar una pluralidad de localizaciones en el volumen del tumor a calentar hasta la temperatura hipertérmica requerida; un segundo medio dispuesto para usar las señales de salida para monitorizar la temperatura en una pluralidad de localizaciones en el volumen del tumor a medida que la temperatura cambia durante el periodo de tiempo; un tercer medio dispuesto para controlar la fuente de calor y efectuar el calentamiento de una pluralidad de áreas seleccionadas del volumen del tumor, comprendiendo el tercer medio un conjunto (22) de impulsión para ocasionar un primer movimiento longitudinal de la fibra con respecto a la cánula a lo largo del eje longitudinal, y para ocasionar un segundo movimiento rotatorio de la fibra alrededor del eje longitudinal; disponiéndose el sistema de control en respuesta a la temperatura de la superficie del volumen del tumor para operar el tercer medio y controlar la selección del área del volumen del tumor a la que se aplica calor, y para controlar la cantidad de calor aplicado al área del volumen del tumor, de manera tal que se continúa el calentamiento hasta que la temperatura de la superficie del volumen del tumor en una cierta zona angular se eleve hasta una temperatura de coagulación predeterminada.
Description
Cirugía por hipertermia guiada por MRI.
La presente invención se refiere a un aparato de
cirugía por hipertermia en un paciente que utiliza un sistema de
formación de imágenes de resonancia magnética para efectuar la
conducción y el control de la fuente de calor.
El tratamiento de tumores por hipertermia es
conocido. Así, mediante un procedimiento conocido, los tumores y
otras masas a tratar pueden ser calentados por encima de una
temperatura predeterminada del orden de 55ºC para coagular la parte
de tejido calentado. Preferiblemente, el rango de la temperatura es
del orden de 55 a 65ºC y no alcanza temperaturas que puedan producir
la carbonización o ablación del tejido.
Una técnica para efectuar el calentamiento es
insertar en la masa a tratar una fibra óptica que tiene, en su
extremo insertado, un elemento que redirige luz láser de una fuente
exterior en una dirección generalmente perpendicular a la longitud
de la fibra. De esta manera, la energía del láser se extiende en el
tejido que rodea el extremo o punta y efectúa el calentamiento. La
energía se redirige en un haz confinado con una inclinación
relativamente poco pronunciada de manera que, cuando se rota la
fibra, el haz también rota alrededor del eje de la fibra para
efectuar el calentamiento de las diferentes partes de la masa en
posiciones alrededor de la fibra. De esta manera, la fibra se puede
mover longitudinalmente y rotar para efectuar el calentamiento de la
masa sobre el volumen total de la masa con la intención de calentar
la masa a la temperatura requerida, sin afectar significativamente
al tejido que rodea la masa.
Actualmente, la fibra es controlada y manipulada
por un cirujano con poca o ninguna conducción aparte el conocimiento
del cirujano de la anatomía del paciente y de la localización de la
masa. Por consiguiente, es difícil para el cirujano efectuar un
calentamiento controlado que caliente la totalidad del tumor,
minimizando al mismo tiempo los daños al tejido circundante.
Es bien conocido y por supuesto, que la
localización de los tumores y otras masas a extirpar se puede
determinar mediante la formación de imágenes, utilizando un sistema
de formación de imágenes de resonancia magnética. Así, el sistema de
formación de imágenes genera para el cirujano una localización de la
masa a extirpar pero no existe sistema alguno disponible que permita
al cirujano utilizar un sistema de formación de imágenes para
controlar el efecto del calentamiento. En la mayor parte de los
casos es necesario retirar al paciente del sistema de formación de
imágenes antes de comenzar la cirugía y ese movimiento, junto con la
extirpación o coagulación parcial de algo del tejido, puede cambiar
significativamente la localización de la masa a extirpar, eliminando
de esta manera cualquier posibilidad de precisión controlada.
También es bien conocido que los sistemas de
formación de imágenes de resonancia magnética se pueden utilizar
modificando la secuencia de formación de imágenes para determinar la
temperatura del tejido dentro de la imagen y para determinar los
cambios de dicha temperatura a lo largo del tiempo.
La patente de EE. UU. 4,914,608 (Lebiahan)
transferida al Departamento de Salud y Servicios Humanos de EE. UU.
concebida el 3 de abril de 1990 revela un procedimiento de
determinación de la temperatura de un tejido.
La patente de EE. UU. 5,284,144 (Delannoy)
también transferida al Departamento de Salud y Servicios Humanos,
concebida el 8 de febrero 1994 revela un aparato de tratamiento del
cáncer por hipertermia en el que, dentro del arrollamiento de un
sistema de formación de imágenes de resonancia magnética, está
montado un sistema de calentamiento no invasivo externo. La
revelación es especulativa y se refiere a la experimentación inicial
relativa a la viabilidad de la medición por MTI de la temperatura en
conjunción con un sistema de calentamiento externo. La revelación de
la patente no dio lugar a sistemas de cirugía por hipertermia
viables comercialmente.
Las patentes de EE. UU U.S. 5,368,031 y
5,291,890 transferida a General Electric se refieren a un sistema
de calentamiento controlado por MRI en el cual una fuente puntual de
calor genera un calor predeterminado cuya distribución se
monitoriza seguidamente para asegurar que la distribución real del
calor sigue la distribución del calor prevista para obtener un
calentamiento general del área a calentar. De nuevo, este
dispositivo patentado no ha dado lugar a un sistema de cirugía por
hipertermia comercialmente viable.
Una patente de EE. UU. 4,671,254 (Fair)
anterior asignada a "Memorial Hospital for Cancer and Allied
Diseases" y concebida el 9 de junio de 1987 revela un
procedimiento de tratamiento no quirúrgico de tumores en el que el
tumor se somete a ondas de choque. Este procedimiento no utiliza un
sistema de monitorización para monitorizar y controlar el
efecto.
La patente de EE. UU. 5,823,941 (Shaunnessey) no
transferida, concebida el 20 de octubre de 1998 revela un
endoscopio modificado especialmente diseñado para soportar una fibra
óptica que emite energía luminosa y se mueve longitudinalmente y
rota angularmente alrededor de su eje para dirigir la energía. El
dispositivo se utiliza para extirpar tumores y la energía se
dispone para que sea suficiente para efectuar la vaporización del
tejido a extirpar siendo el gas así formado extraído por aspiración
a través del endoscopio. Se obtiene una imagen del tumor mediante
MRI y esta se utiliza para programar una vía de desplazamiento de la
fibra a seguir durante la operación. No existe realimentación
alguna durante el procedimiento para controlar el desplazamiento y
la operación es totalmente dependiente del análisis inicial. Este
dispositivo no ha logrado éxito comercial o médico alguno.
La patente de EE. UU. 5,454,807 (Lennox)
transferida a "Boston Scientific Corporation", concebida el 3
de octubre de 1995 revela un dispositivo de uso en la irradiación
de un tumor con energía luminosa desde una fibra óptica en el que,
en conjunción con un fluido refrigerante que se suministra a través
de un conducto, la fibra aplica refrigeración superficial y
previene daños superficiales permitiendo al mismo tiempo niveles
incrementados de energía a aplicar a tejidos más profundos. Sin
embargo, esta disposición no permite control alguno por
retroalimentación del efecto del calentamiento.
La patente de EE. UU. 5,785,704 (Bille)
transferida a "MRC Systems GmbH", concebida el 28 de julio de
1996 revela una disposición específica de haz láser y lente de uso
en la irradiación de tumores cerebrales, pero no revela
procedimientos de control de la energía por realimentación. Esta
disposición utiliza energía láser pulsada de alta velocidad para
lograr un efecto de fotodisociación.
Kahn y otros en "Journal of Computer Assisted
Tomography" 18(4):519-532 julio/agosto
1994 y en "Journal of Magnetic Resonance Imaging JMRI 1998";
8: 160-164, Vogl et al in Radiology 1998;
209: 381-385 todas revelan un procedimiento de
aplicación de energía térmica de un láser a través de una fibra a un
tumor en el que la temperatura de la periferia del tumor se
monitoriza durante la aplicación de la energía por MRI. Sin embargo,
ninguna de estos documentos describe una disposición en la que la
energía se controle por realimentación desde el dispositivo de
monitorización. El documento de Vogl también revela un sistema de
refrigeración suministrado comercialmente por Somatex de Berlín,
Alemania para refrigerar el tejido próximo al extremo de la sonda.
El sistema está formado por un tubo interior a través del cual pasa
la fibra montada dentro de una disposición de tubo exterior por el
que se hace pasar un fluido refrigerante entre los dos tubos y en
por el interior del tubo interior en un flujo continuo.
Por consiguiente, un objetivo de la presente
invención es proveer un aparato mejorado de realización de cirugía
controlada por hipertermia.
También se revela un procedimiento de
realización de cirugía por hipertermia que comprende:
- provisión de una fuente de calor dispuesta para aplicar calor a una parte de un paciente al que se va a efectuar la cirugía;
- operación de un sistema de detección no invasivo para generar una serie de señales de salida durante un periodo de tiempo representativo de la temperatura en la parte a medida que la temperatura de la parte cambia durante ese tiempo;
- identificación de una pluralidad de localizaciones en la parte a calentar a una temperatura hipertérmica requerida;
- utilización de las señales de salida para monitorizar la temperatura en las localizaciones a medida que la temperatura cambia durante el periodo de tiempo;
- en cada localización, control de la fuente de calor para efectuar el calentamiento de un área de la parte contigua a la localización;
- y, en cada localización, continuación del calentamiento en la respectiva área hasta que la temperatura en la localización alcance la temperatura hipertérmica requerida monitorizada después de lo que se detiene el calentamiento del área.
Preferiblemente la fuente de calor se controla
controlando una cantidad de calor generada por la misma y
controlando un área seleccionada de la parte a la que se aplica el
calor.
Preferiblemente las localizaciones monitorizadas
están dispuestas en una periferia exterior de un volumen a calentar
a la temperatura hipertérmica requerida.
Preferiblemente el procedimiento incluye la
identificación de las localizaciones de la periferia exterior del
volumen, generalmente un tumor, a calentar a partir de una serie
preliminar de señales del sistema de detección no invasivo.
Preferiblemente la fuente de calor está provista
en una sonda no invasiva insertada en la parte y en la que el
control de la fuente de calor se efectúa desplazando la sonda. Sin
embargo, se pueden usar otras técnicas de calentamiento no invasivas
aunque direccionales tales como las radiaciones ultrasónicas y
otras.
Preferiblemente la fuente de calor está provista
en una sonda no invasiva y está dispuesta para producir el
calentamiento en una dirección predeterminada con respecto a la
sonda y en la que el control de la fuente de calor se efectúa
moviendo la sonda para alterar la dirección.
Preferiblemente la fuente de calor comprende un
láser, una fibra óptica de comunicación de la luz, un montaje para
posibilitar la inserción no invasiva de un extremo de la fibra en la
parte del paciente, un elemento de dirección de la luz en un extremo
de la fibra para dirigir la luz del láser hacia una dirección
predeterminada con respecto a la fibra y un sistema de control de
posición para mover el extremo de la fibra.
Preferiblemente, se dispone de una cánula a
través de la cual se inserta la fibra, teniendo la cánula un extremo
que se desplaza a una posición inmediatamente contigua a pero fuera
de la parte a calentar y teniendo la fibra una parte terminal rígida
que se proyecta desde el extremo de la cánula hacia el interior de
la parte.
De acuerdo con un aspecto de la invención se
provee un aparato de realización de cirugía por hipertermia que
comprende todas las características definidas en la reivindicación
1.
Preferiblemente se provee un montaje del
conjunto de impulsión para soportar exteriormente el conjunto de
impulsión de la cánula y en el que la fibra tiene un miembro de
manguito de refuerzo que rodea y está unido a una parte de la fibra
para extenderse desde el conjunto de impulsión hasta el extremo de
salida, manteniendo el miembro de manguito la fibra contra el
doblado lateral durante dicho desplazamiento longitudinal y contra
el retorcimiento torsional durante dicho movimiento rotatorio y
estando dispuesto el miembro de manguito para extenderse a través de
la cánula.
Preferiblemente el manguito incluye al menos una
parte que está moldeada integralmente de una fibra de polímero
reforzado.
Preferiblemente el manguito incluye una primera
parte, situada en el extremo de salida que está formada de un primer
material, tal como vidrio, que es sustancialmente rígido para
soportar rígidamente esa parte de la fibra que se proyecta en
voladizo hasta más allá de la primera parte del extremo de la
cánula, y una segunda parte conectada a y que se extiende desde la
primera parte hasta el conjunto de impulsión, estando formada la
segunda parte de un segundo material, tal como un polímero de
cristal líquido, que es rígida pero menos rígida que la primera
parte para posibilitar algo de flexión cuando la fibra se inserta en
la cánula. En otra disposición, el manguito puede estar formado
totalmente de un material que permite la necesaria rigidez pero que
no tiene la rigidez del vidrio, por ejemplo.
Preferiblemente el manguito de refuerzo incluye
una parte de enganche unida al mismo para enganchar el conjunto de
impulsión, que incluye una parte con sección transversal poligonal
para engancharse en un collarín de impulsión con sección transversal
concordante con la del conjunto de impulsión para impulsar el
movimiento rotatorio de la fibra y que incluye una sección de
reborde para engancharse con un miembro de impulsión del conjunto de
impulsión e impulsar el movimiento longitudinal de la fibra.
Preferiblemente el sistema de detección no
invasivo comprende un sistema de formación de imágenes de resonancia
magnética que incluye un imán para generar un campo magnético del
sistema de formación de imágenes y una antena de detección de
señales de radiofrecuencia procedentes de la parte del paciente; y
en el que el tercer medio del sistema de control incluye un miembro
situado y dispuesto para desplazarse dentro del campo magnético y un
motor de impulsión del desplazamiento del miembro, incluyendo el
motor componentes no ferromagnéticos de manera tal que es
utilizable en el campo magnético y estando apantallados el motor y
un acoplamiento de impulsión del mismo por un conductor circundante
para prevenir interferencias con las señales de radiofrecuencia.
Preferiblemente el tercer medio del sistema de
control incluye un miembro impulsado rotablemente alrededor de un
eje y un elemento de impulsión alternativa dispuesto para producir
un movimiento de trinquete del miembro impulsado.
Preferiblemente el elemento de movimiento de
trinquete comprende un motor piezoeléctrico.
Preferiblemente un miembro impulsado incluye un
manguito dispuesto para recibir la fibra a su través y la fibra y el
manguito no tienen forma circular ni poligonal de manera tal que la
rotación del miembro produce la rotación de la fibra alrededor de su
eje permitiendo al mismo tiempo el desplazamiento por deslizamiento
longitudinal de la fibra con respecto al manguito.
Preferiblemente un miembro impulsado tiene un
taladro con rosca hembra en su interior y en el que tiene unido al
mismo un tornillo que se engancha al taladro de manera tal que la
rotación del miembro impulsado alrededor de su eje hace que el
tornillo impulse el movimiento longitudinal de la fibra a lo largo
del eje.
También se revela un aparato que comprende:
- un sistema de formación de imágenes de resonancia magnética dispuesto para generar una imagen de una muestra y que incluye un imán para generar un campo magnético y una antena para detectar señales de radiofrecuencia procedentes de la muestra;
- un miembro situado dentro del campo magnético y dispuesto para ser desplazado en su interior;
- y un motor que tiene un acoplamiento de impulsión del mismo para impulsar el desplazamiento del miembro, incluyendo el motor un elemento alternativo para generar una fuerza motriz del motor;
- no incluyendo el motor componentes ferromagnéticos de manera tal que es utilizable en el campo magnético y estando apantallados el motor y el acoplamiento de impulsión por un conductor circundante para prevenir interferencias con las señales de radiofrecuencia.
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Se revela un aparato de cirugía láser sobre una
parte de un paciente que comprende:
- una fibra óptica que tiene un extremo de entrada y un extremo de salida;
- una fuente de láser para suministrar energía luminosa al interior de la fibra situada en el extremo de entrada;
- un desviador de luz situado en el extremo de salida para dirigir la luz en un haz formando un ángulo con el eje longitudinal de la fibra en el extremo de salida de manera tal que la rotación de la fibra la fibra alrededor de su eje hace que el haz rote alrededor del eje;
- una cánula alargada y rígida dispuesta para su inserción en la parte del paciente;
- teniendo la cánula un taladro dispuesto para recibir una parte de la fibra contigua al extremo de salida en enganche deslizante en su interior de manera tal que el extremo puede pasar a través de la cánula en enganche con la parte del paciente;
- un conjunto de impulsión para producir un primer movimiento longitudinal de la fibra con respecto a la cánula a lo largo de su longitud y para producir un segundo movimiento rotatorio de la fibra alrededor de su eje;
- teniendo la fibra un miembro de manguito de refuerzo que rodea y está unido a una parte de la fibra contigua al extremo de salida, manteniendo el miembro de manguito la fibra contra el doblado lateral durante dicho movimiento longitudinal y contra el retorcimiento torsional durante dicho movimiento rotatorio.
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Se revela un procedimiento de realización de la
cirugía que comprende:
- provisión de una fuente de radiación dispuesta para aplicar radiación a una parte de un paciente a quien se va a efectuar la cirugía, estando dispuesta la fuente de radiación para producir la coagulación de la parte;
- operación de un sistema de detección no invasiva para generar una serie de señales de salida durante un periodo de tiempo representativo del efecto de la radiación en la parte a medida que la radiación afecta a la parte durante ese tiempo;
- identificación de una pluralidad de localizaciones en la parte a coagular;
- utilización de las señales de salida para monitorizar el efecto de la radiación en las localizaciones a medida que la radiación afecta a la parte durante el periodo de tiempo;
- en cada localización, control de la fuente de radiación para efectuar la coagulación de un área de la parte contigua a la localización;
- y, en cada localización, continuación de la radiación en la respectiva área hasta que el efecto de la radiación en la localización alcanza la coagulación requerida monitorizada tras lo cual se detiene la radiación del área.
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Por consiguiente, se debe advertir que la
coagulación de la parte se puede efectuar por otros medios de
control direccional de la radiación además del calentamiento. La
radiación se dirige a la punta de la sonda y se controla en
dirección y localización durante la monitorización de la radiación.
Pueden utilizarse varias formas de radiación siempre que sean
direccionales y controlables y que efectúen la coagulación de la
parte.
Preferiblemente las localizaciones de radiación
definen una periferia exterior de un volumen tal como un tumor a
coagular.
Preferiblemente el procedimiento incluye la
identificación de la periferia exterior del volumen a coagular a
partir de una primera serie de señales del sistema de detección no
invasiva y de la monitorización del efecto de la radiación sobre la
totalidad del área definida por la periferia exterior.
Preferiblemente la fuente de radiación está
situada en una sonda invasiva insertada en la parte y en la que el
control de la fuente de radiación se efectúa moviendo la sonda.
\newpage
Se revela un aparato de cirugía láser sobre
tejido de un paciente que comprende:
- una fibra óptica que tiene un extremo de entrada y un extremo de salida;
- una fuente de láser para suministrar energía luminosa al interior de la fibra en el extremo de entrada;
- un miembro de manguito que rodea una parte de la fibra contigua al extremo de salida;
- extendiéndose el miembro de manguito desde una punta situada en o contigua al extremo exterior de la fibra hasta un extremo interior espaciado del extremo exterior de la fibra;
- teniendo el miembro de manguito un primer taladro longitudinal a lo largo de su longitud en el que se recibe la fibra;
- teniendo el miembro de manguito un segundo y un tercer taladros longitudinales a lo largo del mismo paralelos entre sí y separados del primer taladro longitudinal;
- una fuente de fluido refrigerante conectada al segundo taladro longitudinal en el extremo interior del miembro de manguito;
- un retorno del fluido refrigerante conectado al tercer taladro longitudinal en el extremo interior del miembro de manguito;
- y una parte de cierre de la punta que cubre la punta del miembro de manguito y que define una cámara cerrada en la punta que se abre a los taladros longitudinales y permite la comunicación del flujo de fluido refrigerante a través de la cámara del tercer taladro longitudinal para efectuar la refrigeración del tejido del paciente situado en la parte de la punta;
- siendo la parte de la punta transparente para permitir el escape de la energía luminosa desde el extremo exterior de la fibra hacia el interior del tejido del paciente.
Ahora se va a describir una realización de la
invención en conjunción con los dibujos adjuntos en los que:
La figura 1 es una ilustración esquemática de un
aparato para la realización de cirugía guiada por láser mediante MRI
de acuerdo con la presente invención.
La figura 2 es una ilustración esquemática del
aparato de la figura 1 a una escala ampliada y que muestra la
emisión de energía láser hacia el interior del cerebro de un
paciente.
La figura 3 es una vista en alzado lateral de la
sonda láser del aparato de la figura 1.
La figura 4 es una vista en alzado de extremo de
la sonda láser del aparato de la figura 1.
La figura 5 es una vista en sección transversal
de la sonda láser y del motor de impulsión de la misma del aparato
de la figura 1.
La figura 6 es una vista despiezada del motor de
impulsión del aparato de la figura 1.
La figura 7 es una ilustración esquemática de la
protección del aparato de la figura 1.
La figura 8 es una ilustración esquemática del
efecto del aparato sobre un tumor u otra masa a coagular.
La figura 9 es una vista en sección transversal
longitudinal a través de una forma alternativa de la sonda que
suministra un flujo de fluido refrigerante al extremo de la sonda
para refrigerar el tejido circundante.
La figura 10 es una vista en sección transversal
a lo largo de la línea 10-10 de la figura 9.
En la figura 1 se muestra esquemáticamente un
aparato para llevar a cabo cirugía láser controlada por MRI. El
aparato comprende un sistema de formación de imágenes de resonancia
magnética que incluye un imán 10 situado dentro de un espacio 11
protegido. El imán 10 puede ser de cualquier construcción adecuada y
están disponibles muchos dispositivos de imán de diferentes
fabricantes. El imán incluye bobinas de campo para generar
variaciones en el campo magnético que no se muestran ya que estas
son conocidas para los expertos en la técnica junto con una bobina
de antena de radiofrecuencia que recibe señales de la muestra, en
este caso indicada como paciente 13 humano.
El paciente 13 descansa sobre una mesa 14 de
soporte del paciente sobre la cual el paciente está apoyado y sujeto
contra el movimiento del procedimiento operativo. Los campos del
imán están controlados sobre una línea 15 de control de entrada y la
salida de la bobina de antena está situada en una línea 16 de salida
comunicándose ambas líneas a través de una interfaz 17 de cirujano
con la consola 18 de control por MRI convencional. La consola de MRI
y el imán se muestran solo esquemáticamente ya que son conocidos
para los expertos en la técnica y están disponibles de varios
fabricantes diferentes.
El aparato incluye además un sistema de cirugía
láser que incluye una fibra 20 óptica que transmite energía
calorífica en forma de de luz de un láser 21 montado fuera del
espacio 11. La fibra se extiende hacia el interior del espacio hasta
una punta 21 (figura 2) en la que la energía escapa hacia el
interior de la parte pertinente del paciente como se expone más
adelante en la presente. La posición de la fibra 20 dentro del
paciente y su orientación se controlan mediante un motor 22 de
impulsión apoyado en una posición ajustable fija sobre un bastidor
23 estereotáxico. El motor se comunica a través de una línea 24 de
control con un controlador 25 del dispositivo. En general el
controlador del dispositivo recibe información de la consola de MRI
y de los detectores de posición del motor 22 para operar el
movimiento del motor 22 y operar una salida de energía del láser 21
para controlar la posición y la cantidad de energía calorífica
aplicada a la parte dentro del cuerpo del paciente.
En la figura 2 se muestra a una escala mayor la
mesa 14 de paciente a la que está unido el bastidor 23 estereotáxico
de manera que el bastidor está fijo con respecto a la mesa y se
extiende sobre la cabeza 26 del paciente. El bastidor se muestra
esquemáticamente y los detalles adecuados van a ser conocidos para
un experto en la técnica, pero lleva el motor 22 en una posición
sobre el bastidor sujeto por un sujetador 27 del motor. La posición
del motor sobre el bastidor permanece fija durante el procedimiento
pero de puede ajustar en la dirección 28 arqueada alrededor del
arco del bastidor 23. El bastidor 23 también se puede ajustar hacia
delante y hacia atrás sobre la mesa 14. El sujetador 27 también
permite la rotación del motor alrededor de un punto 30 dentro del
bastidor de manera que la dirección de la fibra que se proyecta
hacia delante desde el motor se puede cambiar con respecto al
bastidor.
El aparato incluye además una cánula 31 rígida
que rodea la fibra 20 y que está dispuesta para permitir el
movimiento deslizante de la fibra longitudinalmente en la cánula y
el movimiento rotatorio dentro de la cánula manteniendo al mismo
tiempo generalmente la fibra en una dirección axial de la cánula. La
cánula está formada de un material cerámico rígido adecuado de
manera que es rígido y resistente al doblado y tiene suficiente
resistencia para permitir que el cirujano inserte la cánula en la
localización requerida dentro de la parte del cuerpo del
paciente.
En la disposición mostrada, el aparato está
dispuesto para operar sobre un tumor 32 dentro del cerebro 33 del
paciente. Por consiguiente, el cirujano crea una abertura 34 en el
cráneo del paciente y dirige la cánula 31, en ausencia de la fibra
20, a través de la abertura 34 hacia el borde anterior del tumor
32.
La posición del tumor se determina en un
conjunto de experimentos de MRI iniciales utilizando técnicas
quirúrgicas y analíticas convencionales para definir los límites,
que es una superficie cerrada dentro del volumen del cerebro que
constituye las extremidades del tumor. El análisis del cirujano
mediante el cual el cirujano determina exactamente qué partes del
material del paciente se debería eliminar no es parte de esta
invención excepto decir que las técnicas quirúrgicas convencionales
son accesibles para los expertos en la técnica para permitir llevar
a cabo un análisis y definir la superficie cerrada.
El ángulo de inserción de la cánula se dispone
de manera que, por supuesto, evita en lo posible áreas del paciente
que pudieran no ser penetradas tales como los vasos sanguíneos
principales y también de manera que la ca cánula sea dirigida de
manera que, cuando alcance la superficie exterior, apunte hacia un
centro del tumor.
La estructura de la fibra óptica indicada
generalmente en 20 de la figura 3 incluye un elemento 35 de fibra de
vidrio actual que tiene un extremo de entrada (no se muestra) en el
láser y un extremo 36 remoto. En el extremo remoto está instalado un
reflector o prisma que dirige la energía del láser en un haz 37
hacia un lado del extremo 36. De esta manera el haz 37 se dirige
sustancialmente formando ángulos rectos a la longitud de la fibra y
formando un ángulo pequeño alrededor del eje de la fibra. El haz 37
forma un cono que tiene un ángulo de cono del orden de 12 a 15
grados. Dichas fibras están disponibles comercialmente con el
reflector o prisma para dirigir la luz en ángulos rectos con la
longitud de la fibra.
Sin embargo, el propio elemento de fibra
indicado en 35 está encerrado en un cerramiento para posibilitar que
la fibra sea manipulada en el motor 22. Alrededor de la fibra está
formado un manguito 38 que incluye una primera parte 39 terminal y
una segunda parte 40 más larga. La parte 39 contiene el extremo 36
que está espaciado de una punta 41 de la parte terminal. L aparte
terminal se extiende sobre la longitud del orden de 7 a 11 cm. La
segunda parte 38 más larga tiene una longitud del orden de 48 a 77
cm y se extiende desde un extremo 41 anterior a través de un extremo
42 posterior. La parte 39 anterior está formada de un material
rígido tal como vidrio. La parte 40 posterior más larga está formada
de un material que es menos frágil que el vidrio y que, sin
embargo, mantiene la rigidez al doblado y a la torsión de la fibra
de manera que se pueden aplicar fuerzas a la parte 40 del manguito
para mover la punta 36 de la fibra hasta una posición requerida
dentro del tumor. La segunda parte 40 está formada de un material
tal como plástico reforzado con fibra.
Las dos partes se doblan juntas para formar una
estructura integral de diámetro común o constante seleccionado como
un ajuste corredizo a través de la cánula. La parte anterior rígida
tiene una longitud tal que se puede extender desde el extremo de la
cánula situado hacia delante o más próximo al borde del tumor hasta
el borde posterior del tumor. Un tumor promedio puede tener un
diámetro del orden de 0,5 a 5,0 cm de manera que la longitud
anterior de la posición avanzada es suficiente para extenderse a
través de la totalidad del diámetro del tumor dejando al mismo
tiempo una parte del orden de 1,25 cm dentro del extremo de la
cánula. De esta manera la parte avanzada sustancialmente rígida
mantiene la parte avanzada de la fibra estando sustancialmente
directamente a lo largo del eje de la cánula sin dobles ni
retorcimiento alguno de la parte avanzada dentro de la cánula. La
segunda parte más larga no está formada de vidrio ya que daría lugar
a una estructura complete demasiado frágil para permitir al cirujano
insertar la estructura en la cánula sin riesgo de rotura o fractura
de la estructura bajo cualquier carga arqueante. Por consiguiente,
se selecciona un material menos frágil que pueda aceptar alguna
carga doblante producida por la inserción manual de la estructura en
la cánula y aún así poder comunicar las fuerzas de los movimientos
longitudinal y rotatorio como se describe más adelante en la
presente.
La parte 40 del manguito tiene unida a la misma
una primera sección 44 poligonal o no circular y una segunda sección
45 de tope terminal. Ambas secciones 44 y 45 de impulsión están
conectadas a la segunda parte para comunicar acción de impulsión a
la segunda parte. Por lo tanto la sección 44 poligonal está
dispuesta para cooperar con un miembro de impulsión que actúa para
hacer rotar la segunda parte y, por consiguiente, la fibra a lo
largo de toda su longitud alrededor de un eje longitudinal de la
fibra. La segunda sección 45 de tope terminal está dispuesta para
cooperar con un elemento de impulsión móvil longitudinalmente que
desplaza la segunda parte y, por consiguiente la fibra
longitudinalmente. De esta manera la punta 36 puede moverse desde
una posición inicial en la que se proyecta hasta justo más allá del
extremo exterior de la cánula exteriormente hacia el interior del
cuerpo del tumor hasta que la punta alcanza el extremo lejano del
tumor. Además, la punta puede ser rotada alrededor del eje de la
fibra de manera que se puede aplicar energía térmica con ángulos
seleccionados alrededor del eje. Por consiguiente, controlando
selectivamente el movimiento longitudinal y el rotatorio de la
punta, se puede aplicar la energía térmica a la totalidad de un
volumen cilíndrico que se extiende desde el extremo de la cánula a
lo largo del eje de la cánula alejándose del extremo de la cánula.
Además controlando la cantidad de energía térmica aplicada a
cualquier posición longitudinal y orientación angular, se puede
hacer que la energía térmica se extienda hasta las profundidades
requeridas alejadas del eje de la cánula para efectuar el
calentamiento de la parte del cuerpo del paciente sobre un volumen
seleccionado con la intención de igualar el volumen del tumor fuera
del área superficial cerrada predeterminada que define el límite del
tumor.
Como se muestra en la figura 4, la sección
transversal no circular de la parte 44 de impulsión es rectangular
con una altura mayor que la anchura. Sin embargo, por supuesto, se
pueden usar otras formas no circulares siempre que la sección
transversal sea constante a lo largo de la longitud de la parte de
impulsión y siempre que la parte de impulsión pueda cooperar con un
miembro de impulsión que rodea el miembro de impulsión para recibir
fuerza de impulsión rotatoria del mismo. El miembro 45 de tope
terminal es generalmente cilíndrico con un segmento 45A superior
eliminado para ayudar al operador en la inserción de la fibra en el
motor de impulsión.
Volviendo ahora a las figuras 5 y 6, el motor 22
de impulsión 22 se muestra más detalladamente efectuando una acción
de impulsión de la fibra a través de los miembros 44 y 45 de
impulsión hacia el interior del manguito 38 para impulsar
longitudinal y rotatoriamente el movimiento de la punta 36.
El motor de impulsión comprende un alojamiento
50 formado por una mitad 52 superior y una mitad 52 inferior ambas
de forma semicilíndrica con las dos partes enganchadas entre sí para
rodear los elementos de impulsión extendiéndose la fibra axialmente
a lo largo de un centro del alojamiento. En la parte 53 anterior del
alojamiento está provista una abolladura que define un taladro 54
dentro del que el manguito 38 forma un ajuste corredizo. Este actúa
para guiar el movimiento del manguito en el extremo avanzado del
alojamiento.
Dentro del alojamiento está instalado un primer
montaje 55 anular y un segundo montaje 56 anular espaciado hacia
atrás del primero. Entre el primer montaje anular y la abolladura
anterior está instalado un primer codificador 57 y detrás del
segundo montaje 56 anular está instalado un segundo codificador
58.
El primer montaje 55 anular monta un primer
disco 59 de impulsión rotable sobre cojinetes 60. El segundo montaje
anular porta un segundo disco 61 de impulsión sobre cojinetes 62.
Cada uno de los discos de impulsión tiene la misma forma que incluye
una parte del disco generalmente plana con una parte 63 cilíndrica
en la parte posterior del disco y que está sobre un eje común con la
parte de disco. Los cojinetes están montados entre una cara interior
cilíndrica de la parte 55, 56 anular y una superficie exterior de
las partes 63 cilíndricas. Por consiguiente, cada uno de los discos
está montado para su rotación alrededor del eje de la fibra a lo
largo del eje del alojamiento.
El disco 59 incluye una parte 64 de obturación
central que cierra el orificio central de la parte de disco y se
proyecta hacia el interior de la parte 63 cilíndrica. La parte de
obturación tiene una parte anterior biselada o troncocónica en la
sección 65 que converge hacia una superficie 66 de impulsión que
rodea el miembro 44 de impulsión y que tiene una forma en sección
transversal común con la misma. Así, la parte 41 de la punta del
manguito 38 puede deslizarse a lo largo del eje del alojamiento y
engancharse en la parte anterior cónica de la sección 65 para pasar
a través de la superficie de impulsión o taladro 66 hasta que el
miembro 44 de impulsión se engancha en la superficie 66. En la
posición, la rotación del disco 59 impulsa la rotación del manguito
38 y por consiguiente de la fibra. Dado que la parte 44 de impulsión
tiene una sección transversal constante, puede deslizarse a través
de la superficie 66 de impulsión 66 hacia delante y hacia atrás.
El disco 61 incluye un miembro 67 obturador que
se engancha en la abertura central del miembro 61 de disco. El
obturador 67 tiene una superficie 68 interior que define una rosca
hembra para cooperar con un tornillo 69 de avance. El tornillo 69 de
avance tiene un taladro 70 interior que rodea el manguito 38 de
manera que el manguito 38 puede rotar y moverse libremente con
respecto al taladro 70. El tornillo 69 de avance también pasa a
través de la parte 63 cilíndrica del disco 61. Sin embargo, la
rotación del disco 61 actúa para impulsar el tornillo de avance
longitudinalmente del eje del alojamiento y, por consiguiente, del
eje del manguito 38. Un extremo 71 posterior del tornillo de avance
está unido a un miembro 72 de retención. El miembro 72 de retención
incluye una primera parte 73 fija unida al extremo 71 posterior del
tornillo de avance y una segunda parte 74 suelta que se puede
retener en enganche con la parte fija para retener los miembros 45
de tope terminal en posición dentro del miembro de retención. La
parte 74 suelta se retiene en posición mediante tornillos 75. El
segmento 45A superior del tope 45 terminal se engancha en un
receptáculo 76 de la parte 73 fija para orientar el manguito 38 con
respecto al tornillo de avance.
Los discos 59 y 61 son impulsados en una acción
de trinqueteo por los motores 77 y 78 de impulsión,
respectivamente. En la realización preferente los motores de
impulsión están constituidos por elementos de impulsión
piezoeléctricos en los que se hace oscilar un cristal piezoeléctrico
realizando así una acción oscilante que se utiliza para impulsar un
procedimiento por un procedimiento de trinquete la rotación angular
del respectivo disco.
La acción oscilante de los cristales 77 y 78
piezoeléctricos está impulsada por dos de dichos motores 77 que
cooperan con el disco 59 y los dos motores 78 que cooperan con el
disco 61. Cada motor es portado sobre un soporte 77A, 78A de montaje
que está unido adecuadamente al alojamiento.
El sujetador 72 terminal es generalmente
rectangular en sección transversal y se desliza dentro de un
correspondiente conducto 72A de sección transversal rectangular
dentro del alojamiento. De esta manera, el tornillo 69 de avance se
sostiene contra la rotación y es impulsado axialmente por la
rotación del disco 61 mientras que la fibra puede rotar libremente
con respecto al tornillo de avance.
En otras realizaciones alternativas (no se
muestran), la acción de trinqueteo puede ser efectuada por un cable
móvil longitudinalmente impulsado desde el controlador 25 de
dispositivos exterior al espacio 11. En otra realización
alternativa, el motor puede comprender un motor hidráulico o
neumático que de nuevo efectúa una acción de trinqueteo por el
movimiento alternativo de una máquina motriz impulsada neumática o
hidráulicamente.
Así la rotación seleccionada de un respectivo
disco puede ser efectuada suministrando energía motriz adecuada al
respectivo motor.
El respectivo codificador 57, 58 detecta la
posición instantánea del disco y concretamente de la parte 63 del
manguito del disco que se proyecta hacia el interior del
codificador. Por consiguiente, la parte de manguito porta unos
elementos adecuados que permiten que el codificador detecte con
precisión la orientación angular del respectivo disco. De esta
manera los discos pueden ser controlados por el controlador 25 de
dispositivos que mueve con precisión el disco 59 para controlar la
orientación angular de la fibra y mueve con precisión el disco 61
para controlar la posición longitudinal de la fibra. La posición
longitudinal se obtiene, por supuesto, moviendo el disco de avance
longitudinalmente que porta longitudinalmente el tope 45 terminal.
Los movimientos son independientes de manera que la fibra puede ser
rotada mientras que se mantiene longitudinalmente estacionaria.
Cuando el motor que impulsa el movimiento de la
fibra se utiliza mientras que el imán y el sistema de MRI están en
operación, es esencial que el motor y los elementos de control
asociados que están situados dentro del alojamiento sean compatibles
con el sistema de MRI. A este fin, la fuente de alimentación o el
cable 24 de control y el motor están ambos libres de componentes
ferromagnéticos que pudieran ser sensibles al campo magnético.
Además es necesario que el motor 22 y el cable 24 estén ambos
apantallados adecuadamente contra interferencias con las pequeñas
señales de radiofrecuencia que deben ser detectadas por el análisis
del MRI para que sean efectivas.
Por consiguiente, como se muestra en la figura
7, el espacio 11 está rodeado por un conductor que previene la
penetración de interferencias de radiofrecuencia en el área dentro
del espacio del imán. Además el cable 24 y el motor 22 están
rodeador por un conductor 80 que se extiende a través de una
abertura 81 del conductor en la pared 11 a través de un puerto 82 de
cables situado dentro de la pared 83 del cerramiento de manera que
la totalidad del motor y del cable están contenidos dentro del
conductor 80 que está conectado al conductor dentro de la pared. De
esta manera el conductor 80 actúa como "cavidad tubular" en
apantallamiento que retiene así el motor y el cable 24 de manera
efectiva externamente a la protección en la periferia del espacio.
El uso de un cristal piezoeléctrico para impulsar discos es
especialmente adecuado y garantiza una compatibilidad específica con
el sistema de MRI, aunque se pueden usar también otros sistemas de
impulsión como se expuso anteriormente.
En el procedimiento de operación, el paciente es
situado sobre la mesa de paciente para quedar inmovilizado, de
manera que la cabeza del paciente esté fija entre los polos del imán
y prevenir el movimiento de partículas aberrantes. Seguidamente se
opera el sistema de MRI de manera convencional para generar una
imagen de la parte, generalmente un tumor, a extirpar. Seguidamente,
el cirujano solo o en conjunción con un software adecuado disponible
para el experto en la técnica analiza las imágenes desarrolladas
para localizar el área cerrada que rodea el volumen del tumor y que
define el perímetro externo del tumor como se indica en la figura 8
con la referencia 90. El cirujano determina también la mejor ruta
para dirigir la cánula hacia el tumor
Y evitar daños en el tejido de la intervención y
presentar un mejor curso hacia el centro del tumor que puede tener
forma irregular.
Habiéndose determinado el curso y la dirección
de la cánula, se forma la abertura 34 y se inserta la cánula como se
describió anteriormente.
Con la cánula en posición, se monta el motor
sobre el bastidor y se ajusta el bastidor para situar el motor de
manera que la fibra pueda ser insertada directamente a lo largo de
la longitud de la cánula. Con el motor alineado correctamente a lo
largo del eje de la cánula, se inserta la fibra a través del taladro
del motor y hacia el interior de la cánula para extenderse a través
de la cánula hasta que la punta emerge justo fuera del extremo
exterior de la cánula. La distancia al motor desde la cánula se
puede ajustar para que la punta llegue justamente al extremo de la
cánula cuando el tornillo de avance esté totalmente replegado y el
tope terminal esté situado en posición en el sujetador 72.
Con el motor y la fibra así ensamblados, se
dispone el sistema de MRI para llevar a cabo experimentos que
generen mediciones de temperatura en la zona 90 límite. La
temperatura se detecta en la totalidad del área superficial del
límite en vez de simplemente en varias localizaciones discretas.
Mientras se continúan los experimentos para detectar la temperatura,
se mueve la fibra longitudinalmente para comenzar la operación en
una primera posición justo dentro del volumen del tumor. Con una
orientación angular del haz seleccionada, se emiten pulsos de
radiación mediante el láser y se transmiten hacia el interior del
tumor por medio del haz 37. Se continúan los pulsos mientras que
se detecta la temperatura de la capa 90 del límite. A medida que los
pulsos suministran energía térmica al interior del volumen del
tumor, el tumor se calienta localmente básicamente en el volumen
definido por el haz pero también se realiza calentamiento fuera del
volumen del haz en el resto del tumor a una velocidad que depende de
las características del propio tumor. Por consiguiente, el
calentamiento en un área localizada definida por el haz se continúa
hasta que el calor en la capa 90 límite se eleva hasta una
temperatura de coagulación predeterminada del orden de 55 a 65ºC.
Una vez que la capa límite alcanza esta temperatura, se suspende el
calentamiento de esa zona y se mueve la fibra bien longitudinalmente
o angularmente o ambos para desplazarse a la próxima zona del tumor
a calentar. No es necesario predecir el número de pulsos requeridos
anticipadamente ya que la detección de la temperatura en el límite
se hace en tiempo real y de manera suficientemente rápida para
prevenir el exceso. Sin embargo, en algunas circunstancias, se
pueden hacer predicciones con el fin de llevar a cabo la aplicación
de la energía térmica lo más rápidamente
posible.
posible.
Por supuesto que es deseable efectuar el
calentamiento lo más rápidamente posible para minimizar la duración
de la operación. A este fin se puede variar también el número de
pulsos por segundo sobre la base de la predicción anterior y en
función de las características del tumor como se detectó en el
análisis inicial. Sin embargo, la velocidad de aplicación de la
energía no puede ser tan alta que la temperatura se eleve demasiado
rápidamente de manera que se produzca un exceso con respecto a la
temperatura deseada en el límite con la posibilidad de dañar el
tejido situado fuera del límite. Por consiguiente, la velocidad de
aplicación de la energía se selecciona en función del tamaño y
consistencia del tumor para efectuar el calentamiento a una
velocidad controlada con el fin de lograr la temperatura requerida
en el límite sin posibilidad alguna de excederse. También se puede
variar la velocidad de la aplicación del calor en función de la
distancia al límite desde el eje de la fibra. Así, el eje de la
fibra está indicado en 91 de la figura 8 y una primera distancia 92
del haz al límite es relativamente corta en el punto de entrada de
la fibra en el tumor y se incrementa hasta una segunda distancia 93
mayor hacia el centro del tumor.
En algunos casos es deseable mantener la fibra
fija en una primera posición longitudinal seleccionada y en una
primera orientación angular seleccionada hasta que la temperatura en
el límite alcance la temperatura requerida. En este caso, la fibra
es rotada seguidamente un ángulo aproximadamente igual al ángulo del
haz para comenzar el calentamiento en una segunda orientación
angular con la fibra estando rotada hasta una siguiente orientación
angular solamente cuando el calentamiento en esa segunda orientación
angular se haya terminado. De esta manera el calentamiento se
efectúa en cada posición y seguidamente se rota la fibra hasta una
siguiente posición de orientación hasta completar todas las
orientaciones angulares.
Una vez que una primera parte en forma de disco
del tumor ha sido calentado de esta manera, se mueve la fibra
longitudinalmente una distancia que es función del diámetro del
tumor en esa localización y del ángulo del haz para asegurar que el
siguiente volumen en forma de disco del tumor calentado contiene
toda la estructura del tumor sin partes localizadas de intervención
del tumor que no están calientes a la temperatura requerida. Por lo
tanto, la fibra se mueve longitudinalmente en etapas que pueden
variar en distancia en función del diámetro y estructura del tumor
como se determinó en los análisis iniciales. Sin embargo, el
calentamiento total del tumor se determina preferiblemente mediante
la temperatura en el límite sin necesidad de analizar la temperatura
del tumor dentro del límite o mediante cualquier cálculo de los
gradientes de la temperatura dentro del tumor.
Una vez calentado todo el límite del tumor a una
temperatura de coagulación predeterminada, la cirugía está terminada
y el aparato se desensambla para extraer del paciente la fibra y la
cánula.
El sistema permite el control directo y preciso
del calentamiento controlando la temperatura en el área superficial
definida por el límite del tumor de manera que la totalidad del
volumen del tumor se calienta correctamente a la temperatura
requerida sin dañar áreas de calentamiento externas al tumor con
temperaturas que excedan de la temperatura de coagulación.
Con el fin de maximizar la cantidad de calor que
se puede aplicar a través de la fibra y de esta manera efectuar el
tratamiento de tumores mayores, es muy deseable efectuar la
refrigeración del tejido que rodea inmediatamente el extremo de la
fibra para evitar el sobrecalentamiento de esa parte del tejido. El
sobrecalentamiento más allá de la temperatura de coagulación es
inaceptable ya que puede causar la carbonización lo que puede
inhibir además la transmisión de la energía térmica. Por lo tanto,
sin la refrigeración es necesario generalmente limitar la cantidad
de energía térmica que se aplique. A medida que la energía se disipa
dentro del tejido, dicha limitación de la velocidad de aplicación
de energía limita el tamaño del tumor a tratar ya que la disipación
de la energía previene que las partes fuera del tumor se calientes a
la temperatura de coagulación requerida.
Por consiguiente, en las figuras 9 y 10 se
muestra una sonda láser modificada que se puede usar en vez de la
sonda descrita anteriormente, teniendo en cuanta que tiene un
diámetro incrementado y por ello son necesarias modificaciones
menores a las dimensiones de la estructura para albergar la sonda
modificada.
La sonda 100 modificada comprende una fibra 101
que se extiende desde una parte 102 de punta que incluye el
dispositivo de dispersión de la luz descrito anteriormente para una
fuente luz adecuada, situada en un extremo opuesto de la fibra como
se describió anteriormente. La sonda comprende además un tubo 103 de
soporte en forma catéter de plástico extruido multilumen de la fibra
que se extiende a lo largo de la fibra desde un extremo 104 del tubo
hasta justo antes de la punta 102 a través de una posición situada
más allá del sistema de impulsión de la fibra descrito
anteriormente. El tubo 103 incluye un conducto 104 cilíndrico que se
extiende a través del tubo y se proveen también otros dos conductos
105 y 106 paralelos al primer conducto y dispuestos dentro de una
superficie 107 exterior cilíndrica del tubo.
El tubo 103 de soporte tiene en su extremo
opuesto al extremo 104 exterior un acoplamiento 108 que está
moldeado sobre el extremo 109 y conecta tubos 110, 11 y 112 de
suministro individuales a los respectivos conductos 104, 105 y
106.
Los catéteres multilumen de este tipo están
disponibles comercialmente y se pueden extruir de material adecuado
para presentar las dimensiones y las características requeridas. De
esta manera el conducto 104 se dimensiona para recibir estrechamente
el diámetro exterior de la fibra de manera que la fibra se puede
introducir a través del tubo 110 del conducto en el conducto 104 y
se puede deslizar a través del tubo de soporte hasta que la punta
102 sobresale del extremo 104.
Aunque puede estar disponible tubería que
presente las dimensiones y la rigidez requeridas, en muchos casos,
sin embargo, la tubería tiene que ser flexible para que se doble de
un lado al otro y que se retuerza torsionalmente. Por consiguiente,
el tubo de soporte se monta dentro de un tubo o manguito 114 de
refuerzo opcional que se extiende desde un extremo 115 alejado de la
punta 102 hasta un segundo extremo 106 contiguo a la punta 102. Sin
embargo, el extremo 106 está espaciado hacia atrás del extremo 104
de la tubería 103 que, a su vez, está espaciado de la punta 102. La
distancia desde la punta 106 a la punta 102 se dispone para que sea
menor que una longitud del orden de 2,54 cm (1 pulgada). El tubo
114 de refuerzo está formado de un material rígido adecuado que no
es ferromagnético para que sea compatible con el MRI. El tubo 103 de
soporte está pegado al interior del tubo 114 de refuerzo para que no
pueda rotar dentro del tubo de refuerzo y no pueda moverse de lado a
lado dentro del tubo de refuerzo. Preferiblemente, el tubo de
refuerzo se fabrica de titanio, cerámica u otro material que pueda
albergar los campos magnéticos de MRI. El titanio genera partículas
aberrantes dentro de la imagen de MRI. Por esta razón el extremo 116
está espaciado lo más lejos posible de la punta 102 para eliminar
las partículas aberrantes de la punta y sea posible la formación de
imágenes correctas de los tejidos.
En el extremo 116 del tubo 114 de refuerzo está
instalada una cápsula 120 en forma de manguito 121 y el extremo 122
abovedado o puntiagudo. El manguito rodea el extremo 116 del tubo de
refuerzo y está pegado al mismo para disponer de un cerramiento
estanco alrededor de la parte expuesta del tubo 103. La cápsula 120
está formada de cristal de cuarzo para que sea transparente y
permita el escape de la energía luminosa gastada de la punta 102. La
distancia al extremo del tubo de refuerzo desde la punta se dispone
par que la longitud requerida de la cápsula no exceda de la que
pueda salir de fábrica razonablemente con el material transparente
requerido.
El tubo 111 se conecta a una fuente 125 de
suministro de un fluido refrigerante y el tubo 112 se conecta a un
colector 126 de retorno del fluido refrigerante. De esta manera el
fluido refrigerante se bombea a través del conducto 105 y escapa del
extremo 104 del tubo 103 hacia el interior de la cápsula y,
seguidamente, retorna a través del conducto 106. El fluido
refrigerante puede ser simplemente nitrógeno líquido que puede
expandirse para formar gas de nitrógeno a temperaturas criogénicas
que seguidamente se bombea a la presión del gas a través del
conducto 105 y retorna a través del conducto 106 donde puede
simplemente descargarse a la atmósfera en el retorno 126.
En una disposición alternativa la fuente 125 de
suministro y el retorno 126 forman parte de un ciclo de
refrigeración donde un refrigerante adecuado se comprime y se
condensa en el extremo de la fuente y se evapora en la zona de
refrigeración de la cápsula 120 para transferir calor desde el
tejido que rodea la cápsula 120 hasta la sección de refrigeración
del extremo de la fuente.
La disposición antes expuesta permite el
suministro efectivo del fluido refrigerante en forma gaseosa o
líquida a través de los conductos 105 y 106 y también soporta de
manera efectiva la fibra 101 de manera que se sostenga contra el
movimiento de lado a lado o rotatorio con respecto al tubo 114 de
refuerzo. Por consiguiente, la localización de la punta 102 de la
fibra está controlada estrechamente con respecto al tubo de refuerzo
y el tubo de refuerzo es impulsado por los acoplamientos 130 y 131
mostrados esquemáticamente en la figura 9 pero del tipo descrito
anteriormente impulsado por dispositivos de motor alternativo como
se expuso anteriormente en la presente.
Dado que se pueden hacer modificaciones en la
invención como se describió anteriormente en la presente memoria, y
que se pueden hacer muchas realizaciones de la misma aparentemente
muy diferentes dentro del alcance de las reivindicaciones y sin
salir de dichos espíritu y alcances, se pretende que todo el
contenido de la memoria adjunta sea interpretado como ilustrativo
solamente y no en un sentido limitativo.
Claims (11)
1. Un aparato de realización de cirugía por
hipertermia de un paciente (13), comprendiendo el aparato:
una fuente (21) de calor dispuesta para aplicar
calor a un volumen de un tumor dentro del paciente que incluye:
- \quad
- una sonda (20) invasiva que tiene un eje longitudinal y que incluye una fibra (35) óptica dispuesta dentro de la sonda y que tiene un extremo de entrada y un extremo de salida;
- \quad
- una fuente (21) de láser para suministrar energía luminosa al interior de la fibra óptica en el extremo de entrada;
- \quad
- un desviador de luz situado en el extremo de salida de la fibra óptica para dirigir la luz de un haz (37) formando un ángulo con el eje longitudinal tal que la rotación de la fibra alrededor del eje longitudinal ocasione que el haz rote alrededor del eje longitudinal;
- \quad
- una cánula (31) rígida para recibir un aparte de la fibra en enganche deslizante, de manera tal que la sonda invasiva pueda pasar a través de la cánula en enganche con parte del paciente;
- \quad
- estando la sonda dispuesta para ocasionar la dirección del calor hacia una primera posición longitudinal seleccionada y con una primera orientación angular seleccionada hasta que la temperatura en un límite alcance una temperatura hipertérmica requerida, siendo la fibra rotable hasta una o más orientaciones angulares adicionales con el fin de calentar un aparte en forma de disco del volumen de un tumor;
- \quad
- un sistema (10, 11) de detección no invasivo dispuesto para generar una serie de señales de salida durante un periodo de tiempo representativa de la temperatura de la superficie del volumen del tumor a medida que la temperatura del volumen del tumor cambia durante ese tiempo;
- \quad
- y un sistema (24, 25) de control de la sonda que comprende:
- un primer medio dispuesto para identificar una pluralidad de localizaciones en el volumen del tumor a calentar hasta la temperatura hipertérmica requerida;
- un segundo medio dispuesto para usar las señales de salida para monitorizar la temperatura en una pluralidad de localizaciones en el volumen del tumor a medida que la temperatura cambia durante el periodo de tiempo;
- un tercer medio dispuesto para controlar la fuente de calor y efectuar el calentamiento de una pluralidad de áreas seleccionadas del volumen del tumor, comprendiendo el tercer medio un conjunto (22) de impulsión para ocasionar un primer movimiento longitudinal de la fibra con respecto a la cánula a lo largo del eje longitudinal, y para ocasionar un segundo movimiento rotatorio de la fibra alrededor del eje longitudinal;
- disponiéndose el sistema de control en respuesta a la temperatura de la superficie del volumen del tumor para operar el tercer medio y controlar la selección del área del volumen del tumor a la que se aplica calor, y para controlar la cantidad de calor aplicado al área del volumen del tumor, de manera tal que se continúa el calentamiento hasta que la temperatura de la superficie del volumen del tumor en una cierta zona angular se eleve hasta una temperatura de coagulación predeterminada.
2. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que la sonda (20) es amovible por el conjunto (22) de
impulsión axialmente dentro del volumen para mover el disco de
efecto calentamiento dentro del volumen desde una primera posición
del disco hasta una segunda posición del disco.
3. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que se provee un montaje del conjunto de impulsión para
soportar el conjunto de impulsión exteriormente respecto de la
cánula (31), y la fibra (35) tiene un miembro (38) de manguito de
refuerzo que rodea y, está unido a, una parte de la fibra para
extenderse desde el conjunto de impulsión hasta el extremo de
salida, siendo impulsado el miembro de manguito para hacer que la
fibra efectúe movimiento longitudinal y movimiento rotatorio, y para
sostener la fibra contra el doblado lateral durante dicho movimiento
longitudinal y contra el retorcimiento por torsión durante dicho
movimiento rotatorio.
4. Aparato de acuerdo con la reivindicación 3,
en el que el miembro (38) de manguito de refuerzo incluye una parte
(40) de enganche unida al mismo para enganchar el conjunto (22) de
impulsión, incluyendo la parte de enganche una parte (44) de sección
transversal poligonal para engancharse en un collarín de impulsión
de sección transversal correspondiente del conjunto de impulsión
para impulsar el movimiento rotatorio de la fibra, e incluyendo una
sección de reborde para engancharse con un miembro de impulsión del
conjunto de impulsión para impulsar un movimiento longitudinal de la
fibra.
5. Aparato de acuerdo con la reivindicación 3
o 4, en el que el conjunto de impulsión incluye un miembro impulsado
rotable alrededor de un eje y una transmisión alternativa dispuesta
para hacer que el miembro impulsado realice un movimiento de
trinquete, y en el que la fibra (35) y la cánula (31) están
conformados de manera tal que la rotación del miembro impulsado
ocasione que rote la fibra alrededor del eje, permitiendo al mismo
tiempo el movimiento longitudinal de la fibra con respecto a la
cánula.
6. Aparato de acuerdo con la reivindicación 3
o 4, en el que el conjunto de impulsión incluye un miembro impulsado
rotable alrededor de un eje y un elemento de impulsión alternativa
dispuesto para hacer que el miembro impulsado realice un movimiento
de trinquete, en el que el miembro impulsado tiene un taladro con
rosca hembra en su interior, y en el que la fibra tiene unido a la
misma un tornillo que engancha el taladro, de manera tal que la
rotación del miembro impulsado alrededor del eje ocasione que el
tornillo efectúe el movimiento longitudinal de la fibra (35) a lo
largo del eje.
7. Aparato de acuerdo con la reivindicación
6, en el que el miembro impulsado comprende un primer disco (59) y
se ha provisto un segundo disco (61) impulsado paralelo al primer
disco, teniendo el segundo disco un taladro con rosca (68) hembra en
su interior, y en el que la fibra (35) tiene unido a la misma un
tornillo (69) que engancha el taladro, de manera tal que la rotación
del segundo disco impulsado alrededor del eje ocasione que el
tornillo efectúe el movimiento longitudinal de la fibra a lo largo
del eje, y la rotación del primer disco ocasione que la fibra rote
alrededor del eje.
8. Aparato de acuerdo con una cualquiera de
las reivindicaciones 1 a 7, en el que el sistema de detección no
invasiva comprende un sistema de formación de imágenes de resonancia
magnética que incluye un imán (10) para generar un campo magnético
para el sistema de formación de imágenes y una antena de detección
de señales de radiofrecuencia procedentes del paciente; y en el que
el conjunto de impulsión incluye un motor (22) para impulsar el
movimiento de la sonda (20), incluyendo el motor componentes no
ferromagnéticos, de manera tal que es utilizable en el campo
magnético, y estando el motor y un acoplamiento de impulsión del
mismo apantallados por un conductor que los rodea para prevenir
interferencias con las señales de radiofrecuencia.
9. Aparato de acuerdo con una cualquiera de
las reivindicaciones 1 a 8, en el que el conjunto de impulsión
comprende un motor piezoeléctrico.
10. Aparato de acuerdo con una cualquiera de
las reivindicaciones 1 a 9, en el que la sonda incluye un sistema de
refrigeración para refrigerar la temperatura de la sonda y enfriar
partes del volumen del tumor que rodean la sonda.
11. Aparato de acuerdo con una cualquiera de
las reivindicaciones 1 a 10, que comprende además medios para hacer
variar la energía aplicada por la fuente de calor durante el
calentamiento de cada zona de calentamiento.
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