Dispositivo para el tratamiento dermatológico empleando un haz de rayos láser.

Un dispositivo para el tratamiento dermatológico mediante un haz de láser,

que comprende:

- una fuente de láser (1) adecuada para dirigir un haz de láser sobre al menos una zona (2) de la superficie de la piel que ha de ser tratada, en donde dicho láser permite la liberación sobre la superficie de la piel que está siendo tratada de una fluencia entre 1 y 500 J/cm2 de piel,

- un medio de medición sin contacto sensible a la radiación de acuerdo con la temperatura, configurado para medir la temperatura de una superficie de piel que corresponde a la zona (2) de piel tratada, y - un medio de controlar (13) la fuente de láser antes mencionada a través del medio de medida antes mencionado;

- en donde el medio de medida sin contacto antes mencionado comprende un sensor (4) de infrarrojos y una lente (20) del objetivo adecuada para enfocar el campo de visión (5) del sensor de infrarrojos antes mencionado de modo que la superficie de piel contenida dentro del campo de visión (5) antes mencionado esté totalmente incluida en el área de piel (2) tratada por el haz de láser;

- la cabeza antes mencionada comprende una cavidad (24) equipada con una abertura (26) que está configurada para ser aplicada a la superficie de la piel que ha de ser tratada, en donde el haz de luz y el campo de visión del medio de medida sin contacto pasan a través de la cavidad antes mencionada y llegan a la abertura antes mencionada, en donde la cavidad antes mencionada está parcialmente cerrada por un reborde interno (27) periférico a la abertura antes mencionada. En donde dicho reborde (27) es sustancialmente aplicado a la superficie de la piel que ha de ser tratada,

- en donde dicho dispositivo comprende un medio de filtrado dispuesto entre el sensor de infrarrojos y la superficie de la piel que ha de ser tratada, y compuesto por un material transparente en el intervalo de longitudes de onda de 6 μm a 10 μm con el fin de permitir la medida de la temperatura, y opaco en el intervalo de longitudes de onda de 0,6 μm a 2,5 μm.

Dispositivo para el tratamiento dermatológico empleando un haz de rayos láser

Campo de la invención Esta invención se refiere a un dispositivo para el tratamiento dermatológico mediante un haz de rayos láser, preferiblemente un haz de láser que tiene una longitud de onda de 1, 1 μm a 1, 6 μm, tal como 1, 21 μm.

Técnica anterior

Se sabe por medio del documento WO 2009/071592 que existe un dispositivo para el tratamiento perioperativo y postoperativo de las heridas quirúrgicas. Este dispositivo usa una fuente de láser con una longitud de onda de 0, 6

μm a 2, 5 μm, cuyo haz tiene una forma tal que, cuando el láser radia la piel, la distribución de la energía sobre el

área que ha de ser tratada es homogénea. Más específicamente, el haz tiene una forma con una configuración de rectángulo con el fin de adaptarse a la geometría de una incisión, en donde la incisión es tratada a continuación en varias secciones de un tamaño igual a la longitud del rectángulo formado por el haz de rayos láser.

La dificultad con este dispositivo reside en el hecho de que la potencia del láser y la duración de la exposición para cada sección tiene que ser determinada con el fin de calentar los bordes de las incisiones hasta una temperatura que tiene que estar precisamente entre 45º C y 55º C (una temperatura inferior a 45º C no es efectiva y una temperatura superior a 60º C produce quemaduras) . Dentro de este intervalo, el calentamiento genera una tensión térmica en la dermis que se manifiesta por la producción de unas proteínas específicas (HSP: proteínas de choque térmico) que intervienen en el mecanismo de curación natural. Por lo tanto, el calentamiento favorece la regeneración más rápida y mejor organizada del tejido que ha sido objeto de la incisión. Finalmente, de este modo se facilita la curación y al final es menos visible.

Con objeto de limitar el riesgo de superar los 60º C y quemar al paciente, el láser puede ser combinado con una tira de seguridad del tipo descrito en el documento WO 2008/107563. Esta tira garantiza la seguridad del usuario debido a que el láser solamente puede ser activado cuando está cerca de ella (por ejemplo, menos de 5 mm) . Con el fin de modular la potencia de disparo del láser hay además diferentes tipos de tiras de acuerdo con el tipo de piel del paciente. De hecho, los tipos de piel pueden ser agrupados en seis categorías (de acuerdo con la prueba de Fitz-Patrick: del Prototipo I para piel muy blanca al Prototipo VI para piel muy negra) . El médico por lo tanto elige la tira asociada con el fototipo del paciente, en donde la tira permite que el dispositivo de láser ajuste su tratamiento (potencia, tiempo) al prototipo del paciente.

Los inventores mostraron que el uso de una fuente de láser que tiene una longitud de onda de 1.210 nm en lugar de 810 nm permite el calentamiento sin que apenas influya el tipo de piel.

No obstante, el fototipo del paciente no es el único parámetro que influye en la temperatura alcanzada (temperatura final) durante el tratamiento por el dispositivo de láser; las siguientes variables también tienen una influencia:

-La temperatura de la zona antes del tratamiento por el láser (temperatura inicial) .

-La presencia de sangre en la incisión, en los bordes de la incisión y/o debajo de la incisión ejerce una fuerte influencia debido a que la sangre se calienta más rápidamente que la piel ligeramente pigmentada. Por supuesto, este factor depende significativamente del tipo de operación y de la técnica quirúrgica del médico. Los inventores demostraron que a una longitud de onda de 1.210 nm la sangre pura y una superficie de la piel sin sangre están sometidas a más o menos el mismo calentamiento. La cantidad de sangre presente en la incisión ejercerá una débil influencia en el calentamiento del área irradiada por el láser y por lo tanto tendrá una influencia pequeña en el tratamiento de la cicatriz.

-La vascularización del tejido irradiado. Cuanto más es irrigado el tejido por la sangre calentada, más rápidamente se calentará, debido también al hecho de que la sangre absorbe el calor más rápidamente en comparación con otros componentes de la piel.

-El espesor de la piel que ha sido sometida a una incisión. Actualmente, los inventores han observado que el calentamiento obtenido con una fuente de láser que tiene una longitud de onda de 1.210 nm es homogéneo hasta una profundidad de al menos 2 nm.

Estos parámetros son difíciles de medir durante el uso rutinario del dispositivo y pueden ser extremadamente variables según el paciente y las técnicas de los médicos. Como consecuencia, es difícil predecir de forma exacta la temperatura alcanzada durante el tratamiento mediante el dispositivo de láser. Por lo tanto, no se puede excluir el riesgo de superar los 60º C (quemadura) o de que la temperatura se quede por debajo de los 45º C (tratamiento ineficaz) .

Con objeto de mitigar dificultades similares, la técnica anterior ha contemplado controlar el aumento de la temperatura en la piel colocando el dispositivo de láser controlado por un sensor de infrarrojos (pirómetro) que monitoriza en tiempo real la temperatura de la piel del paciente y, si es necesario, modula la potencia del haz de rayos láser sobre la piel. Especialmente en los documentos US 5.409.481, US 2007/0179484 y US 2006/0041289A1 se contempla un diagrama esquemático de tales dispositivos.

De hecho, se sabe que la medida sin contacto de la temperatura de cualquier cuerpo puede conseguirse midiendo la radiación infrarroja emitida por este cuerpo. De hecho, de acuerdo con la ley de Planck, todo cuerpo emite una radiación infrarroja cuya longitud de onda y potencia están ligadas a la temperatura. Por ejemplo, un cuerpo a 300º K (23º C) esencialmente emite una radiación infrarroja dentro del intervalo de longitudes de onda entre 6 μm y 10 μm.

Para un cuerpo que tiene una temperatura Tobj la potencia E radiada por unidad de área está dada por: E = [* ( * Tobj en donde [ es la emisividad del cuerpo considerado y en donde ( es la constante de Stefan-Boltzmann.

La longitud de onda de la fuente de láser usada en los dispositivos de tratamiento dermatológico está dentro del

intervalo de 0, 6 μm a 2, 5 μm. Las temperaturas que han de ser medidas son inferiores a 70º C, que corresponden a la radiación dentro del intervalo de 6 μm a 10 μm. Como los dos intervalos no se solapan, es por lo tanto posible la medida de la temperatura en la presencia de radiación láser.

En primer lugar, la zona calentada por el haz de rayos láser es generalmente pequeña debido a la gran cantidad de energía por unidad de área requerida para calentar la zona que ha de ser tratada. La Figura 1 ilustra este problema.

Esta figura muestra una fuente de luz (1) que irradia y por lo tanto calienta una zona (2) de piel (3) que ha de ser tratada. La forma de la zona (2) puede ser, por ejemplo, circular o rectangular según la aplicación terapéutica deseada. El área S1 de la zona (2) está comprendido generalmente entre 0, 1 cm2 y 2 cm2.

Esta figura muestra también el sensor (4) de infrarrojos destinado a medir la temperatura de la zona (1) . Su campo de visión en la piel (3) es la zona (5) . Los campos de visión de los sensores térmicos de infrarrojos son generalmente anchos, es decir un cono de visión, cuyo ángulo total típico es 50º (que varía de 20º a 70º , según el tipo) . Colocando tal sensor a una distancia de 30 mm de la zona irradiada por el haz de luz, el área S2 de la zona (5) por el sensor de infrarrojos es igual a:

( 50º ) 2

S2 = 3 * tan =6, 14 cm

Por lo tanto significativamente mayor que el área S2 de la zona (5) .

El resultado de esto es T01 > T0p > T02, en donde T01 es la temperatura de la zona (2) irradiada por el haz de rayos láser, T02 es la temperatura de la piel (3) que no es irradiada por el haz de rayos láser, T0p es la temperatura medida por el sensor de infrarrojos.

La Figura 11 muestra un ejemplo de las diferencias entre las temperaturas T01 y T0p en este contexto.

La temperatura medida es por lo tanto extremadamente imprecisa, debido a que está situada entre la temperatura de la zona irradiada y la de una zona no irradiada.

Con el fin de resolver este problema, se puede contemplar mover el sensor de infrarrojos más cerca de la zona que ha de ser tratada. No obstante aparece entonces una dificultad adicional debido a que la piel es un medio que da lugar a una fuerte difusión de los rayos de luz.

El resultado de esto es que, antes de ser absorbidos, los fotones pueden seguir unas rutas complejas dentro de... [Seguir leyendo]

1. Un dispositivo para el tratamiento dermatológico mediante un haz de láser, que comprende:

-una fuente de láser (1) adecuada para dirigir un haz de láser sobre al menos una zona (2) de la superficie

de la piel que ha de ser tratada, en donde dicho láser permite la liberación sobre la superficie de la piel que está

siendo tratada de una fluencia entre 1 y 500 J/cm2 de piel,

-un medio de medición sin contacto sensible a la radiación de acuerdo con la temperatura, configurado para medir la temperatura de una superficie de piel que corresponde a la zona (2) de piel tratada, y

-un medio de controlar (13) la fuente de láser antes mencionada a través del medio de medida antes mencionado;

-en donde el medio de medida sin contacto antes mencionado comprende un sensor (4) de infrarrojos y una lente (20) del objetivo adecuada para enfocar el campo de visión (5) del sensor de infrarrojos antes mencionado de modo que la superficie de piel contenida dentro del campo de visión (5) antes mencionado esté totalmente incluida en el área de piel (2) tratada por el haz de láser;

-la cabeza antes mencionada comprende una cavidad (24) equipada con una abertura (26) que está configurada para ser aplicada a la superficie de la piel que ha de ser tratada, en donde el haz de luz y el campo de visión del medio de medida sin contacto pasan a través de la cavidad antes mencionada y llegan a la abertura antes mencionada, en donde la cavidad antes mencionada está parcialmente cerrada por un reborde interno (27) periférico a la abertura antes mencionada. En donde dicho reborde (27) es sustancialmente aplicado a la superficie de la piel que ha de ser tratada,

-en donde dicho dispositivo comprende un medio de filtrado dispuesto entre el sensor de infrarrojos y la superficie de la piel que ha de ser tratada, y compuesto por un material transparente en el intervalo de longitudes de onda de 6 μm a 10 μm con el fin de permitir la medida de la temperatura, y opaco en el intervalo de longitudes de onda de 0, 6 μm a 2, 5 μm.

2. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la posición y el diámetro de la lente (20) del objetivo están determinados mediante la resolución de las siguientes tres ecuaciones:

11

1) º= ,

OA' OA f '

d' OA'

2) = y

d OA

3) D = OA* Tan (e) + d,

en donde

• OA es la distancia entre el centro del elemento fotosensible del sensor de rayos infrarrojos y el centro de la lente (20) del objetivo con OA entre 0 y 100 mm, preferiblemente entre 5 y 50 mm, y sobre todo preferiblemente entre 10 y 30 mm.

• OA’ es la distancia entre el centro de la lente del objetivo (20) y la superficie de la piel (2) que ha de ser

tratada con: i) la suma de OA’ y OA es mayor que o igual a 10 mm, preferiblemente mayor que o igual a 30 mm, y sobre todo preferiblemente mayor que o igual a 50 mm, y ii) la suma de OA’ y OA es menor que o igual a 500 mm, preferiblemente menor que o igual a 100 mm, y sobre todo preferiblemente menor que o igual a 75 mm.

• d es el diámetro del elemento fotosensible del sensor (4) de infrarrojos, con d entre 0, 1 y 10 mm, preferiblemente entre 0, 5 y 5 mm, y sobre todo entre 1 y 3 mm.

• e representa el ángulo del campo de visión (5) del elemento fotosensible del sensor (4) de infrarrojos en la ausencia de la lente (20) del objetivo, con e entre 10 y 80º , preferiblemente entre 15 y 60º , y sobre todo preferiblemente entre 20 y 40º .

• d’ es el diámetro de la imagen del elemento fotosensible sobre la piel del paciente, en donde la imagen que ha de ser totalmente incluida en la superficie de la piel que ha de ser tratada (2) por el dispositivo de tratamiento dermatológico, con: i) d’ es menor que 20 mm, preferiblemente menor que 10 mm, y sobre todo preferiblemente menor

que 5 mm, y

ii) d’ es mayor que 0, 5 mm, preferiblemente mayor que 1 mm.

• f’ es la longitud focal de la lente (20) del objetivo.

• D es el diámetro de la lente (20) del objetivo, en donde D está entre 3 y 100 mm, preferiblemente entre 4 y 50 mm, y sobre todo preferiblemente entre 5 y 15 mm;

en donde el diámetro y la posición determinada por la lente (20) del objetivo facilita que el campo de visión (5) del sensor (4) de rayos infrarrojos antes mencionado sea enfocable de modo que esté totalmente incluido en la zona de piel (2) que está siendo tratada por el haz de láser.

3. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 ó 2, en donde la longitud de onda de la fuente de láser va de 1, 1 a 1, 6 μm, tal como 1, 21 μm, para permitir un calentamiento homogéneo a una profundidad de al menos 2 mm.

4. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado por el hecho de que el medio de control (13) antes mencionado es del tipo conectado/desconectado adecuado para desconectar la fuente de láser (1) cuando la temperatura medida por el sensor (4) de rayos infrarrojos en la zona (2) de piel que está siendo tratada supere un valor predeterminado.

5. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado por el hecho de que el medio de control (13) antes mencionado es del tipo de regulación apropiado para ajustar la potencia de la fuente de láser (1) con el fin de mantener entre dos valores predeterminados la temperatura medida por el sensor (4) de infrarrojos en la zona (2) de piel que está siendo tratada.

6. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, caracterizado por el hecho de que el medio de filtrado antes mencionado está hecho de silicio o germanio.

7. Un sistema de tratamiento dermatológico mediante el uso de un haz de láser, caracterizado por el hecho de que comprende el dispositivo de acuerdo con cualquiera de las anteriores reivindicaciones y un medio de interacción (30, 32) entre la fuente de láser antes mencionada y el área de piel que está siendo tratada, en donde el medio de interacción antes mencionado comprende un medio adhesivo (30) equipado con un medio de identificación configurado para comunicar a través de frecuencias de radio (31) con una interferencia (32) conectada con el medio de control (13) antes mencionado.