(57)【要約】【課題】光応用医用装置の使用において、治療部位や個々人の皮膚の特徴に応じた冷却や光照射の強さ、タイミング等の条件を正確に決められるようにする。【解決手段】光応用医用装置が照射する光パルスに十分応答する温度計を備え、さらにその温度信号によって光強度や冷却のタイミング、冷却の強さなど全体を効果的に制御する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも光源と、光源の光を集光伝達する導光部と、器具全体の動作を制御する制御部と、被治療部位を冷却する冷却部とから成る光応用医用装置において、前記被治療部位の温度を測定する温度計を具備していることを特徴とする光応用医用装置。
【請求項２】
請求項１に記載の温度計は被治療部位から放射される赤外線を感知することで温度を測る赤外線放射温度計であることを特徴とする光応用医用装置。
【請求項３】
請求項１に記載の温度計はサーモパイルと赤外レンズとから成り、赤外レンズによってサーモパイル上に生じる被治療皮膚上光照射範囲の投影像がサーモパイルの赤外線検出部面積にほぼ等しいように被治療皮膚と赤外レンズ、赤外レンズとサーモパイルの間隔が設定されていることを特徴とする光応用医用装置。
【請求項４】
請求項１に記載の光応用医用装置は、前記温度計で冷却装置の作動を確認した後で光を放射することを特徴とする光応用医用装置。
【請求項５】
請求項１に記載の光応用医用装置は、前記温度計で光放射中の被治療部位の温度を監視し、適当な温度で光照射を中止することを特徴とする光応用医用装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、皮膚に光を照射してその熱作用によって皮膚のしわやしみ、あざを治療したり、不必要な毛を除去するために用いられる光応用医用装置の改良に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の光応用医用装置としてレーザやフラッシュランプの光を利用して不要な毛の除去（脱毛）を行う光脱毛装置を例にとって説明する。  光脱毛装置は例えばＹＡＧレーザや半導体レーザやフラッシュランプをパルス発光させ、その光エネルギーで毛を成長させる元である毛根を破壊するものである。
図２に人の皮膚構造の模式図を示す。
図２において、（１４）は表皮、（１５）は真皮、（１６）は毛根、（１７）はメラニンである。
このように皮膚はその外側から、ごく薄い表皮とその下にあり比較的に厚い真皮とで構成されている。  そのうち表皮はおおよそ深さ（厚さ）０．１ｍｍの程度でメラニンを多く含み、皮膚の色を決定している。  体の部位によって異なるが、毛根はおおよそ皮膚の下２〜４ｍｍ程度の深さに存在し、その周囲にはメラニンが多量に分布している。  メラニンは光をよく吸収する黒い色をした色素を多量に含む組織で、その量によって皮膚や毛の色を決める。
脱毛を実現させるためには、レーザやフラッシュランプの光がメラニンを含む表皮を透過し、十分なエネルギーが毛根の深さまで届かねばならない。
特定の組織が熱を吸収した場合、その熱量の半分を外部に放出するに要する時間をその組織の熱緩和時間と呼ぶ。  従って、その組織を破壊しようとする場合には、外部に熱を放出する前に十分に温度を上げてしまうことが必要となる。  即ち、周囲の組織には影響を及ぼさずに特定の組織を破壊するためには、狙う組織の熱緩和時間より短い時間にその組織の温度を上げるに十分な強さのパルス光を当てればよいことになる。
狙う組織を毛根とした場合、このためのパルス幅とエネルギーはおおよそ１０ｍｓ〜１ｓ、２０〜５０Ｊ／ｃｍ２の程度となる。  これは、ピークパワーに直すと２０Ｗ〜５ｋＷであり、かなり強い光の出力となる。
このような強いパルス光が皮膚に直接当たると、まず表皮のメラニンが光を吸収してその温度が上昇し、次に毛根周囲のメラニンの温度が上昇する。  温度の上昇はメラニンの密度と光の強さの積に比例する。  表皮のメラニン密度は毛根周囲に比較すれば小さいが、それでも表皮にダメージを与えるに十分な温度上昇をもたらす。  この場合の表皮の温度上昇は脱毛の目的からすれば不必要なものである。  しかしながら光強度が小さければ毛根周囲のメラニンに十分な強度の光を照射することができず、毛根を破壊することが出来ないことになる。  これを解決するために、脱毛装置は皮膚冷却装置を装備している。  皮膚冷却は、例えば空気や窒素、代替フロンなどの冷却気体（冷却剤）を皮膚に吹き付けたり、または循環液で冷却された物体を皮膚に押し当てたりする事によって実現される。
【０００３】
冷却気体を冷却剤として用いる従来の脱毛装置の構成を図６に示す。
図６において、（１）は光源、（２）は導光部、（３）は被治療皮膚、（４）は光源制御電源装置、（５）は制御部、（６）は冷却装置制御部、（７）は冷却剤タンク、（８）はバルブである。
光源（１）はレーザやフラッシュランプであり、パルスの強い光を光源制御電源装置（４）からの供給電力により発生させる。  この時に発生する光の波長は、脱毛の場合にあっては皮膚や毛に含まれるメラニンに効率良く吸収され、かつ他の組織例えば、ヘモグロビンや水分の吸収が小さい波長が選択される。  具体的には７００〜１５００ｎｍの間で選択されることが多い。
導光部（２）は光源と被治療部位である皮膚との間にあって、例えばレンズや反射光学系で構成され、光源からの光を集光／整形して、適当な大きさの光スポットとして皮膚（３）に照射する。
冷却装置は内圧力を高く保った冷却剤タンク（７）と、冷却材を皮膚に向かって噴射させるノズル（略）と、ノズルとタンクの経路中にあって制御部からの電気信号によって開閉されるバルブ（８）とから構成される。
この構成により、制御部（５）からの電気信号を受けて冷却装置制御部（６）はバルブ（８）を開き、例えば冷却剤を被治療皮膚（３）に向かって噴射させ、その温度を十分に低下させる機能を受け持つ。
制御部（５）はこれらの装置の制御を行う中心的な役割を果たす。
【０００４】
脱毛の一連の動作では、初めに制御部（５）が冷却制御装置（６）に冷却の指令を発する。  これにより冷却剤噴射によって皮膚冷却が行われた後、制御部（４）の指令によって、光源電源装置（４）は光源（１）をパルス発光させ、発生した光は導光部（２）を介して皮膚（３）に照射される。  光パルス照射によって表皮と真皮中のメラニンは光を吸収し、その温度は上昇する。  これによって表皮温度も上昇するが、冷却動作が規定どおり行われていて、冷却気体によってあらかじめその温度が下げられていれば表皮は火傷などのダメージを受けることはない。
一方、表皮を透過して毛根に達した光はその周囲に局在するメラニンにも吸収される。  冷却されていないメラニンはその温度が急激に上昇し、周囲組織との温度差が大きくなって周囲組織である毛根にその熱エネルギーを放出する。  このため毛根もその熱によって破壊され、結果として脱毛が実現する。
このプロセスにおいて、前述の冷却気体による表皮の冷却と照射する光パルスの強さとその時間を調整してやれば、冷却効果が毛根の深さまで及ぶ前に光によって毛根の温度を上昇させることができる。  これが脱毛の実現にとって必要不可欠の条件である。
【０００５】
時系列的な一連の皮膚温度変化の模式図を図３に示す。  図３において（１８）は冷却開始信号、（１９）は光パルス照射信号、（２０）は皮膚温度の変化である。冷却開始信号（１８）によって冷却が始まると皮膚温度は一旦低下する。  その後光パルス照射信号（１９）によって光照射が始まると皮膚温度は上昇する。
このような温度変化をモニターするためには原理的に非接触の放射温度計が最適である。  しかしながら一般的な放射温度計はより高温度域で使用されるように設計されており、皮膚のような低い温度領域では補足できる赤外線量がわずかであることから応答時間が長く、おおよそ５００ｍｓ程度の変化しか追従できない。従って、従来装置は温度変化をモニターするための温度計を装備しておらず、皮膚の温度変化を直接モニターすることができない。  このため、操作者は経験上得られたデータを元に光強度や冷却のタイミングを調整しなければならなかった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
前述のように、従来技術による光応用医用装置では、操作者は経験上得られたデータを元に光強度や冷却のタイミングを調整しなければならなかった。
しかしながら、人の皮膚は人によっても、または部位によっても、極端には季節によっても色や温度が微妙に異なることが知られている。  このような微妙な違いに脱毛の条件をあわせることはかなりの経験を積んだ人でなければ難しいことである。  仮にこのような条件が違った場合には、冷却不足による火傷や、過冷却による凍傷、光量不足による脱毛の失敗などのトラブルが発生してしまうことになる。  同様のトラブルは、脱毛装置に限らずしわやしみ、あざなどの光治療装置にも発生する危険がある。
【０００７】
この発明の課題は、このようなトラブルを回避するために、光照射前後の皮膚温度を瞬時に測定し、皮膚冷却の程度や光照射出力の大小、皮膚温度上昇の程度を監視し、全体を総合的に制御できるようにすることである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
前述の課題を解決するためには、光応用医用装置に光パルスに十分応答する温度計を備え、さらにその温度信号によって光強度や冷却のタイミング、冷却の強さなど全体を効果的に制御する構成とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】
この発明の実施の形態を、図１に示す。
図１において、（１）は光源、（２）は導光部、（３）は被治療皮膚、（４）は光源制御電源装置、（５）は制御部、（６）は冷却装置制御部、（７）は冷却剤タンク、（８）はバルブである。
これらの装置構成とそれぞれの機能は、従来技術で述べたものと同一である。
本発明では、これらの装置構成に温度計と信号処理回路、温度表示器を付加する。図１において、（９）は赤外線検出素子、（１０）は集光レンズ、（１１）は前置増幅器、（１２）は信号処理回路、（１３）は温度表示器である。
【００１０】
被治療部位（３）から放射される赤外線を集光レンズ（１１）によって赤外線検出素子（９）に内蔵された赤外線検出部に向かって集光する。  赤外線検出素子（９）はその赤外線の強さに比例した電気信号を出力する。  電気信号は前置増幅器（１１）によって増幅されたあと、本体に内蔵された信号処理回路（１２）によって温度信号に変換され、温度表示器（１３）で温度として表示されるとともに制御装置（５）に伝達される。
【００１１】
皮膚の温度領域から放射される赤外線の波長領域は、よく知られたプランクの放射則によればおおよそ８〜１２μｍである。
赤外線検出素子（９）としてはこの波長領域に高い感度を持つ例えばサーモパイル素子を使用する。また、この波長域の赤外線を集光するためのレンズ材料としてはシリコンが用いられる。
【００１２】
このような構成において、光源が発する光パルスを捉えるために十分な応答速度とするためには、次のような手段を用いる。  まず、赤外線検出部の熱容量が小さく、かつ実装されたサーモカップルの数が多い（感度が高い）サーモパイル素子を選択すると共に、回路の時定数を可能なかぎり小さくする。  また、雰囲気の熱擾乱の影響を受けにくいようにレンズ、筐筒の周囲を熱絶縁物で覆う。
【００１３】
さらに、サーモパイルの赤外線検出部に投影される被治療皮膚部上の光照射部の投影像が赤外線検出部面積より大きくならないように光学設計を行い、筐筒の長さを決定する。
このためには、次のような設計を行う。
赤外線レンズの形状を平凸で十分薄いものとしたとき、その屈折率をｎ、凸面の曲率半径をｒとすると焦点距離ｆは次の式で求められる。
ｆ＝ｒ／（ｎ−１）
さらに、皮膚上の被照射部分の直径をａ、赤外線検出部の直径をｂ、皮膚とレンズの間隔をＡ、レンズと赤外線検出部の間隔Ｂは次の式で求められる。
Ｂ＝ｆ×（ａ＋ｂ）／ａ
Ｂの値は筐筒の長さに等しい。これらの関係を図４に示す。  図４において（２１）は皮膚、（２２）は赤外線レンズ、（２３）は赤外線検出部である。
このようにして求めた定数によれば、皮膚から放射された赤外線を最大限集光して赤外線検出素子の検出部に導くことができる。
【００１４】
また、筐筒の内部から放射される赤外線による雑音を避けるために、筐筒の材料、特にセンサーに面する内側の材料は吸収係数の大きな（放射係数の大きな）材料、を選択する。  このような材料としては例えば、黒色のゴムやプラスチック、表面を酸化膜で覆ったニッケルや鉄などがある。
【００１５】
「実施形態の効果」
これらの手段を用いることにより、温度計の応答速度を光パルスの照射時間より十分に速くすることができ、温度計は光治療装置の一連動作の間も皮膚温度をモニターし続けることができる。  このため、もし仮に何らかの理由によって冷却剤が噴出せず、皮膚温度が規定通り下がっていないことが検出されれば、次のステップである光パルス照射を中止して皮膚を火傷から守ることができる。
また、光照射途中であっても、皮膚温度が規定以上に高くなることが検出されれば、光源への電力供給を止めることによって、光照射を停止させることができる。さらには、冷却途中であっても、皮膚温度が規定より下がっていることが検出できれば、冷却剤の供給バルブを閉じて冷却動作を中止し、皮膚を過冷却から守ることができる。
【００１６】
「他の実施形態」
一般に赤外の光学材料は屈折率が大きい。  たとえば、実施形態で述べたシリコンでは波長８〜１２μｍでの屈折率は約３．４に達する。  このような材料でレンズを作成した場合、その両面でのフレネル反射によって透過率は大きく低下し、おおよそ５０％となってしまう。  これを避けるために、レンズにはその両面に反射防止膜（ＡＲコート）を付けて透過率を向上させる。  反射防止膜はＢａＦ２などの透明材料をレンズ表面に１／４λの厚さにコーティングすることで実現される。  また、レンズ光学材料としてシリコン（Ｓｉ）ではなくセレン化亜鉛（ＺｎＳｅ）や臭沃化タリウム（ＫＲＳ−５）、臭塩化タリウム（ＫＲＳ−６）を用いることもできる。
【００１７】
照射、温度計光学系の構成として、図１の実施形態では、照射光学系の横に温度計の光学系を取り付け、温度計光学系としては斜めから覗く形式を表現した。このほかに照射、温度計光学系としては、照射光学系の導光部と皮膚の間にビームスプリッタを配置し、共軸の光学系とすることもできる。  この場合の実施形態例を図５に示す。  図５において（２４）は光路分離用ビームスプリッタである。このとき、光源としてその出射光が直線偏光光であるレーザを用いれば、ビームスプリッタとして偏光ビームスプリッタを利用して光学系の損失を防ぐことができる。
また、光電変換素子として、サーモパイルの代わりに焦電素子や、ＭＣＴ等の光導電素子を用いることもできる。
【００１８】
装置動作の他の形態として、冷却ガスを噴射しながら光照射をつづけ、設定された温度に達したとき光照射を中断するように制御することもできる。
【００１９】
照射光学系の他の形態例として、光源からの出射光を一旦光ファイバーに入射させ、被治療皮膚の近傍で導光部に入射させれば、比較的大きな光源であっても装置に導入することができる。
逆に皮膚から放射される赤外光を光ファイバーを介して赤外検出器に導けば、治療に使う部分を軽量小型に構成することができて、操作性が向上する。
光源と導光部、皮膚と赤外検出器の両方の光学系に光ファイバーを用いれば、小型軽量化はさらに進み、操作性をいっそう向上させることができる。
【００２０】
【発明の効果】
以上説明したようにこの発明によれば、治療に用いられる光パルスに十分応答する放射温度計によって皮膚温度をモニターすることができる。  制御部はこの温度計の信号を受けて、冷却装置が確実に働き皮膚温度が下がってから光照射を行い、また光が照射されても皮膚に過渡の温度上昇が発生しないように制御することができる。この方式によれば、これまでのように経験にたよらず光照射の条件を決めることが出来るようになり、患者にとっては安全に治療を受けることができるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態例による光応用医用装置の構成図
【図２】人の皮膚の断面模式図
【図３】脱毛装置の動作における皮膚温度の時関変化
【図４】皮膚とレンズ、レンズと赤外線検出部の関係
【図５】発明の他の実施の形態
【図６】従来技術による光応用脱毛装置の構成図
【符号の説明】
（１）  −  光源
（２）  −  レンズ
（３）  −  皮膚
（４）  −  光源制御電源
（５）  −  制御部
（６）  −  冷却装置制御部
（７）  −  冷却剤タンク
（８）  −  バルブ
（９）  −  赤外線検出素子
（１０）  −  集光レンズ
（１１）  −  前置増幅器
（１２）  −  信号処理回路
（１３）  −  温度表示器
（１４）  −  表皮
（１５）  −  真皮
（１６）  −  毛根
（１７）  −  メラニン
（１８）  −  冷却開始信号
（１９）  −  光パルス照射信号
（２０）  −  皮膚温度の変化
（２１）  −  皮膚
（２２）  −  赤外線レンズ
（２３）  −  赤外線検出部
（２４）  −  ビームスプリッタ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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