ЛАЗЕРНЫЙ ПРИБОР ДЛЯ ИЗБИРАТЕЛЬНОГО ЛЕЧЕНИЯ УГРЕЙ С УМЕНЬШЕННЫМ ПОВЫШЕНИЕМ ТЕМПЕРАТУРЫ КОЖИ
LASER DEVICE FOR SELECTIVE TREATMENT OF ACNE WITH DECREASED SKIN TEMPERATURE INCREASE

Настоящее изобретение относится к лазерному прибору для избирательного лечения угрей с уменьшенным повышением температуры кожи.
Компактный ручной портативный прибор для лечения нарушений сальных желез в дермальной области кожи описан в документе WO2008/008971.
Задачей настоящего изобретения является предоставление очень эффективного лазерного прибора для избирательного лечения угрей.
Дополнительной задачей является предоставление лазерного прибора для избирательного лечения угрей с уменьшенным повышением температуры кожи, что предотвращает повреждение окружающих тканей.
Дополнительной задачей является обеспечение лазерного прибора для избирательного лечения угрей с уменьшенным повышением температуры кожи, способного уменьшить эффекты нагревания участка кожи, вовлеченного в лечение.
Согласно настоящему изобретению упомянутые и другие задачи решаются лазерным прибором для избирательного лечения угрей и способом согласно прилагаемой формуле изобретения.
Дополнительные характеристики настоящего изобретения описаны в зависимых пунктах формулы изобретения.
Согласно настоящему изобретению обеспечено решение для избирательного лечения угрей, гарантирующее оптимизацию физических параметров, которые определяют повышение температуры, ΔТ, которое создает тепловое повреждение сальной железы, и одновременно обеспечивающее динамическое управление некоторыми из них:
- длина волны, λ, равная 1726 нм, в общем находящаяся в диапазоне длин волн 1690 нм-1750 нм, посредством чего уменьшаются эффекты нагревания вследствие поглощения воды в тканях, окружающих сальную железу, что гарантирует минимальный эффект рассеяния и, таким образом, максимальное значение доли f;
- мощность Р > 1 Вт, посредством чего гарантируется подходящую плотность энергии для процесса, который является очень стабильным в излучении (флуктуации < 3%), чтобы глубина процесса не изменялась длительное время;
- лазерный пучок, имеющий плосковершинное распределение интенсивности (η≤15%), т.е. пригодный для избирательного лечения сальной железы, который не создает повреждения окружающих тканей и имеет диаметр φ > 0,5 мм, в общем выбираемый из диапазона 0,5 мм-5 мм, сохраняющий неизменным распределение интенсивности лазерного пучка и гарантирующий возможность проникновения в биологическую ткань выбранным способом;
i
- управление температурой поверхности кожи, T ϵ [-10°C;+10°C], без использования какого-либо криогенного газа, который может создавать тепловые удары для человеческой кожи;
- длительность τ лазерного импульса, которая не должна быть большей, чем время рассеяния сальной железой тепла, и должна быть такой, чтобы предотвращалось нагревание ткани, окружающей упомянутую железу.
Системный предмет настоящего изобретения позволяет получить оптимальное распределение температуры в биологической ткани для достижения с использованием минимальной энергии лазерного излучения избирательного лечения угрей посредством уменьшения эффекта взаимодействия лазерного излучения с упомянутой тканью.
Следует добавить, что предлагаемое решение дополнительно к преодолению ограничений процесса лечения угрей позволяет получить «плосковершинный» пучок, распределение интенсивности которого не зависит от условий высвобождения лазерного излучения и от мощности упомянутого лазерного излучения.
Характеристики и преимущества настоящего изобретения будут очевидны из нижеследующего подробного описания его практических вариантов осуществления, проиллюстрированных в качестве неограничивающего примера в сопутствующих чертежах, в которых:
2
фиг. 1 показывает повышение температуры ΔТ, вызванное лазерным пучком с длиной волны 1726 нм, имеющим однородное (плосковершинное) распределение интенсивности справа и гауссово распределение слева, в биологической ткани, с плотностью энергии 50 Дж/см и диаметром пучка 3,5 мм сверху и 1,5 мм снизу, причем это моделирование рассматривает сальную железу, расположенную на оси Y с R=0 см и на глубине от поверхности кожи, равной 0,6 мм, причем ось X показывает глубину в см, а ось Y показывает размер пучка в см;
2
фиг. 2 показывает профиль повышения температуры ΔТ вдоль вертикальной оси сальной железы (R=0), создаваемого лазерным пучком с плотностью энергии 50 Дж/см, имеющим гауссов профиль интенсивности, с изменением в диаметре оптического лазерного пучка от нижней кривой к верхней кривой, равным 0,25, 0,5, 1, 2, 3, 3,5, 4, 5 мм, причем дерма находится между сегментами A и D, и сальная железа находится между сегментами В и С;
2
фиг. 3 показывает профиль повышения температуры ΔТ вдоль вертикальной оси сальной железы (R=0), создаваемый лазерным пучком с плотностью энергии, равной 50 Дж/см, имеющим однородный профиль интенсивности с изменением в диаметре оптического лазерного пучка от нижней кривой к верхней кривой, равным 0,25, 0,5, 1, 2, 3, 3,5, 4, 5 мм, причем дерма находится между сегментами A и D, и сальная железа находится между сегментами В и С;
фиг. 4 схематично показывает лазерную систему для избирательного лечения угрей согласно настоящему изобретению;
фиг. 5 показывает эволюцию распределения интенсивности лазерного пучка с длиной волны 1726нм, при изменении длины L волокна, для волокна, имеющего диаметр сердцевины 200 мкм и числовую апертуру сердцевины 0,22;
фиг. 6 показывает зависимость проникновения z излучения в биологическую ткань от диаметра φ лазерного пучка;
th
фиг. 7 показывает зависимость теплового пути R от длительности τ импульса;
фиг. 8 показывает изменение температуры сальной железы в случае одного единственного импульса, имеющего длительность 400 мс;
фиг. 9 показывает изменение температуры сальной железы в случае последовательности из трех импульсов с длительностью 100 мс.
2
Когда лазерное излучение или, в более общем случае, световое излучение достигает биологической ткани, первым встречающимся эффектом является поглощение фотонов тканью. Одновременно может наблюдаться явление рассеяния фотонов, а в некоторых случаях - явления отражения, которые конкурируют с поглощением. Физически эти процессы зависят от коэффициента (μа) поглощения тканей, коэффициента (μs) рассеяния и коэффициента (g) анизотропии для рассеяния и от соотношений показателей (n) преломления для отражения. Во-вторых, свет, поглощенный биологической тканью (ниже также называемой мишенью или тканью-мишенью), преобразуется в тепловую энергию (ΔЕ), которая может распространяться в окружающие ткани. Следовательно, повышение температуры можно записать следующим образом: (для ΔТ:) ΔТ=ΔЕ/(ρ*Cp) (уравнение 1), где ρ и Cp являются плотностью и удельной теплоемкостью ткани, соответственно. Это повышение температуры происходит не только на ткани-мишени, но и в соседних тканях. Временная тенденция рассеяния тепла определяется временем тепловой релаксации (tr). Время тепловой релаксации определяется как временной интервал, требуемый, чтобы при условии гауссова распределения температуры, имеющего ширину, равную диаметру ткани-мишени, его центральное значение уменьшилось на 50%. С хорошим приближением, tr [мс] прямо пропорционально квадрату диаметра ткани-мишени и обратно пропорционально постоянной k рассеяния тепла: tr ~ d/(n*K), где n зависит от геометрии мишени. Например, сальная железа длиной 0,1 мм значительно нагревается через 0,5 с. Энергия, поглощаемая тканью-мишенью, и плотность энергии падающего излучения связаны посредством уравнения: ΔЕ ≈ μа*f*F (уравнение 2), где f представляет собой долю уменьшения интенсивности падающего излучения перед достижением ткани-мишени. Если интенсивность или лучше плотностью энергии (F), определяемая как (энергия падающего излучения)/площадь пятна падающего излучения), светового излучения, является достаточной, то тогда повышение температуры разрушает, согласно уравнению 2, ткань-мишень. Следует помнить, что плотностью энергии (F) падающего излучения может быть записана в терминах лазерной мощности Р и длительности t импульса в виде: F=(мощность*длительность импульса)/(площадь пятна), и в этом случае мы можем говорить о тепловом повреждении, и говорят, что световое излучение осуществило лечение. Объединяя уравнение 1 и уравнение 2, мы имеем:
ΔТ=(Tf-Ti) ≈ [(P*τ)*(f*μa)]/[ρ*(Cp)*(π*(φ/2)2)] (уравнение 3),
из которого можно сделать вывод, что повышение температуры, которое создает тепловое повреждение, пропорционально:
а) коэффициенту поглощения, μа, и, таким образом, зависит от длины λ волны падающего излучения;
b) доле f, которая уменьшается, когда явление рассеяния увеличивается, и, таким образом, в отношении предыдущего аспекта, зависит от длины волны падающего излучения и коррелирует с глубиной z, на которую световое излучение проникает в биологическую ткань;
c) энергии Е падающего излучения и, таким образом, мощности Р излучающей системы, посредством соотношения E=P*τ;
d) времени τ облучения световым излучением, которое, если является большим, чем время tr тепловой релаксации, то может вызвать большее распространение тепла за пределы ткани-мишени и, таким образом, избыточное повышение температуры;
e) диаметру φ и распределению интенсивности по площади лазерного пучка;
f) исходному значению Ti температуры ткани-мишени.
alip
aH20
В этом аспекте уместно обсудить биологическую важность температурных диапазонов (ΔТ). Во многих человеческих тканях повышение температуры, которое создает температуру в диапазоне 50°С-60°С, является достаточным для создания теплового повреждения, но при более высоких значениях происходят весьма нежелательные эффекты. Конкретно, в температурном диапазоне 60°С-70°С белковые структуры и коллаген денатурируются, в то время как в температурном диапазоне 70°С-80°С нуклеиновые кислоты дезагрегируются, и мембраны становятся проницаемыми. Когда температура достигает 100°С, происходит испарение воды, содержащейся в тканях. Можно сделать вывод, что способ создания теплового повреждения вследствие повышения температуры (ΔТ) в ткани-мишени посредством светового излучения представляет значительный интерес для эстетических и медицинских применений, но, в упомянутом процессе, должны быть предотвращены нежелательные повышения температуры в окружающих тканях, которые могут создавать побочные эффекты, подобные эффектам, описанным выше. Отсюда следует, что в вышеупомянутых применениях самым важным является управление во время процесса всеми физическими параметрами, от которых зависит повышение температуры (уравнение 3). Из всех известных исследований, наиболее исчерпывающими, несомненно, являются публикации проф. R.R. Anderson. Избирательный фототермолиз (Anderson и Parrish, Selective photothermolysis: precise microsurgery by selective absorption of pulsed radiation in Science 220:524-527 1983) основан на принципе, согласно которому подходящее и максимальное повышение (ΔТ) температуры происходит только в выбранной ткани-мишени, т.е. повреждение, создаваемое световым излучением или лазерным излучением, является ограниченным (Alora и Anderson, Recent Developments in Cutaneous Lasers in Lasers in Surgery and Medicine 26:108-118 2000). Технология избирательного фототермолиза была применена в разных областях, в том числе, в избирательном лечении угрей. US6605080 иллюстрирует способ и прибор для избирательного выбора в качестве мишени богатых липидами тканей и отлично раскрывает значения плотности энергии для избирательного лечения угрей, но оставляет открытым вопрос проникновения падающего излучения в биологическую ткань, предполагая одну и ту же длину волны, с учетом того, что, как снова утверждается в US6605080, сальные железы расположены на глубине, которая является значительной и находится в диапазоне от 1 мм до 4 мм от поверхности кожи. В этой связи заявитель заметил, что проникновение z излучения в кожу зависит от плотности энергии и, в частности, от площади, т.е. диаметра φ лазерного пятна (фиг. 1). US6605080 указывает диапазоны плотности энергии и диапазоны значений времени, в пределах которых следует выполнять лечение угрей. Упомянутые диапазоны значений не учитывают корреляцию, указанную математически в уравнении 3, существующую с эффективностью проникновения в биологическую ткань. Снова, в US6605080 предложены множественные диапазоны длин λ волн (880 нм-935 нм, 1150 нм-1230 нм, 1690 нм-1750 нм и 2280 нм-2350 нм), в которых можно избирательного лечить угри. Как утверждает избирательный фототермолиз, наилучшее условие для избирательного лечения угрей обеспечивается, когда коэффициент поглощения липидов (μ), которыми богата сальная железа, является большим, чем коэффициент поглощения воды (μ), которой богаты эпидермис и дерма, которая является тканью, окружающей упомянутую сальную железу. Таким образом, можно получить сильное (избирательное) поглощение в сальной железе и не получить сильное поглощение в окружающих тканях, богатых водой. Упомянутое условие выполняется во всех диапазонах длин волн, указанных в патенте US6605080, но вышеупомянутые диапазоны длин волн не эквивалентны для задачи лечения угрей на человеческой коже по двум причинам:
1 - при переходе от диапазона 880 нм-935 нм к диапазону 1690 нм-1750 нм вклад излучения в мощности Р, которая достигает поверхности человеческой кожи, является в 10 раз меньшим;
2 - эффект рассеяния уменьшается, когда длина волны увеличивается, и, таким образом, доля f изменяется;
3 - с другой стороны, проникающая способность светового излучения увеличивается при увеличении длины волны.
Следовательно, целесообразно определить один единственный диапазон длин волн или лучше длину волны, которую должен излучать источник света или лучше лазерный источник и оптимизировать все параметры для избирательного лечения угрей для этой длины волны. В 2006 году проф. Rox R. Anderson (Anderson и др., Selective Photothermolysis of Lipid-Rich Tissues: A Free Electron Laser Study Lasers in Surgery and Medicine 38:913-919 2006) провел предварительные испытания лазера на свободных электронах, имеющего длину волны 1720 нм и пришел к заключению, что полоса избирательного поглощения липидов на 1720 нм может представлять интерес для избирательного лечения поверхностных мишеней (т.е. с максимальной глубиной в коже, равной 2 мм), таких как поверхностные сальные железы. Позже, в 2011 году, был разработан оптоволоконный источник на основе рамановского рассеяния, способный излучать лазерное излучение на длине волны 1708 нм (Alexander и др., Photothermolysis of sebaceous glands in human skin ex vivo with a 1,708  micron Raman fiber laser and contact cooling in Lasers in Surgery and Medicine 43:470-480 2011). Решение использовать оптоволоконный источник на основе рамановского рассеяния, который, таким образом, гарантирует работу в наилучшем диапазоне длин волн для избирательного лечения угрей, означает, что возникающий пучок имеет распределение интенсивности с гауссовым профилем. Ограничением этого решения является использование упомянутого лазерного пучка, имеющего распределение интенсивности с гауссовым профилем. Фактически, упомянутый пучок не является наиболее пригодным для избирательного лечения угрей. Как указано авторами, этот профиль может создавать повреждение для тканей, расположенных за пределами сальной железы. В WO2011/084863A2 те же самые авторы предлагают использовать лазерный пучок, имеющий более однородное пространственное распределение, чем пространственное распределение, типичное для лазерного пучка с гауссовым профилем, но не дают никаких практических указаний на то, как можно его получить и как сделать его эффективным для избирательного лечения угрей. Для уменьшения повреждения, создаваемого избыточным повышением температуры поверхности кожи, в существующие приборы для лечения угрей была введена система охлаждения. Существуют множественные решения, которые определяют систему охлаждения поверхности кожи, т.е. они определяют подходящее исходное значение Ti температуры. Многие из этих решений основаны на выпуске криогенных жидкостей на поверхность кожи (Paithankar и др., Acne treatment with a 1,450 wavelength laser and cryogen spray cooling, Lasers in Surgery and Medicine 31:106-114 2002). Эти решения часто являются очень сложными и неоптимальными, когда, во время лечения, значение плотности энергии излучения, которое создает повышение температуры, ΔТ, должно быть сильно изменено.
В заключение, уровень техники имеет разные подходы для избирательного лечения угрей, но не существует ни одного общего решения, которое позволяло бы управлять и динамически модифицировать все параметры, которые влияют на повышение температуры и которые математически выражены в уравнении 3. Следовательно, никакие из представленных решений не исключают возможности создания биологического повреждения для тканей, окружающих сальную железу.
Численные модели по методу Монте-Карло были использованы для идентификации возможных решений для преодоления ограничений уровня техники, описанного выше. В этих моделях ткань-мишень представлена сальной железой, расположенной в коже, в частности, в дерме. Сальная железа расположена, например, на глубине 0,6 мм от поверхности кожи и имеет длину, равную 1,0 мм. Фиг. 1 показывает модели по методу Монте-Карло, которые слева показывают повышение (ΔТ) температуры, создаваемое пучком, имеющим гауссов профиль интенсивности, когда диаметр пятна лазерного излучения уменьшается, и справа показывают повышение (ΔТ) температуры, создаваемое лазерным пучком, имеющим однородный профиль интенсивности (также называемый «плосковершинным»), когда диаметр пятна лазерного излучения уменьшается. В этом обсуждении утверждается, что распределение интенсивности лазерного пучка является плосковершинным, т.е. однородным, когда соотношение (η) между среднеквадратическим отклонением (δI) интенсивности и средним значением (<I>) той же самой интенсивности является меньшим, чем заданное значение, здесь установленное равным 15%. В случае одинаковой плотности энергии можно наблюдать, что пучок, имеющий однородное (плосковершинное) распределение интенсивности, создает однородное повышение (ΔТ) температуры в первых слоях ткани, т.е. в слоях, предшествующих сальной железе. С другой стороны, лазерный пучок, имеющий гауссов профиль интенсивности, создает сильный градиент повышения (ΔТ) температуры, особенно в первых слоях ткани. Это особенно ясно видно на фиг. 2. Фиг. 2 показывает профиль повышения (ΔТ) температуры вдоль вертикальной оси сальной железы (R=0), создаваемого лазерным пучком, имеющим гауссов профиль интенсивности (сверху слева), и создаваемого лазерным пучком, имеющим однородный профиль интенсивности (снизу справа), когда диаметр лазерного пучка изменяется. В случае лазерного пучка, имеющего гауссов профиль интенсивности, с диаметром > 1 мм, повышение температуры >70°С создается в слоях кожи, предшествующих сальной железе. Упомянутое повышение является нежелательным для упомянутого слоя кожи. Упомянутый эффект не происходит в случае лазерного пучка, имеющего ту же самую плотность энергии, что и плотность энергии предыдущего лазерного пучка, но характеризующегося однородным распределением интенсивности. Кроме того, в случае лазерного пучка, имеющего однородное (плосковершинное) распределение интенсивности, когда диаметр пучка изменяется, дисперсия повышения (ΔТ) температуры значительно уменьшается. Можно сделать вывод о том, что лазерный пучок, имеющий однородное распределение интенсивности, является предпочтительным относительно лазерного пучка, имеющего распределение интенсивности с гауссовым профилем, для задачи избирательного лечения угрей без побочного эффекта в виде повреждения окружающих тканей. Анализ моделей по методу Монте-Карло указывает на то, что когда диаметр падающего лазерного излучения увеличивается, степень проникновения z излучения в биологическую ткань увеличивается. Преимущество модулирования диаметра φ пятна является, таким образом, очевидным, и состоит в поддержании постоянной плотности энергии процесса, для достижения более или менее глубоких слоев кожи. Использование «плосковершинного» пучка является предпочтительным в различных применениях (EP2407807, US5658275), и существуют множественные технологии для получения такого профиля пучка, начиная с распределения интенсивности многомодового источника. В частности, в US6532244 «плосковершинный» пучок получают посредством ввода многомодового лазерного пучка (V-число >2,405) в два многомодовых волокна, причем первое волокно имеет V-число, меньшее, чем у второго волокна; второе волокно, называемое волокном дистанционного управления, изогнуто с подходящим радиусом кривизны (что известно, как технология изгибания). Также известны решения (WO2011070306), в которых лазерный пучок, имеющий гауссов профиль интенсивности, преобразуется посредством нелинейных материалов в пучок, имеющий некоторое распределение интенсивности. Лазерный пучок, имеющий произвольный профиль интенсивности, может быть сделан плосковершинным также посредством специальной дифракционной оптики. Упомянутые решения являются не особенно оптимальными. Конкретно, применение, в котором на волокне обеспечивают радиус кривизны для получения пучка с однородным распределением интенсивности, является нецелесообразным вследствие проблем, связанных с потерями мощности, вносимыми кривизной (D. Marcuse, ʺCurvature loss formula for optical fibersʺ, J. Opt. Soc. Am. 66 (3), 216 (1976)), и с вероятностью создания микротрещин в волокнах, подвергаемых изгибанию. Решение, состоящее в переключении с волокна с V-числом V1 на волокно, имеющее V-число V2, причем V2>V1, требует использования оптики, которая имеет эффект разрушения волнового фронта и внесения потерь интенсивности света. Наконец, решения, которые влекут за собой использование дискретной оптики, например, микролинз, или нелинейных материалов, вызывают значительные потери мощности при прохождении лазерного излучения через нелинейные материалы. Наконец, также известно, что для получения пучка, имеющего однородное распределение интенсивности, ввод неоднородного пучка в волокно должен происходить под соответствующими углами (Shealy and Hoffnagle Laser beam shaping profiles and propagation in Appl.Optics Vol 45 2006).
Лазерный прибор для избирательного лечения угрей согласно настоящему изобретению содержит лазерный источник 1 в оптическом волокне, основанный на рамановском эффекте. Источник 1 оканчивается в оптическом коллиматоре 2. Коллиматор 2 оптически выставлен с оптическим волокном 5 посредством оптомеханического интерфейса 3. Оптомеханический интерфейс 3 состоит из линейной и угловой микрометрической регулировочной системы (x-y-z, ϴ-ϕ), которая посредством линзы 4, расположенной внутри нее, фокусирует коллимированный пучок, выходящий из коллиматора 2, внутрь сердцевины волокна 5. Оптомеханический интерфейс 3 оканчивается в SMA-соединителе 6, и многомодовое волокно 5 начинается с SMA-соединителя 7.
Волокно 5 оканчивается в SMA-соединителе 8, который соединен с наконечником 10, который размещается в контакте с биологической тканью во время лечения, посредством SMA-соединителя 9, взаимодействующего с SMA-соединителем 8.
Наконечник 10 содержит оптическую систему 11 трансфокации, которая делает возможным увеличение лазерного пучка, выходящего из волокна 5.
Наконечник 10 содержит на своем конце сапфировое окно 12.
Лазерный источник 1 содержит переключатель 13, который прерывает прохождение лазерного пучка и делает возможной регулировку длительности посылаемых лазерных импульсов.
Посредством соответствующей активации переключателя 13 можно посылает лазерные импульсы, имеющие требуемую длительность и разделенные требуемыми временами ожидания.
alip
aH20
-1
-1
-1
-1
Источник 1 излучает на длине волны 1726 нм или, в более общем случае, в диапазоне длин волн 1720 нм-1730 нм. Коэффициент поглощения липидов является большим, чем коэффициент поглощения воды, μ =10см > μ =6см (@1720нм), не только в упомянутом диапазоне, но коэффициент рассеяния (3,5см @1720нм) значительно уменьшается относительно коэффициента поглощения липидов (10см @1720нм), что гарантирует выполнение условия в отношении того, чтобы почти все падающие фотоны поглощались биологической тканью. Излучение, выходящее из оптического коллиматора 2, является коллимированным и имеет диаметр в диапазоне 3 мм-5 мм. Источник 1 может излучать лазерное излучение в непрерывном режиме или в импульсном режиме. Лазерный источник 1 снабжен регулятором мощности и переключателем, который обеспечивает импульсное излучение источника. С учетом природы источника 1, профиль интенсивности излучения, выходящего из коллиматора 2, имеет гауссову форму. В альтернативной конфигурации лазерный источник может оканчиваться волокном, имеющим V-число > 2,405.
Оптомеханический интерфейс 3 состоит из линейной и угловой микрометрической регулировочной системы (x-y-z, ϴ-ϕ), которая посредством линзы 4 фокусирует коллимированный пучок, выходящий из коллиматора 2, внутрь сердцевины волокна 5.
Волокно 5 имеет следующие характеристики:
1. Диаметр φ и числовая апертура NA его сердцевины являются нефункциональными для создания пучка, имеющего однородное распределение интенсивности, но являются функциональными для обеспечения того, чтобы ввод коллимированного лазерного излучения посредством линзы 4 максимизировался таким образом, чтобы не вносились потери интенсивности света и нежелательный перегрев SMA-соединителя 7;
2. V-число > 2,405;
3. Сердцевина может иметь круглый, квадратный или прямоугольный профиль;
4. Длина L, для получения, после некоторого значения L, называемого L*, лазерного пучка, имеющего однородное распределение интенсивности;
5. Оно смотано с радиусом кривизны, который является функциональным только для размещения в приборе и не вносит потери интенсивности излучения вследствие изгиба.
Фиг. 5 показывает распределение интенсивности лазерного пучка, выходящего из волокна 5, для разных значений длины L волокна. В качестве примера, для волокна, имеющего V-число=78,50, значение L, для которого распределение интенсивности является однородным (η≤15%), является значением L*, большим или равным 25 м. Если мы рассмотрим η≤20%, то длина L* будет большей или равной 15 м.
Следует отметить, что когда длина L волокна удовлетворяет неравенству L ≥ L*, параметр η не зависит от условий высвобождения, например, от спецификаций линзы 4. Таким образом, достижение этого последнего результата делает один из физических параметров η функциональным для избирательного лечения угрей независимо ни от каких условий оптического выравнивания системы, которые могут изменяться с течением времени. Кроме того, технический выбор использования только параметра длины волокна в качестве элемента управления для создания плосковершинного пучка имеет преимущество, состоящее в том, что это не вносит никаких потерь мощности Р лазерного источника 1. В заключение: технологическое решение, выбранное для получения подходящей однородности (η≤15%) распределения интенсивности для избирательного лечения угрей, является независимым от мощности Р лазерного излучения, требуемой для лечения.
Было установлено, что L* зависит от значения V-числа волокна и длины волны падающего лазерного излучения. В частности, было установлено, что L* уменьшается, когда V-число увеличивается, и L* увеличивается, когда длина волны уменьшается. В заключение, не только выбранный диапазон длин волн 1720 нм-1730 нм является предпочтительным для значений коэффициентов, описанных выше, но полученное значение однородности распределения интенсивности является меньшим. В предлагаемом решении, радиус кривизны, с которым волокно размещено в приборе, не оказывает никакого влияния на превращение распределения интенсивности в однородное распределение интенсивности. В заключение, волокно 5, которое удовлетворяет 5 вышеупомянутым условиям, является элементом, который преобразует лазерный пучок, имеющий распределение интенсивности с гауссовым профилем интенсивности, выходящий из коллиматора 2, в лазерный пучок, имеющий однородное распределение интенсивности. Подобным образом, волокно 5 может преобразовать неодномодовый лазерный пучок с неоднородным распределением интенсивности в пучок, имеющий однородное распределение интенсивности.
Тот факт, что волокно 5 и наконечник 10 соединены посредством двух SMA-соединителей, делает наконечник 10 съемным элементом, т.е. это очень полезно в данной области применения в случае его неисправности или повреждения во время лечения.
Система 11 трансфокации состоит из оптической системы, выполненной с возможностью создания на сапфировом окне 12, которое расположено в плоскости изображения упомянутой системы, увеличенного изображения выходной поверхности волокна 5, что гарантирует то же самое распределение интенсивности.
Система 11 трансфокации является оптической системой, состоящей из 3 линз. В качестве примера, первая линза 11а является плоско-выпуклой линзой, которая фокусирует пучок, выходящий из волокна 5, на второй линзе 11b. Вторая линза 11b является двояковогнутой линзой. Третья линза 11с является двояковыпуклой линзой, которая преобразует увеличенный пучок, приходящий от второй линзы 11b, в коллимированный пучок, который достигает окна 12. Вторая двояковыпуклая линза 11b, перемещающаяся между первой линзой 11а и третьей линзой 11с, рассеивает световые пучки, в результате чего модифицируется увеличение пучка, выходящего из волокна 5.
Перемещение второй линзы 11b происходит известным образом и может настраиваться извне в непрерывном режиме.
В альтернативном решении после третьей линзы 11с может быть введена дополнительная четвертая слабовыпуклая линза 11d, которая позволяет сфокусировать увеличенный пучок внутри биологической ткани. Степень ʺmʺ увеличения, обеспечиваемая системой 11 трансфокации, является переменной, в результате чего во время лечения динамически обеспечивается наиболее подходящий диаметр φ лазерного пучка. Эта оптическая конфигурация не изменяет распределение интенсивности лазерного пучка.
2
2
2
2
2
В качестве примера предположим, что волокно 5 является волокном, имеющим диаметр сердцевины, равный 0,2 мм, система 11 трансфокации позволяет динамически получать увеличение от 2,5x до 25x так, что она создает в сапфировом окне диаметр лазерного пучка, изменяющийся в диапазоне от 0,5 мм до 5,0 мм, и более предпочтительно от 1,5 до 3,5 мм. Это решение имеет уникальную характеристику, состоящую в модифицировании во время лечения двух параметров процесса: плотности энергии и, таким образом, повышения температуры ΔТ в ткани-мишени, и размера выходящего лазерного пучка, и, таким образом, уровня глубины в ткани, достигаемого излучением (фиг. 6 и 7). Следует подчеркнуть, что упомянутый динамизм не влияет на уровень однородности распределения интенсивности лазерного пучка. Кроме того, можно ввести систему обратной связи, которая связывает увеличение, создаваемое системой 11, и, таким образом, диаметр φ пятна, с настройкой мощности Р, излучаемой лазерным источником 1, таким образом, чтобы для каждого диаметра пятна, которое обеспечивается на поверхности кожи, обеспечивать подходящую плотность энергии. В качестве примера, если мы хотим создать плотность энергии 50Д ж/см с использованием пучка, имеющего однородное распределение интенсивности и диаметр 3,5 мм, то может потребоваться лазерная мощность, приблизительно равная 60 Вт. Если во время этого же лечения потребуется уменьшить плотность энергии, например, с 50 Дж/см до 30 Дж/см, без изменения глубины процесса, т.е. с сохранением пятна диаметром 3,5 мм, то будет достаточно уменьшить мощность источника 1 до, приблизительно, 36 Вт. Дополнительный пример: если мы хотим применить плотность энергии 30 Дж/см в случае пучка, имеющего однородное распределение интенсивности и диаметр 4,0 мм, то может потребоваться лазерная мощность, приблизительно равная 62 Вт. Если во время этого же лечения потребуется уменьшить глубину процесса без изменения плотности энергии, то тогда будет достаточно уменьшить размер пятна до 2,0 мм и мощность лазерного источника 2 до 19 Вт. Фиг. 6 показывает зависимость глубины z процесса от размера φ пучка. Следует отметить, что во время лечения угрей не проблематично достигать сальных желез, расположенных в более поверхностных слоях кожи, но более трудно достигать сальных желез, расположенных в глубине. Предлагаемое решение позволяет решить эту критическую задачу, поскольку оно динамически обеспечивает одинаковое лечение, как для поверхностных сальных желез, так и для более глубоких сальных желез, или, в общем, сальных желез, находящихся на глубине от 0,5 мм до 5,0 мм. Дополнительное преимущество предлагаемого решения будет очевидно, если мы рассмотрим положения болевых рецепторов в коже. Они расположены в поверхностных областях кожи на глубине z<2,5 мм и имеют среднюю плотность, приблизительно равную 100/см. Отсюда следует, что для лечения сальных желез, расположенных вблизи поверхности кожи, например, в диапазоне zϵ [0,5 мм; 2,5 мм], и уменьшения стимуляции наибольшего числа рецепторов, целесообразно работать с пучками, имеющими диаметры φ<2,0 мм.
В некоторых случаях для уменьшения повреждения поверхностных слоев кожи, целесообразно уменьшить температуру упомянутых слоев. Для уменьшения температуры первых слоев кожи может быть использована система охлаждения (не показана), соединенная с наконечником 10, которая посредством воздушного потока, выбрасываемого из трубки 14, может уменьшить температуру сапфирового окна 12, расположенного после системы 11 трансфокации; сапфировое окно 12 размещают в контакте с биологической тканью, подлежащей лечению. Упомянутая система охлаждения позволяет настраивать температуру в диапазоне от -10°С до +10°С. Это решение предполагает двойное преимущество: с одной стороны, водяные потоки не используются для охлаждения окна 12, а, с другой стороны, воздушный поток, который ударяется о внутреннюю сторону окна 12, т.е. сторону, противоположную поверхности контакта с биологической тканью, подлежащей лечению, предотвращает образование конденсата, образующегося при низких температурах, воздействию которых подвергается элемент 12. Сапфировое окно 12 является, в общем, оптическим окном, выбираемым по его высокому значению удельной теплопроводности и по прозрачности для излучения, представляющего интерес, но не изменяет форму профиля интенсивности лазерного пучка.
Процесс охлаждения различных слоев кожи, находящихся ниже поверхности кожи, регулируется законами термодинамики. С учетом этого и наличия переключателя 13 лазерного источника 1 длительность импульса или последовательности импульсов, подлежащих подаче, может регулироваться, как показано на фиг. 8 и 9.
base
peak
base
В момент t=0 мс сальную железу облучают мощностью Р в течение времени τ. Температура сальной железы повышается с базальной температуры T ткани до максимальной температуры T, т.е. обеспечивается повышение температуры ΔТ. Длительность τ лазерного импульса является меньшей, чем время тепловой релаксации ткани-мишени (в этом примере оно составляет 450 мс), которое, как обсуждалось выше, зависит от геометрии мишени, чтобы не вызвать нагревание окружающей ее ткани. По окончании облучения, температура уменьшается, и через некоторое время температура сальной железы возвращается к T.
Если длительность τ импульса, т.е. интервал времени, в течение которого обеспечивается мощность Р, является недостаточной для создания повышения температуры ΔТ, которое создает тепловое повреждение в сальной железе, то длительность τ импульса увеличивают до тех пор, пока не будет достигнут максимальный предел, представленный временем тепловой релаксации. Это приводит к нагреванию областей ткани, окружающих сальную железу, вследствие высвобождения энергии, поглощенной сальной железой. Размер этих областей зависит от длительности импульса и от теплового пути Rth (фиг. 7), который представляет радиальное распространение энергии, высвобождаемой облученной сальной железой, и зависит от длительности облучения.
Предлагаемое решение позволяет избежать нагревания участков тканей, окружающих сальную железу, посредством временной модуляции лазерного импульса. Фиг. 9 показывает пример упомянутой модуляции для сальной железы со значением 50°С температуры тепловой денатурации и tr ~ 500 мс. Фиг. 8 показывает значение температуры, создаваемой источником, который излучает импульс с длительностью 400 мс. Фиг. 9 показывает значение температуры, создаваемой тем же самым источником, который излучает три импульса, причем длительность каждого равна 100 мс, разделенные интервалом времени, равным 500 мс, согласно настоящему изобретению. В первом случае радиальное распространение составляет 0,45 мм, во втором случае случае согласно настоящему изобретению упомянутое значение уменьшилось на 50%, т.е. оно достигло значения 0,22 мм. В качестве примера, импульс источника 1 может модулироваться в диапазоне между 10 мс и 500 мс.
Если единичные лазерные источники с мощностью, подходящей для выполнения избирательного лечения угрей, являются недоступными, то обеспечивается альтернативное решение, в котором объединены два или более источников.