DE9321497U1

DE9321497U1 - Therapeutische elektromagnetische Behandlung

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Publication number: DE9321497U1
Application number: DE9321497U
Authority: DE
Original assignee: ESC Medical Systems Ltd
Current assignee: ESC Medical Systems Ltd
Priority date: 1992-04-09
Filing date: 1993-04-05
Publication date: 1998-08-20
Anticipated expiration: 2003-04-06
Also published as: FI931608A0; DK9800172U1; EP0565331A2; DK0565331T5; FI931608A; CA2093055C; ATE198836T1; EP1078604A3; EP0565331B1; FI110482B; EP0565331A3; CA2093055A1; DE69333677T2; ES2233269T3; DE69329885T2; EP1078605A3; ATE279889T1; DK0565331T3; EP1078605A2; EP1078604A2

Description

Unterlagen, die der Eintragung des &udiagr;6]3&KHgr;&&mgr;&agr;^&idiagr;^5>&bgr;&idiagr;·&xgr;«&Sgr;&agr;&sfgr;&tgr;&ngr;&Ggr;&Kgr;^&idiagr;&iacgr;3&idiagr;6&sfgr;6&eegr; sind

ESC Medical Systems Ltd. 9. Juni 1998

F 25539 Gbm/Tl AL/HD/sb

Therapeutische elektromagnetische Behandlung

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein die Technik einer elektromagnetischen Therapiebehandlung, und insbesondere eine Vorrichtung für die Verwendung einer räumlich ausgedehnten gepulsten Lichtquelle, wie beispielsweise eine Blitzlampe (Röhrenblitz) für eine derartige Behandlung oder ein effizientes Fokussieren von Licht von der Blitzlampe in Lichtleitfasern für eine therapeutische Behandlung oder andere Anwendungen.

Im Stand der Technik ist die Verwendung von elektromagnetischer Strahlung is bei medizinischer Anwendung für therapeutische Zwecke wie beispielsweise die Behandlung von Hautstörungen bekannt. Beispielsweise beschreibt US-A-4,298,005 (Mutzhas) eine kontinuierliche Ultraviolettlampe mit kosmetischen, photobiologischen und photochemischen Anwendungen. Es wird eine Behandlung beschrieben, die auf Verwendung des UV-Anteils des Spektrums und seiner photochemischen Wechselwirkung mit der Haut beruhen. Die unter Verwendung der Lampe von Mutzhas an die Haut abgegebene Leistung wird als 150W/m² beschrieben, was auf die Hauttemperatur keinen bedeutenden Einfluß hat.

Zusätzlich zur Behandlung des Standes der Technik, bei welcher UV-Licht beteiligt ist, wurden Laser für dermatologische Anwendungen verwendet, einschließlich Argon-Laser, CO₂-Laser, Nd(Yag)-Laser, Kupferdampflaser, Rubinlaser und Farblaser. Beispielsweise beschreibt US-A-4,829,262 (Furomoto) ein Verfahren zur Herstellung eines bei dermatologischen Anwendungen verwendeten Farblasers. Zwei Hautzustände, welche durch Laserbestrahlung behandelt werden können, sind äußerliche Hautunregelmäßigkeiten, wie

beispielsweise lokale Unterschiede bei der Pigmentierung oder Struktur der Haut, und Störungen von tiefer unter der Haut liegenden Gefäßen, welche eine Vielzahl von Hautabnormalitäten einschließlich Portweinflecken, Telangiectasien, Beinvenen und Kirsch- und Spinnenangiome bewirken. Eine Laserbehandlung von diesen Hautstörungen beinhaltet allgemein eine lokale Erwärmung des Behandlungsgebiets durch Absorption von Laserstrahlung. Eine Erwärmung der Haut verändert oder korrigiert die Hautstörung und bewirkt das völlige oder teilweise Verschwinden der Hautabnormalität.

to Gewisse äußerliche Störungen, wie beispielsweise Pigmentflecken, können auch behandelt werden, indem die Haut sehr schnell auf eine Temperatur erwärmt wird, welche hoch genug ist, um Teile der Haut zu verdampfen. Tieferliegende Gefäßstörungen werden typischererweise durch Erwärmen des Blutes auf eine Temperatur behandelt, welche hoch genug ist, um dessen

is Koagulieren zu bewirken. Die Störung verschwindet dann schließlich. Zur Steuerung der Behandlungstiefe wird oft eine gepulste Strahlungsquelle verwendet. Die Tiefe, bis zu welcher die Wärme in das Blutgefäß eindringt, wird durch Steuern der Impulsbreite der Strahlungsquelle gesteuert. Die Absorptions- und Streukoeffizienten der Haut beeinflussen ebenso das Eindringen der Wärme. Diese Koeffizienten sind eine Funktion der Bestandteile der Haut und der Wellenlänge der Strahlung. Spezifisch ist der Absorptionskoeffizient von Licht in Epidermis und Dermis tendentiell eine sich langsam verändernde monoton abnehmende Funktion der Wellenlänge. Daher sollte die Wellenlänge des Lichts so gewählt werden, daß der Ab-Sorptionskoeffizient für den speziellen Hautzustand und die gerade behandelte Gefäßgröße optimiert ist.

Die Effektivität von Lasern für Anwendungen, wie beispielsweise das Entfernen von Tätowierungen und das Entfernen von Geburts- und Altersmalen ist vermindert, da Laser monochromatisch sind. Ein Laser einer gegebenen

Wellenlänge kann in effektiver Weise zur Behandlung einer Hautpigmentierungsstörung vom ersten Typ verwendet werden, wenn jedoch die spezifische Wellenlänge des Lasers von Haut, welche einen zweiten Störungstyp aufweist, nicht in effizienter Weise absorbiert wird, wird dieser für diesen zweiten Typ von Hautstörung ineffektiv sein. Auch sind Laser für gewöhnlich kompliziert, teuer in der Herstellung, groß bezogen auf die Leistungsabgabe, unzuverlässig und schwierig zu warten.

Die Wellenlänge des Lichts beeinflußt ebenso die Behandlung der Gefäßstörung, da der Blutgehalt in der Umgebung der Gefäß störungen schwankt, und der Blutgehalt den Absorptionskoeffizienten des behandelten Gebiets beeinflußt. Oxyhämoglobin ist das Hauptchromophor, welches die optischen Eigenschaften von Blut steuert, und besitzt starke Absorptionsbänder im sichtbaren Bereich. Insbesondere tritt die höchste Absorptionsspitze von Oxyhämoglobin bei 418 nm auf und besitzt eine Bandbreite von 60 nm. Zwei zusätzliche Absorptionsspitzen mit niedrigeren Absorptionskoeffizienten treten bei 542 und 577 nm auf. Die gesamte Bandbreite von diesen zwei Spitzen liegt in der Größenordnung von 100 nm. Zusätzlich ist Licht im Wellenlängenbereich von 500 bis 600 nm wünschenswert für die Behandlung von Blutgefäßstörungen der Haut, da es durch das Blut absorbiert wird und durch die Haut hindurchdringt. Größere Wellenlängen bis zu 1000 nm sind ebenso effektiv, da sie tiefer in die Haut eindringen können, das umgebende Gewebe erwärmen, und wenn die Impulsbreite groß genug ist, zur Erwärmung des Blutgefäßes durch Wärmeleitung beitragen. Ebenso sind größere Wellenlängen effektiv für eine Behandlung von Gefäßen größeren Durchmessers, da der niedrigere Absorptionskoeffizient durch den längeren Lichtweg im Gefäß kompensiert wird.

Außer ihrer Verwendung für die Behandlung von Hautstörungen wurden Laser für invasive medizinische Prozeduren, wie beispielsweise Lithotripsie

und das Entfernen von Blutgefäßblockaden verwendet. Bei derartigen invasiven Prozeduren wird Laserlicht in Lichtleitfasern eingekoppelt und über die Lichtleitfaser an das Behandlungsgebiet abgegeben. Bei der Lithotripsie gibt die Lichtleitfaser Licht von einem gepulsten Laser an einen Nieren-

5 oder Gallenstein ab, und die Lichtwechselwirkung mit den Steinen erzeugt eine Schockwelle, welche den Stein pulverisiert. Um eine Blutgefäßblockage zu entfernen, wird das Licht in die Blockade über die Lichtleitfaser eingekoppelt und zerlegt die Blockade. In jedem Fall sind die obenstehend bezüglich einer Laser-Hautbehandlung erörterten Nachteile von Lasern vorhanden. Demgemäß wäre eine Behandlungsvorrichtung für Lithotripsie und eine Blockadenentfernung unter Verwendung einer Blitzlichtlampe wünschenswert.

Um ein Gebiet in effektiver Weise zu behandeln muß das Licht von der

is Quelle auf das Behandlungsgebiet fokussiert werden. Das Einkoppeln von gepulstem Laserlicht in Lichtleitfasern ist in der Medizin weit verbreitet.

Der Stand der Technik beschreibt das Einkoppeln von isotropen inkohärenten Punktquellen, wie beispielsweise CW-Lampen in kleine Lichtleitfasern.

Beispielsweise beschreibt US-A-4,757,431 (Cross, et al) ein Verfahren zum Fokussieren von inkohärenten Punktquellen mit kleinen Glühfäden oder einer Lichtbogenlampe mit einem Elektrodenabstand von 2 mm auf eine kleine Fläche. Punktförmige (oder kleine) Quellen sind ohne große Energieverluste aufgrund der geringen Größe der Quelle leicht zu fokussieren. Ebenso beschreibt US-A-4,022,534 (Kishner) von einer Blitzlichtröhre erzeugtes Licht und das Sammeln von lediglich einem geringen Anteil des von der Röhre emittierten Lichts in einer Lichtleitfaser.

Jedoch macht es die große Abmessung einer ausgedehnten Quelle wie beispielsweise eine Blitzlampe schwierig, große Anteile ihrer Energie auf kleine Flächen zu fokussieren. Ein Einkoppeln in Lichtleitfasern ist sogar

noch schwieriger, da nicht nur eine hohe Energiedichte erreicht werden muß, sondern die Winkelverteilung des Lichts derart sein muß, daß ein "Einfangen" in die Lichtleitfaser erzielt werden kann. Daher wird gewünscht, ein System zum Einkoppeln des abgegebenen Lichts einer hochintensiven ausgedehnten gepulsten Lichtquelle in eine Lichtleitfaser zu besitzen.

Um die technischen Probleme zu lösen, welche obenstehend einschließlich der Besonderheiten der Systeme des Standes der Technik und ihrer technisehen Komplexität und Kosten erläutert wurden, ist die Vorrichtung oder das System der vorliegenden Erfindung durch das Vorsehen von gepulster inkohärenter Strahlung gekennzeichnet.

Demgemäß wäre in einer Ausführungsform eine elektromagnetische Breitband-Strahlungsquelle, welche den nahen UV- und den sichtbaren Anteil des Spektrums abdeckt, für die Behandlung von äußerlichen Hautstörungen und Gefäßstörungen wünschenswert. Der Gesamtbereich von Wellenlängen der Lichtquelle sollte ausreichen, um die Behandlung für eine beliebige Anzahl von Anwendungen zu optimieren. Eine derartige therapeutische elektromagnetische Bestrahlungsvorrichtung sollte ebenso in der Lage sein, einen optimalen Wellenlängenbereich innerhalb des Gesamtbereichs für die spezielle gerade behandelte Störung zu liefern. Die Intensität des Lichtes sollte ausreichen, um den erforderlichen thermischen Effekt durch Anheben der Temperatur des Behandlungsgebiets auf die geforderte Temperatur zu bewirken. Ebenso sollte die Impulsbreite über einen Bereich ausreichender Breite einstellbar sein, damit die optimale Eindringtiefe für jede Anwendung erreicht wird. Daher ist es wünschenswert, eine Lichtquelle bereitzustellen, welche einen großen Wellenlängenbereich besitzt, welcher entsprechend der erforderlichen Hautbehandlung gewählt werden kann, sowie eine gesteuerte

Impulsbreite und eine für eine Anwendung auf das betroffene Gebiet ausreichend hohe Energiedichte aufweist.

Gepulste Lichtquellen vom Nicht-Lasertyp, wie beispielsweise lineare Blitzlichtlampen, liefern diese Vorteile. Die Intensität des emittierten Lichts kann hoch genug gemacht werden, um die geforderten thermischen Effekte zu erzielen. Die Impulsbreite kann über einen weiten Bereich eingestellt werden, so daß eine Steuerung der Eindringtiefe der Wärme erzielt werden kann. Das typische Spektrum deckt den sichtbaren und den ultravioletten

&iacgr;&ogr; Bereich ab, und die effektivsten optischen Bänder für spezielle Anwendungen können gewählt werden oder unter Verwendung von fluoreszierenden Materialien verbessert werden. Darüber hinaus sind Lichtquellen vom Nicht-Lasertyp, wie beispielsweise Blitzlichtlampen, viel einfacher und müheloser herzustellen als Laser, bei gleicher abgegebener Leistung deutlich kostengünstiger und besitzen das Potential, wesentlich effizienter und zuverlässiger zu sein. Sie besitzen einen breiten Spektralbereich, der für eine Vielzahl von speziellen Hautbehandlungsanwendungen optimiert werden kann. Diese Quellen besitzen ebenso eine Impulslänge, welche über einen weiten Bereich einstellbar ist, was für die unterschiedlichen Typen von Hautbehandlungen von entscheidender Bedeutung ist.

Der Rahmen der Erfindung ist in den Ansprüchen definiert und die untenstehend ausgeführten Ausführungsformen sind spezifische Kombinationen, die für die Implementierung der Erfindung geeignet sind.

Gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung weist eine therapeutische Behandlungsvorrichtung auf: ein Gehäuse und eine inkohärente Lichtquelle, geeigneterweise eine Blitzlichtlampe, welche zum Abgeben eines gepulsten Lichts für eine Behandlung betrieben werden kann und im Gehäuse angeordnet ist. Das Gehäuse besitzt eine Öffnung und ist geeignet, benachbart zu

einem Hautbehandlungsgebiet angeordnet zu werden. Ein Reflektor ist im Gehäuse nahe der Lichtquelle befestigt, und mindestens ein optisches Filter ist in der Nähe der Öffnung im Gehäuse montiert. Eine Irisblende ist koextensiv mit der Öffnung montiert. Energie wird der Lampe über eine Variabel-Impulsbreiten-Impulserzeugerschaltung zugeführt. Auf diese Weise liefert die Behandlungsvorrichtung Licht von gesteuerter Dichte, welches gefiltert und gepulst ist und welches durch eine Öffnung im Gehäuse an ein zu behandelndes Hautgebiet abgegeben wird.

&iacgr;&ogr; Gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung umfaßt ein Verfahren zur Behandlung mit Lichtenergie folgende Schritte: Liefern eines gepulsten Lichts hoher Leistung, welches von einer inkohärenten Lichtquelle vom Nicht-Lasertyp ausgegeben wird, und Lenken des abgegebenen gepulsten Lichts auf ein Behandlungsgebiet. Die Impulsbreite des abgegebenen Lichts

is wird so gesteuert und fokussiert, daß die Leistungsdichte des Lichts gesteuert wird. Ebenso wird das Licht gefiltert, um das Spektrum des Lichts zu steuern.

Gemäß einer dritten Ausführungsform der Erfindung weist eine Koppeleinrichtung eine inkohärente Lichtquelle, wie beispielsweise eine torische Blitzlichtlampe auf. Ein Reflektor ist um die inkohärente Lichtquelle herum angeordnet, sowie mindestens eine Lichtleitfaser oder Lichtleiter. Ein Ende der Lichtleitfaser ist innerhalb des Reflektors angeordnet. Dieses Ende sammelt das Licht aus der kreisförmigen Lampe. In einer ähnlichen Kopplungskonfiguration können Lichtleitfasern vorgesehen sein, gemeinsam mit einer linear-auf-kreisförmig Faserübertragungseinheit, welche angeordnet ist, um Licht von der Lichtquelle zu empfangen und Licht an die optischen Fasern abzugeben. Der Reflektor besitzt elliptischen Querschnitt in einer zur Achse der linearen Blitzlichtröhre parallelen Ebene, und die lineare Blitzlichtröhre befindet sich in dem einen Brennpunkt der Ellipse, hingegen

befindet sich die linear-auf-kreisförmig Übertragungseinheit im anderen Brennpunkt der Ellipse.

Zum besseren Verständnis der Erfindung wird Bezug genommen auf die beigefügten diagrammartigen Zeichnungen, welche zeigen:

Fig. 1 eine Querschnittansicht einer inkohärenten gepulsten Lichtquelle einer Hautbehandlungsvorrichtung;

Fig. 2 eine Seitenansicht der Lichtquelle von Fig. 1;

&iacgr;&ogr; Fig. 3 ein schematisches Diagramm eines Impulserzeugungsnetzwerks mit einer variablen Impulsbreite zur Verwendung mit der Hautbehandlungsvorrichtung der Fig. 1 und 2;

Fig. 4 eine Querschnittansicht einer Koppeleinrichtung zum Einkoppeln von Licht von einer torischen Blitzlichtröhre in eine Lichtleitfaser mit is einer konischen Kante;

Fig. 5 eine Seitenansicht einer torischen Blitzlichtröhre;

Fig. 6 eine Draufsicht einer torischen Blitzlichtröhre;

Fig. 7 die geometrischen Verhältnisse beim Einkoppeln in einen konischen Abschnitt;

Fig. 8 eine Querschnittansicht einer Koppeleinrichtung zum Einkoppeln von Licht von einer torischen Blitzlichtröhre in eine Lichtleitfaser mit einer flachen Kante;

Fig. 9 eine Schnittansicht von vorne einer Koppeleinrichtung zum Einkoppeln von Licht einer linearen Blitzlichtröhre in ein kreisförmiges Faserbündel;

Fig. 10 eine Seitenschnittansicht der Koppeleinrichtung von Fig. 9;

Fig. 11 eine Vorderansicht einer Koppeleinrichtung zum Einkoppeln von Licht von einer linearen Blitzlichtröhre in eine Lichtleitfaser; und

Fig. 12 eine Frontansicht einer Koppeleinrichtung zum Einkoppeln von von einer linearen Blitzlichtröhre kommendem Licht in eine dotierte Lichtleitfaser.

In den verschiedenen Figuren werden gleiche Bezugszeichen zur Beschreibung von entsprechenden Bauteilen verwendet.

Bevor mindestens ein Ausführungsbeispiel der Erfindung detailliert erläutert wird, versteht es sich,.daß die Erfindung in ihrer Anwendung nicht auf die

&iacgr;&ogr; Konstruktionsdetails und die Anordnung der Bauteile begrenzt ist, welche in der folgenden Beschreibung ausgeführt oder in den Zeichnungen dargestellt sind. Die Erfindung kann über weitere Ausführungsbeispiele verfügen oder auf verschiedene Arten verwirklicht oder ausgeführt werden. Ebenso versteht es sich, daß die hier verwendete Ausdrucksweise und Terminologie

is lediglich zum Zweck der Beschreibung dient und sich nicht als einschränkend versteht.

Bezugnehmend auf die Fig. 1 und 2 sind Querschnitt- und Seitenansichten einer Hautbehandlungsvorrichtung 10 mit einer inkohärenten gepulsten Lichtquelle gezeigt, wobei die Vorrichtung in Übereinstimmung mit den Grundsätzen der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist und betrieben wird. Die Vorrichtung 10 kann beinhalten: ein Gehäuse 12, welches eine darin befindliche Öffnung aufweist, einen Handgriff 13 (lediglich Fig. 2), eine Lichtquelle 14 mit einem äußeren Glasrohr 15, einen elliptischen Reflektor 16, einen Satz von optischen Filtern 18, eine Irisblende 20 und einen Detektor 22 (lediglich Fig. 1). Eine Lichtquelle 14, welche im Gehäuse 12 montiert ist, kann eine typische inkohärente Lichtquelle wie beispielsweise eine gasbefüllte lineare Blitzlichtlampe der Modelnr. L5568, erhältlich von ILC sein. Das Spektrum des von der gasgefüllten linearen Blitzlichtlampe 14 emittierten Lichts hängt von der Stromdichte, dem Typ des Glashüllenmateri-

als und der im Rohr verwendeten Gasmischung ab. Für große Stromdichten (beispielsweise 3000 A/cm² oder mehr) ist das Spektrum einem Schwarzkörper-Strahlungsspektrum ähnlich. Typischerweise wird die meiste Energie im 300 bis 1000 nm Wellenlängenbereich emittiert.

Um eine Hautstörung (oder sichtbare Störung) zu behandeln, muß eine geforderte Lichtdichte auf die Haut abgegeben werden. Diese Lichtdichte kann mit der in den Fig. 1 und 2 gezeigten Fokussieranordnung erreicht werden. Fig. 1 zeigt eine Querschnittansicht des Reflektors 16, welcher

&iacgr;&ogr; ebenso im Gehäuse 12 befestigt ist. Wie in Fig. 1 dargestellt ist der Querschnitt des Reflektors 16 in einer Ebene senkrecht zur Achse der Blitzlichtlampe 14 eine Ellipse. Eine lineare Blitzlichtlampe 14 befindet sich in dem einen Brennpunkt der Ellipse und ein Reflektor 16 ist derart angeordnet, daß das Behandlungsgebiet der Haut 21 sich im anderen Brennpunkt befindet. Die dargestellte Anordnung ist ähnlich den mit Lasern verwendeten Fokussieranordnungen und strahlt in effizienter Weise Licht von der Blitzlichtlampe 14 auf die Haut auf. Diese Anordnung sollte jedoch nicht als einschränkend betrachtet werden. Ein elliptischer Reflektor 16 kann ein metallischer Reflektor sein, typischerweise poliertes Aluminium, was ein einfach herstellbarer Reflektor ist und im sichtbaren Bereich sehr hohes Reflexionsvermögen besitzt, und der UV-Bereich des Spektrums kann verwendet werden. Anderere unbeschichtete oder beschichtete Metalle können ebenso für diesen Zweck verwendet werden.

Optische und neutrale Dichtefilter 18 sind im Gehäuse 12 in der Nähe des Behandlungsgebiets angeordnet und können in den Strahl hinein oder aus dem Strahl heraus bewegt werden, um das Spektrum und die Intensität des Lichts zu steuern. Typischerweise werden Filter von 50 bis 100 nm Bandbreite sowie Tieffrequenzfilter in den sichtbaren und ultravioletten Abschnitten des Spektrums verwendet. Bei einigen Prozeduren ist es wün-

sehenswert, den größten Teil des Spektrums, wobei lediglich der UV-Anteil des Spektrums weggeschnitten wird, zu verwenden. Bei anderen Anwendungen, hauptsächlich für tieferes Eindringen, wird die Verwendung von schmaleren Bandbreiten bevorzugt. Die Bandbreitenfilter und die Abschneidfilter stehen bereits im Handel zur Verfügung.

Die Glasröhre 15 befindet sich koaxial mit der Blitzlampe 14 und besitzt auf ihr abgelagertes fluoreszierendes Material. Die Glasröhre 15 wird typischerweise für die Behandlung zurr Koagulierung von Blutgefäßen verwendet, um den Energiewirkungsgrad der Vorrichtung 10 zu optimieren. Das fluoreszierende Material kann gewählt werden, um den UV-Anteil des Spektrums der Blitzlichtlampe 14 zu absorbieren und Licht im Bereich von 500 bis 650 nm zu erzeugen, was ein für die Absorption im Blut optimierter Wert ist. Ähnliche Materialien sind als Beschichtung auf die Innenwandüngen von handelsüblichen fluoreszierenden Lampen aufgebracht. Ein typisches Material, welches zum Erzeugen von "warmem" weißem Licht in fluoreszierenden Lampen verwendet wird, besitzt einen Umwandlungswirkungsgrad von 80%, besitzt eine Spitzenemissionswellenlänge von 570 nm und eine Bandbreite von 70 nm, und ist für eine Absorption im Blut nützlieh. Die Abklingzeit von einigen Millisekunden dieser phosphoreszierenden Stoffe verträgt sich mit den langen Impulsen, welche für die Behandlung von Blutgefäßen erforderlich sind.

Andere Formen oder Konfigurationen der Blitzlichtlampe 14, wie beispielsweise kreisförmige, schraubenförmige, kurzbogenförmige und vielfache lineare Blitzlichtlampen können verwendet werden. Der Reflektor 16 kann anders gestaltet sein, beispielsweise als parabolischer oder kreisförmiger Reflektor. Die Lichtquelle kann auch ohne Reflektor verwendet werden und die erforderliche Energie und Leistungsdichte kann erzielt werden, indem die Lichtquelle 14 in nächster Nähe zum Behandlungsgebiet angeordnet wird.

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Die Irisblende 20 ist in einem Gehäuse 12 zwischen optischen Filtern 18 und dem Behandlungsgebiet angebracht und steuert die Länge und Breite des bestrahlten Gebiets, d.h. durch Kollimation des abgegebenen Lichts der Blitzlichtlampe 14. Die Länge der Blitzlichtlampe 14 steuert die maximale Länge, die bestrahlt werden kann. Typischer weise wird eine Röhre von 8 cm Länge (Bogenlänge) verwendet und lediglich die mittleren 5 cm der Röhre liegen frei. Die Verwendung der mittleren 5 cm gewährleistet einen hohen Grad an Gleichförmigkeit der Energiedichte in dem bestrahlten Hautbereich. Somit ermöglicht in dieser Ausführungsform die Irisblende 20 &iacgr;&ogr; (ebenso als Kollimator bezeichnet), daß Hautbereiche von einer maximalen Länge einer Bestrahlung bestrahlt werden. Die Irisblende 20 kann geschlossen sein, um eine minimale Bestrahlungslänge von 1 mm zu liefern. In ähnlicher Weise kann die Breite des bestrahlten Hautbereichs im Bereich von 1 bis 5 mm für eine 5 mm breite Blitzlichtlampe gesteuert werden. Größeis re bestrahlte Bereiche können in einfacher Weise erzielt werden, indem längere Blitzlichtröhren oder mehrfache Röhren verwendet werden, und kleinere Bestrahlungsflächen sind mit einer Irisblende zu erreichen, welche den Strahl vollständiger kollimiert. Die vorliegende Erfindung liefert im Vergleich zu Lasern oder Punktquellen des Standes der Technik einen größeren Bestrahlungsbereich und ist sehr wirkungsvoll bei der Koagulierung von Blutgefäßen, da eine Blutflußunterbrechung über einen längeren Abschnitt des Gefäßes effektiver für dessen Koagulierung ist. Die größere bestrahlte Fläche vermindert gleichzeitig die für die Prozedur erforderliche Zeit.

Der Detektor 22 (Fig. 1) ist außerhalb des Gehäuses 12 montiert und überwacht das von der Haut reflektierte Licht. Der Detektor 22, kombiniert mit optischen Filtern 18 und neutralen Dichtefiltern kann verwendet werden, um eine schnelle Abschätzung der Spektralreflexion und der Absorptionskoeffizienten der Haut zu erzielen. Dies kann bei einem niedrigen Energie-

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dichtepegel vor der Anwendung des Hauptbehandlungsimpulses ausgeführt werden. Die Messung der optischen Eigenschaften der Haut vor der Anwendung des Hauptimpulses ist nützlich, um die optimalen Behandlungsbedingungen festzulegen. Wie oben festgestellt, ermöglicht das breite Spektrum des von der Quelle vom Nicht-Lasertyp emittierten Lichtes eine Untersuchung der Haut über einen breiten Spektralbereich und eine Wahl der optimalen Behandlungswellenlänge.

In einem alternativen Ausführungsbeispiel kann ein Detektor 22 oder ein &iacgr;&ogr; zweites Detektorsystem für eine Echtzeit-Temperaturmessung der Haut verwendet werden, während sie der gepulsten Lichtquelle bestrahlt ist. Dies ist für Hautthermolyse-Anwendungen mit langen Impulsen nützlich, bei welchen Licht in Epidermis und Dermis absorbiert wird. Wenn der äußere Abschnitt der Epidermis eine zu hohe Temperatur erreicht, kann eine is bleibende Narbe der Haut die Folge sein. Somit sollte die Temperatur der Haut gemessen werden. Dies kann durch Verwendung der Infrarot-Emission der erwärmten Haut realisiert werden, um eine übermäßige Bestrahlung zu verhindern.

Ein typisches Echtzeit-Detektorsystem mißt die Infrarot-Emission der Haut bei zwei spezifischen Wellenlängen unter Verwendung von zwei Detektoren und Filtern. Das Verhältnis zwischen den Signalen der zwei Detektoren kann verwendet werden, um die momentane Hauttemperatur abzuschätzen. Der Betrieb der gepulsten Lichtquelle kann angehalten werden, wenn eine vorgewählte Hauttemperatur erreicht ist. Diese Messung ist relativ einfach, da der Temperaturschwellenwert für eine gepulste Erwärmung, welche eine Hautnarbenbildung bewirken kann, in der Größenordnung von 50⁰C oder darüber liegt, was sich unter Verwendung der Infrarot-Emission in einfacher Weise messen läßt.

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Die Wärmeeindringtiefe hängt von der Lichtabsorption und der Streuung in den verschiedenen Schichten der Haut und den thermischen Eigenschaften der Haut ab. Ein weiterer wichtiger Parameter ist die Impulsbreite. Für eine gepulste Lichtquelle, deren Energie in einer infinitesimal dünnen Schicht absorbiert wird, kann die Eindringtiefe (d) der Wärme durch Wärmeleitung während des Impulses* wie dargestellt in Gleichung 1 geschrieben werden:

(Gleichung 1) d = 4 [kAt/Cp]^1/2

wobei k = Wärmeleitfähigkeit des bestrahlten Materials;

&iacgr;&ogr; At = Impulsbreite des Lichtimpulses;

C = Wärmekapazität des Materials;

&rgr; = Dichte des Materials.

Aus Gleichung 1 geht hervor, daß die Eindringtiefe der Wärme durch die is Impulsbreite der Lichtquelle gesteuert werden kann. Somit führt eine Änderung der Impulsbreite im Bereich von 10'⁵ sek bis 10"¹ sek zu einer Veränderung der Wärmeeindringtiefe um den Faktor 100.

Demgemäß liefert die Blitzlichtlampe 14 eine Impulsbreite von 10"⁵ sek bis 10'¹ sek. Für eine Behandlung von Gefäß störungen, bei welcher ein Koagulieren von Blutgefäßen in der Haut das Ziel ist, wird die Impulslänge gewählt, um soviel wie möglich von der Gesamtdicke des Gefäßes gleichmäßig zu erwärmen, damit ein effizientes Koagulieren erzielt wird. Typische zu behandelnde Blutgefäße der Haut besitzen Dicken im Bereich von 0,5 mm. Somit liegt die optimale Impulsbreite, unter Berücksichtigung der thermischen Eigenschaften von Blut, in der Größenordnung von 100 ms. Wenn kürzere Impulse verwendet werden, wird immer noch Wärme durch das Blut geleitet und ein Koagulieren bewirkt, jedoch wird die Momentantemperatur von einem Teil des Blutes im Gefäß und dem umgebenden

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Gewebe höher als die für ein Koagulieren erforderliche Temperatur und kann eine unerwünschte Schädigung bewirken.

Für eine Behandlung von äußerlichen Hautstörungen, bei welchen ein Verdampfen der Haut das Ziel ist, wird eine sehr kurze Impulsbreite verwendet, um ein sehr flaches "Eindringen der Wärme in die Haut zu liefern. Beispielsweise dringt ein Impuls von 10~⁵ sek (durch Wärmeleitung) in eine Tiefe in der Größenordnung von lediglich 5 &mgr;&idiagr;&eegr; ein. Somit wird lediglich eine dünne Schicht der Haut erwärmt, und eine sehr hohe Momentantemperatur wird erzielt, so daß das äußerliche Mal auf der Haut verdampft wird.

Fig. 3 zeigt eine Variabel-Impulsbreiten-Impulserzeugerschaltung, welche aus einer Mehrzahl von einzelnen Impulserzeugernetzwerken (PFNs) besteht, welche die Schwankung bei den Impulsbreiten der Blitzlichtlampe 14 erzeugen. Die volle Breite des Lichtimpulses bei halbem Maximum (FWHM) einer Blitzlichtlampe, welche von einem einzelnen PFN-Element mit der Kapazität C und der Induktivität L angesteuert wird, ist ungefähr gleich:

(Gleichung 2) At * 2[LC] ^m.

Die Blitzlichtlampe 14 kann durch drei unterschiedliche PFNs angesteuert werden, wie in Fig. 3 dargestellt. Die Relaiskontakte Rl', R2' und R3' werden verwendet, um unter den drei Kondensatoren Cl, C2 und C3 auszuwählen, welche durch die Hochspannungs-Stromversorgungseinheiten aufgeladen werden. Die Relais Rl, R2 und R3 werden verwendet, um das PFN auszuwählen, das mit der Blitzlichtlampe 14 verbunden wird. Die Hochspannungsschalter Sl, S2 und S3 werden verwendet, um die im Kondensator des PFN gespeicherte Energie in die Blitzlichtlampe 14 zu entladen. In einem Ausführungsbeispiel besitzen Ll, L2 und L3 Werte von 100 mH,

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1 mH bzw. 5 mH, und Cl, C2 und C3 besitzen Werte von 100 mF, 1 mF bzw. 10 mF.

Zusätzlich zur Möglichkeit des separaten Aktivierens von jedem PFN, was die grundlegende Variabilität bei der Impulsbreite erzeugt, kann eine zusätzliche Variation erzielt* werden, indem die PFNs sequentiell aktiviert werden. Wenn beispielsweise zwei PFNs mit Impulsbreite AtI und At2 so aktiviert werden, daß das zweite PFN aktiviert wird, nachdem der erste Impuls auf die Hälfte seiner Amplitude abgeklungen ist, dann ist eine effektive Lichtimpulsbreite dieses Betriebs des Systems durch folgende Relation gegeben: At ~ AtI + At2.

Die Lade-Stromversorgungseinheit besitzt typischerweise einen Spannungsbereich von 500 V bis 5 kV. Die Relais sollten daher Hochspannungsrelais is sein, welche diese Spannungen zuverlässig isolieren können. Die Schalter S sind in der Lage, den Strom der Blitzlichtlampe 14 zu führen und die umgekehrte Hochspannung zu isolieren, welche erzeugt wird, wenn die PFNs sequentiell aktiviert werden. Festkörper schalter, Vakuumschalter oder Gasschalter können für diesen Zweck verwendet werden.

Eine Niedrigleistungs-Stromversorgung (in Fig. 3 nicht dargestellt) kann verwendet werden, um die Blitzlichtlampe in einem Modus zu halten, in welchem sie wenig Strom führt. Weitere Konfigurationen können verwendet werden, um eine Veränderung der Impulsbreite zu erzielen, wie beispielsweise die Verwendung eines einzelnen PFN und einen Hebestangen-(crowbar)-Schalter, oder die Verwendung eines Schalters mit Schließ- und Öffnungsfähigkeit.

Typischerweise kann für einen Betrieb der Blitzlichtlampe 14 mit einer elektrischen Impulsbreite von 1 bis 10 ms die Zufuhr einer linearen elek-

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trischen Energiedichte von 100 bis 300 J/cm verwendet werden. Eine Energiedichte von 30 bis 100 J/cm² kann für einen typischen Blitzlichtlampen-Bohrungsdurchmesser von 5 mm auf der Haut erzielt werden. Die Verwendung einer 500 bis 650 nm Bandbreite überträgt 20% der auftreffenden Energie. Somit werden Energiedichten auf der Haut von 6 bis 20 J/cm² erreicht. Das "inkorporieren des fluoreszierenden Materials dehnt die abgegebene Strahlung im gewünschten Bereich weiter aus, was die gleiche Bestrahlungsaussetzung der Haut bei geringerer Energiezufuhr zur Blitzlichtlampe 14 ermöglicht.

&iacgr;&ogr; ■

Die Hautbehandlung mit einem gepulsten Laser zeigt, daß Energiedichten im Bereich von 0,5 bis 10 J/cm² mit Impulsbreiten im Bereich von 0,5 ms allgemein für eine Behandlung von gefäßbezogenen Hautstörungen effektiv sind. Dieser Bereich der Parameter fällt in den Bereich des Betriebs von

is gepulsten Lichtquellen vom Nicht-Lasertyp, wie beispielsweise die lineare Blitzlichtlampe. Einige Stufen von Neutralglasfiltern 18 können ebenso verwendet werden, um die Energiedichte der Haut zu steuern.

Für äußerliche Störungen wird eine typische Impulsbreite von 5 ms verwendet. Die Zufuhr einer elektrischen Energiedichte von 20 J/cm in eine Blitzlichtlampe von 5 mm Bohrungsdurchmesser führt zu einer Energiedichte von 10 J/cm² auf der Haut. Ein Abschneiden des harten UV-Anteils des Spektrums führt zu einer Energieübertragung von 90% oder einer Bestrahlung der Haut mit einer Energiedichte in der Nähe von 10 J/cm². Diese Energiedichte ist hoch genug, um äußere Male auf der Haut zu verdampfen.

Die" Vorrichtung 10 kann als zwei Einheiten vorgesehen sein: eine Einheit von geringem Gewicht, welche von einem Arzt unter Verwendung eines Handgriffs 13 gehalten wird, wobei die in der Hand gehaltene Einheit die Blitzlichtlampe 14, die Filter 18 und die Irisblende 20 enthält, welche

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zusammen das Spektrum und die Größe des bestrahlten Bereiches steuern, sowie die Detektoren, welche das Reflexionsvermögen und die momentane Hauttemperatur messen. Die Energieversorgungseinheit, die PFNs und die elektrischen Steuereinheiten sind in einem (nicht dargestellten) separaten Kasten untergebracht, welcher mit der handgehaltenen Einheit über ein flexibles Kabel verbunden ist. Dies ermöglicht eine mühelose Bedienung und einen mühelosen Zugang zu den zu behandelnden Hautfiächen.

Die Erfindung wurde bis hierhin in Verbindung mit Hautbehandlung beschrieben. Jedoch liefert die Verwendung einer Blitzlichtlampe anstelle eines Lasers bei invasiven Behandlungen ebenso Vorteile. Prozeduren wie beispielsweise Lithotripsie oder das Entfernen von Blutgefäßblockaden kann mit einer Blitzlichtlampe durchgeführt werden. Eine derartige Vorrichtung kann ähnlich der in den Fig. 1 und 2 gezeigten sein und kann die Elektronik von is Fig. 3 verwenden, um den Blitz zu erzeugen. Um jedoch das Licht in geeigneter Weise in eine Lichtleitfaser einzukoppeln, sind eine Anzahl von Koppeleinrichtungen 40, 80 und 90 in den Fig. 4 bzw. 8 bis 10 gezeigt.

Eine Koppeleinrichtung 40 beinhaltet eine optische Quelle von hochintensivem inkohärentem und isotropem gepulstem Licht, wie beispielsweise eine lineare Blitzlichtröhre 42, einen Lichtreflektor 44, welcher die Lichtenergie an eine Lichtleitfaser 46 abgibt. Letztere hat eine allgemein konische Kante im Ausführungsbeispiel von Fig. 4. Die Lichtleitfaser 46 überträgt das Licht vom Lichtsammeisystem 44 auf das Behandlungsgebiet. Allgemein koppelt die Koppeleinrichtung 40 gepulstes Licht von einer Blitzlichtröhre in eine Lichtleitfaser und besitzt Anwendungen auf dem Gebiet von Medizin, Industrie und Haushalt.

Bespielsweise kann die Koppeleinrichtung 40 bei der Materialbearbeitung verwendet werden, um einen Abschnitt eines bearbeiteten Materials schnell

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zu erwärmen oder abzuschmelzen, oder um einen photochemischen Prozeß einzuleiten. Alternativ kann die Koppeleinrichtung 40 in einer photographischen Anwendung verwendet werden, um einen Blitz für das Aufnehmen eines Bildes zu liefern. Die Verwendung einer derartigen Koppeleinrichtung erlaubt, daß sich der Blitzkolben im Inneren der Kammer befindet, wobei das Licht unter Verwendung einer Lichtleitfaser zum Äußeren der Kammer übertragen wird. Wie für einen Fachmann zu erkennen ist, erlaubt die Koppeleinrichtung 40 die Verwendung von inkohärentem Licht in vielen Anwendungen, für welche kohärentes oder inkohärentes Licht in der Vergangenheit verwendet wurde.

Um ein Einkoppeln des Lichts in eine Lichtleitfaser zu bewerkstelligen, besitzt die Blitzlichtröhre 42 eine torische Form, wie dargestellt in den Fig. 5 und 6, und ist im Inneren vom Reflektor 44 angeordnet. Zusätzlich zur torischen Form können andere Formen, wie beispielsweise eine kontinuierliche Schraubenform für die Blitzlichtröhre 42 verwendet werden. Jedoch ist eine schraublinienförmige Röhre schwieriger herzustellen als eine torische Röhre. Bezugnehmend auf Fig. 6 besitzt die Blitzlichtröhre 42 allgemein die Form eines Torus, ist jedoch kein perfekter Torus, da die am Ende des Torus befindlichen Elektroden mit der Stromquelle verbunden werden müssen. Dies bewirkt keine merkliche Störung der Kreisform der Blitzlichtröhre 42, da die Verbindung zu den Elektroden ziemlich klein gemacht werden kann.

Der Reflektor 44 sammelt und konzentriert das Licht, und besitzt einen im wesentlichen ellipsenförmigen Querschnitt, in einer Ebene senkrecht zur Nebenachse der torischen Blitzlichtröhre 42. Die Hauptachse der Ellipse bildet vorzugsweise einen kleinen Winkel mit der Hauptachse der torischen Lampe 42. Der exakte Wert des Winkels zwischen der Ellipsenachse und der Hauptachse von Lampe 42 hängt von der numerischen Apertur (NA) der

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Lichtleitfaser ab. Die torusförmige Blitzlichtröhre ist so angeordnet, daß ihre Nebenachse mit dem Brennpunkt der Ellipse zusammenfällt. Der andere Brennpunkt der Ellipse befindet sich an der Kante der Lichtleitfaser 46. Der Reflektor 44 kann aus Metall gefertigt sein, wobei dessen Innenflächen für gutes Reflexionsvermögen poliert sind. Aluminium ist ein sehr guter Reflektor mit hohem Reflexionsvermögen im sichtbaren und ultravioletten Bereich, und kann für diesen Zweck verwendet werden. Der Reflektor kann in einem Stück hergestellt sein und dann entlang einer Fläche senkrecht zur Hauptachse der Vorrichtung abgeschnitten werden. Dies ermöglicht eine Integration der torischen Blitzlichtröhre in die Vorrichtung.

Wie in Fig. 4 gezeigt, ist die Kante der Lichtleitfaser 46 ein Konus mit kleinem Öffnungswinkel, so daß die Gesamtfläche der Faser, die dem Licht von der Blitzlichtröhre ausgesetzt ist, erhöht wird. Bezugnehmend auf Fig. is 7 ist die geometrische Anordnung zum Einkoppeln von Licht in eine konische Spitze dargestellt. Es wird hier davon ausgegangen, daß das Licht von einem Bereich im Raum mit einem Brechungsindex von n₂ kommt und daß der konische Abschnitt der Faser (sowie der Rest des Faserkerns) einen Brechungsindex von n± besitzt.

Nicht alle Lichtstrahlen, welche den Konus treffen, werden in diesem "gefangen". Für Lichtstrahlen, welche sich in einer Ebene ausbreiten, die die Hauptachse des Systems enthält, kann eine Bedingung für den Winkel eines Strahls abgeleitet werden, welcher in der Faser gefangen und absorbiert wird. Diese Bedingung ist in Gleichung 3 dargestellt.

(Sin (_Mcriti) = Cos (ß) - (_ni ²/n₂ ²-l)^1/2sin (ß) (Gleichung 3)

Licht wird im konischen Abschnitt der Lichtleitfaser eingefangen, wenn der Einfallswinkel &mgr; größer ist das aus Gleichung 3 berechnete ^t_criti. Das

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Einfangen ist nur möglich, wenn n₁>n₂. Wenn das Medium außerhalb der Faser Luft ist, gilt Ib = I. Ebenso wird nicht das gesamte im konischen Abschnitt der Faser gefangene Licht im geraden Abschnitt der Faser gefangen, wenn eine Faser mit einem Kern und einer Umhüllung verwendet wird. Wenn eine Faser mit einem Kern und keiner Umhüllung verwendet wird (Luftumhüllung), dann werden alle im konischen Abschnitt der Faser gefangenen Strahlen ebenso im geraden Abschnitt der Faser gefangen.

Die in Fig. 4 dargestellte Konfiguration kann ebenso mit einem Fluid &iacgr;&ogr; verwendet werden, welches das Volumen zwischen dem Reflektor und der Lichtleitfaser ausfüllt. Ein für diesen Zweck sehr geeignetes Fluid kann Wasser sein. Wasser ist ebenso sehr effektiv für die Kühlung der Blitzlichtlampe, wenn Impulse mit einer hohen Wiederholungsrate verwendet werden. Das Vorhandensein eines Fluids vermindert die Verluste, welche is mit Glas-Luft-Übergängen in Zusammenhang stehen, wie beispielsweise der Übergang zwischen dem Blitzlichtlampen-Umhüllungsmaterial und der Luft. Wenn ein Fluid im Reflektorvolumen verwendet wird, dann kann dessen Brechungsindex derart gewählt werden, daß alle im konischen Abschnitt gefangenen Strahlen ebenso in der Faser gefangen werden, sogar wenn Kern/Umhüllung-Fasern verwendet werden.

Eine andere Art des Konfigurieren der Faser im Reflektor besteht in der Verwendung einer Faser mit einer flachen Kante. Diese Konfiguration ist in Fig. 8 dargestellt und besitzt einen Einfangwirkungsgrad, der sehr nahe beim Einfangwirkungsgrad der konischen Kante liegt. Viele andere Formen der Faserkante, wie beispielsweise sphärische Formen, können ebenso verwendet werden. Die Konfiguration der Faserkante hat ebenso eine Auswirkung auf die Verteilung des Lichts auf der Ausgangsseite der Faser und kann in Übereinstimmung mit der spezifischen Anwendung der Vorrichtung gewählt werden.

Die Vorrichtung kann mit einer Vielzahl von Lichtleitfasern verwendet werden. Eine einzelne oder eine geringe Anzahl von Fasern mit einem Durchmesser von einem Millimeter oder weniger werden typischerweise bei invasiven medizinischen Anwendungen verwendet. Bei anderen Anwendungen, insbesondere bei Anwendungen im Bereich Industrie und Haushalt kann es bevorzugt werden, eine Faser von größerem Durchmesser, oder ein größeres Bündel von Fasern oder einen Lichtleiter zu verwenden.

Fig. 9 und 10 zeigen eine Koppeleinrichtung 90 zum Koppeln einer linearen &iacgr;&ogr; Blitzlichtröhre 92 über eine linear-auf-kreisförmig Faserübertragungseinheit 94 zu einem Faserbündel 96. Ein Reflektor 98 besitzt einen elliptischen Querschnitt wie in Fig. 10 dargestellt, in einer Ebene parallel zur Achse einer linearen Blitzlichtröhre 92 in diesem Ausführungsbeispiel. Die Röhre 92 befindet sich auf dem einen Brennpunkt der Ellipse, hingegen befindet is sich die lineare Seite des linear-auf-kreisförmig Bündelwandlers 94 auf dem anderen Brennpunkt der Ellipse. Diese Konfiguration läßt sich relativ einfach herstellen, und im Handel erhältliche linear-auf-kreisförmig Wandler, wie beispielsweise 25-004-4 erhältlich von General Fibre Optics kann verwendet werden. Diese Konfiguration ist insbesondere nützlich für größere Belichtungsflächen der Faser oder für Blitzlichtbeleuchtungszwecke.

Die Energie und Leistungsdichten, welche durch diese Erfindung erreicht werden können, sind hoch genug, um die gewünschten Effekte bei der Oberflächenbehandlung oder medizinischen Anwendungen zu erhalten. Für das in Fig. 4 dargestellte Ausführungsbeispiel können die Gesamtenergie- und Leistungsdichten wie folgt berechnet werden. Für eine typische torische Lampe mit einem Bohrungsdurchmesser von 4 mm und einem Hauptdurchmesser von 3,3 cm kann eine zugeführte elektrische lineare Energiedichte von 10 J/cm in die Lampe mit einer Impulsbreite von 5 /xs verwendet werden. Die Lichtabgabe der Lampe beträgt 5 bis 6 J/cm für optimale

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elektrische Betriebsbedingungen. Für den in Fig. 4 dargestellten Reflektor wird 50% des in der Lampe erzeugten Lichts den unteren Brennpunkt erreichen. Somit kann ein Gesamtenergiefluß auf dem Brennpunkt von 25 bis 30 J erzielt werden. Für die in Fig. 4 oder Fig. 8 dargestellten Ausführungsbeispiele besitzt die Gesamtquerschnittfläche des Reflektors in der Brennebene einen Querschnitt von 0,8 cm². Energiedichten der Größenordnung von 30 bis 40 J/cm² am Eingang zur Faser sollten mit diesem Querschnitt erreicht werden. Dies entspricht Leistungsdichten von 5 bis 10 mW/cm², welches die typischen bei medizinischen oder Materialbearbeitungsanwendungen verwendeten Leistungsdichten sind.

Für längere Impulse können hohe lineare elektrische Energiedichten in die Lampe verwendet werden. Für einen 1 ms-Impuls zur Blitzlichtröhre kann eine lineare elektrische Energiedichte von 100 J/cm verwendet werden. Die is entsprechende Energiedichte in der Brennfläche würde bis zu 300 J/cm² betragen. Derartige Energiedichten sind sehr effektiv bei industriellen Reinigungs- und Bearbeitungsanwendungen, sowie bei medizinischen Anwendungen.

Alternative Ausführungsformen zum Einkoppeln der optischen Faser in eine ausgedehnte Lichtquelle, wie beispielsweise eine lineare Blitzlichtlampe, sind in den Fig. 11 und 12 dargestellt. Im Ausführungsbeispiel von Fig. 11 ist eine Lichtleitfaser 101 um eine Lampe 102 und eine Lampenumhüllung 103 gewunden. Ein Teil von dem Licht, das durch die Lichtquelle erzeugt wird, wird in die Faser eingekoppelt. Wenn die Lichtstrahlen sich in der Richtung ausbreiten, welche durch die Faser umhüllt ist, dann breitet sich dieses Licht in der Faser aus und kann an einem Faserausgang 104 verwendet werden. Eine Einschränkung dieser Konfiguration besteht in der Tatsache, daß der größte Teil des von der Lampe 103 emittierten Lichts

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sich in einer Richtung senkrecht zur Oberfläche von Lampe 103 ausbreitet und nicht in der Faser 101 eingefangen werden kann.

Das in Fig. 12 dargestellte Ausführungsbeispiel überwindet dieses Problem.

Eine dotierte Lichtleitfaser 105 ist um die Lampe 102 und die Umhüllung 103 gewunden, anstelle einer undotierten Faser, wie beispielsweise der Faser 101 von Fig. 11. Der Dotierstoff ist ein fluoreszierendes Material, welches durch die von der Lampe 102 kommende Strahlung erregt wird und Licht ins Innere der Faser abstrahlt. Dieses Licht wird in alle Richtungen abgestrahlt, und derjenige Teil von diesem, welcher innerhalb des kritischen Winkels von Faser 105 liegt, wird eingefangen und breitet sich durch die Faser aus, und kann am Faserausgang 104 verwendet werden. Der Winkel des Lichts, welches in der Faser eingefangen wird, ist der kritische Winkel des Materials, aus welchem die Lichtleitfaser oder der Lichtwellenleiter

is hergestellt ist. Für eine Faser (oder Lichtwellenleiter) in Luft ist dieser Winkel durch sine* = l/n gegeben.

Typischerweise beträgt für Glas oder andere transparente Materialien &eegr; = 1,5 und a = 41,8°. Dies entspricht einem Einfangwirkungsgrad von mehr als 10% des durch Fluoreszenz im Inneren der Faser emittierten Lichts. Wenn von einem Wirkungsgrad von 50% des Fluoreszenzvorgangs ausgegangen wird, stellt man fest, daß mehr als 5% des von der Lampe erzeugten Lichts eingefangen wird und sich die Faser herunter ausbreitet. Beispielsweise würde eine 4" (10,2 cm) Lampe mit einer zugeführten linearen elektrischen Energie von 300 J/" (118 J/cm) und einem Wirkungsgrad von 50% der Umwandlung von Elektrizität zu Licht 2,5% ihrer elektrischen Energie in die Faser einkoppeln. Dies entspricht für den Fall der 4" (10,2 cm) Lampe einer Gesamtlichtenergie von 30 J des Lichts. Dieses Ausführungsbeispiel besitzt den zusätzlichen Vorteil des Übertragens der von der Lampe emittierten Wellenlänge auf eine Wellenlänge, welche in einigen der

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zuvor erwähnten therapeutischen oder Verarbeitungsanwendungen von größerem Nutzen sein kann. Somit kann in die Faser dotiertes fluoreszierendes Material in Übereinstimmung mit einer Emissionswellenlänge gewählt werden, welche durch die spezifische Anwendung der Vorrichtung bestimmt ist.

Somit ist offensichtlich, daß in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung eine Blitzlichtlampe und eine Koppeleinrichtung bereitgestellt wurde, welche den oben aufgeführten Zielen und Vorteilen vollständig genügen. Auch wenn die Erfindung in Verbindung mit speziellen Ausführungsformen von dieser beschrieben wurde, ist offensichtlich, daß viele Alternativen, Modifikationen und Variationen für Fachleute offensichtlich sind. Demgemäß wird beabsichtigt, alle derartigen Alternativen, Modifikationen und Variationen einzuschließen, welches innerhalb des Geistes und des breiten Schutzbereichs der beigefügten Ansprüche liegen.

Claims

ESC Medical Systems Ltd. 9. Juni 1998 F 25539 Gbm/Tl AL/HD/sb Ansprüche

1. Therapeutische Behandlungsvorrichtung, dadurch gekennzeichnet, daß eine inkohärente Lichtquelle (14) betrieben werden kann, um eine

&iacgr;&ogr; Abgabe von gepulstem Licht für eine Behandlung zu liefern.

2. Behandlungsvorrichtung nach Anspruch 1, weiter dadurch gekennzeichnet, daß eine Variabel-Impulsbreiten-Impulserzeugerschaltung mit der Lichtquelle elektrisch verbunden ist.

3. Behandlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, weiter dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle eine Blitzlichtlampe (14) ist.

4. Behandlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, weiter dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle eine Einrichtung zum Liefern von Impulsen mit einer Breite im Bereich von im wesentlichen zwischen 0,5 und 10 ms und einer Energiedichte des Lichts auf der Haut von ungefähr 10 J/cm² beinhaltet, wodurch das Licht äußerliche Störungen der Haut behandelt, wie beispielsweise: Tätowierungen, Pigmentflecken oder Geburts- und Altersmale.

5. Behandlungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, weiter dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle (14) in einem Gehäuse (12) montiert ist, welches geeignet ist, benachbart einem Hautbehandlungsbereich angeordnet zu werden, wobei das Gehäuse einen Reflektor (16)

aufweist, welcher in diesem in der Nähe der Lichtquelle montiert ist, und das Gehäuse eine Öffnung besitzt, wobei eine Irisblende (20) um diese Öffnung herum angeordnet ist, und mindestens ein optisches Filter (18) in der Nähe der Öffnung montiert ist.

6. Behandlungsvorrichtung nach Anspruch 5, weiter dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung (18) vorgesehen ist, welche gefiltertes gepulstes Licht von gesteuerter Energiedichte liefert, das durch die Öffnung und die Irisblende auf einen Hautbereich für eine Behandlung abgegeben

&iacgr;&ogr; wird.

7. Behandlungsvorrichtung nach Anspruch 5 oder 6, weiter dadurch gekennzeichnet, daß eine Stromversorgung mit dem Gehäuseäußeren verbunden ist, wobei das Gehäuse einen Handgriff (13) beinhaltet.

8. Vorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, weiter dadurch gekennzeichnet, daß eine Mehrzahl von Lichtleitfasern (96) vorgesehen sind, bei denen jeweils ein Ende im Inneren eines Reflektors (98) und einer linear-auf-kreisförmig Faserübertragungseinheit (94) angeordnet sind, um Licht von der Lichtquelle (92) zu empfangen und Licht an die Lichtleitfasern zu liefern.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, bei der ein Reflektor (98) einen elliptischen Querschnitt in einer Ebene parallel zur Achse der Lichtquelle besitzt, welche eine lineare Blitzlichtröhre (92) aufweist, und wobei die lineare Blitzlichtröhre sich an dem einen Brennpunkt der Ellipse befindet, sich hingegen die linear-auf-kreisförmig Übertragungseinheit (94) auf dem anderen Brennpunkt der Ellipse befindet.

10. System zum Bereitstellen von gepulstem Licht, dadurch gekennzeichnet, daß:

eine gepulste inkohärente Lichtquelle aus einer torischen Blitzlichtröhre (42, 92) einen um diese herum angeordneten Reflektor (44) aufweist, wobei der Reflektor einen im wesentlichen ellipsenförmigen Querschnitt in einer Ebene 'senkrecht zur Nebenachse der torischen Blitzlichtröhre besitzt; und

mindestens eine einzige Lichtleitfaser (46), mit einem Ende, das im Inneren des Reflektors angeordnet ist.

11. System nach Anspruch 10, weiter dadurch gekennzeichnet, daß das Ende der Lichtleitfaser konusförmig ist.

12. System nach Anspruch 10, weiter dadurch gekennzeichnet, daß das Ende der Lichtleitfaser flach ist.

13. System nach einem der Ansprüche 10 bis 12, weiter dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtleitfaser luftumhüllt ist.