JP7185783B2 - 皮膚疾患治療用機器 - Google Patents

Description

本発明は、皮膚疾患治療用システムに、特に、皮膚内にある標的の治療用システムに、さらには、特に、媒質に又はより一般的には多層構造に入り込んだ、特定の発色団を標的にする、光温熱治療（ｐｈｏｔｏ－ｉｎｄｕｃｅｄ ｈｅａｔ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ）のために正しい線量測定を決定するためのシステムに、及び、これに関連する方法に関する。

例えば、脱毛、座瘡、血管破裂、不要な入れ墨、発色団、さらには、皮膚などに入り込んだ標的一般の治療を含む、皮膚疾患治療のために、電磁波照射を使用することは、現在普及している技術であるが、その使用を非常に重要なものにする多くの事項がある。これらの技術の核心は、「正しい」線量の電磁波照射を提供することにより、周囲組織及びその上側にある皮膚層を損傷し、こうした組織を永久的に損傷させて治療中及び治療後に患者に疼痛を生じせることなく、標的を損傷させるのに十分な熱エネルギーを送ることである。

上述したものなどの種々のタイプの皮膚疾患治療では、使用者／皮膚科医は、皮膚の表面の下側に位置する標的の温度を知ることができるとともに、患者にとって安全で治療に有効な条件下で、標的を損傷させる正しい線量の電磁波照射を決定できるシステムを利用できないことが知られている。

この手法に関連する非常に重要な事項は、標的を取り囲む生物組織のパラメータのばらつき、治療すべき標的の物理的パラメータのばらつき、及び患者の心身の状態の変動性に起因する。

さらに、皮膚疾患治療に使用されたシステム内でのばらつきも考慮される必要がある。

電磁波照射による皮膚疾患治療中のこれらのばらつきの全てを評価することは、極めて複雑であると思われ、現在は、使用者／皮膚科医の経験に委ねられている。

上述の変数を、正しく、及び／又は完全に制御できれば、正しい解析が容易にでき、場合によっては所望の目標に達することなく生じる、皮膚の火傷、瘢痕、表面組織への損傷、皮膚への内部損傷などを含む患者に対する潜在的なリスクとともに、結果をより良好に予測できるようになることが、専門家には明らかである。

当業者に公知のばらつき性の例は、人体の皮膚の部分が異なると熱応答が異なることである。人体の同じ領域でも、より熱い領域と他のより冷たい領域とがあり得、部分毎に皮膚の温度に著しい違いがあることがある。さらに、場合によっては、熱伝達速度は、他の場所よりも速いことがある。これは、骨組織が存在すること、又はより高い若しくはより低い血液環流速度、最終的には、患者の心理生理学的状態に起因し得る。これに、さらに、固有の際立った要素である、年齢、性別及び人種が加わる。

所望の結果を得るために、使用者／皮膚科医は、自らの経験に頼って、皮膚の表面の熱応答を直接観察する。

当業者にとって、皮膚疾患治療のパラメータの変数を制御できるようにするシステムが利用できることは、皮膚疾患分野において革新的で独創的な事項であることが明らかである。

いくつかのシステムには、皮膚表面温度センサーが組み込まれており、皮下温度センサーが患者の皮膚に挿入され、又は、到達温度に応じて発光を変える分子色素が、注入される。第１の手法は、皮膚の表面温度を安全に表示するが、皮膚の表面の下側に位置する標的の温度の情報は全く得ることができない。残りの２つの手法は、明らかに患者にとってより侵襲性が高い。

さらに、皮膚表面温度を測定するセンサーを用いることは、治療中の皮膚に対する表面損傷を防止するのに有用であるにすぎない。このシステムでは、空間での、すなわち、皮膚の様々な部分（標的であろうとなかろうと）における、及び時間、すなわち治療中の及び治療後における、温度勾配の進展、さらに重要なことには、標的を破壊する温度値を知り予測することは不可能である。

成功（標的への熱損傷）の確率を上げ、周囲組織への損傷を回避するために、従来の方法及びシステムは、種々の治療ステップ、すなわち、事前冷却、照射の事前施術（すなわち、予熱）、及び照射熱（すなわち、治療）を基本としているが、様々な制限がある。

例えば、真皮（下層にある皮膚）にある皮下標的領域へレーザ照射を行う唯一の非侵襲的な方法は、覆っている表皮の皮膚領域を通して、この領域へレーザ照射を伝達することであるため、入射レーザ照射の一部は、いずれにせよ、覆っている皮膚の領域によって吸収されるので、組織に不可逆的な損傷、例えば、瘢痕を生じることがあり、患者に疼痛を生じさせることがある。

治療に使用されるべきであるエネルギー量は、標的の深さに応じて増加することも分かっている。これは、必然的に、より強力なレーザシステムの使用、及びより長い持続時間の照射ということになる。これは、覆っている皮膚及び非標的組織を損傷させる可能性をさらに高める。

このため、上述の問題から非標的組織を保護するために、多くの処置を行って、表皮を効果的に冷却する（事前冷却）必要がある。

その後、予熱ステップ、及び実際の治療ステップが、事前冷却ステップに続く。

場合によっては、予熱プロトコル及び治療プロトコルは、同じレーザによって実施されるが、２つのプロトコルがあると、異なるレーザ設定及び適用パラメータを必要とするため、正しい治療線量測定の決定、及び治療装置の構造をさらに複雑にする。

冷却プロセスは、芳しくない結果を生じ得る。どの程度の熱が、放出されるべきか、どの程度の冷却が必要であるか、さらに、接触面は、何度に維持されるべきかを理解した上で、冷却を適切に行うことが、副作用のない有効な治療のキーポイントである。（Ｗｉｌｌｅｙ ｅｔ ａｌ．Ｃｏｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ Ｌａｓｅｒ Ｄｅｒｍａｔｏｌｏｇｉｃ Ｓｕｒｇｅｒｙ，Ｌａｓｅｒｓ ｉｎ Ｓｕｒｇｅｒｙ ａｎｄ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ３８：１－１５（２００６））。

皮脂腺の治療用のレーザシステムは、以前に、例えば、国際公開第２０１７０７７４２７号及び国際公開第２０１７１０９６６７号に、記載されている。

本発明の目的は、もっぱら皮膚表面上の温度の読み取り値に基づいて、皮膚内にある生物学的標的の熱損傷温度に達することができ、周囲及び下層組織への損傷及び望ましくない影響を回避する方法及び／又はシステムの提供にある。

本発明によれば、これらの目的、及びそのたの目的は、添付の請求の範囲で記載されているシステム及び方法によって達成される。

本発明の特徴は、皮膚疾患治療中の皮膚の各部分（発色団、粒子、皮膚の層、皮膚表面、血管、皮脂腺、毛、色素斑）の温度値を提供することにある。このようにして、標的の損傷温度に達したかどうかを知ることが可能になる。

本発明の、この他の特徴は、標的を確実に損傷でき、火傷などの生物学的損傷、又は皮膚の他の一時的な及び／又は永久的な損傷を回避して、患者のどんな疼痛も減少させる、正しい線量の電磁波照射を提供するために、リアルタイムの予測システムを提供することにある。

本発明の、さらにこの他の特徴は、火傷などの生物学的損傷を防止するか、又は皮膚の他の一時的な及び／又は永久的な損傷を回避することにより、患者のどんな疼痛も減少させる、標的の損傷温度に到達するために、リアルタイムの予測システムを提供することにある。

本発明のもう一つの特徴は、患者の皮膚が突然異常を示すような場合、又は患者が突然不快感を抱くような場合、治療を中断することにある。場合によっては、患者の不快感は、血圧上昇による皮膚の表面の温度の上昇により、明らかになる。本発明では、この温度上昇をリアルタイムで予測するため、極端な場合には、照射及び治療が、全般的に中断する。

本発明のもう一つの特徴は、冷却プロセス（事前冷却、レーザ治療中の冷却、及び事後冷却）をリアルタイムで監視し、過度の冷たさ又は過度の熱による皮膚への内部又は外部損傷を回避することにある。実際、表面温度の一様性の度合い、及びレーザパルスの開始前の温度値は、リアルタイムで監視される。

本発明のもう一つの特徴は、治療前セッションを実施し、そこで、治療すべき全領域内の皮膚の種々の領域について定めた治療パラメータに基づいて、施術者が、パーソナライズした治療プロトコルを決定することにある。

本発明の特徴及び効果は、添付図面に記載した非限定的な例を用いて説明する、実際的な実施形態についての以下の詳細な説明から明らかになる。

実施形態の一つによる、光温熱治療システムの例のブロック図を示す。 実施形態の一つによる、光温熱治療システムと一緒に使用するためのスキャナー配置構成の例のブロック図を示す。 実施形態の一つによる治療マトリックス配置構成の例を示す。 実施形態の一つによる、統合型治療プロトコルとして使用するのに好適な１組の光パルスの図の例を示す。 実施形態の一つによる、治療パルスが照射されるときの、時間の関数として、皮膚の表面で測定された温度を示すグラフであって、左側のグラフは顔の皮膚の一部分、及び右側のグラフは首の皮膚の一部分である。 実施形態の一つによる、治療パルスが照射されるときの、時間の関数として皮脂腺標的の推定温度を示す。 後続パルスが照射されるときの皮膚の温度を予測し、それに従って治療プロトコルを修正する、測定される皮膚の表面温度の解析プロセスの例を示すフロー図を示す。 温度の予測を実施することにより、適応技術を管理するための、測定された温度のグラフを示す。

添付図面を参照すると、図１は、皮膚などの媒質に入り込んだ特定の発色団を標的とし、周囲媒質を損傷せずに、標的を十分に高い温度へ加熱して標的を損傷させるための、標的を定めた光温熱治療システムの例を示している。この光温熱治療システムは、例えば、標的皮脂腺の周囲の表皮及び真皮を守りながら、標的を定めた光温熱による皮脂腺の除去を行うために使用され得る。

同様に図１を参照して説明すると、光温熱治療システムは、冷却ユニット１１０及びレーザ治療ユニット１２０を備える。冷却ユニット１１０は、治療前（事前冷却）、治療中及び治療後（事後冷却）に冷却流体を利用してよい。冷却ユニット１１０は、例えば、治療領域、すなわち、標的を覆う皮膚の外層領域に、接触により、又は空気による直接的な冷却によって、冷却作用をもたらす。冷却ユニット１１０は、治療ユニット１２０内の制御器１２２と通信を行う。制御器１２２は、治療ユニット１２０内に備えられていること図示されているが、制御器１２２は、冷却ユニット１１０内に設けることもできることに留意すべきである。

制御器１２２はまた、治療ユニット１２０内にある他の構成要素、例えばレーザ１２４、ディスプレイ１２６、皮膚温度センサー１２８、ペダルスイッチ１３０、及び緊急オン／オフスイッチ１３２を制御する。

レーザ１２４は、治療プロトコル用のレーザエネルギーを供給し、制御器１２２は、レーザの具体的な設定、例えば、出力及びパルス時間を調整する。レーザ１２４は、単一のレーザ又は２種以上のレーザを組み合わせたものでよい。２種以上のレーザシステムが使用される場合、レーザ出力は光学的に結合されて、例えば、国際公開第２０１７１０９６６７号及び国際公開第２０１７０７７４２７号の公報に記載されているように、より強力な単一のレーザとして機能する。ディスプレイ１２６は、冷却ユニット１１０の動作条件、レーザ１２４の動作条件及びシステムの他のステータスの動作条件などの情報を示し得る。ディスプレイ１２６によって、レーザ装置１２４、冷却ユニット１１０及びスキャナー１６０を管理することが可能になる。皮膚温度センサー１２８は、治療領域における皮膚の表面の温度を監視するために使用され、この温度は、治療プロトコルを調整するために制御器１２２によって使用される。皮膚温度センサー１２８は、赤外線熱センサーである。制御器１２２はまた、ペダルスイッチ１３０とインターフェースで接続して、レーザ１２４及び／又は冷却ユニット１１０のスイッチを遠隔でオン又はオフする。さらに、光ダイオード１２５又は他のセンサーを追加して、レーザ１２４から放出されるエネルギーのエネルギーレベルを監視することも可能である。機械的又は電子的シャッター１２７が、搬送光ファイバー１６４の前に設けられて、必要な場合にはレーザ照射を遮断する。コンピュータ１２１が、制御器１２２に接続されて、皮膚温度センサー１２８及び光ダイオード１２５からくる全て処理パラメータをリアルタイムで評価して、制御冷却ユニット１１１、レーザ１２４及びスキャナー１６０を作動させることができる。

同様に図１を参照して説明すると、治療システムは、冷却ユニット１１０を備える。制御盤１１１によって、冷却ユニット１１０が治療システム１２０と通信できるようにする。さらに、冷却ユニット１１０は、冷却流体センサー１１２、例えば気温センサー、圧力センサー、例えば、熱線風速計を備え、皮膚の表面１７０を通じて皮膚１７１に入る空気の流れの全ての物理的パラメータを監視する。空気の流れとは異なる技術で皮膚の表面１７０の冷却が実施される場合には、全てのセンサーが、皮膚の表面の冷却に関わる物理量を測定するように動作される必要がある。

図１に示す実施形態では、治療ユニット１２０は、治療領域の事前調整及び標的の治療の双方に使用される単一の設定でレーザエネルギーを供給する。すなわち、事前調整に最適にされたレーザエネルギーに続いて、治療に最適にされた異なるレーザエネルギーを連続的に供給するのではなく、治療ユニット１２０は、レーザエネルギー設定を修正することなく、単一の連続的な照射プロトコルで、事前調整及び治療の双方に使用されるレーザエネルギーを同じにして供給する。この統合型プロトコルは、時間を節約でき、且つ治療の適用を単純にする。

図２を参照して説明すると、治療システム１２０は、さらに、使用者によって保持される機器の部分（ハンドピース）であるスキャナー１６０を備える。皮膚の表面１７０を介して皮膚１７１と接触しているスキャナー１６０は、例えば、銃と同様の形状で製造されて、使用者による操作を容易にし得る。スキャナー１６０は、チューブ１６２を通して冷却ユニット１１０と通信するため、冷却プロトコルは、スキャナー１６０を使用して適用され得る。スキャナー１６０は、接続部１６６を通して、皮膚温度センサー１２８に、さらに、冷却センサー１１２に接続されて、制御器１２２へデータを送信する。さらに、スキャナー１６０は、レーザ１２４のオン／オフを切り替えるためのオン／オフスイッチ２１０を備え、オプションとして、スキャナー１６０の動作ステータス、例えば、レーザが使用されているかどうかを示す、スキャナー１６０のモニター２１２を備える。制御盤２０５は、スキャナーユニット１６０が治療システム１２０と通信できるようにする。レーザ装置１２４からの出力部は、光ファイバー１６４によってスキャナー１６０に接続されるため、治療プロトコルは、スキャナー１６０を使用して適用され得る。光ファイバー１６４は、例えば、断面が正方形の、長さ３メートルのファイバーとし得る。

冷却接続部１６２は、治療領域に冷却流体（例えば、冷気流）を搬送するように構成されている冷却搬送ユニット２０２に接続される。冷却搬送ユニット２０２は、皮膚の表面１７０と接触するチップ２１１に接続される。チップ２１１は、冷却中の皮膚の表面上で、一様な温度分布、又は、２点間のばらつきが大きくても±２℃を確保するように設計される。

図３は、治療すべき発色団に渡る治療領域の例を示す。仮想グリッド形態が、治療領域に渡って重ね合わせられている。グリッド形態３００の例では、２×２マトリックスに配置された４個のブロック３０３、３０４、３０５及び３０６を含む。他の多くのグリッド形態、例えば１×１、２×１、２×２、３×２、２×３、３×４、３×３などが可能である。レーザビームもまた、ブロック間では間を空けられ、又はブロック間で重ね合わせてよい。

事前冷却プロトコルは、例えば、所定時間、例えば１０秒間、治療領域に冷気流を当てることである。事前冷却後、冷却作用は続けたままで、治療プロトコルを開始してよい。実施形態の一つでは、断面が正方形のレーザビームは、スキャナー装置と組み合わされて、ブロック３０３、３０４、３０５及び３０６に対してレーザパルスを連続的に照射する。実施形態の一つによれば、事前調整／光治療プロトコルは、治療領域にある、連続的に治療すべきブロック毎に、予め決められた数の光パルスを照射する。別の実施形態では、各ブロックは、順不同に治療される。

図４は、実施形態の一つによる事前調整／光治療プロトコルに好適な１組のパルスの例を示す。パルス列４００は、治療領域内にあるブロック３０３～３０６のうちの１つに照射される光パルス４０１、４０２、４０３、４０４、４０５、４０６及び４０７を有する。実施形態の一つでは、７個全てのレーザパルスが、同じパワーであり、マトリックスパルス遅延と呼ぶ、均一なパルス間隔時間４０９によって分離されている。一例では、レーザパルス４０１の持続時間は１５０ミリ秒であり、複数のパルス群間の間隔は２秒である。一連のパルス間の、例えば、２秒の間隔の目的は、ブロック内の皮膚及び下層にある皮膚が冷えて、損傷を防ぐことができるようにするためである。パルスの間隔時間の間、レーザは、治療領域にある他のブロックに移動されて、レーザの使用効率を高め得る。

図５は、実施形態の一つによる、図４に示すような事前調整／光治療プロトコルに好適な１組のパルスでの皮膚の表面温度の例を示す。シーケンス５００又は５１０は、それぞれ光パルス４０１～４０７に起因する、皮膚のブロックのうちの１つ、例えば３０３において皮膚温度センサー１２８で記録されたピーク温度５０１、５０２、５０３、５０４、５０５、５０６、５０７を有する。

図５は、事前調整／光治療プロトコルに則った事後冷却ステップ５０８を示す。このステップでは、冷却ユニット１１０は、皮膚の表面の温度を正常な生理的温度（例えば、３７℃）へ戻す時間、機能し続ける。事後冷却時間は、皮膚温度センサー１２８によって読み取られる温度値、及び冷却センサー１１２によって読み取られる冷却流体の物理的パラメータを解析するコンピュータ１２１によって、制御器１２２を用いて冷却ユニットの制御盤１１１の動作を制御することにより、調整及び制御される。

図６は、図４に示すレーザパルスなどのようなレーザパルスを用いて、この例では皮膚の表面から８００ミクロンの箇所にある標的発色団について計算された温度を示す。

したがって、一連のレーザパルスのパルス列４００は、皮膚の表面で一連のピーク温度５００を引き起こし、それらが、７つのピーク温度６０１、６０２、６０３、６０４、６０５、６０６及び６０７で構成される皮膚内でのピーク温度値群６００を引き起こす。光パルス４０１～４０７、皮膚の表面温度ピーク５０１～５０７及び標的の温度ピーク６０１～６０７との間には、明確な相関関係があることに気づき得る。図５に示す例では、治療領域は、１０秒間の直接的な空冷によって事前冷却されており、その後、冷却がアクティブなまま、光パルスが、５．０ｍｍのビームサイズ、正方形プロファイル、２２ワット、１７２６ｎｍの波長、及び２．１秒の間隔時間で、１５０ミリ秒の持続時間を有して、レーザ装置によって照射された。この例では、事前冷却に及び治療中に使用される直接的な空冷は、－２２℃に冷却された高速の空気柱を、皮膚と空気との間の熱貫流係数を約＜Ｈ＝６００Ｗ／ｍ^２Ｋに定めて、搬送する。

レーザビームの正確なサイズは、例えば、コリメートレンズを使用して、治療領域のサイズ、レーザのパワープロファイル、体の治療領域の位置及び他の要因に応じて、調整され得る。

次に、図４、図５及び図６を参照して説明すると、光パルス４０１、４０２、４０３、４０４、４０５及び４０６は、皮膚の表面上の温度がピーク５０１での約２０℃からピーク５０６での約４４℃へ上昇し、対応して、発色団の温度がピーク６０１での約５５℃からピーク６０６での約７５℃へ上昇するため、事前調整効果を実質的に引き起こしている。このようにして、単に、同じ特徴を持つ光パルスを繰り返し照射することによって、事前調整プロトコル及び治療プロトコルは、効果的に統合されるため、本発明によるシステム及び光治療プロトコルとは異なる、別個の事前調整システム及びプロトコルの必要性が無くなる。

事前調整のために照射される光パルスの数は、治療を実施する光パルスの数よりもわずかに多いことにも留意すべきである。この特徴は、事前冷却の効果と治療中の疼痛の管理のための事前調整の効果とを釣り合わせることが困難であることに起因して事前調整に用いられる時間を最小限まで短くしようとしていた既存の治療システムとは、逆である。本明細書で説明したシステム及び方法は、治療が、事前調整に使用されるものと同じパルス設定を使用するため、事前調整時間を最小限まで短くするという懸念を不要にする。

患者の不快感をできるだけ少なくして、特定の発色団の標的を定めた光温熱治療に成功する必要条件は：
１） 表皮のピーク温度値が、約５５℃未満であり、どんな場合も４５～６０℃となることを確保すること。
２） 治療パルスの平均パワーを冷却システムの熱除去と釣り合わせることによって、真皮の過熱を防止すること；及び
３） 皮脂腺の治療には、５５℃を上回るピーク温度など、標的発色団を選択的に加熱すること
である。

本明細書で説明する実施形態は、遥かに単純なシステム及びプロトコルを用いて、既存のシステムと同等の効果を達成する。

治療プロトコル中に照射されるパルス数（Ｎ）は、冷却の有効性、レーザパワー、パルス振幅及びパルス周波数などの変数に応じて、２パルス～約１００パルスの範囲に渡り得ることに留意すべきである。さらに、照射されるパルス数（Ｎ）は、患者の年齢、人種及び性別に依存する。

特定のブロックに１個のレーザパルスを照射し、その後、別のブロックへレーザを動かして、別のレーザパルスを照射するのではなく、代わりに、ラスター走査プロセスを行って治療領域を通じて連続波レーザ走査してもよい。この場合、ラスター走査では、皮脂腺の温度上昇は、皮脂腺のサイズ及びビームの走査速度のたたみ込みとして、計算され得る。

上述の治療プロトコルの利点は、パルス列の第１のパルスが、特定の治療シナリオに関する重要な情報を提供するための測定「プローブ」として機能し得ることである。

文献から、組織のパラメータ、例えば、表皮及び真皮の厚さは、年齢、性別及び民族性などの要因に基づいて個人によって、並びに皮膚の異なる領域間で、異なることが分かっている。例えば、額の皮膚は、同じ人でも、背中の皮膚とは異なる特性を有し、それにより、異なる治療位置には異なる治療パラメータが必要になる。特定の治療プロトコルを決定する際に組織の特性の、これらのばらつきを考慮することは、レーザによる座瘡の治療では重要である。

一例として、座瘡のレーザ治療において、熱的動作範囲は、表皮の上面に、約５５℃の真皮の損傷閾値温度に、及び皮脂腺を約≧７５℃である、その損傷閾値にするのに必要なより低い温度限界値に、通常、関連している。治療プロトコルによって標的に定められた皮脂腺の温度を直接測定する方法はないため、皮膚の表面温度が、皮脂腺、より一般的には標的の温度の表示としてよい。それゆえ、皮脂腺、より一般的には皮膚内の標的の温度と、皮膚の表面の温度との対応を提供する相関モデルを使用して治療プロトコルに適応させてよい。相関モデルは、例えば、特定の治療プロトコルの適用を前提として、皮膚の表面温度を、皮脂腺、より一般的には標的の損傷と相関する熱伝達解析モデルを使用して、作りだされ得る。本発明では、この相関モデルは、皮膚温度センサー１２８及び冷却センサー１１２からのデータをリアルタイムで解析するコンピュータ１２１によって、実行される。相関モデルは、有限要素法計算によって処理される。このモデルに含まれる物理定数（例えば、比熱、皮膚密度など）は、コンピュータ１２１のメモリのデータベースに入力される。治療の対象となり、使用者／皮膚科医によって選択される組織の部分に応じて、これらの定数は検索されて、相関モデルに適切に含まれる。

特に、皮膚の特定点を考慮して、さらに、レーザシステム１２４が放出し、光ダイオード１２５によって測定される電磁波照射のパワーの値、冷却センサー１１２によって測定される冷却流体、例えば、空気の流れの温度、圧力及び速度、並びに皮膚温度センサー１２８によって測定される皮膚の表面温度に基づいて、標的の温度は、以下の式によって決定される。

式中、
ρ、ｋ、Ｃ_ｐは、それぞれ：操作者／皮膚科医によって設定される、皮膚での治療の特定の箇所（額、背中、頬など）、患者の年齢、性別及び人種に関する、定圧での密度、熱伝導率及び熱容量であり；
Ｑは、光ダイオード１２５によって測定されるレーザ照射線のパワーから分かる、レーザ照射線の吸収の結果として発生される熱量であり、Ｑ_ｂｉｏは、冷却施術及び加熱施術前の、皮膚温度センサー１２８によって測定される組織の代謝熱であり；
Ｔ_ａｉｒは、冷却センサー１１２によって測定される冷却作用物質の温度であり、
Ｔは、皮膚温度センサー１２８によって測定される温度である。

したがって、相関モデルは、皮膚温度センサー１２８によって実施される皮膚の表面１７０の温度測定から始めて、治療されるべき組織の部分の三次元プロファイルを処理し、その各点に初期温度値を割り当てる。その後、冷却センサー１１２によって測定される冷却流の温度、圧力及び速度の値、並びに皮膚温度センサー１２８によって測定される皮膚の表面温度値から始めて、表面に対する冷却流体の影響が評価される。

相関モデルは、測定した値から始めて、さらに、レーザ照射線のパラメータを把握して、組織の全ての点における温度を提供できる。

さらに、相関モデルは、ここでも上述の式に基づいて、吸収される熱の放散モードをほどなく予測できる。

こうして、本発明では、使用者／皮膚科医は、皮膚温度センサー１２８及び冷却センサー１１２によってリアルタイムで提供されるデータを解析するコンピュータ１２１により実行される相関モデルを利用して、ディスプレイ１２６を通して、皮脂腺、より一般的には標的の温度を知ることができる。

例えば、皮脂腺の損傷温度は、７５℃超であることが知られている。ピーク５０５での４０℃未満の皮膚の表面温度では、皮脂腺に対する損傷はないとされており、実際、ピーク６０５での皮膚の表面温度は７５℃を下回る。ピーク５０６で、皮膚の表面の温度が４０℃～５５℃の間であると、皮脂腺に対する損傷の程度が、ピーク６０６及び６０７で、温度が７５℃よりも高い場合の破壊的な損傷の程度とは、異なる。本発明による処置では、表皮組織及び真皮組織に対する熱損傷が確実に生じないようにすることができる。

革新的な解析プロトコルを治療法に取り入れることにより、表皮の最終温度の測定値から、より低いレーザ出力での治療を推定して個々人に合わせた治療パラメータを直接決定して、表皮に対する損傷を回避するとともに、皮脂腺を効果的に損傷させることができる。このようにして、治療プロトコルは、個人の特定の治療領域に対して個々人に合わされ、特定の機械のレーザパワーのばらつきに起因し得る治療のばらつきと、周囲湿度、大気圧及び温度などの治療条件のばらつきとを抑制することができる。

例えば、最初の４つのパルス４０１～４０４の最中に、皮膚の表面温度をピーク５０１～５０４で直接測定することによって、後続のパルス５０７を照射した後の皮膚の最高表面温度が、図５及び図６のピークの曲線を使用して高精度で予測され得る。それゆえ、コンピュータ１２１によって実行される相関法によって、皮脂腺、より一般的には標的の損傷温度に、いつ達するかを予測できる。この予測は、制御器１２２を通して、レーザ治療プロトコル１２８及び冷却プロトコル１１０の特定のパラメータを修正し、照射されるパルス数を減少させてパルスの持続時間を調整するか、又は後続のパルスのレーザのパワーを修正して、全ての皮膚条件（年齢、性別、位置、人種）の場合において、標的の損傷温度に達するように、利用できる。このパーソナライズしたプロセスは、治療中の患者の快適さ及び安全性を著しく向上させる。

実施形態の一つでは、コンピュータ１２１によって実行される解析に従って、制御器１２２は、スキャナーを最も効果的な方法で、例えば、隣接する点間の熱の重なりを回避するように案内するために、スキャナーの制御器２０５にトリガーを送信し、ある範囲の値又はシーケンスモードを修正してもよい。ブロック３０３、３０４、３０５及び３０６は、ブロック３０４、３０５、３０３及び３０６などの順でもよい。

図７は、実施形態の一つによる、コンピュータ１２１及び制御器１２２によって実行される解析プロトコルのプロセスの例を説明するフロー図を示す。解析プロトコルは、事前冷却ステップ（７０１、７０２及び７０３）中と、レーザ及び冷却ステップ（７０４、７０５、７０６、７０７、７０８及び７０９）中と、事後冷却ステップ（７１０）中とで、機能する。解析プロトコルは、事前冷却中の皮膚表面の温度の分布が、可能な限り一様である（例えば、±２℃）と仮定している。したがって、解析プロトコルは、皮膚の表面の最高温度及び標的（例えば皮脂腺）の損傷閾値の温度が知られていると仮定している。さらに、皮膚の表面温度と標的（例えば、皮脂腺）との間の相関モデルが、コンピュータ解析、例えば、熱伝達の有限要素モデリングを使用して確立されている。

図７に示すように、解析プロトコル７００が、ステップ７０１において、治療領域への事前冷却の施術を開始する。冷却流体の温度及び圧力は、冷却センサー１１２によって監視され、皮膚の温度は、皮膚温度センサー１２８によって監視される。その後、治療領域の皮膚の表面温度が、ステップ７０２において測定される。表面温度が、十分に一様である、できれば、±２℃である場合、解析プロトコルは、レーザを治療されるべき領域へ照射するステップ７０４へ進む。そうでない場合、コンピュータ１２１及び制御器１２２は、冷却ユニットの調整器１１１に作用して、所望の温度の分布の一様性を得るようにする。

こうして、解析プロトコル７００は、低出力レーザパルスの照射を開始する。光ダイオード１２５によって監視されるレーザのパワーは、皮膚の損傷閾値を下回る値に設定される必要がある。その後、ステップ７０５において、治療領域の皮膚の表面温度が測定される。温度は、例えば、赤外線カメラ等の装置を使用して測定され得る。その後、集められたデータを、コンピュータ１２１によって予め定められた相関モデルに適応するのに十分なデータが集まったか否かを、ステップ７０６で判断する。ステップ７０６の判断で、答えが否である場合、プロセスは、ステップ７０４へ戻り、その時点で、より低い異なるパワー設定のレーザパルスが、制御器１２２によって治療領域へ照射されて、照射されるレーザ出力と皮膚の温度との間のさらなる相関データを収集される。必要な場合には、制御器１２２は、調整器１１１の冷却ユニットによって冷却パラメータを変更してよい。

ステップ７０６で、判断に対する答えが肯定である場合、解析プロトコル７００は、ステップ７０７における、確立された相関モデルへの、測定された皮膚温度のデータの適応へ進む。それに続いて、個人の特定の治療領域のレーザ及び冷却システムのパラメータが、ステップ７０８においてコンピュータ１２１によって決定される。それらは、制御器１２２によってレーザ１２４及び冷却システム１１０へ送信される。最後に、ステップ７０９において、ステップ７０８で見出された適切なレーザ及び冷却パラメータに従って、個人の特定の治療領域に使用されるべき正確な治療プロトコルが、修正される。

解析プロトコルは、実際の治療施術の前に、例えば、患者が予約の手続きをするときに、又は事前治療施術において、実行してもい。より低いパワーが使用されるため、解析プロトコルは、局部麻酔の必要なく、実行でき、解析ステップ中に、表皮又は真皮の損傷が発生しないことを保証する。例えば、治療の準備において、熟練した操作者が、様々な治療点の事前測定を迅速に実施し得、皮膚を走査することによって、パーソナライズされた治療プロトコルを構築できる。

レーザパワーと、患者の皮膚の表面の温度、皮膚の位置、及び／又は機器との間の関係を確立すると、この関係は、施術中の治療を連続的に調整するために使用してよい。

レーザシステムのパワーと皮膚の表面の温度との関係が線形であることを実証できる。傾斜度は、治療が実施されている領域のタイプに応じて変化する。したがって、ある患者のある皮膚の部分では、高出力値での線形推定を得るために、低出力値で一連の治療を実施することが可能である。低出力値とは、供給されるパワーは、患者にどんなタイプの損傷又は疼痛も引き起こさないレベルを意味する。当然ながら、本発明に係るフィードバックシステムは、レーザパワーが低いことも特徴とするが、上述した予測プロセスのお陰で、より高いパワーにおいても生物組織に損傷を引き起こさないことを保証する。以前の治療位置において達した皮膚の温度に基づいて、皮膚科医は、レーザのパワー及び冷却パラメータを調整するのに必要なアドバイスを受け取ることができ、又、機器は、次の治療位置に対して自動的に調整され得る。

以上のように、説明した解析プロトコルにより、標的の治療及び治療システムの設定において、皮膚疾患治療に関するパラメータ、すなわち、生物組織（種々のタイプの皮膚、種々の皮膚の部分など）関するパラメータの全てのばらつきの管理を可能にすることが明らかである。

本発明による予測法は、周囲温度値、平衡状態の皮膚の表面温度の値、外圧の影響による皮膚の生理的状態（例えば灌流速度又は血液温度）、及び、より一般的には、外部環境条件（例えば、風速）に関わらず、機能する。

本発明によるシステムは、第１のレーザパルス、例えば、４つのパルス、によって生成された表面温度プロファイル８０１を取得した後、以下の式に従って、最高温度値８０２の予測、好ましくは最低値８０３の予測も行う：

これら２つの曲線は、ピーク温度８０２、８０３（それぞれＴ_０ｍａｘ及びＴ_０ｍｉｎ）の予測線を表し、これらは、実施された測定の包絡線の延長に対応する。

Ｔ_ｍａｘ及びＴ_ｍｉｎは、測定された温度及び予測された温度の包絡線を表す曲線である。

Ｔ_１ｍａｘ及びＴ_１ｍｉｎは、皮膚の表面に対する第１のパルスの影響を表す温度値を表す。

Ｔ_０ｍａｘ及びＴ_０ｍｉｎは、レーザパルスの影響としての皮膚の表面での温度の上昇率を表す。

このように、本発明によるシステムは、治療での後続のパルス、例えば、後続の４つのパルス８０４を予測できるため、周囲組織に対する損傷を回避して、標的への熱損傷の達成を可能にする最高表面温度８０５に達することができる。この予測プロトコルにおいて使用される各パラメータは、処理パラメータの関数である。それゆえ、後者を変更することによって、プロセスの変数の全てのばらつきを制御することが可能である。詳細には、レーザ源のパワーを変更することによって、温度勾配８０１は線形に変化する。上記で提供された複数の例は、座瘡の部分的な治療及び／又は根治のための皮脂腺の損傷に述べている。しかしながら、当業者には、本発明による装置及び方法は、皮膚科学の全分野、特に脱毛に適用可能であることが明らかである。

Claims (8)

1. 患者の前記皮膚の領域の方へ向けて第１の一連のレーザパルスを放出するレーザ機器であって、前記レーザパルスが到達する標的は前記皮膚の下側にある、レーザ機器と；
   冷却流体による、前記皮膚の前記領域の冷却装置と；
   前記皮膚の領域の第１の温度用の第１の測定センサーと；
   前記冷却流体の温度用の第２の測定センサーと；
   前記第１及び第２の温度測定センサーから信号を受信するコンピュータと
   を含む患者の皮膚の下側にある標的を治療するためのシステムにおいて、
   前記コンピュータは、予め決められたパワー、持続時間及び間隔を有する第１の一連のレーザパルスを放出する前記レーザ機器を制御し；
   前記温度測定センサーは、前記第１の一連のレーザパルスの後に、前記皮膚の領域の前記温度を測定し；
   前記コンピュータは、前記予め決められたパワー、持続時間及び間隔を有する第２の一連のパルスの放出後に、前記皮膚の領域で到達する予測温度を、前記第１の測定センサーによって測定された皮膚の領域の第１の温度及び前記第２の測定センサーによって測定された冷却流体の温度に基づいて計算する、システム。
2. 前記コンピュータは、第１の予め決められた温度に達するのに必要なパルス数を、前記第１の測定センサーによって測定された皮膚の領域の第１の温度及び前記第２の測定センサーによって測定された冷却流体の温度に基づいて計算することを特徴とする、請求項１に記載のシステム。
3. 前記第１の予め決められた温度は、４５～６０℃であることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
4. 前記コンピュータは、前記皮膚の領域の前記第１の温度に関し、前記皮膚の領域から予め決められた深さに位置する標的の第２の温度を、前記第１の測定センサーによって測定された皮膚の領域の第１の温度及び前記第２の測定センサーによって測定された冷却流体の温度に基づいて計算することを特徴とする、請求項１に記載のシステム。
5. 前記コンピュータは、前記予め決められたパワー、持続時間及び間隔を有する第２の一連のパルスの放出後に、前記標的で到達する前記予測温度を計算することを特徴とする、請求項４に記載のシステム。
6. 前記コンピュータは、前記皮膚の前記領域で到達する前記予測温度の値に基づいて、前記一連のパルスの前記予め決められたパワー、持続時間及び間隔、及び／又は前記冷却流体の温度を変化させることを特徴とする、請求項１に記載のシステム。
7. 前記コンピュータは、前記標的で到達する前記予測温度の値に基づいて、前記一連のパルスの前記予め決められたパワー、持続時間及び間隔、及び／又は前記冷却流体の温度を変化させることを特徴とする、請求項５に記載のシステム。
8. 前記コンピュータは、前記第１の一連のレーザパルス後に、前記皮膚の領域での測定される温度の包絡線を、前記第１の測定センサーによって測定された皮膚の領域の第１の温度及び前記第２の測定センサーによって測定された冷却流体の温度に基づいて予測して、前記皮膚の前記領域で到達する前記予測温度を計算することを特徴とする、請求項１に記載のシステム。

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