KR20140011319A

KR20140011319A - 피부 레이저 치료용 장치 및 방법

Info

Publication number: KR20140011319A
Application number: KR1020137021293A
Authority: KR
Inventors: 스테파노 모디; 마우리치오 스콜테치; 다미아노 포르투나; 티치아노 진고니; 레오나르도 마소띠; 가브리엘레 클레멘띠; 니콜라 제르비나티
Original assignee: 엘.엔. 에스.피. 에이.
Priority date: 2011-02-11
Filing date: 2012-02-09
Publication date: 2014-01-28
Also published as: EP2672911A1; WO2012107830A1; ITFI20110023A1; IT1403871B1; RU2013141541A; ES2650718T3; US20190083810A1; JP6217044B2; PL2672911T3; US10328277B2; EP2672911B1; US20140018783A1; CN103458817A; RU2591610C2; US10149984B2; JP2014507990A; CN103458817B; KR102033182B1

Abstract

표피의 영역을 치료하는 시스템은, 적어도 하나의 레이저 에너지 원과; 레이저 빔을 발생시키는 시간 제어 장치와; 상기 표피의 영역에 레이저 빔을 향하도록 배열되고 제조된 레이저 에너지 포커싱 시스템으로 이루어진다. 제어 장치는, 베이스 주파수로 방출된, 복수의 합성 펄스들로 이루어지는 레이저 빔을 발생시키며, 각각의 합성 펄스는 상기 베이스 주파수 보다 높은 주파수에서 일련의 서브-펄스를 포함한다.

Description

피부 레이저 치료용 장치 및 방법{DEVICE AND METHOD FOR SKIN LASER TREATMENT}

본 발명은 피부치료용 장치 및 방법에 관한 것으로서, 특히, 주름살 감소와 일반적인 다시 젊어지게 하는 회춘 효과 등의 피부에의 일정한 효과를 얻기 위하여, 적합한 파장을 가지며, 선택적으로 RF전류와 결합되는 레이저 빔을 포함하는 장치를 사용해서 치료하는 장치 및 방법에 관한 것이다.

피부의 흠과 관련된 문제를 해결하고, 또한 그의 외모를 받아들이는 환자의 무능력으로부터 생기는 진실한 심리적 고민상황을 취급하고 해결하기 위하여, 인간의 외모를 개선하기 위한 의학적 치료 및 미용치료가 점점 증가하여 광범위하게 이용되고 있다.

이용되는 여러가지 절차, 방법 및 기계 중에서, 노화영향의 감소, 따라서, 특히, 얼굴이나, 목, 가슴의 윗 부분과 같은 신체의 다른 부분에서의 주름살의 형성을 제거하거나 감소시키는 것을 목적으로 하는 치료에 막대한 수의 경우가 이용되고 있다. 최근에는, 레이저를 이용해서 표피를 치료하는 기술이 개발되었다. 많은 적용에 있어서, 치료되는 표피의 부분을 표면 어블레이션(ablation) 처리를 실시하는 레이저 빔에 의해 실제적으로 균일한 방법으로 조사해서, 표피의 상부층을 제거한다.

주름살이나 다른 피부의 흠을 감소시키기 위하여, 특히 얼굴의 표피치료에 있어서의 레이저 사용에 대해서는, 특히 다음의 저작물, 즉, Chernoff G, Slatkine M, Zair AND, Mead D., "SilkTouch: a new technology for skin resurfacing in aesthetic surgery", in J Clin Laser Med Surg. 1995 Apr;13(2):97-100; Waldorf HA, Kauvar AN Geronemus RG; "Skin resurfacing of fine to deep rhytides using a char-free carbon dioxide laser in 47 patients.", in Dermatol Surg. 1995 Nov;21(11):940-6; David LM, Sarne Aj, Unger WP., ,,Rapid laser scanning for facial resurfacing.", in Dermatol Surg. 1995 Dec;21(12):1031-3; Lask G, Keller G, Lowe N, Gormley D, "Laser skin resurfacing with the SilkTouch flashscanner for facial rhytides.", in Dermatol Surg. 1995 Dec;21(12):1021-4.; Apfelberg DB., "Ultrapulse carbon dioxide laser with CPG scanner for full-face resurfacing for rhytids, photoaging, and acne scars", in Plast Reconstr Surg. 1997 Jun;99(7):1817-25; Apfelberg DB, Smoller B." UltrPulse carbon dioxide laser with CPG scanner for deepithelialization: clinical and histologic study", in Plast Reconstr Surg. 1997 Jun;99(7):2089-94; Raulin C, Drommer RB, Sch

nermark MP, Werner S., "Facial wrinkles-ultrapulsed CO2 laser: alternative or supplement to surgical face lift?", in Laryngorhinootologie. 1997 Jun;76(6)351-7; Trelles MA, Rigau J, Mellor TK, Garcfa L., " A clinical and histological comparison of flashscanning versus pulsed technology in carbon dioxide laser facial skin resurfacing", in Dermatol Surg. 1998 Jan;24(1):43-9; Weinstein C., "Computerized scanning erbium:YAG laser for skin resurfacing", in Dermatol Surg. 1998 Jan;24(1):83-9; Bernstein LJ, Kauvar AN, Grossman MC, Geronemus RG., "Scar resurfacing with high-energy, short-pulsed and flashscanning carbon dioxide lasers", in Dermatol Surg. 1998 Jan;24(1):101-7; Va

sse V, Clerici T, Fusade T., "Bowen disease treated with scanned pulsed high energy CO2 laser. Follow-up of 6 cases", in Ann. Dermatol. Venereol.2001 Nov;128(11):1220-4에 기재되어 있다.

최근에, 표피의 치료가("프랙션" 기술("fractional" technology)로서 알려진) 불연속적인 방법, 즉, 치료되는 일정한 영역에 레이저 빔에 의해 조사되지 않는 영역에 의해 서로로부터 분리된 별도의 영역에 레이저의 촛점을 맞추는 방법이 개발되었다. 레이저 빔에 의해 조사되는 부위는 치료가 행해지지 않는 큰 볼륨(volume)에 의해 서로로부터 간격을 두고 떨어진, 대략 원주형상의 볼륨으로 어블레이션된다. 이러한 형태의 방법은 Toshio Ohshiro etal, "Laser Dermatology -State of the Art ", proceedings of the 7th Congress International Society for Laser Surgery and Medicine in Connection with Laser 87 Optoelectronics, ed. Springer-Verlag, 1998, page 513 ff에 기재되어 있다. 또, 같은 방법이 미국 특허공보 제6,997,923호에 기재되어 있다.

이와 같이, 레이저에 의해 발생하는 현저한 가열에 의해 홍반과 조직의 국부화된 손상을 유발하는 조직 어블레이션의 요구사항을, 최소한으로 침해하는 절차에 대한 필요성과 결합하는 시도가 이루어지고 있다. 레이저 빔에 의해 영향받지 않는 넓은 부위에 의해 서로로부터 간격을 두고 떨어진 한정된 조직의 부분에 작용시키는 것에 의해, 표피에 대한 2차적인 손상이 거의 없고, 홍반의 형성이 감소하며, 일반적으로 치료 후의 회복시간이 감소되면서, 종래 형태의 전체 볼륨 또는 전체 표면 영역의 치료에 의해 얻어지는 것과 동등한 (주름살의 감소 또는 제거와 같은) 치료 효과를 얻는 것이 가능하다고 판단되었다.

문헌에 있어서는, 이러한 형태의 절차가 특히 다음의 저작물, 즉 Fitzpatric RE, Rostan EF, Marchell N., "Collagen tightening induced by carbon dioxide laser versus erbium: YAG laser", in Lasers Surg. Med. 2000;27(5):395-403;Hasegawa T, Matsukura T, Mizuno Y, Suga Y, Ogawa H, Ikeda S., "Clinical trial of a laser device called fractional photothermolysis system for acne scars", in Dermatol. 2006 Sep;33(9):623-7; Rahman Z, Alam M, Dover JS., "Fractional Laser treatment for pigmentation and texture improvement", in Skin Therapy Lett. 2006 Nov;11(9):7-11; Laubach H, Chan HH, Rius F, Anderson RR, Manstein D., "Effects of skin temperature on lesion size in fractional photothermolysis", in Lasers Surg Med. 2007 Jan;39(1):14-8; Collawn SS., "Fraxel skin resurfacing", in Ann Plast Surg. 2007 Mar;58(3):237-40; Hantash BM, Bedi VP, Chan KF, Zachary CB., "Ex vivo histological characterization of a novel ablative fractional resurfacing device", in Lasers Surg Med. 2007 Feb;39(2):87-95; Hantash BM, Bedi VP, Kapadia B, Rahman A, Jiang K, Tanner H, Chan KF., "In vivo histological evaluation of a novel ablative fractional resurfacing device", in Lasers Surg Med. 2007 Feb;39(2):96-107에 기재되어 있다.

이들 방법의 효력은 논쟁의 여지가 있다. 특히, 함께 너무 가까운 볼륨을 치료하면, 회복시간 감소의 견지에서 특별한 개선을 얻는 것이 불가능하고, 치료되지 않는 부위에 의해서 서로로부터 간격을 두고 너무 멀리 떨어진 볼륨을 치료하는 것은 불충분한 결과의 리스크를 가지며, 따라서 두 번째 치료의 필요성을 가진다.

고주파 전류의 사용은 심미적인 치료에서도 공지되어 있다(예를 들면, Goldberg DJ, Fazeli A, Berlin AL. "Clinical, laboratory, and MRI analysis of cellulite treatment with a unipolar radiofrequency device", in Dermatol Surg. 2008 Feb;34(2):204-9; or Montesi G, Calvieri S, Balzani A, Gold MH., "Bipolar radiofrequency in the treatment of dermatologic imperfections: clinicopathological and immunohistochemical aspects", in J.Drugs Dermatol. 2007 Feb;6(2):212-5 참조).

WO-A-02/26147호 공보 및 US 6,702,808호 공보는 고주파 전류를 광에너지와 결합하는 표피치료의 시스템을 기재하고 있다. 이 공보에 기재된 치료는 광방사와 고주파방사의 동시 인가에 대한 것이다. 사용되는 광방사의 특성에 대해서는 그 파장(λ)이 1200nm이하이어야 한다는 것이 나타내져 있지만 상세하게 기재되어 있지 않다.

발명의 요약

본 발명의 목적은, 상승 효과, 즉, 별도의 다른 기술들로 얻을 수 있는 성과의 합을 초과하는 처리효과를 얻기 위하여 시간과 공간 모두의 정확한 비례관계에 따라서 다른 기술들을 결합한 결과로서의 기술들을 제공하는 것이다.

전형적인 적용은, 특히 조직의 전체적인 회춘, 팽팽하게 하는 것 및 주름살의 감소를 얻는 목적을 가진, 심미적인 피부치료와 관련이 있다.

특히, 종래의 표면을 갈아 붙이는 것에 비해서, 현재까지 사용되는 프랙션 기술(fractional technology)은 수술 후의 과정이 훨씬 덜 복잡함과 동시에, 우수한 피부조직의 회복, 구멍의 감소, 증가된 밝기 및 탄력을 확실하게 하는 이점을 가진다. 이들 기술의 한계는, 프랙션 기술에 고유한 최소한으로 침해하는 접근법에 역행하는 지나치게 공격적인 파라미터를 사용하지 않고는 진피의 깊은 구조를 상당한 정도로 자극할 수 없는 축처진 피부에는 효과가 약하다는 것에 있다.

국제적인 문헌과 특허 서지사항으로부터, CO₂에 의한 플라즈마 형성이 펄스의 시간 형상에 어떻게 의존하는지를 알 수 있다. 원하지 않는 부작용의 발생을 방지하면서 복잡하게 얽힌 망상의 진피에 적절한 열파(heat wave)를 전달하기 위하여, 본 발명은 플라즈마 형성 및 플라즈마 중개 어블레이션(plasma mdediated ablation)에 대한 물리적 법칙을 고려하는 새로운 펼스에너지의 시간 분포에 근거하고 있다.

일 측면에 따르면, 본 발명은, 종래 기술의 문제점을 완전히 또는 일부 해결하기 위하여, 적어도 하나의 레이저 에너지원과; 레이저 빔을 발생하는 시간제어장치와; 레이저 빔을 상기 표피의 영역으로 향하게 하도록 설계되고 배치된 레이저 에너지 포커싱 시스템을 포함하고,

상기 제어장치는 베이스 주파수로 방출되는 복수의 합성펄스를 포함하고, 상기 각 합성펄스는 상기 베이스주파수보다 더 높은 주파수의 일련의 서브-펄스를 포함하는 것을 특징으로 하는 표피의 영역을 처리하는 시스템을 제공하는 것이다.

다른 측면에 따르면, 본 발명은, 베이스주파수로 방출되는 하나 이상의 합성펄스를 포함하는 레이저 빔을 방출하는 단계를 포함하고, 상기 각 합성펄스는 상기 베이스주파수보다 더 높은 주파수의 일련의 서브-펄스를 포함하는, 환자의 진피의 일부분을 치료하는 미용방법에 관한 것이다.

유리하게는, 합성펄스는 보다 높은 플루언스(fluence)의 하나의 프리-펄스와, 이어지는 보다 낮은 플루언스의 하나 이상의 서브-펄스를 포함할 수 있다. 레이저 펄스는 고주파전류의 인가와 결합 될 수 있다.

"포커싱 시스템"이란 용어는, 빔을 다른 위치로 이동시키는 스캐닝 장치를 포함하는 동적시스템과, 적절한 옵틱(optic)이, 예를 들면, 초기 빔을 적절한 패턴, 예를 들면, 매트릭스에 따라서 배치된 복수의 인접한 빔으로 분할하는 정적 시스템을 모두 의도하는 것이다.

본 발명의 몇몇 실시예에서는, 레이저 에너지 포커싱 시스템은 패턴에 따라서 분포된 표피의 인접한 볼륨을 치료하기 위해서 배치되고 제어되며, 치료되는 각 볼륨은 대략 상기 볼륨을 치료하기 위해 이용되는 레이저 빔의 축상에 위치한 중심을 가지며, 상기 인접한 볼륨을 치료하기 위해 이용되는 레이저빔의 축은 미리 설정할 수 있는 매트릭스의 점에 따라 분포되어 있다.

치료될 표피의 일부가 주어지면, 이 표피의 일부는, 예를 들면 단일의 빔으로부터 특별한 옵틱스(optics)로 얻어지는 복수의 빔에 의해 동시에 조사될 수 있다. 여러 빔이, 예를 들면, 적적한 패턴, 예를 들면 매트릭스에 따라서 배치된다. 그러나, 바람직하게는, 좌표(예를 들면, 직각좌표, 또는 극좌표)에 따라서 스캔 이동이 주어지는 하나의 빔 또는 하나를 초과하는 빔이라도 사용될 수 있다. 몇몇 실시예에서는, 미리 설정된 패턴, 예를 들면 매트릭스의 점을 따라서, 순차적으로 가변의 위치에 단일 펄스의 레이저 에너지가 조사되도록 레이저 펄스의 방출을 제어한다.

다른 실시에에서는, 레이저 빔이 에너지 방출을 방해하지 않고 한 위치에서 다른 위치로 이동할 수 있고, 충분히 짧은 시간에 하나의 치료위치로부터 다른 치료위치로 이동한다. 이와 같이해서, 하나의 조사점으로부터 다른 조사점으로 이동하는 동안의 레이저의 영향은 일정한 점 또는 조사패턴의 위치에서 체류하는 동안의 빔의 영향과 비교하면 실질적으로 무시할 수 있다.

모든 경우에 있어서, (동시에, 또는 순차적으로 조사되는) 인접하는 빔은 중첩하는 영역, 즉 2개의 인접하는 빔(또는 3개 이상의 인접하는 빔도 해당)의 효과가 중첩되고 합해지는 영역을 가질 수 있다. 당연히 스캐닝 또는 다수의 빔의 작용, 및, 첫번째 경우에 있어서, 스캐닝 타임의 함수로서도, 빔의 스페이스 중첩만, 또는 그외 공간 및 시간중첩을 고려해야만 한다.

또, 다른 측면에 따르면, 본 발명은,

펄스 레이저 빔을 발생하는 적어도 하나의 레이저 에너지원과; 레이저 빔을 상기 표피의 영역에 향하게 하도록 설계되고 배치된 레이저 에너지 포커싱 시스템과; 고주파전류를 인가하기 위한 적어도 하나의 전극을 가진 고주파 전류원과; 상기 레어저 빔과 상기 고주파전류를 적시의 조정된 방법으로 방출하도록 상기 레이저 에너지원과 상기 고주파 전류원을 제어하는 적어도 하나의 제어장치

를 포함하는 표피영역을 치료하는 시스템에 관한 것이다.

몇몇의 실시예에 있어서, 제어 장치는 펄스 레이저 빔의 방출의 시간 간격을 적어도 부분적으로 중첩하는 시간 간격 및/또는 펄스 레이저 빔의 방출의 시간 간격에 후속하는 시간 간격으로 고주파 전류를 방출하도록 설계되어 있다.

본 발명의 다른 바람직한 이점 및 실시예에 대하여 이하 개시하고 있으며, 또한, 본 상세한 설명의 일체적 일부를 형성하는 첨부된 청구범위에서 개시하고 있다. 상기 제공된 간략한 설명은, 본 발명의 여러 실시예의 특징들을 확인해서, 이하 상세한 설명을 좀 더 잘 이해할 수 있으며, 따라서 기술에 대한 본원의 기여는 더욱 잘 평가될 것이다. 당연하지만, 이하 설명되고 첨부된 청구범위에서 설명될 발명의 다른 특징점이 있다. 이에 대하여, 본 발명의 다른 실시예를 상세하게 설명하기 전에, 본 발명의 여러 실시예는, 이하 설명에 기재되고 도면에서 도시된 구조적 상세와 구성요소의 배열에 대한 그들의 적용에 있어서 제한되지 않는 것으로 이해되어야 한다. 본 발명은 다른 실시예로 실현될 수 있으며, 다양한 방법으로 실현되고 실행된다. 또한, 이하 이용된 어구 및 전문용어는 단지 설명의 목적을 위한 것이며 제한적인 것으로 간주 되어서는 안되는 것으로 이해되어야 한다.

그러므로, 이 기술이 속하는 분야의 당업자들은, 상세한 설명이 근거로 하는 개념은 본 발명의 여러 목적을 실현하기 위한, 다른 구조, 다른 방법 및/또는 다른 시스템을 설계하기 위한 기초로서 용이하게 이용될 수 있다는 것을 이해할 것이다. 결과적으로, 청구항은 본 발명의 정신과 범위로부터 일탈하지 않는 동일한 구성을 포함하는 것으로서 간주되는 것이 중요하다.

본 발명은, 상세한 설명과, 발명의 실제적이고 비제한적인 실시예를 나타내는 첨부된 도면에 의하여 잘 이해될 것이다. 더욱 구체적으로:
도 1은 발명을 구체화하는 장치의 다이어그램을 도시하는 도면.
도 2는 도 1의 장치의 핸드피스를 상세하게 나타내는 도면.
도 3은 레이저-빔 스캐닝 시스템의 다이어그램을 도시하는 도면.
도 4는 주요 레이저 빔을 복수의 인접한 또는 접촉하는 레이저 빔으로 분할하는 시스템의 다이어그램을 도시하는 도면.
도 5는 표피의 일부의 레이저 치료 점이 배열될 수 있는 매트릭스를 도시하는 도면.
도 6a, 도 6b, 도 6c 및 도 6d는 고주파 전류를 인가하는 전극의 개선된 실시예를 개략적으로 도시하는 도면.
도 7은 도 6의 핸드피스의 이용을 도시하는 도면.
도 8 및 도 9는 두 개의 상이한 실시예에 있어서 레이저 펄스의 형상을 도시하는 도면.
도 10a 내지 도 10k는 상이한 적용 조건에 있어서 본 발명에 따른 두개의 상이한 형태의 치료된 조직의 조직구도의 이미지를 도시하는 도면.
도 11a, 도 11b, 도 12a, 도 12b, 도 12c는 본 발명에 따른 상이한 형태의 레이저 펄스로 치료된 조직에 있어서 어블레이션 및 열 쇼크의 결과를 개략적으로 나타내는 도면.
도 13은 고주파 전류의 주파수의 함수로서 조직의 전도성의 다이어그램을 도시하는 도면.
도 14a 내지 도 14e는 고주파 전류의 인가 및 인가 없이 본 발명에 따른 레이저 펄스로 치료된 조직에 있어서의 헤모글로빈의 경시경향의 다이어그램을 도시하는 도면.
도 15는 상이한 형태의 치료에 의하여 자극된 수축결과를 도시하는 다이어그램을 나타내는 도면.
도 16은 다양한 치료 조건의 치료에 의하여 초래된 붉어진 피부가 사라지는 속도를 나타내는 도형을 도시하는 도면.
도 17은 방출된 레이저 에너지의 밀도의 함수로서 플라즈마 형성에 관련하는 다이어그램을 도시하는 도면.
도 18은 레이저 방사형태의 광에너지와 고주파전류 형태의 전기 에너지의 결합된 적용에 의해 초래된 생물학적 현상을 설명하는 시간 다이어그램을 설명하는 도면.

핸드피스 ( handpiece ) 및 옵틱스의 구성

다음의 예시적인 실시예의 상세한 설명은 유첨도면을 참조한다. 다른 도면에서의 동일한 참조번호는 동일 또는 유사한 구성을 나타낸다. 또, 도면은 반드시 일정한 척도에 따른 것은 아니다. 또, 다음의 상세한 설명은 본 발명을 한정하는 것은 아니다. 오히려, 본 발명의 범위는 유첨된 청구범위에 의해서 정의된다.

상세한 설명의 전체에 있어서 "일실시예", 또는 "상기 실시예", 또는 "몇몇 실시예"를 참조한다는 것은, 일실시예에 관하여 기술된 특정의 특징, 구성 또는 구성요소가 기술된 과제의 적어도 일실시예에 포함되는 것을 의미한다. 그러므로, 상세한 설명의 전반의 여러 곳에 있는 용어, "일실시예에서", 또는 "상기 실시예에서", 또는 "몇몇 실시예에서"는 반드시 동일한 실시예(들)를(을) 언급하는 것은 아니다. 또, 특정의 특징, 구성 또는 요소는 하나 이상의 실시예에서 어떤 적합한 방법으로 결합될 수 있다.

도 1 및 도 2는 본 발명을 구체화할 수 있는 장치를 나타낸다. 일반적으로, 장치(1)은 적어도 하나의 레이저원(5)이 내장된 베이스(3)를 포함한다. 레이저원(5)은 연속적인 레이저일 수 있으나, 펄스레이저를 사용하는 것이 바람직하다. 일반적으로 (5)로 표시된 블록은 레이저 방사의 적시 방출을 제어하는 시스템, 즉 펄스 발생 시스템을 포함하는 것으로도 의도된 것이다.

몇몇 실시예에 따르면, 레이저원은 532nm와 13,000nm 사이의 방출파장, 특히 CO₂레이저 방출에 해당하는 10,600nm의 파장을 가질 수 있다.

몇몇 사용형태에 있어서는, 처리패턴의 각 위치 또는 점에 대하여 하나의 펄스를 제공하도록 제어될 수 있다. 그러나, 다른 사용형태에 있어서는, 하나를 초과하는 레이저 펄스를 각 동작점에, 즉 각 처리점에 방출할 수 있다. 예를 들면, 2∼5개의 펄스를 레이저의 각 위치에 제공할 수 있다. 바람직하게는, 오퍼레이터에 의해 선택된 설정에 따라서, 치료되는 표피의 부분에서의 패턴의 각 위치 또는 점에 대해 하나 이상의 펄스를 방출할 수 있도록 레이저를 제어한다. 레이저 빔의 이동은 이하에서 보다 상세하게 설명하는 스캐닝 미러의 시스템에 의해 얻어질 수 있다. 바람직하게는, 레이저 방출은 하나의 치료 위치로부터 다른 치료 위치로, 즉, 하나의 처리패턴의 한 점으로부터 다른 점으로 이동할 때 중단된다.

유리하게는, 몇몇 실시예에서, 레이저 빔은 그 중심에서 최대 파워밀도를 가지며 빔의 횡단면의 주변부를 향해서 감소하는 가우스 파워분포를 가진다. 가우스 형상의 빔을 얻기 위해서, 몇몇 실시예에서는, 기본적인 전파모드를 분리시키기 위하여 레이저 캐비티(laser cavity)가 만들어지고, 축으로부터 밖으로 이동할 때 가우스의 에너지 분포 형상을 유지하는데 기여하도록 촛점옵틱스가 설계되어야 한다. 캐비티 직경의 적절한 선택과 레이저원의 미러의 적절한 반경은 가우스 빔 프로필을 제공하는 TEMOD진동모드를 발생시킬 수 있다.

레이저 빔은 도파관(7)을 통해서 핸드피스(9)로 전달될 수 있다. 도파관은 레이저의 방출파워 및 주파수에 따라서도 여러가지 방법으로 설계될 수 있다. 예시된 예에서는, 도파관은, 내부에 도파관의 여러 관형상 부분의 축을 따라서 빔을 벗어나게 하도록, 레이저 빔을 반사하는 미러가 배치되고, 서로 연결된 중공의 관형상 요소로 단순히 이루어져 있다.

핸드피스(9)의 내부에는, 레이저 빔의 포커싱 시스템 및/또는 스캐닝 시스템이 배치되어 있으며, 그들 중 일부를 도 3 및 도 4에 개략적으로 나타내었다. 바람직하게는, 핸드피스(9)내에는, 예를 들면, 도시하지 않은 제어유닛에 의해 전자적으로 제어되는, 관련 작동기(23)를 가진 2개의 스캐닝 미러(21)가 포함되어 있다. 스캐닝 미러는 이하에서 보다 잘 정의되는 기준에 따라서 주어진 경로를 따르도록 핸드피스(13)로부터 출력되는 레이저 빔(F)의 이동을 제어한다. 따라서, 이 경우에는, 핸드피스(13)로부터 하나의 레이저 빔(F)이 출력되어서, 예를 들면, 스페이서(11)에 의해 핸드피스로부터 일정한 거리에 유지되는, 치료될 표피의 표면을 향한다. 핸드피스(13)에는, (15)로 개략적으로 나타낸 푸시버튼, 노브 또는 다른 조정 및 인터페이스 부재가 배치되고, 이것들에 의해서 오퍼레이터는 빔의 형상 및/또는 스캔면의 치수 및 면적, 빔의 이동 등을 조정할 수 있다. 핸드피스(13)와 그것에 내장된 스캐닝 시스템에 의해서, 사용자에 의해 선택적으로 조정할 수 있는, 정의되고 저장된 패턴에 따라서 빔(F)의 이동을 제어할 수 있다.

레이저 빔의 경로를 따라서 적합한 위치에 포커싱 옵틱(optic)이 배치된다. 도 3의 다이어그램에서, 상기 옵틱은 (25)로 표시되고, 핸드피스 내에 위치하지만, 이것이 반드시 필요한 것은 아니며, 다른 위치도 가능한 것으로 이해되어야 한다. 옵틱(25)은 또한, 이하에서 명백한 바와 같이, 반경의 함수로서 빔에 일정한 에너지 밀도분포를 주는 기능을 가진다.

다른 실시예에서는, 핸드피스(13) 내에, 레이저 빔을 서로 인접한 복수의 빔으로 분할하고, 이하에서 설명하는 기준에 따라서 반경의 함수로서 인접한 빔의 각각에 에너지 밀도 프로파일을 부여하는 포커싱 시스템이 배치되어 있다.

몇몇 실시예에서는, 핸드피스 내에 위치한 렌즈는 레이저원에 의해 발생된 빔의 형상과 함께 가우스 에너지 밀도 분포 프로파일을 발생시킨다. 발생되는 빔의 형상은 결과적으로 레이저원의 출력쪽에서 자유공간 내에서의 전파축에 교차하는 에너지 분포를 결정하는 레이저 캐비티 내의 전파모드의 순도에 따른다.

몇몇 실시예에서는, 치료되는 표피의 부분을 조사하는 빔은 도 4에 나타낸 형태의 광학시스템에 의해 발생되는 인접한 빔일 수 있거나 또는 도 3에 나타낸 스캐닝 시스템에 의해 이동되는 동일한 레이저 빔에 의해 시간 순서로 취한 위치에 의해 간단히 나타낼 수 있다. 후자의 경우에 있어서, 레이저 빔은 방사패턴에 따라서 요구되는 각 위치에서 순차적으로 켜지는 것이, 즉 활성화되는 것이 바람직하고, 한 점과 다른 점 사이에서의 이동시에는 레이저가 꺼지는 것이 바람직하다.

인접한 레이저 빔을 발생시키는 시스템이 무엇이든지 간에, 표피는, 예를 들면, 도 5에 개략적으로 표시한 바와 같이, 점 매트릭스를 가진 패턴을 따라서 조사될 수 있다. 문자(E)는 일반적으로 표피의 치료되는 부분을 나타내고, 문자(F)는 레이저 빔의 축과 치료되는 표피의 표면 사이의 교차점을 나타낸다. 이 치료패턴은, 그 꼭지점이 레이저 빔의 중심이 위치하는 점을 형성하는 직사각형의 메쉬를 가진 매트릭스 또는 격자에 따라서 배치된 복수의 점에 의해 형성되는 것이 관찰되어야 한다. 점(F)으로 표시한 각 위치에는 하나 이상의 레이저 펄스가 방출될 수 있다. 도 5의 패턴은 단지 예에 의한 것이며, 예를 들면, 장능형 메쉬를 가진 매트릭스, 또는 점(F)이 곡선을 따라서, 또는 나선형상을 따라서, 또는 다른 방법으로 배치된 패턴을 따라서 다른 패턴을 사용할 수 있다. 현재로서는, 사변형, 즉 직사각형 또는 장능형의 메쉬를 가진 매트릭스를 따른 패턴이 바람직하다.

사용되는 레이저 펄스의 형상 및 방출 파라미터 값, 그리고 여러가지 형상의 레이저 방사에 의해 얻어지는 결과를 이하에서 논의한다.

본 발명의 개선된 실시예에 따르면, 레이저 치료는 고주파를 적용하는 치료와 결합된다. 도 6 및 도 7은 본 실시예를 설명하는 것이다. 도 6은 (110)으로 개략적으로 표시한 고주파발생기 외에는 핸드피스(9)와 동일한 구성요소를 포함하는 핸드피스(109)를 나타낸다. 고주파 발생기는 1쌍의 전극(113)과 연결되어 있다. 몇몇 실시예에서는, 전극(113)은 핸드피스(109)와 치료되는 표면 사이에서 스페이서를 형성하도록 정형된다. 그 거리는, 이전에 기술된 실시예에서와 같이, 광 가이드(115)를 통해 핸드피스(109)에 방사가 전달되는 레이저의 광학 특성에 의거해서 결정된다. 일반적으로 (117)로 표시된, 하나 이상의 푸쉬 버튼과 같은 장치와 사용자 사이의 인터페이스 수단이 핸드피스(109)에 설치되어 있다. 전극을 스페이서로서 사용하면, 특히 콤팩트하고 값이 저렴하며 사용하기 쉬운 기구가 얻어진다. 이러한 형태의 핸드피스로, 치료되는 조직에서 레이저와 고주파의 효과를 상승적으로 결합시킬 수 있다. 전극(113)이, 예를 들면, 도 7에 도시한 바와 같이 환자의 얼굴에서 치료되는 피부에 놓이면, 전극에 의해 발생된 고주파계(系)는 조직속으로 전파해서 치료되는 조직을 가열하는 유도전류를 발생한다.

도 6a, 6b,6c 및 6d는 전극이 피부로부터 멀어질 때, 전극과 치료되는 환자의 표피사이에 전기적인 아크를 발생할 위험성을 방지하거나 감소시키는 고주파 전류를 인가하는 전극의 개선된 실시예를 개략적으로 나타낸다. 본 실시예에서는, 회로를 개방하고, 보호구역내에서 전력을 차단해서 전기 방전이 피부에서 발생하는 것을 방지하는 RF전류의 전력회로를 끊은 장치가 설치되어 있다. 특히, 전극(113)은 각 케이스(114)내에 단부(113A)(도 6d)를 가질 수 있다. 단부(113A)는 각 케이스(114)에 내장된 제2접점(118)과 협동하는 제1접점을 형성한다. 접점(113A),(118)은 전극(113)이 피부에 대해서 가압될 때, 유리하게는 케이스(114)에 내장된 각 스프링(120)의 압축의 결과로서 폐쇄되는 1쌍의 스위치를 형성한다. 스프링(120)의 압축은 전극(113)의 단부(113A)와 접점(118)을 접촉시켜서 전기회로를 폐쇄한다. 오퍼레이터가 전극(113)이 위치한 핸드피스(109)를 환자의 피부로부터 멀리 이동시키면, 스프링(120)은 확장되어서, 접점(113A),(118)을 서로로부터 떨어지게 해서 결과적으로 전기회로를 개방시킨다. 케이스(114) 내에는 어떠한 아크 방전이 감금된 채 남아 있다.

하나의 이동가능한 단부(113A)와 전기회로에 영구적으로 접속된 다른 단부를 가진 전극(113)도 역시 사용될 수 있는 것으로 이해되어야 한다. 보조 스프링을 사용할 필요없이 전극(113)을 이루는 재질의 특성에 의해 탄성효과가 얻어질 수도 있다. 예를 들면, 전극(113)을 평평한 스프링의 형태로, 유리하게는 아치형상으로 만들 수 있다. 전극의 일단부는 고정되고, 타단부는 핸드피스가 피부에서 가압되어 전기회로를 폐쇄할 때 보호구역에 넣어진 고정접점에 접근하는 가동접점을 형성한다.

가동접점의 사용에 선택적으로, 또는 가동접점과 결합해서, 도전 재료로 이루어진, 또는 바람직하게는, 소금용액과 같은 도전성 액체를 함유시켜서 도전성으로 한 스폰지(116)를 전극(113)과 결합시킬 수 있다. 예를 들면, 홈을 가진 스폰지(116)는 전극(113)에 뒤집을 수 있게 고정되도록 적절히 정형할 수 있다. 유리하게는, 스폰지(116)는 위생학적인 이유로 배치될 수 있다.

레이저 방사와 고주파는 이하에 기술될 설명에서는 명백한 기준에 따라서 여러 가지 방법으로 시간을 맞추어서 결합되거나 중첩될 수 있다.

광방사와 RF전류의 결합인가의 결과와 이 방법에 의해 얻을 수 있는 특별한 효과에 대한 몇몇 가능한 설명을 이하에서 논의한다.

레이저 빔의 시간형상( time shape )

레이저 방사의 펄스의 특별한 형상, 즉, 펄스레이저 방출의 경시적인 특별한 경향은, 종래기술의 시스템에 비해서, 조직에 훨씬 더 큰 생물학적 효과가 얻어지는 것을 가능하게 한다고 하는 것이 발견되었으며, 이것은 본 발명의 중요한 요소이다. 또, 어느 경우에 있어서는, 본 발명에 따라 형성된 레이저 펄스는 고주파 전류와 결합하여 상승효과를 가진다는 것도 발견되었다. 이하에서 설명하는 바와 같이, 본 발명에 따른 펄스의 형상은 특히 피부 조직을 회복시키고 안정되게 하는 치료에 있어서 보다 효과적인 처리와 보다 빠른 치료를 가능하게 한다.

도 8은 본 발명에 따른 일련의 레이저 펄스의 제1시간형상, 즉, 레이저광 방출의 경시적인 경향을 나타낸다. 이 도면에서, 횡축은 시간을 나타내고 종축은 방출되는 파워를 나타낸다.

이후, 도 8의 형상을 가지는 레이저펄스를 "펄스S"로 나타낸다. 상기 펄스는 사실상 합성펄스이며, 이 합성펄스는 이하에서 상세히 설명하는 바와 같이 서브펄스, 또는 하이포 에너지(hypo-energy) 펄스에 의해 차례차례로 구성된 펄스이다.

도 8은 주기(T)를 가진 펄스(SP)의 시퀀스를 나타낸다. 주기(T)는 온 간격(on interval)(τ-on)과 오프간격(off interval)(τ-off)을 가진다. 시간 간격(τ-on)과 (τ-off)의 합계는 펄스의 주기(T)와 동일하다. 관계식 τ-on/T는 합성펄스의 듀티 싸이클(duty cycle)로서 정의된다. 합성펄스의 주기(T)의 역수(1/T)는 합성펄스의 주파수로서 정의된다. 몇몇 실시예에 따르면, 이후 베이스/주파수로서도 정의되는 합성펄스의 주파수는 1과 1000Hz사이이며, 예를 들면 1과 500Hz 사이이다. 합성 펄스의 듀티싸이클은 1%와 90% 사이이며, 바람직하게는 2%와 50% 사이이고, 더욱 바람직하게는 2%와 40% 사이이다.

도 8에서 관찰할 수 있는 바와 같이, 서브 펄스(Si)는 각 합성펄스의 간격(τ-on) 내에 포함되어 있다. 도 8의 실시예에서는, 지속기간이 모두 같은 서브-펄스는 간격(τ-on) 내에 포함되어 있다. 몇몇 실시예에서는, 서브 펄스(Si)는 1kHz와 200kHz 사이의 주파수를 가진다. 바람직한 실시예에서는, 서브 펄스의 주파수는 1kHz와 100kHz 사이이며, 보다 바람직하게는 2kHz와 50kHz 사이이다. 몇몇 실시예에서는, 주파수는 5kHz와 45kHz 사이이며, 예를 들면, 8kHz와 40kHz 사이이다.

서브-펄스의 듀티 싸이클, 즉, 도 8에서 (Ts)로 표시한 서브 펄스의 간격과 (서브-펄스가 방출되는) 온 간격의 지속기간 사이의 관계는 피크 파워, 합성 펄스의 지속기간(τ-on) 및 각 펄스에서 방출되는 것이 요구되는 펄스당 에너지의 함수로서 결정된다. 몇몇 실시예에서, 하나의 서브-펄스의 온 지속기간(on-duration)은 1㎲와 50㎲의 사이이며, 바람직하게는 2㎲와 40㎲의 사이이다. 몇몇 실시예에서는, 온-기간(on-period)의 지속기간은 3㎲와 25㎲의 사이이다. 듀티 사이클은 1%와 90%의 사이이고, 바람직하게는 1%와 50%의 사이이며, 보다 바람직하게는 2%와 25%의 사이이다. 전형적으로는, 듀티 사이클은 3%와 24%의 사이이다.

도 8에서 표시한 La 피크 파워는 10W와 200W의 사이이고, 바람직하게는 40W와 190W의 사이이다.

몇몇 실시예에서는, 합성펄스의 펄스 당 에너지는 0.2mJ와 200mJ의 사이이며, 예를 들면, 0.4mJ와 150mJ의 사이이고, 바람직하게는 0.4mJ와 130mJ의 사이이다.

하나의 서브-펄스(Si)의 에너지는 0.2mJ와 10mJ의 사이이고, 바람직하게는 0.4mJ와 8mJ의 사이이다.

스폿의 면적, 즉 레이저 빔이 투사되는 표면에서의 레이저 빔의 부분의 면적은, 유리하게는 0.0001㎠와 0.0003㎠의 사이이며, 바람직하게는 0.00015㎠와 0.0002㎠의 사이이다. 플루언스(fluence), 즉 단위표면적당 에너지는 파워와 상기한 스폿 면적 사이의 비율로서 얻어진다. 몇몇 실시예에 따르면, 스폿의 직경은 50㎛와 500㎛의 사이이며, 바람직하게는 80㎛와 400㎛의 사이이고, 보다 바람직하게는 100㎛와 200㎛의 사이이며, 예를 들면 약 150㎛이다.

평균파워는 2W와 100W의 사이이고, 예를 들면 4W와 80W의 사이이며, 바람직하게는 4W와 50W의 사이이다.

본 발명의 몇몇 실시예에서는, 각 트레인 또는 합성펄스에 대한 펄스(Si)의 수는 1∼100이고, 바람직하게는 1보다 크고 80이하이다.

다음의 표 1 및 표 2는 각각 2개 계열의 값을 나타낸다. 각 파라미터는 해당 라인의 2개의 값에 의해 정의되는 간격에서 다를 수 있는 것으로 이해되어야 한다.

이하의 표 3은 본 발명에 따른 펄스의 예시적인 실시예에 대한 가능한 파라미터의 조합을 나타낸다.

도 9는 본 발명의 개선된 실시예에 있어서의 레이저 방출의 경시적인 경향을 개략적으로 나타낸다. 한번 더 설명하면, 횡축에 시간을 나타내고 종축에 방출되는 파워를 나타낸다. 도 9의 다이어그램에서 알 수 있는 바와 같이, 이 경우에, 각 레이저 펄스는 방출이 방출시간간격(τ-on)에서 비연속적이라는 의미에서는 합성펄스이지만, 오히려 서브-펄스에 의해 특징지워진다. 이후, 도 9의 합성펄스를 D펄스라 칭하고, (DP)로 나타낸다. 도 9는 주기(T)를 가진 펄스(DP)의 순서를 나타낸다. 주기(T)는 온 간격(τ-on)과 오프 간격(τ-off)을 가진다. 시간 간격(τ-on)과 (τ-off)의 합계는 펄스(DP)의 주기(T)와 동일하다. 관계식 τ-on/T는 합성펄스(DP)의 듀티 싸이클로서 정의된다. 합성펄스(DP)의 주기(T)의 역수(1/T)는 합성펄스(DP)의 주파수로서 정의된다.

몇몇 실시예에 따르면, 이후 베이스 주파수로서도 정의되는 합성펄스(DP)의 주파수는 1과 1000Hz의 사이이며, 예를 들면, 1과 500Hz 사이이다. 합성펄스(DP)의 듀티 싸이클은 1%와 90%의 사이이며, 바람직하게는 2%와 50%의 사이이고, 보다 바람직하게는 2%와 40%의 사이이다.

도 9에서 관찰될 수 있는 바와 같이, 각 합성펄스(DP)의 간격(τ-on)은, 지속기간이 보다 긴 서브-펄스와, 바람직하게는 서브-펄스의 각각에 대해 동일한, 보다 짧은 지속기간의 일련의 서브-펄스를 포함한다. 이후, 지속기간이 보다 긴 서브-펄스를 프리-펄스(Pi) 또는 하이퍼-에너지 펄스로 나타내고, 그 다음의 지속기간이 보다 짧은 서브-펄스를 서브-펄스 또는 하이포-에너지 펄스(Si)로 나타낸다. 프리-펄스(Pi) 다음의, 합성펄스(DP)의 온 간격(τ-on)의 부분을 이후 "테일(tail)"로서도 칭한다. 따라서, 각 합성펄스(DP)는 프리-펄스(Pi), 일련의 서브-펄스(Si) 및 오프 간격(τ-off)으로 차례차례 구성되어 있다. 일 측면에 따르면, 하이퍼-에너지 펄스는 플라즈마를 발생해서 표피를 제거하지만, 진피의 중간층과는 상호작용하지 않도록 하는 단위 면적당 에너지를 가진 펄스로 되어 있다. 하이포-에너지는 "콜드(cold)" 어블레이션(ablation), 즉, 플라즈마가 없는, 또는 실질적으로 플라즈마가 없는 어블레이션을 발생하지만, 진피의 깊은 곳의 콜라겐 섬유의 수축과 충혈을 일으키기에 충분한 강도의 단위 표면적당 에너지를 가진 펄스 또는 서브-펄스로 의도되어있다.

몇몇 실시예에서는, 도 9에 개략적으로 도시된 바와 같이, 프리-펄스 또는 하이퍼-에너지 펄스(Pi)는 하이포-에너지 펄스 또는 서브-펄스(Si) 보다 높은 피크 파워를 가진다. 예를 들면, 후자의 피크 파워는 전자의 피크 파워보다 15∼70% 더 낮다.

펄스(Si)와 (Pi)가 같은 피크 파워를 가지는 것도 가능하다.

시간간격(τ-on)과 (τ-off)의 합계는 펄스의 주기(T)와 동일하다. 관계식 τ-on/T는 합성펄스의 듀티 싸이클로서 정의된다. 합성펄스 주기(T)의 역수(1/T)는 합성펄스의 주파수로서 정의된다. 몇몇 실시예에 따르면, 이후 베이스 주파수로서도 정의되는 합성펄스의 주파수는 1Hz와 1000Hz 사이이고, 예를 들면, 1Hz와 500Hz 사이이다. 합성펄스의 듀티 싸이클은 1%와 90% 사이이고, 바람직하게는 2%와 50% 사이이고, 보다 바람직하게는 2%와 40% 사이이다.

몇몇 실시예에서는, 서브-펄스(Si)는 1kHz와 200kHz 사이의 주파수를 가진다. 바람직한 실시예에서는, 서브-펄스의 주파수는 1kHz와 100kHz 사이이고, 보다 바람직하게는 2kHz와 50kHz 사이이다. 몇몇 실시예에서는, 상기 주파수는 5kHz와 45kHz 사이이고, 예를 들면 8kHz와 40kHz 사이이다. 몇몇 실시예에서는, 프리-펄스(Pi)는 10㎲와 100㎲ 사이의 지속기간을 가진다. 본 발명의 개선된 실시예에서는, 프리-펄스는 20㎲과 90㎲ 사이의 지속기간, 특히 40㎲과 80㎲ 사이의 지속기간을 가진다. 현재로서, 바람직한 프리-펄스의 지속기간은 50㎲과 70㎲ 사이이다. 약 60㎲의 프리-펄스 지속기간으로 최적의 결과가 얻어졌다.

펄스(DP)의 테일을 형성하는 서브-펄스의 듀티 싸이클, 즉 도 9에서 (Ts)로 표시한 서브-펄스의 기간과 서브-펄스(Si)의 온 간격의 지속기간 사이의 관계는 피크 파워, 합성펄스의 지속기간(τ-on), 각 펄스에서 방출되도록 요구되는 펄스 당 에너지의 함수로서 구해진다.

서브-펄스의 듀티 싸이클은 1%와 90% 사이, 바람직하게는 2%와 50% 사이, 바람직하게는 2%와 40% 사이이다.

도 9에서 "피크 파워"로서 나타낸 프리-펄스(Si)의 피크 파워는 100W와 500W 사이, 바람직하게는 150W와 500W 사이이다. 몇몇 실시예에서는 피크 파워는 200W와 400W 사이, 예를 들면, 250W와 350W 사이이다. 예를 들면, 250W와 500W 사이의 보다 높은 피크 파워를 채용하는 것도 가능하다.

서브-펄스 또는 하이포-에너지 펄스(Si)의 피크 파워는 실질적으로 더욱 낮으며, 예를 들면, 20W와 250W 사이, 바람직하게는 100W와 250W 사이이다.

프리-펄스 에너지는 예를 들면, 10mJ과 40mJ 사이이고, 바람직하게는 12mJ과 25mJ 사이이며, 보다 바람직하게는 12mJ과 20mJ 사이이다.

몇몇 실시예에서는, 서브-펄스(Si)의 트레인의 전체 에너지는 0.4mJ과 200mJ 사이이고, 예를 들면, 0.4mJ과 150mJ 사이이며, 바람직하게는 0.4mJ과 130mJ 사이이다.

하나의 서브-펄스(Si)의 에너지는 0.1mJ과 10mJ 사이이고, 바람직하게는 0.1mJ과 8mJ 사이이다.

각 합성펄스의 하이포-에너지 서브-펄스(Si)의 수는 가변적이며, 예를 들면 1∼100이며, 바람직하게는 1보다 크고 80이하이다. 스폿 면적, 즉 빔이 투사되는 표면에서의 레이저 빔 부분의 면적은 유리하게는 0.0001㎠와 0.0003㎠ 사이이고, 바람직하게는 0.00015㎠와 0.0002㎠ 사이이다. 몇몇 실시예에 따르면, 스폿의 직경은 50㎛와 500㎛ 사이이고, 바람직하게는 80㎛와 400㎛ 사이이며, 보다 바람직하게는 100㎛와 200㎛ 사이이며, 예를 들면, 약 150㎛이다.

플루언스(fluence), 즉, 단위표면적당 에너지는 파워와 앞에서 나타낸 스폿면적 사이의 비로서 얻어지며, 스폿 면적과 고려되는 간격((Pi), 하나의 (Si) 또는 복수의 펄스(Si)의 합계)에서 방출되는 에너지에 의거해서, 프리-펄스 또는 하이퍼-에너지 펄스(Pi), 각각의 서브-펄스 또는 하이포-에너지 펄스(Si), 및 서브-펄스(Si)의 전체 트레인에 대해서 계산될 수 있다.

다음의 표 4 및 5는 각각 펄스의 주 파라미터에 대한 2계열의 값을 나타낸다. 각 파라미터는 해당 라인의 2개의 값에 의해 정의되는 시간간격에서 다를 수 있는 것으로 이해되어야 한다.

다음의 표 6은 상기한 파라미터 값의 예를 나타낸다.

다음의 표 7은 상기 표시된 펄스(Si)의 파라미터와 결합해서 사용할 수 있는, 프리-펄스 또는 고주파 에너지 펄스(Pi)의 중요한 파라미터의 값의 예를 나타낸다.

합성펄스의 주기(T)는 오프-기간(τ-off)과 펄스(Pi)와 (Si)의 기간의 합으로서 주어지는 온 기간(τ-on)의 합에 의해 주어지며, 오프-주기는 0.1ms과 5ms 사이이고, 바람직하게는 0.5ms과 2ms 사이이며, 보다 바람직하게는 0.8ms과 1.2ms 사이이고, 예를 들면, 약 1ms이다.

치료되는 표피의 일부분이 주어지면, 치료되는 표면 상의 주어진 패턴에 따른 복수의 점에 일련의 펄스(SP) 또는 (DP)을 조사해서 치료가 행해진다. 패턴의 주어진 점에서의 레이저의 체류 시간은, 합성 펄스의 반복 주파수(즉, 주기(T)의 역수)와 함께 패턴의 주어진 점에 인가되는 합성펄스의 수를 결정한다.

레이저 빔을 인가하는 점의 간격은 50㎛와 1000㎛의 사이이고, 바람직하게는 90㎛와 550㎛의 사이이다.

충분히 높은 레이저 강도와 아주 짧은 레이저 펄스 지속시간에 대해서, 레이저-조직 상호작용과정은 조사된 표면 근처에서의 플라즈마의 형성에 의해 조정된다. 플라즈마는 큰 파편의 이온화된 입자를 가진 거시적으로 중성의 기체상(氣體相)으로서 정의된다.

광 파열과정에 있어서, 레이저 펄스의 광자는 조사된 표면의 근처에서 그것을 흡수한 분자의 이온화에 기인해서 어떠한 수의 전자를 발생시킨다. 레이저 펄스의 강한 전계는 전자를 크게 가속시키고, 수 ns(nanoseconds)후에는, 시작되는 애벌란시 이온화 과정에 의해 10²⁰ electrons/㎤ 오더의 아주 큰 전자밀도(밀집한 플라즈마)와 10⁴℃오더의 아주 높은 플라즈마 온도에 도달하게 하는 것을 가능하게 할 수 있다. 이러한 상황에서는, 플라즈마는 광학적으로 불투명하고, 이어서 이온화된 영역의 높은 흡수계수에 기인해서 조직의 표면을 입사광으로부터 차폐한다. 이어지는 플라즈마의 팽창은 조직의 절단과 국부적인 파손을 일으킬 수 있는 충격파를 발생한다.

(Green HA, Domankevitz Y, NIshoka NS. Pulsed carbon dioxide laser ablation of burned skin : in vitro and in vivo analysis. Laser Surg Med. 1990; 10(5): 476-84"로 부터 취해진) 도 17은 CO₂ 레이저의 플루언스의 함수로서의 플라즈마 형성의 백분율을 나타낸다. 이로부터 알 수 있는 바와 같이, 40J/㎠와 50J/㎠사이의 에너지 밀도를 가진 펄스에 대하여, 플라즈마의 백분율은 아주 높고, 커트(cut)는 플라즈마 그 자체에 의해서 중개된다. 대신에, 낮은 플루언스 1-10J/㎠를 가진 펄스에 대해서는, 플라즈마의 백분율은 다소 무시할 수 있으며, 커트는 주로 레이저 조사에 의해 중개된다. 첫 번째 경우에, 생물학적 효과를 발생하는 것은 레이저 그 자체에 의해 발생되는 플라즈마이지만, 두 번째 경우에는 레이저 빔이 조직을 직접 증발시킨다. 첫번째 경우에는, 포함되는 온도가 10,000℃ 오더로 아주 높고, 체류시간(ns)이 아주 짧다. 두번째 경우에는, 포함되는 온도가 1,500-2,000℃의 오더이지만, 체류시간이 보다 길다(ms). 두 경우에 있어서의 얻어지는 생물학적 효과는 서로 아주 다르다.

플라즈마 증발은 그 높은 정밀성과 아주 깨끗한 잔류조직(바깥의 열손상이 최소로 되기 때문에), 그리고, 특히 전체적으로 태움이 거의 없기 때문에 레이저 증발보다 일반적으로 바람직하다. 사실상, 예를 들면, 포함되는 정밀성이 아주 높아야 하는 각막수술에 있어서는, 플라즈마 어블레이션은 현재 절대적인 황금의 기준으로 되고 있다. 더우기, 높은 피크 강도가 사용되는 경우에는, 무시할 수 없는 열영향을 받는 것 이외에, 레이저 어블레이션은 또한 오퍼레이터에 의한 커트의 제어성을 제한하는 광기계적 효과(photomechanical effect)로부터도 고통을 받는다. 대신에, 본 발명의 경우에 있어서는, 광기계적 효과는 조직수축을 얻기 위하여 유발되는 소망의 콜라겐 섬유의 수축을 위하여 열의 효과와 상승작용을 하는 긍정적인 요소이다.

본 발명의 일부 실시예의 주목적은 가능한 최소의 열전선(熱前線)(heat front)으로 진피의 깊숙한 층에 도달해서 가능한 바깥의 열손상을 최소로 하지만, 동시에 콜라겐 섬유의 수축과 충혈을 자극할 수 있는 것이다. 2개의 현상은 중-저온, 즉 40-70℃의 간격에서 활성화될 수 있다는 것이 공지되어 있다. 약 19J/㎠의 임계치를 넘는 펄스는 플라즈마를 발생시킬 수 있고, 따라서, 어블레이션 캐비티 내에 7,000℃ 이상의 온도를 발생시킬 수 있다. (반구형상의) 플라즈마에 의해 발생된 어블레이션 캐비티의 주변은 바깥의 열손상이 최소로 되고 조직이 수축할 수 없도록 파괴되어 있다. 사실상, 콜라겐 섬유가 파괴되고 모세혈관이 탈수된다(이 이유로 유두의 진피에 도달함에도 불구하고 출혈이 없다.).

본 발명에 따라 구성된 펄스는, 가능한 바깥의 열손상을 최소로 해서 탄소질 찌꺼기의 존재 또는 과잉의 바깥 열손상에 기인하는 재상피화 (re-epithelialization) 결함과 같은 서로 관련된 부수적인 영향을 최소한으로 감소시키는 플라즈마를 발생할 수 있는 하이퍼-에너지 레이저 펄스를 이용한다. 그러나, 한편, 어블레이션 캐비티 주위에서의 과도한 열 증가는 넓게 퍼지는 콜라겐의 파괴를 발생하며, 수축할 수 있는 콜라겐과 기능을 다하는 모세혈관을 발견하기 위해서는 어블레이션 캐비티로부터 적어도 100㎛만큼 떨어져 이동하는 것이 필요하다.

역으로, 평균해서 19J/㎠밑의 펄스는, 방출되는 에너지량이 확실히 낮기 때문에 어블레이션 캐비티를 최소로 하고, 어블레이션 캐비티 주위에서도 콜라겐 수축을 확실하게 하지만, 최소한의 모세관 팽창을 유발한다.

이러한 한계를 극복하기 위해서, 과거에 스택(stack) 기술이 도입되었으며, 이 기술은 각 점에서의 상기한 낮은 에너지 펄스의 다수의 반복을 포함한다. 이 기술은 상당한 깊이에 도달하는 것을 가능하게 했지만, 참을 수 있음을 희생해서, 프랙션 기술의 최소한으로 침해하는 논리에 역행한다.

이러한 고려로부터 시작해서, 본 발명에 따라서 구성된 펄스에 의해서, 종래 기술의 결점을 제거하고, 치료되는 조직에의 성과를 상당히 증가시킬 수 있다. 특히, 위에서 정의한 D형 펄스는 플라즈마 중개 어블레이션이 레이저 어블레이션과 결합되는 것을 가능하게 하고 있다.

플라즈마는 광흡수성이 있어서 레이저의 어블레이션 효율을 감소시키기 때문에, "콜드(cold)" 레이저 어블레이션을 얻기 위한 이상적인 플루언스는 4- 19J/㎠ 의 간격에서 다르다. 이 간격에서 플루언스로 작용시키면, 펄스당 20-40㎛의 조직이 제거된다. D형 펄스에 있어서는, 합성펄스의 테일을 형성하는 일련의 하이포-에너지 서브-펄스(Si)(4-19J/㎠)는 표피를 제거하지만 진피의 중간층과는 상호작용하지 않도록 하는 플라즈마를 발생할 수 있는 단일의 하이퍼-에너지 펄스(40J/㎠)(프리-펄스(Pi))를 선행한다. 그때 "콜드" 어블레이션을 발생할 수 있지만 조직의 깊은 곳에 위치한 콜라겐 섬유의 수축효과 및 충혈을 효과적으로 유발할 수도 있는 일련의 어블레이션 하이포-에너지 레이저 펄스 또는 레이저 서브-펄스(Si)가 하이퍼-에너지 프리-펄스(Pi)를 뒤따른다.

몇몇 실시예에 따르면, D형 합성펄스는, Green에 의해 만들어진 곡선(도17)에 따르면, 플라즈마만을 발생할 수 있는 하이퍼-에너지체 또는 프리-펄스(Pi)에 의해 설계된다. 이 프리-펄스(Pi)의 뒤를 서브-펄스(Si), 즉, 작은 하이포-에너지 펄스의 테일이 뒤따른다. 몇몇 실시예에서는, 하이퍼-에너지 프리-펄스는 15mJ의 에너지, 60㎲의 온-시간(τ-on), 250W의 피크 파워, 직경 200㎛의 스폿(즉, 피부상의 원형의 입사영역) 및 결과적으로 단위 표면적당 47.7J/㎠의 에너지에 의해 특징지워진다. 그 다음의 서브-펄스(Si)는 3mJ의 펄스당 에너지, 24㎲의 온-간격, 다시 250W와 동일한 피크 파워, 200㎛의 스폿 직경 및 결과적으로 단위 표면적당 9.5J/㎠의 에너지에 의해 특징 지워질 수 있다.

본 발명의 기초가 되는 개념은, 일반적으로, 관련되는 시간과 공간의 정확한 비례관계에 따라서, 일어나는 여러 물리-생물학적 현상의 지식에 의하여, 다른 기술을 서로 결합한 결과로서의 기술을 실행하는 것에 관한 것이다.

이 점에 있어서, 재생하고 다시 젊어지게 하는 미용치료 또는 상처자국을 없애는 치료의 범위 내에서 다시, 성장요소를 포함하는 겔 또는 바이오-자극 약제와 같은 의료제품을 프랙션 기술과 결합하는 것이 가능할 수도 있다. 종래의 프랙션 기술의 한계는, 플라즈마에 의해 중개되지 않는 레이저 어블레이션에 의해 유발되는 바깥의 열손상의 화학-물리적 특성에 있다. 사실, 이러한 상황에서, 잔류 조직은 히알린화 현상에 빠지기 쉽고, 레이저 치료후에 표피에 적용되는 상기한 제품의 확산에 장애를 나타내고 있다.

이들 한계는 앞에서 정의한 S형 펄스를 사용함으로써 극복된다, 앞에서 나타낸 바와 같이, S형 펄스는, 예를 들면 150㎛의 스폿 직경과, 1과 35J/㎠ 사이, 예를 들면 2와 20J/㎠사이, 바람직하게는 2와 15J/㎠사이의 단위 표면적당 에너지에 의해 특징지워지는 일련의 서브-펄스를 포함한다. 따라서, 이들 서브-펄스는 상당한 플라즈마 형성을 위한 임계치 바로 위의 에너지에 의해 특징지워진다. 사실상, 플라즈마는 광흡수성이 있으므로 이 임계치 위에서 펄스당 에너지를 크게 방출하는 데 있어서는 반대의 결과를 가져올 것이다. 이들 플루언스에 있어서, 플라즈마를 형성하는 펄스의 백분율은 상당하고, Green(1990)에 따르면, 약 30%이다. 이와 같이 해서 얻어진 펄스는, 조직구조에서 관찰될 수 있는 바와 같이, 반구형상의 구멍을 형성한다. 조직구조적으로 관찰할 수 있는 주요한 특징은, 이 구멍이 깨끗하고 열손상을 무시할 수 있으며, 캐비티의 가장자리(margin)와 에지(edge)의 모두에서 최상의 탄력을 가진다는 것이다. 이러한 모든 것은 캐비티가 선택적으로 중개되는 생성물의 적용을 상당히 쉽게 하는 데 기여할 수 있다.

RF 전류의 특성

도6 및 7을 참조해서 설명하는 바와 같이, 레이저원에 의해서 발생하는 광방사는 적어도 하나의 전극을 통해서 고주파전류의 인가와 결합될 수 있다. 전극은 레이저 방출기가 위치한 동일한 핸드 피스와 일체인 것이 바람직하다. 예를 들면, 레이저 빔의 입사 부위에 위치한 치료되는 조직의 부위에 전류를 집중시키기 위하여 치료가 실시되는 환자의 림(limb)과 연결되어 위치한 전극과 같이, 전기회로를 폐쇄하기 위한 제2전극을 제1전극으로부터 먼 곳에서 인가되도록 설치할 수도 있지만, 바람직하게는 모두 레이저 방출기도 가지는 같은 핸드 피스에 지지된 2개의 전극을 서로 가까이 위치시켜서 사용하는 것이 바람직하다. 몇몇 실시예에서는, 도6에 도시된 바와 같이, 전극들이 레이저원에 의해 조사되는 부위에 인접해 있다.

몇몇의 실시예에 있어서, 고주파전류는 50과 100kHz 사이, 바람직하게는 100과 700kHz 사이에서 구성된 주파수를 구비한다. 일반적으로 바람직한 실시예에 있어서, 전류의 주파수는 400과 600kHz 사이에서 구성되며, 더욱 더 바람직하게는 450과 550kHz사이에서 구성된다. 고주파전류의 인가는, 통상적으로, 레이저 방사 인가 시간보다 긴 지속시간을 갖을 수 있다. 대표적으로, 고주파 전류의 방사시간은 1과 10초 사이에서 이루어진다. 바람직한 실시예에 있어서, 인가시간은 2와 5 초사이에서 이루어진다. 아래의 명백한 이유들 때문에, 레이저 원에 의한 광 방사의 인가 전에, 고주파 전류의 방사가 개시하지 않는다. 바람직하게는, 고주파 전류의 인가 전에 레이저 방사의 인가를 개시한다. 몇몇의 실시예에 있어서, 고주파 전류의 인가 개시 전에 레이저 방사의 방출이 정지한다. 실제로, 두 개의 에너지 형태의 인가 사이의 상승효과는, 혈관조직에 레이저에 의하여 유도된 변화의 결과로서 달성된다고 생각되며, 상기 변화는, 이러한 에너지의 인가가 요구되는 조직의 볼륨에 고주파 전류의 연속적인 흐름을 용이하게 한다.

유리하게는, 방사된 전류의 파워는 5와 100W 사이에서 이루어질 수 있다. 바람직한 실시예에 있어서, 파워는 10과 50W 사이에서 이루어진다.

시간 및 공간에 있어서 서로 적절하게 조합된, 2개의 상이한 에너지 형태(광 및 RF 전류)의 결합은, 전형적인 조직 복구의 생물학적 프로세스의 활성화 임계치를 초과할 수 있는 에너지 양의 깊숙한 전달을 가능하게 한다. 각각 방사된 고주파 전류의 형태로 인가된 에너지는 어떠한 생물학적 프로세스도 활성화할 수 없다. 동시에, 상당히 침해하는 파라미터(스택 3-5)가 이용되지 않으면, 레이저 방사 단독으로, 이러한 복수의 프로세스를 현저하게 활성화시키기에 충분한 양으로 망상진피에 도달할 수 없다.

본 발명의 특히 바람직한 실시예는, 2개의 에너지 형태, 광(레이저) 및 전기(고주파 전류)의 상승적 생물학적 효과를 얻기 위하여 공생 에너지 결합을 제공한다. 바꿔말하자면, 이렇게 결합된 상이한 에너지, 광 및 RF 전류의 방출은, 방사된 단일의 에너지의 단순한 합보다 더 큰 생물학적 효과를 일으킨다. 그러므로, 관련된 단일 요소 사이의 시간관계가 중요하다.

레이저-어블레이션 효과를 가지고, 일련의 하이포-에너지 서브-펄스가 뒤따르는 플라즈마 어블레이션 하이퍼-에너지 프리-펄스로 이루어진, D-펄스의 유래의 이유와 관련하여, RF 전류는, 플라즈마에 의하여 생성된 어블레이션 캐비티의 근위 부분의 열파 때문에, 원상태의 외피로부터, 레이저펄스에 의하여 생성된 어블레이션 캐비티로 흐르며, 여기로부터 상기 캐비티를 둘러싸는 확대된 모세혈관으로 용이하게 점프한다(도 12C 참조).

직접적으로 표피로부터 표면 모세혈관으로의 이 점프는, 이들이 건강한 표피와 플라즈마에 의하여 생성된 어블레이션 캐비티로부터 대략 백 ㎛에 위치하기 때문에, 더욱 어렵다. 복수의 현상들, 레이저 어블레이션 및 RF전류인가의 시퀀스는 현상의 최적화를 위하여 매우 중요하다.

인가 시퀀스, 즉 관련된 에너지들 사이의 시간관계는, 두 개의 에너지 형태의 결합에 있어서 중요한 역할을 한다. 발명에 의하여 달성된 상승효과의 설명을 제공하지만, 제한으로 간주되지 않아야 하는, 인가된 두 개의 에너지 형태의 작용 매카니즘의 가능한 해석에 의하면, 높은 치료 효율성을 달성하기 위하여 무시될 수 없는, 두 개의 에너지에 의하여 야기된 생물학적 결과의 연관에 의존해서, 두 개의 에너지 사이에는 밀접한 상관관계가 있다. 효율성의 손실은 불균형의 또는 과도한 에너지 방사를 초래할 수 있으며, 이것은 RF로 프랙션 기술을 고취시키는 원칙에 반한다.

여기서 설명 가능하지만, 그러나, 본 발명의 기초로 되는 개념을 제한하거나 의존하게 하지 않는 두 개의 에너지 형태의 결합된 방사로 인한 현상의 가능성 있는 해석에 의하면, 도 18에 개략적으로 도시된 바와 같이, (플라즈마에 의해 중개되거나 중개되지 않는) 레이저 어블레이션 후에, 지속적인 충혈에 의해 수반되는 일시적 국소성 빈혈이 발생한다.

도 18의 다이어그램에서, 횡좌표는 시간을 표시한다. 도면에 도시한 바와 같이, 레이저 펄스는, 펄스의 상승 전선(rising frant) 후에 0.01부터 0.1초까지의 시간 간격으로, 증기와 플라즈마의 형성을 수반하고, 조직의 국소빈혈을 수반한다(이하에서 개시된 것과 같은 합성펄스의 경우에 있어서, 이것은, 합성 D-형 펄스의 경우에 있어서 프리-펄스의 상승 전선으로서 의도되거나, 합성 S-형 펄스의 경우에 있어서 제1서브-펄스의 상승 전선으로 의도된다).

이어진 24시간에 있어서, 극심한 조직의 충혈이 있다. 또한, 맨 처음 0.5초 후에, 극심한 배출이 발생하고 삼출물과 케라틴(크러스트)의 플러그가 형성된다. 다이어그램은, 표피와 진피의 전도성의 경시 경향을 도시한다. 다이어그램에서 도시한 바와 같이, 진피가 표피보다 더욱 전도성이 있게 되는, 전도성이 역전되는 순간 까지(레이저 펄스의 인가 개시부터, 십 분의 몇부터 1초를 초과해서 까지) 표피의 전도성은 진피의 전도성 보다 일반적으로 크다는 것이 관찰될 수 있다. 두 개의 곡선이 교차하는 시간의 순간이 RF 전류의 형태로 에너지의 인가를 개시하는 최적의 순간이다. 대표적으로, 고주파 전류는, 레이저 펄스의 상승 전선 후에 0.8-1.2 초 부터 시작해서 인가할 수 있다.

실제로, 바로 앞 순간에 있어서, 표피와 진피 사이의 전도성에 있어서 과도한 갭이 있다. 현저하고 최적의 치료 결과를 얻기 위하여, 이러한 임피던스 점프는, 전술한 전기 전도성 곡선의 교차점부터 개시해서 전류가 방출되는 경우, 충분한 것 보다 훨씬 큰, RF 전류의 매우 높은 양의 인가를 부과한다.

이 점에 있어서, 유두진피의 모세혈관의 동종 충혈을 유도하기 위하여, 레이저 방사에 의하여 생성된 열파의 공간에서의 분포는 상당히 중요하게 추정된다. 실제로, 여전히 진피의 열 전선의 어느 정도의 중첩을 보증할 수 있지만, 스폿들은 그들 사이의 가장 큰 가능한 거리로 분포하는 것이 중요하다. 이것은, 모든 모세혈관들이 혈관확장의 현상에 의하여 관련되고, 이와 같이 해서 전류는 모세혈관들을 통하여 망상의 진피로 적절하게 흐를 수 있게 보증한다.

선택적으로 RF 전류와 결합하는, 새로운 레이저 펄스의 효과

별도로, 또는 고주파 전류의 인가와 협력하여, 종래 기술에 대한 다수의 개량적인 면을 강조하기 위하여, 수많은 임상연구가 행해져서 상기 기술된 레이저 펄스의 새로운 형상의 효과를 평가하였다.

대표적인 응용은 피부의 심미적인 치료에 관한 것이며, 특히 주름살의 감소, 조직의 탄탄함과 전체적인 회춘의 달성을 목적으로 한다.

전술한 레이저 펄스들 (SP) 및 (DP)의 조직에 대한 상이한 효과를 평가하기 위하여, 동물실험들은 양에 대하여 행해졌다.

도 10a 내지 10k는 얻어진 결과의 선택을 도시한다. 각각의 도면은 사용된 펄스의 형태((DP) 또는 (SP)), "파열" 로 표시되며 백분율로 표현되는, 합성 펄스의 듀티 싸이클, mJ로 표현되는 펄스 당 방출된 에너지 및 인가된 합성 펄스의 ㎲에 있어서의 지속시간을 나타낸다.

특히, 도 10a 내지 도 10k에 있어서 도시된 축소사진은 인가된 광레이저빔의 축에서의 조직 어블레이션의 결과와 수축결과를 나타내고 있다. 도 10a 내지 도 10k에서 도시된 모든 포토그래프의 조직구조에서 관찰할 수 있는 바와 같이, SP펄스와 DP펄스는 어블레이션 영역의 형상과, 레이저 빔에 의하여 관련되는 중앙 영역을 둘러싸는 조직에서의 수축 결과가 관련이 있는 한, 현저하게 상이하다. 이어지는 도 11a 및 도 11b는 SP펄스(도 11a) 및 DP펄스(도 11b)에 의하여 각각 얻어지는 어블레이션의 개략적 표시와 수축 결과에 대하여 도시하고 있다. 도 12a 및 도 12b는 두 개의 케이스에 있어서, 조직에서 생성되는 열기포에 대하여 개략적으로 도시하고 있다(SP펄스에 대한 도 12a 및 DP펄스에 대한 도 12b).

도 10 내지 도 12로 부터 관찰할 수 있는 바와 같이, SP펄스는 보통의 축소결과를 가진 유두진피(PD)에서의 어블레이션 영역을 생성하지만, DP펄스는, 유두진피(PD)의 층으로 다시 한정되지만, 더욱 깊숙한, 어블레이션 영역을 생성한다. 어블레이션 영역은, 유두진피가 실질적인 수축 또는 축소를 받게 되는 주변영역에 의하여 둘러싸인다. 열의 관점으로부터(도 12a 및 도 12b), SP펄스는 열 기포, 즉 유듀진피의 두께와 관련되고 아래에 망상진피 RD를 둘러싸는, 조직의 가열하는 열 전선을 생성시키는 것이 관찰될 수 있다. 프리-펄스와 연속적인 고주파 서브-펄스에 의해 형성되는 테일부로 특징되어 지는 DP펄스는, 열 기포, 즉 도 12b에서 표시되는 열 전선을 생성하며, 유두진피를 통과하는 것 외에, 아래의 망상진피를 또한 깊숙하게 관통한다.

도 12c는, 직접적 레이저 어블레이션 및 플라즈마 매개 어블레이션이라는 두 개의 모드에 있어서의 방사의 어블레이션 효과에 대하여 개략적으로 도시하고 있다. 표피에서 천착되는 제1공동은 플라즈마 매개 어블레이션(도면에서 "플라즈마 어블레이션 캐비티"라고 표시함)에 의하여 생성된다. 어블레이션의 가장 깊은 부분(도면에서 "레이저 어블레이션 캐비티"라고 표시함)은 레이저 빔을 이용한 직접 적 어블레이션에 의하여 얻는다. 또한 도면은 플라즈마에 의하여 생성된 열파와 레이저 방사에 의하여 생성된 열파에 의하여 관련되는 영역을 도시하고 있다. 관찰할 수 있는 바와 같이, 레이저 어블레이션 단계(플라즈마 매개가 아님) 에서 발생되는 열이 미치는 구역은, 표피로부터 더욱 깊숙히 자리 잡고 있으며, 혈관의 밀도가 더 높은 곳에 있는 조직을 관통하게 되는데, 방사선의 결과로 인해 팽창이나 충혈을 일으키는, 더 큰 밀도의 혈관이 있는 조직을 관통한다.

이러한 증가된 관통 효과는 혈액공급의 강렬한 자극이며, 결과적으로 조직의 강력한 충혈이다. 또한 망상진피의 열 자극은 유두진피의 표면 층의 증가된 수축을 발생시킨다.

상기 설명한 결과는 레이저 에너지 만의 적용에 대한 것이다. 고주파 전류의 방사와 레이저 방사의 결합(합성 DP형 또는 SP형 펄스의 형태로 방출)은 처리 효과의 개선의 달성을 가능하게 한다.

조직에서의 고주파 전류의 관통은, 이하의 식에 의하여, 인가된 전류의 주파수, 조직의 투자율 및 조직의 전도성에 의존한다.

여기서

δ는 m으로 표시되는 표준관통깊이

π=3.14

f는 Hz로 표시되는 주파수

μ는 미터당 헨리로 표시되는 투과율

σ는 미터당 시멘즈로 표시되는 전기 전도성

도 13은 이하의 조직 또는 구조에 대한 전류의 주파수의 함수로서의 전기 전도성(S/m으로 표현)의 경향에 대하여 도시한다.

BV : 혈관

WS : 젖은 피부

F : 지방조직

DS : 건조한 피부

최대 전도성은 혈관의 전도성인 것을 도 13의 다이어그램에서 관찰할 수 있다.

어블레이션 치료 및 혈관확장의 부재(不在)에 있어서, 고주파 전류는, 표피를 통하여 약 90% 및 혈관을 따라서 단 10% 흐른다. 레이저 조사에 의한 조직의 자극에 이어서, 그리고, 특히 펄스에 의한 표피의 조사로부터 초래된 어블레이션의 결과로서, 고주파 통전 상태의 실질적인 개선이 달성된다.

혈관확장은 주로 두 개의 효과에 기인한다. : 제1의 즉각적인 효과는 열파에 기인한 가열이다. 혈관의 가열은 열적 효과의 결과로서 즉각적인 혈관확장을 가져온다. 제2의 좀 더 느리고 더욱 지속적인 효과는 신경-조정 요인에 대한 레이저의 작용에 기인한다. 이러한 효과는 제1효과와 비교해서 지연되어 일어나며 시간에 대한 좀 더 큰 지속성을 갖는다.

두 개의 효과 중 어느 것이 이용되는 것과 관계없이, 혈관확장은, 혈관을 통한 전류의 증가된 흐름과 그 결과로 피부의 표면층(표피)에서의 전류 흐름의 감소에 기여한다. 이것은 혈관벽과 표피의 외부 표면 사이의 거리의 감소와 혈관의 증가된 단면 양자 때문이다. 또한, 어블레이션 캐비티의 형성은 국부적으로, 즉 조직에 대한 레이저 어블레이션 효과에 의하여 얻어지는 미세 홀에서, 표피의 외부 표면과 혈관 사이의 거리를 감소시킨다. 이것은, 고주파 전류를 더욱 효율적으로 깊숙하게 관통시킬 수 있다. 레이저에 의하여 발생된 온도에 있어서의 국부적 증가로부터 야기된, 어블레이션 캐비티에서의 플라즈마의 형성은, 전기 전송을 더욱 개선 시킨다.

대표적으로, 표면에서 전류의 90%의 분포와 혈관에서 10%의 분포로부터, 표피의 레벨에서 흐르는 고주파전류의 약 60%의 분포와 혈관의 레벨에서의 40%의 분포는, 레이저 에너지의 인가의 결과로서 얻을 수 있다.

깊숙한 조직에서의 전기적 전류의 증가된 흐름은 깊은 충혈을 가져온다. 이러한 깊은 충혈은, 외부쪽으로부터의 에너지 방출이 정지된 후에도, 더욱 피상적인 조직의 충혈을 차례 차례로 공급한다.

헤모글로빈의 양은 조직충혈의 정도를 나타내는 지표를 제공한다. 도 14a 내지 도 14e는, 발명에 따른 레이저 또는 레이저 및 고주파 전류로 치료를 한 다음의, 시간에 대한 헤모글로빈의 백분율의 변화의 경향을 나타내는 다이어그램이다. 다이어그램은 전술된 2개의 SP 및 DP펄스의 한쪽 또는 다른 쪽에 의하고, 또한 고주파 전류를 인가하거나 인가하지 않거나 하여 행해진 여러 종류의 치료의 상이한 결과를 강조한다. 헤모글로빈의 백분율의 경시 경향은 충혈의 경시 경향을 나타낸다. 혈류가 증가함에 따라서, 그리고, 결과적으로 충혈이 증가함에 따라서, 헤모글로빈이 증가한다. 횡좌표는 치료로 부터의 시간(일정한 스케일이 아님)을 나타내며, 종좌표는 종좌표의 원점에 상당하는 기준치(치료전의 헤모글로빈 함량)로부터 시작하는 헤모글로빈에서의 백분율의 변화를 나타낸다.

이들 도면에 표시된 결과를 얻기 위하여 이용된 파라미터는 다음과 같다.

평균펄스파워 : 30W

피크 파워 : 250W

60㎲의 프리-펄스(Pi)와 그다음의 40 서브-펄스(Si)를 가진 D-펄스

40 서브-펄스를 가진 S-펄스

스택 1(하나의 합성 펄스)

체류시간 1ms

펄스 당 에너지 0.75mJ

고주파 에너지 : 500kHz에서 3초에 대하여 30W

특히, 도 14a는 SP 및 DP로 표시된, 2개의 곡선을 도시하며, 고주파 전류의 인가 없이, 각각 SP형 펄스와 DP형 펄스에 의하여 레이저만으로 치료를 한 다음의, 헤모글로빈 백분율의 변화의 경시경향을 나타낸다. 양자의 케이스에 있어서, 치료 후에 헤모글로빈의 양이 증가하며, 치료 후에 약 18-20시간에서 피크를 갖는다. 그러나, DP형 펄스에 의한 치료의 경우에 있어서, 피크는 매우 더 낮다. 실제로, 이것은 환자에 대한 미용 치료의 더 낮은 충격에 해당하며, 결과적으로 적색화 및 부기(swelling) 등과 같은, 더욱 적은 부정적인 부작용에 해당한다.

인가로부터 24시간 이내에 충혈 피크를 통과한 후에, 헤모글로빈 수치는, 40%미만 만큼 기준치(인가 전)를 초과하는 수준으로 하강한다. 그러나, 치료 후 72시간 이상이 넘는 장기간에 있어서, DP형 펄스의 치료에 의하여 발생되는 충혈은, 약간 증가하여, 기본값을 넘어서 유지하는 경향이 있지만, 종래 펄스에 의하여 발생되는 충혈은 감소하여, 인가 전의 값으로 복귀하는 경향이 있다.

실제로, 이것은 DP 펄스로 한 치료가 덜 침해하는 것이며, 단기적으로는 바람직하지 않은 부작용을 보다 적게 초래하지만, 보다 장시간 동안 표준 이상의 값의 충혈 수준을 유지한다. 이것은 바람직한 조직의 회춘과 색상의 결과를 가져오는, 생물학적 프로세스의 보다 오래 지속되는 자극 효과를 가져오게 한다.

도 14b는 SP펄스(SP곡선)에 의한 레이저 에너지의 인가에 의하여 얻어지는 헤모글로빈의 백분율 함량에 대한 효과를 SP형의 레이저 펄스와 고주파 전류의 결합된 인가에 의하여 얻어지는 것과 비교한 것이다.

SP형 펄스와 결합하여 고주파를 인가함으로써, 충혈의 증가의 피크가 더욱 저감한다. 그러므로, 부작용 감소의 이점은 단기간(인가로부터 대략 24시간)내에 얻어진다.

장기간(72시간 이상)에 있어서, 증가된 헤모글로빈 함량이 관찰되며, 결합된 레이저 + RF 치료의 경우에 있어서, 시간이 지남에 따라 증가된 충혈의 정도를 나타낸다. 이것은, 레이저에 의한 전-치료(pre-treatment)에 의하여 야기된 혈관확장은 표피의 외부 층에 있어서의 전류의 흐름에 손해를 끼쳐서 더욱 깊은 조직의 층에 전류의 흐름을 촉진시켰기 때문에, 고주파에 의해 방출된 에너지는 더욱 깊은 충혈을 야기했다는 사실에 해당한다. 이렇게 유도된 깊은 충혈은 단기간에 충혈 피크를 감소시키지만, 시간에 대하여 더욱 긴 지속효과를 유지한다.

도 14c는, 헤모글로빈 함량의 백분율의 변화의 점에서 보아, DP펄스 만(DP 곡선)에 의한 레이저 빔과, 고주파와 결합한 DP 펄스(DP + RF 곡선)에 의한 레이저 빔의 효과를 비교한다. 이것은, 24시간 내에 충혈 피크는 실질적으로 변화하지 않는 것, 즉, 고주파 전기적 에너지와 레이저 에너지의 결합된 인가에 의하여 긍적적으로나 부정적으로 어느 한쪽으로 영향을 받지 않는 것을 관찰할 수 있다. 장기적으로, 양자의 경우에 있어서 증가는 최소한으로 이르며, 결합된 인가의 경우에는 보다 가파른 추세이다.

도 14d의 곡선 DP + RF 및 SP + RF는, SP펄스(SP+RF 곡선)과 DP펄스(DP+RF 곡선)의 두 개의 경우에 있어서 레이저 + RF전류의 결합 인가의 경우에 있어서 시간에 대한 헤모글로빈 백분율의 경시적인 변화의 경향에 대하여 도시한다.

마지막으로, 도 14e는 4개의 곡선 SP, DP, SP+RF, DP+RF의 중첩에 대하여 도시한다. 파선으로 표시된, 이상적인 곡선 Id는, 이들 4개의 곡선에 대하여 중첩되며; 즉, 이것은, 충혈이 바람직하지 않은 부작용을 최소한으로 얻고, 치료 효력을 최대한으로 얻도록 하여야 하는 이상적인 경향을 나타낸다. DP펄스의 이용, 또는 두 개의 DP 또는 SP펄스 중 하나를 고주파와 전류와 결합한 이용은 이상적인 곡선에 더욱 근접하고 따라서 더욱 바람직한 것을 관찰할 수 있다. 구체적으로, DP펄스의 형상은, 고주파 전류의 인가가 없는 경우라도, 충혈의 경시 경향의 면에 있어서 얻어질 특별히 효과적인 결과를 가져오게 할 수 있는 것을 관찰할 수 있다.

시간이 흐르면서 지속되는 충혈은, 충혈효과의 결과로서, 더욱 효율적인 조직 복구를, pH값, 온도, 산화질소, 이산화플래티늄, 이산화탄소플래티늄, 산소분자, 세포산화환원반응복합체의 활성화, 급성기단백질, 시토카인, 세포분열속도, 세포분화, 세포재생 속도에 대하여 얻어질 수 있게 한다.

충혈의 유발 및 그 경시경향 이외에,이들 치료의 효력을 평가하는 다른 중요한 요소는 조직 및 특히 콜라겐에 대한 수축효과이다. 수축은 표피를 회춘시키고, 주름을 감소시키며 또한 조직을 조화시키고 단단하게 하는 치료에 있어서 상당히 중요하다.

펄스 SP, DP 및 SP+RF, DP+RF의 다양한 결합을 이용하여 행해지는 테스트는, 행해진 치료의 형태의 함수로서 가변의 결과를 주었다. 수축의 정도는 인가시와 인가 뒤에 이어지는 시간 간격에서 치료 패턴의 점들 사이의 간격을 측정함으로써 간단하게 결정될 수 있다. 도 15는, 종축에, 패턴의 점들 사이의 평균 거리, 즉, 횡축에 표시된 4개의 가능한 결합에 대한 레이저 빔의 마크의 중심들 사이의 평균거리를 도시한다:

SP : SP펄스 만에 의한 레이저

DP : DP펄스 만에 의한 레이저

SP+RF : 고주파 전류와 결합한 SP펄스에 의한 레이저

DP+RF : 고주파 전류와 협력하여 DP펄스에 의한 레이저

다이어그램은 Im 및 120으로 분류되는 정사각형들을 나타낸다. 전자는 치료 직후의 값, 즉 조직에 대한 치료의 즉각적인 효과로서 얻어지는 수축의 지표를 표시한다. 120으로 표시되는 정사각형들은 치료 후에 120시간 동안 수집된 데이터를 표시한다. 데이터의 통계적인 중요성은 (***)(= 99% 보다 큰 중요성)와 ns(통계적으로 사소한 데이터)로 표시되어 있다.

도 15의 다이어그램에 있어서, 장기적으로 수축의 견지에서의 효과는, 사용된 레이저 펄스(SP, DP)의 형태와 상관없이, 결합된 레이저+고주파 치료의 경우에 있어서 더 크다는 것을 관찰할 수 있다.

치료의 우수성은 또한 치료된 대상의 완벽한 회복에 필요한 시간, 즉 치료의 흔적이 표피로부터 사라지기 위하여 필요한 시간의 함수로서도 결정된다. 이러한 면에 관련된 실험적인 결과는 도 16의 다이어그램에 요약되어 있다.

이 다이어그램에 있어서, 횡축은 치료 (횡좌표의 원점) 이후 일수로 표현되는 시간을 표시한다. 이하에서, 시간이 흐르면서 지속하는 "크러스트"라고 변칙적으로 칭하는 케라틴과 삼출물의 플러그의 백분율을 표시한다. 크러스트의 치료 100% 직후 볼 수 있다. DP+RF, SP+RF, DP 및 SP로 표시되는 4개의 곡선은 크러스트의 수가 감소하는 경시경향을 나타낸다. SP펄스와 레이저 만에 의한 치료는 이들 크러스트가 보다 크게 지속되게 하지만, DP 형태의 펄스 및 고주파전류와 레이저 방사선의 결합된 치료는, 크러스트의 높은 백분율(80%)이 사라지기 위하여 필요로 하는 시간의 실질적인 감소에 의해 특징되는 것을 그래프에서 관찰할 수 있다. DP펄스와 고주파에 의한 치료의 경우에 있어서, 크러스트의 80% 이상은 이미 치료 후 8-9일에 사라졌지만, SP펄스에 의한 레이저 만을 인가하는 경우에 있어서는, 동일한 수준의 감소가 치료 후 13일에 도달한다.

여기에 개시된 목적의 설명된 실시예는 도면에 도시되어 있으며 실시예의 상이한 예에 관련해서 구체적이고 상세하게 앞에서 완전히 개시되어 있지만, 이 기술이 속하는 분야의 당업자들은, 전술한 원칙 및 개념으로부터, 또한 첨부된 청구범위에 정의된 목적의 이점으로부터, 그리고 획기적인 교시로부터 일탈하지 않으면서, 다수의 수정, 변경 및 생략이 가능하다는 것을 이해할 것이다. 따라서, 모든 수정, 변경 및 생략을 포함하도록 기술된 변혁의 효율적인 범위는 첨부된 청구범위의 최광의의 해석에 의거해서만 결정되어야 한다. 또한, 방법 또는 프로세스의 순서 또는 시퀀스 또는 임의의 스텝은, 선택적인 실시예에 의하여 변화될 수 있고 재조정될 수 있다. 특히, 적절한 반복 주파수로, 일련의 단순한 펄스와 같은 다른 형상의 레이저 펄스를 또한 이용한, 레이저 방사선과 고주파 전류의 결합으로부터도 전술한 상승작용효과를 달성하는 것이 가능하다.

Claims

적어도 하나의 레이저 에너지원과;
레이저 빔을 발생시키는 시간 제어 장치와;
표피의 영역에 대하여 레이저 빔이 향하도록 배열되고 설계된 레이저 에너지 포커싱 시스템으로 이루어진 표피 영역을 치료하는 시스템으로서,
상기 제어 장치는, 베이스 주파수에서 방출된, 복수의 합성 펄스로 이루어진 레이저 빔을 발생하며, 각각의 합성 펄스는 상기 베이스 주파수 보다 높은 주파수에서 일련의 서브-펄스를 포함하는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제1항에 있어서,
상기 베이스 주파수는 1 과 1000Hz 사이에서 이루어진 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제1항 또는 제2항에 있어서,
상기 합성펄스는 연속적인 프리-펄스 방출의 제1간격과 제2서브-펄스 시퀀스 방출간격으로 이루어지고, 상기 서브-펄스 시퀀스는 적어도 하나의 서브-펄스로 이루어진 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제1항 또는 제2항 또는 제3항에 있어서,
상기 합성 펄스는, 상기 적어도 하나의 서브-펄스 보다 단위 표면적당 더 높은 에너지를 가진 프리-펄스로 이루어진 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제3항 또는 제4항에 있어서,
상기 프리-펄스는 후속의 서브-펄스의 피크 파워 보다도 높은 피크 파워를 가지는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제3항 또는 제4항 또는 제5항에 있어서,
상기 합성 펄스는 상기 프리-펄스에 후속하는 일련의 서브-펄스로 이루어진 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제3항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 연속적인 프리-펄스 방출 간격은 상기 후속의 서브-펄스의 각각 보다 큰 지속기간을 가지는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
전술한 청구항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 레이저 에너지 포커싱 시스템은, 패턴에 따라서 분포된 표피의 연속적인 볼륨을 치료하기 위하여 배열되고 제어되며, 상기 각각의 치료되는 볼륨은, 상기 볼륨을 치료하기 위하여 이용되는 레이저 빔의 축에 실질적으로 위치 결정된 중심을 가지며, 상기 연속적인 볼륨을 치료하기 위하여 이용되는 레이저 빔의 축은 미리 조정가능한 매트릭스의 점에 따라 분포되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제8항에 있어서,
상기 포커싱 시스템은 50㎛부터 1000㎛까지, 그리고 바람직하게는 90㎛ 부터 550㎛까지 서로로부터 떨어진 피치에 따라서 하나 이상의 레이저 빔을 향하게 하도록 배열되고 설계되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
전술한 청구항 중 1개 이상의 항에 있어서,
고주파 전류를 인가하기 위하여 고주파 전류원과 적어도 하나의 전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제10항에 있어서,
고주파 전류를 인가하기 위한 두 개의 전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제10항 또는 제11항에 있어서,
상기 고주파 전류원과 상기 레이저원은, 상기 레이저 빔의 인가와 시간을 맞춰 조정된 상기 고주파 전류원에 의하여 발생되는 고주파 전류를 인가하도록 제어되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제12항에 있어서,
상기 고주파 전류원과 상기 레이저원은 상기 레이저 빔의 인가에, 적어도 부분적으로 동시에, 및/또는 연속적으로, 고주파 전류를 인가하도록 시간을 맞추어 조정되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제10항 내지 제13항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 고주파 전류원은, 표피의 상기 부분에 대하여, 상기 레이저 빔의 인가와 결합하여, 1과 10초 사이, 바람직하게는 2와 5초 사이의 시간 동안 고주파 전류를 인가하도록 제어되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제10항 내지 제14항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 고주파 전류원은, 50과 1000kHz 사이, 바람직하게는 100과 700kHz 사이, 더 바람직하게는 400과 600kHz 사이 및 보다 더 바람직하게는 450과 550kHz 사이의 주파수에서 전류를 발생하는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제10항 내지 제15항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 고주파 전류원은 5와 100W 사이, 바람직하게는 10과 50W 사이의 파워를 인가하는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제10항 내지 제16항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 고주파 전류원은 레이저 방출의 개시로부터, 0.1 내지 1.5초의 시간 지연으로 방출하기 시작하도록 제어되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제10항 내지 제17항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 적어도 하나의 전극은, 전극과 치료될 조직 사이에서 전기 방전을 감소시키거나 방지하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
전술한 청구항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 레이저 에너지원은 532과 13,000nm 사이의 파장을 가지는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제19항에 있어서,
상기 레이저 에너지원은 10600nm에서의 방출에 의한 CO2 레이저인 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
전술한 청구항 중 1개 이상의 항에 있어서,
서로 떨어져 있는, 치료될 표피의 일부의 다수 점에 상기 레이저 빔을 향하도록 하는 스캐닝 장치를 구비하고 있는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
전술한 청구항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 적어도 하나의 레이저원으로부터 애플리케이터 핸드피스로 레이저 에너지를 전달하는 도파관을 구비하는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
제21항 및 제22항에 있어서,
상기 스캐닝 장치는 상기 애플리케이터 핸드피스 내에 내장되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
적어도 제10항 및 제22항에 있어서,
고주파 전류를 인가하기 위한 상기 적어도 한 개의 전극이 상기 핸드피스에 의하여 지지되는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
적어도 제 11항 내지 제22항에 있어서,
상기 핸드 피스는 고주파 전류를 인가하는 상기 두 개의 전극을 가지는 것을 특징으로 하는 표피 영역을 치료하는 시스템.
환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법으로서,
베이스 주파수로 방출되는, 1개 이상의 합성 펄스로 이루어지는 레이저빔을 방출하는 단계를 포함하고, 각각의 합성 펄스는 상기 베이스 주파수 보다 높은 주파수에서 일련의 서브-펄스를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제26항에 있어서,
상기 각각의 합성 펄스는 프리-펄스와 적어도 하나의 서브-펄스로 이루어진 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제27항에 있어서,
상기 프리-펄스는 상기 적어도 하나의 서브-펄스 보다 높은, 표면적 당 에너지를 가지는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제27항 또는 제28항에 있어서,
상기 프리-펄스는 상기 적어도 하나의 서브-펄스 보다 높은 피크 파워를 가지는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제27항 내지 제29항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 합성 펄스는 복수의 서브-펄스를 구비하는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제27항 내지 제30항 중 1개 이상의 항에 있어서,
상기 프리-펄스는 상기 각각의 서브-펄스 보다 큰 지속시간을 가지는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제26항 내지 제31항 중 1개 이상의 항에 있어서,
고주파 전류와 상기 레이저 빔을 결합시키는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제32항에 있어서,
상기 고주파 전류는 레이저 빔으로 시간을 맞춰 조정되어 레이저 빔과 고주파 전류는, 시간을 맞추어 중첩되는 방식으로, 그리고/또는 레이저 빔에 연속하여 고주파 전류가 방출되는 방식으로, 방출되는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법으로서,
표피의 상기 일부를 향하여 펄스 레이저 빔을 방출하는 단계와;
상기 레이저 빔과 시간을 맞춰 결합하여, 상기 표피의 일부를 향하여 고주파 전류를 방출하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
핸드피스를 통하여 에너지를 방출하는 방법으로서,
서로 시간을 맞춰 조정된 펄스 레이저 빔과 고주파 전류를 방출하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
제35항에 있어서,
상기 고주파 전류는 적어도 부분적으로 중첩되는 시간간격 및/또는 펄스 레이저 빔의 방출 간격에 이어지는 시간 간격으로 방출되는 것을 특징으로 하는 환자의 표피의 일부를 치료하는 미용방법.
표피의 영역을 치료하는 시스템으로서,
펄스 레이저 빔을 발생시키는 적어도 하나의 레이저 에너지원과;
표피의 상기 영역에 대하여 레이저 빔을 향하게 하도록 배열되고 설계된 레이저 에너지 포커싱 시스템과;
고주파 전류를 인가하기 위한 적어도 하나의 전극을 가진 고주파 전류원과;
시기 적절하게 조정된 방식으로 상기 레이저 빔과 상기 고주파 전류를 방출하는 제어기를 포함한 것을 특징으로 하는 표피의 영역을 치료하는 시스템.
제37항에 있어서,
상기 제어기는, 상기 레이저 빔의 인가와 적어도 부분적으로 동시에, 그리고/또는 상기 레이저 빔의 인가와 연속해서 상기 고주파 전류를 방출하도록 설계된 것을 특징으로 하는 표피의 영역을 치료하는 방법.