Способ управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани



Способ управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани
Способ управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани

 


Владельцы патента RU 2429890:

Общество с ограниченной ответственностью "Научно-производственное предприятие Волоконно-Оптического и Лазерного Оборудования" (ООО "НПП ВОЛО") (RU)

Изобретение относится к медицине, а именно к дерматологии и косметологии, и может быть использовано при проведении процедур с использованием лазерного излучения. Для этого в потоке газа в камере смешения распыляют жидкость, температура кипения которой превышает температуру тела. Температуру жидкости выбирают из условия Тж≤Тпов[1+λэ/(αδэ)]-[λэ/(αδэ)]Т0, где λэ, δэ - коэффициент теплопроводности и толщина поверхностного слоя кожи соответственно, α - коэффициент теплообмена на поверхности кожи, Т0 - исходная температура поверхностного слоя кожи, Тпов - требуемая температура поверхностного слоя кожи. Температуру газа выбирают на 5-20°С выше температуры жидкости. Затем с помощью рабочей камеры, содержащей прозрачное для рабочего излучения оптическое окно, поток газокапельной смеси направляют параллельно поверхности кожи и на выходе рабочей камеры отсасывают. Перед циклом лазерного облучения подачу жидкости в камеру смешения прекращают, а поток газа в течение цикла лазерного облучения продолжают. Способ позволяет обеспечить равномерное управление температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев без механического давления на кожу за счет поперечного воздействия потока чистого газа одновременно с лазерным излучением. 2 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Способ управления температурой поверхности кожи и подкожных слоев биоткани относится к области лазерной медицины и может быть использован в косметологии или дерматологии.

Уровень техники

Известны способы для обработки кожи, использующие комбинированное воздействие на ее поверхность лазерного излучения и охлаждения с целью удаления волос, пигментных пятен различного происхождения, устранения рубцов, разглаживания морщин. При этом используются чисто термические эффекты воздействия излучения на ткань, обусловленные ее поглощением. Световое излучение обеспечивает непосредственную доставку тепловой энергии на определенную глубину в зависимости от спектрального состава и интенсивности излучения, от спектральной поглощательной способности ткани-мишени. Выбор длины волны излучения, изменение режимов облучения (изменение интенсивности, длительности импульсов излучения, частоты их следования) в сочетании с процессами теплопроводности в ткани при поверхностном охлаждении предоставляют широкие возможности в обеспечении избирательного локального нагрева до заданных температур залегающих на разных расстояниях от поверхности кожи тканей-мишеней (пигментных пятен, фолликул волос, капилляров, волокон коллагена и т.д.) для получения положительного клинического эффекта.

Например, для процедуры омоложения лазерное излучение с длиной волны 1.45 мкм избирательно воздействует на коллаген, размещенный на глубине 0.5-1.2 мм от поверхности кожи и ответственный за прочность и упругость ее. Дозированное прогревание слоя коллагена вызывает его тепловое повреждение (постепенное разрушение). Откликом организма на повреждение являются естественные восстановительные процессы, которые стимулируют создание нового коллагена. То есть суть метода омоложения заключается в имитации процессов воспаления, происходящих при заживлении ран и активизирующих процессы синтеза коллагена, другими словами, процессы появления новых волокон, структура которых аналогична строению молодой кожи. В результате достигается эффект освежения, устранения морщин, улучшения эластичности кожи без повреждения ее поверхности. Для достижения таких результатов рабочее значение температуры в зоне залегания коллагеновых волокон должно находиться в диапазоне 53-57°С. В то же время температура поверхности кожи не должна превышать 40°С из-за возможности термического разрушения эпидермиса. Указанный характер распределения температуры по глубине кожи формируется при использовании охлаждения поверхности кожи в различные моменты относительно периода облучения (до, во время и после воздействия излучением). Использование так называемой системы динамического охлаждения защищает эпидермис от теплового разрушения и минимизирует ожоговые и болевые ощущения вследствие блокировки болевых рецепторов, размещенных под эпидермисом.

Для охлаждения кожи применяются различные хладагенты: твердотельные, жидкостные, газообразные. Приемы удаления тепла от поверхности кожи могут быть контактными (сапфировые окна, медные пластины, криопакеты и т.д.) и бесконтактными (импульсный обдув криогенным спреем, непрерывный обдув холодным воздухом).

Наиболее распространенными в лазерных системах являются контактное охлаждение и охлаждение спреем. Оба приема являются весьма эффективными средствами для охлаждения кожи, обеспечивающими высокие значения коэффициента теплообмена на поверхности кожи, лежащие на уровне α=5-10 кВт/м2град.). Однако этим методам обработки свойственны недостатки.

При использовании криогенного спреея характерен режим кратковременного предварительного охлаждения поверхности кожи (перед началом лазерного облучения). Хладагентом является жидкость, температура кипения которой намного меньше исходной температуры кожи. Так, температура падающих на поверхность кожи капель лежит в пределах от -40 до -60°С. При касании с теплой поверхностью кожи капли жидкости кипят, испаряются и быстро охлаждают эпидермис. Нерегулярность в размере капель криогенной жидкости и в толщине жидкого криогенного слоя приводит к переменным по поверхности кожи локальным значениям как контактной температуры, так и времени испарения. Возникающая тепловая ситуация не обеспечивает полной защиты эпидермиса, особенно когда работают с плотностями излучения вблизи порогового значения разрушения неохлажденной кожи. Также влажность окружающей атмосферы (воздуха) оказывает неблагоприятное влияние на эффективность обработки. Ослабление пучка излучения на торосистой ледяной пленке, образующейся на поверхности кожи, требует от оператора компенсирующего увеличения интенсивности рабочего потока излучения. Все это требует четкой и безошибочной работы оператора и аппаратуры, так как любой сбой в нарушении баланса между интенсивностями облучения и охлаждения поверхности кожи может привести к перегреву и разрушению как эпидермиса, так и ткани-мишени. Все это приводит к ухудшению качества обработки.

Что касается контактного охлаждения, то наиболее используемым в лазерных системах хладагентом для этой цели является сапфир. Сапфир прозрачен, имеет высокий порог разрушения и близок к металлам по величине коэффициента теплопроводности. Однако для воспроизводимости результатов при переходе от одной рабочей зоны к другой необходимо выдерживать постоянное давление на поверхность кожи, так как при механическом сжатии изменяются условия кожного кровообращения и нарушаются термодинамические процессы. Кроме того, при прямом контакте с кожей на рабочей поверхности сапфирового окна могут накапливаться продукты износа: жир, волосы, микрочешуйки кожи и т.д., что чревато нагревом окна и ослаблением пучка излучения. Необходимость чистки поверхности окна после каждого цикла лазерной обработки резко снижает производительность проведения процедур.

Наиболее близким к предлагаемому решению являются раскрытые в патенте US 6475211 метод и устройство для управления температурой биологической ткани с синхронным облучением, в котором охлаждение поверхности кожи производится потоком движущегося хладагента. Для этого устройство содержит средства доставки излучения и потока хладагента в рабочую зону, средства управления температурой и скоростью потока хладагента. Хладагент может находится в жидком или газообразном состоянии. В качестве хладагента выбран воздух.

Поток холодного воздуха для охлаждения поверхности кожи в лазерных системах используется реже, чем криогенный спрей и сапфир, из-за намного меньшей скорости теплосъема с поверхности. При использовании воздуха максимально достижимые значения коэффициента теплообмена лежат в диапазоне 0.4-0.6 кВт/(м2град.), что на порядок меньше, чем при контактном охлаждении сапфиром или охлаждении с помощью криогенного спрея. В результате низкой интенсивности теплообмена на поверхности кожи процесс охлаждения ее потоком воздуха до заданного значения температуры является длительной процедурой, пригодной только для предварительного охлаждения кожи в режиме редких посылок импульсов излучения. Этот факт резко снижает производительность проведения процедуры лазерной обработки. Для управления же температурой кожи в миллисекундном диапазоне времен воздушное охлаждение неработоспособно. Кроме того, поток хладагента по патенту направлен почти по нормали к поверхности кожи и неминуемо оказывает механическое давление на поверхность кожи. Сжатие кожи меняет внутритканевые условия как поглощения ткани, так и прохождения тепла в ней, что ухудшает стабильность результатов обработки. Кроме того, падение по нормали к поверхности кожи газового потока ведет к образованию над поверхностью кожи воздушной подушки, затрудняющей процесс теплообмена и препятствующей тем самым ее эффективному охлаждению.

Раскрытие изобретения

Целью изобретения является повышение эффективности охлаждения и стабильности результатов обработки путем использования комбинации разнородных хладагентов, выбора направления и параметров движения хладагента, а также подбора относительных температур компонент смешанного хладагента.

Поставленная цель достигается тем, что в известном способе управления температурой биологической ткани синхронным облучением и охлаждением поверхности кожи потоком газа (воздуха) в потоке газа распыляют жидкость, температура кипения которой превышает температуру тела. Распыление производят в камере смешения. При этом температуру жидкости выбирают из условия Тж≤Тпов[1+λэ/(αδэ)]-[λэ(αδэ)]То, где λэ, δэ - коэффициент теплопроводности и толщина поверхностного слоя кожи соответственно, α - коэффициент теплообмена на поверхности кожи, То - исходная температура поверхностного слоя кожи, Тпов - требуемая температура поверхностного слоя кожи, а температуру газа выбирают на 5-20°С выше температуры жидкости. После чего с помощью рабочей камеры, содержащей прозрачное для рабочего излучения оптическое окно, поток газокапельной смеси направляют параллельно поверхности кожи и на выходе рабочей камеры отсасывают. Перед циклом лазерного облучения подачу жидкости в камеру смешения прекращают, а поток газа в течение цикла лазерного облучения продолжают. Массовую концентрацию жидкости в газокапельной смеси выбирают из условия К≤[(ρэδэсэ)/сж][1p/vtDк)][Топов)/(Тож)], где ρэ - плотность поверхностного слоя кожи, сэ, сж - теплоемкость поверхностного слоя кожи и жидкости соответственно, δэ - толщина поверхностного слоя кожи, lp - длина рабочей зоны охлаждения на коже, Dк - диаметр капли, v - скорость движения смеси, t - время обдува смесью, Тж - температура жидкости.

Краткое описание чертежей

На фиг.1 представлено устройство для осуществления способа управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани.

На фиг.2 изображен график, иллюстрирующий распределение температуры в поверхностном слое кожи и подкожных слоях биоткани.

Осуществление изобретения

На фиг.1 представлено устройство для осуществления способа управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани. Устройство содержит лазерный излучатель 1, рабочую камеру 2, газовую систему 3, камеру смешения 4, систему отсасывания 5, средства доставки лазерного излучения 6 в рабочую камеру, систему управления 7, систему регулирования температуры газа 8, резервуар для жидкости 9, систему регулирования температуры жидкости 10, систему впрыскивания жидкости 11 в камеру смешения, каналы 12 для подачи жидкости в систему впрыскивания и каналы 13 для отвода отсасываемых системой отсасывания из рабочей камеры газа и жидкости.

С помощью приведенного устройства способ реализуется по заданной программе системой управления 7. Открывают газовую систему 3 с установленной заранее с помощью системы терморегулирования 8 заданной температурой газа и включают систему отсасывания 5. Формируется поток газа, движущийся из газовой системы 3 через камеру смешения 4 в рабочую камеру 2, с помощью которой поток газа направляют вдоль поверхности кожи и далее в систему отсасывания 5. Включают систему подачи жидкости в камеру смешения. Из резервуара 9 жидкость с заранее установленной системой терморегулирования 10 температурой с помощью системы впрыскивания 11 подается в камеру смешения 4 в течение заданного периода времени (определяется расчетом). Чисто газовый поток после камеры смешения 4 в течение длительности этого периода превращается в поток газокапельной смеси, который движется в том же направлении, омывая поверхность кожи. Период времени, в течение которого жидкость подается в камеру смешения 4, характеризуется повышенной эффективностью охлаждения поверхности кожи в рабочей камере 2. К концу этого периода высокоинтенсивного охлаждения поверхности кожи по глубине биоткани формируется температурное поле с ниспадающим к поверхности кожи характером распределения температуры до заданного значения на ней. В момент достижения заданной температуры на поверхности кожи подачу жидкости в камеру смешения прекращают и включают лазерное излучение заданной длительности и плотности (определяются расчетом). Излучение из лазерного излучателя 1 с помощью средства доставки 6 через прозрачное для рабочего излучения оптическое окно рабочей камеры 2 направляют на поверхность кожи. В результате воздействия импульсного лазерного нагрева поверхности кожи вслед периода ее высокоинтенсивного охлаждения по сечению биоткани формируется профиль распределения температуры с температурой поверхности кожи, не превышающей допустимой величины. Продолжающий действовать во время лазерного импульса поперечный газовый поток не влияет на параметры проходящего излучения из-за своей прозрачности и однородности. После окончания процедуры рабочую камеру переносят на новый участок кожи и цикл повторяется.

В отличие от прототипа в предлагаемом способе в поток газа впрыскивают жидкость в течение некоторого периода времени для увеличения эффективности охлаждения поверхности кожи. Как известно, интенсивность теплоотвода от поверхности определяется величиной коэффициента теплообмена α на ней, который представляет собой сложную функцию потока хладагента, его теплофизических свойств и геометрических параметров системы. Как видно из фиг.2 температура охлаждаемой поверхности при любых значениях коэффициента теплообмена превышает температуру хладагента. Чем больше значение этого коэффициента, тем ближе значение температуры охлаждаемой поверхности Тпов к значению температуры хладагента Тж. При использовании воздуха в качестве хладагента максимально достигаемые значения коэффициента теплообмена лежат в диапазоне α=400-600 Вт/м2град. Величину этого коэффициента для воздуха можно повысить, если в потоке воздуха распылять теплопроводную жидкость (например, воду) перед рабочей зоной охлаждения. Микрокапельки жидкости при оседании на поверхность интенсивно забирают тепло от поверхности сообразно своим значениям коэффициента теплопроводности и теплоемкости и затем выносятся из рабочей зоны потоком воздуха. А эффект возможной турбулентности потока смеси еще более увеличивает эффективность теплосъема с поверхности кожи. Расчеты показали, что при впрыскивании воды в поток воздуха и умеренной скорости потока смешанного хладагента величина коэффициента теплообмена на поверхности кожи на порядок превышает значения для чистого воздуха (повышается до значений в диапазоне 3-10 кВт/м2град.) и становится соизмеримой со значениями коэффициента, обеспечиваемыми контактным охлаждением сапфиром и спрей, охлаждением.

Для реализации конвективного механизма теплообмена на поверхности кожи без фазового перехода в охлаждающей среде в способе используют жидкость с температурой кипения выше температуры тела, что повышает стабильность результатов обработки кожи, то есть обеспечивает стабильность управления температурой поверхности кожи за счет равномерной интенсивности и однородности условий теплообмена. Кроме того, хладагенты должны быть нейтральными по отношению к коже. С этих точек зрения в способе в качестве жидкости может быть выбрана вода с температурой кипения 100°С при нормальном атмосферном давлении, а в качестве газа может быть выбран воздух.

Для распыления используют камеру смешения, в которую в течение всей процедуры подается газ и в течение заданного периода времени подается (впрыскивается) жидкость.

Для формирования заданной температуры поверхности кожи (при фиксированной интенсивности охлаждения) температуру жидкости в способе выбирают из условия, вытекающего из уравнения теплового баланса на поверхности кожи,

Тж≤Тпов[1+λэ/αδэ)]-[λэ/(αδэ)]Т0.

Расчеты показали, что положительные значения температуры жидкости Тж получаются при следующих значениях параметров: α≥3000 Вт/м2град., Тпов≥7°С.

Знак ≥ в выражении учитывает возможный нагрев капель жидкости от контакта со стенками канала при движении потока от камеры смешения до рабочей камеры.

Температуру несущего газа в способе выбирают выше температуры жидкости на величину в диапазоне 5-20°С, так как температура газа не оказывает влияния на температуру капель из-за практически отсутствующего теплообмена между ними и основной вклад в процесс управления температурой кожи оказывает температура жидкости. Такой выбор исключает необходимость предварительного глубокого охлаждения газа и использования систем для этого, что приводит к существенной экономии энергетических затрат при проведении процедуры и к уменьшению габаритов устройства для осуществления предлагаемого способа.

В отличие от прототипа в способе поток хладагента направляют вдоль поверхности кожи, что минимизирует механическое влияние на кожу и улучшает стабильность результатов обработки управления температурой кожи. Направление потока хладагента параллельно поверхности кожи в способе формируют с помощью рабочей камеры 2, образуемой сверху прозрачным для рабочего излучения оптическим окном на пути хода лазерного излучения, поверхностью кожи снизу и боковыми стенками.

Толщину зазора в рабочей камере выбирают из условия, чтобы ближайшая к внешней поверхности кожи точка с температурой хладагента располагалась внутри рабочего канала как в случае использования газокапельной смеси, так и в случае использования чистого газа. Дальность расположения этой точки зависит от коэффициента теплопроводности поверхностного слоя кожи (эпидермиса) λэ, коэффициента теплообмена на поверхности кожи α и вычисляется по формуле d=λэ/α (см. фиг.2). На фиг.2 показана диаграмма, на которой показано распределение температуры (по вертикальной оси) в зависимости от расстояния от поверхности кожи (слева) и глубины слоя биоткани (справа). Например, для воздушнокапельной смеси на основе воды с режимами движения, обеспечивающими величину коэффициента теплообмена α≈9000 Вт/м2 град., эта точка располагается на расстоянии d≈0.03 мм от поверхности кожи, а при использовании чистого воздуха с протоком со скоростью, обеспечивающей величину α≈500 Вт/м2град., это расстояние составляет уже d≈0.5 мм. Следовательно, толщина зазора должна составлять величину не менее 0.6 мм. Однако практическую толщину зазора относительно расчетного значения надо увеличить не менее чем в 4 раза как для компенсации неизбежной и довольно значительной погрешности теплофизического расчета, так и для обеспечения условий развития стабильного режима течения хладагента. С учетом сказанного толщину зазора следует выбирать в данных условиях равной не менее d=4λэ/α≈2 мм.

Скорость движения потока смешанного хладагента в способе, обеспечивающая длительность контакта капли жидкости с поверхностью кожи, достаточную для максимального восприятия ею тепловой энергии от поверхности кожи (соизмерима со временем тепловой релаксации капли), выбирают равной v≈4аж1р/Dк2, где аж - коэффициент температуропроводности жидкости, lр - длина рабочей зоны охлаждения на коже, Dк - диаметр капли жидкости. Величина скорости движения потока и характер его течения зависят от диаметра капли. Например, для капли воды диаметром 50 мкм скорость движения потока смешанного хладагента составляет примерно 1.75 м/с. Течение хладагента в этом случае носит переходной характер, так как величина критерия Рейнольдса для такого потока Re=≈6740 превышает критериальное значение для ламинарного режима течения (Re≤2200) и не достигает критериального значения для турбулентного режима течения (Re>104). Для капли воды диаметром 20 мкм значение для скорости увеличивается до 10 м/с, а режим течения хладагента становится уже турбулентным (Re≈38500>104).

При оценке содержания жидкости в объеме смешанного хладагента для упрощения принимался ламинарный характер движения хладагента. Получено, что относительную концентрацию жидкости в газокапельной смеси следует выбирать из условия

К≥[(ρэδэсэ)/(ρжсж)][lр/(vtDк)][(Топов)/(Тож)], отн.ед.

где ρэ, ρж - плотность поверхностного слоя кожи и жидкости соответственно, cэ, cж -теплоемкость поверхностного слоя кожи и жидкости соответственно, lр - длина рабочей зоны охлаждения на коже, v - скорость движения смеси, t - длительность обдува смесью, Тж - температура жидкости в рабочей камере.

Для получения массовой концентрации с размерностью (г/см3) приведенное выражение необходимо умножить на плотность жидкости ρж и оно приобретает следующий вид

К≥[(ρэδэcэ)/cж][lр/(vtDк)][(Тoпов)/(Тож)], г/см3.

Полученные значения концентрации жидкости отвечает условию как участия всех капель в процессе теплопереноса контактируемым слоем, так и полного запасания энергии ими. На самом деле из-за нестационарности процессов теплообмена и уменьшения температуры поверхности Тпов от исходного значения в процессе охлаждения оценочное по формулам значение необходимо увеличить, чем и объясняется наличие в выражениях знака (≥) вместо знака равенства.

Из-за поглощения и рассеяния каплями жидкости рабочего излучения применение газокапельной смеси для снижения температуры приповерхностного слоя кожи возможно только в период предохлаждения, то есть в период времени, предшествующий периоду светового облучения поверхности кожи. Поперечный же поток чистого газа, действующий на поверхность кожи одновременно с лазерным излучением, не ухудшает параметры светового пучка, но несколько замедляет рост температуры приповерхностного слоя в течение цикла лазерного облучения.

Способ управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани, отличающийся тем, что в потоке газа в камере смешения распыляют жидкость, температура кипения которой превышает температуру тела, при этом температуру жидкости выбирают из условия Тж≤Тпов[1+λэ/(αδэ)]-[λэ/(αδэ)]Т0, где λэ, δэ - коэффициент теплопроводности и толщина поверхностного слоя кожи соответственно, α - коэффициент теплообмена на поверхности кожи, Т0 - исходная температура поверхностного слоя кожи, Тпов - требуемая температура поверхностного слоя кожи, а температуру газа выбирают на 5-20°С выше температуры жидкости, после чего с помощью рабочей камеры, содержащей прозрачное для рабочего излучения оптическое окно, поток газокапельной смеси направляют параллельно поверхности кожи и на выходе рабочей камеры отсасывают, перед циклом лазерного облучения подачу жидкости в камеру смешения прекращают, а поток газа в течение цикла лазерного облучения продолжают.



 

Похожие патенты:
Изобретение относится к медицине, а именно к физиотерапии. .
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для фотодинамической терапии кожи, слизистой и ногтей. .

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам лазерного облучения биологических объектов при повреждающем действии на них ионизирующего излучения в эксперименте.
Изобретение относится к медицине, онкологии, и может быть использовано для сочетанной фотонно-нейтронной терапии злокачественных опухолей. .
Изобретение относится к медицине, а именно - к стоматологии и физиотерапии. .
Изобретение относится к медицине, онкологии и может быть использовано для лечения предраковых заболеваний органов женской половой сферы. .

Изобретение относится к медицине, в частности к онкологии, и касается лечения опухолей лазерной гипертермией. .

Изобретение относится к медицине, а именно к лазерной медицине, и может быть использовано для лазерной сварки биологических тканей. .

Изобретение относится к медицине, онкологии, и может быть использовано для фототермолиза раковых клеток. .

Изобретение относится к медицине, а именно к физиотерапии

Изобретение относится к медицине, а именно к пульмонологии, и может быть использовано в лечении рецидивирующего, хронического обструктивного и необструктивного бронхита, острой осложненной (тяжелой) пневмонии, бронхоэктатической болезни
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для лечения больных дисплазией 3 степени и интраэпителиальным раком шейки матки
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для фотодинамической терапии и хирургического удаления внутриглазного новообразования
Изобретение относится к медицине, в частности к урологии, и касается лечения хронического простатита
Изобретение относится к медицине, а именно к онкологии, и может быть использовано для лечения рака молочной железы

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани
Изобретение относится к медицине, а именно к онкологии, и может быть использовано при лечении пациентов с солидными опухолями
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для хирургического лечения узлового и многоузлового нетоксического зоба

Изобретение относится к медицине, в частности к офтальмологии, и касается консервативного лечения птеригиума
Наверх