Устройство управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани



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

 


Владельцы патента RU 2437691:

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

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани. Устройство содержит лазерный излучатель, рабочую камеру и газовую систему, резервуар для жидкости и систему ее терморегулирования, камеру смешения, систему впрыскивания жидкости в камеру смешения, каналы для подачи жидкости в систему впрыскивания, систему отсасывания, каналы для отвода отсасываемых системой отсасывания из рабочей камеры газа и жидкости. В камеру смешения из газовой системы подается поток газа для распыления в нем жидкости с образованием газокапельной смеси, подаваемой в рабочую камеру. Камера образована сверху прозрачным для рабочего излучения оптическим окном на пути хода лазерного излучения, поверхностью кожи снизу и стенками по бокам. Толщина зазора в камере между внутренней поверхностью оптического окна и поверхностью кожи равна d≥4λЭ/α, температура жидкости в рабочей камере Тж равна 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. Температура газа в рабочей камере на 5-20°С выше температуры жидкости. Жидкость является нейтральной по отношению к коже и имеет температуру кипения, превышающую температуру тела. Использование изобретения позволит повысить эффективность и равномерность охлаждения участка поверхности кожи и улучшить стабильность результатов управления температурой поверхности кожи. 1 з.п. ф-лы, 2 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Устройство управления температурой поверхности кожи и подкожных слоев биоткани относится к области лазерной медицины и может быть использовано 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.

Использованию криогенного спрея 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 не работоспособно. 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 и равномерности охлаждения рабочего участка поверхности кожи, улучшение стабильности результатов управления температурой поверхности кожи за счет выбора направления движения потока хладагента, выбора свойств охлаждающих сред, комбинированного использования разнородных хладагентов. Дополнительной целью является уменьшение габаритов устройства и снижение его себестоимости за счет подбора относительных температур используемых хладагентов.

Поставленная цель достигается тем, что в известное устройство, содержащее лазерный излучатель, рабочую камеру и газовую систему, дополнительно введены резервуар для жидкости и система ее терморегулирования, камера смешения, в которую из газовой системы подается поток газа для распыления в нем жидкости с образованием газокапельной смеси, подаваемой в рабочую камеру, система впрыскивания жидкости в камеру смешения, каналы для подачи жидкости в систему впрыскивания, система отсасывания, каналы для отвода отсасываемых системой отсасывания из рабочей камеры газа и жидкости. В предлагаемом устройстве рабочая камера образована сверху прозрачным для рабочего излучения оптическим окном на пути хода лазерного излучения, поверхностью кожи снизу и стенками по бокам, толщина зазора в рабочей камере между внутренней поверхностью оптического окна и поверхностью кожи равна d≥4λЭ/α. Температура охлаждающей жидкости в рабочей камере равна Тж≤Тпов[1+λЭ/(αδЭ)]-[λЭ/(αδЭ)]Т0, где λЭ и δЭ - теплопроводность и толщина поверхностного слоя кожи (эпидермиса) соответственно, α - коэффициент теплообмена на поверхности кожи, Т0 - исходная температура поверхностного слоя кожи, Тпов - требуемая температура поверхностного слоя кожи. Температура газа в рабочей камере на 5-20°С выше температуры жидкости, а используемая жидкость является нейтральной по отношению к коже и имеет температуру кипения, превышающую температуру тела.

В предлагаемом устройстве в качестве жидкости может использоваться вода с температурой кипения 100°С при нормальном атмосферном давлении, а в качестве газа может использоваться воздух.

Краткое описание чертежей

На фиг.1 представлено устройство для осуществления 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 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.

Работа устройства осуществляется по заданной программе системой управления 7 и происходит следующим образом. Открывается газовая система 3 с установленной заранее с помощью системы терморегулирования 8 заданной температурой газа и включается система отсасывания 5. Рабочая камера слегка присасывается к поверхности кожи и формируется поток газа, движущийся из газовой системы 3 через камеру смешения 4 в рабочую камеру 2, с помощью которой поток направляется вдоль поверхности кожи, и далее в систему отсасывания 5. Включается система 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 подачи жидкости в камеру смешения 4 характеризуется повышенной эффективностью охлаждения поверхности кожи в рабочей камере 2. К концу 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 этот момент подача жидкости в камеру смешения прекращается и включается 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 направляется 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. После окончания процедуры рабочая камера переносится на новый участок кожи и все повторяется.

В отличие от прототипа поток хладагента в устройстве направлен вдоль поверхности кожи, что минимизирует механическое влияние на кожу и улучшает стабильность результатов обработки. Направление потока хладагента вдоль поверхности кожи формируется в рабочей камере 2, образуемой сверху прозрачным для рабочего излучения оптическим окном на пути хода лазерного излучения (фиг.1), поверхностью кожи снизу и стенками по бокам.

Толщина зазора в рабочей камере выбрана 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

(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 воздушно-капельной 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.

Интенсивность теплоотвода от поверхности определяется величиной коэффициента теплообмена α, 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 к значению температуры хладагента. 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. Микрокапельки жидкости при оседании на поверхность интенсивно забирают тепло от поверхности сообразно своим значениям коэффициента теплопроводности и теплоемкости и затем выносятся из рабочей камеры 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 движения потока смеси 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.

Температура жидкости Тж в рабочей камере определяется как величиной требуемой температуры поверхности кожи Тпов, так и величиной реализуемого в устройстве коэффициента теплообмена α, и вычисляется по формуле, вытекающей из уравнения теплового баланса на поверхности кожи,

Тж≤Тпов[1+λЭ/(αδЭ)]-[λЭ/(αδЭ)]Т0.

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

Поскольку теплообмен между каплями жидкости и газом практически отсутствует, температура газа не оказывает влияния на температуру капель и основной вклад в процесс управления температурой кожи оказывает температура жидкости. Это позволяет в устройстве использовать несущий газ с температурой, выше температуры жидкости на величину в диапазоне 5-20°С, что приводит к существенной экономии энергетических затрат при проведении процедуры, исключая необходимость предварительного глубокого охлаждения газа и использования систем для этого, и в результате к уменьшению габаритов устройства.

Для реализации конвективного механизма теплообмена на поверхности кожи без фазового перехода в охлаждающей среде используют жидкость с температурой кипения, выше температуры тела, что повышает стабильность результатов управления температурой поверхности кожи. Жидкость должна быть нейтральной по отношению к коже, то есть жидкость должна быть не агрессивной по отношению к коже и не токсичной. С этих точек зрения в устройстве в качестве жидкости может использоваться вода с температурой кипения 100°С при нормальном атмосферном давлении, а в качестве газа может использоваться воздух.

Оптимальная скорость движения потока газокапельной смеси, обеспечивающая длительность контакта капли жидкости с поверхностью кожи, достаточную для максимального восприятия ею тепловой энергии от поверхности кожи (соизмерима со временем тепловой релаксации капли), равна v≈4ажlр/Dк2, где aж - коэффициент температуропроводности жидкости, lp - 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 с диаметром 50 мкм скорость движения потока 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 диаметром 20 мкм значение для оптимальной скорости увеличивается до 10 м/с, а режим течения хладагента становится уже турбулентным (Re≈38500>104).

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

K≥[(ρЭδЭсЭ)/(ρжсж)][lp/(vtDк)][(To-Tпов)/(Тож)] отн.ед.,

где ρЭ, ρж - плотность поверхностного слоя кожи и жидкости соответственно, сЭ, сж - теплоемкость поверхностного слоя кожи и жидкости соответственно, lp - 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:

K≥[(ρЭδЭсЭ)/сж)][lp/(vtDк)][(To-Tпов)/(Тож)].

Полученное значение массовой 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 формуле значение необходимо увеличить в несколько раз, чем и определяется 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, 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 замедляет рост температуры приповерхностного слоя в период облучения.

1. Устройство управления температурой поверхностного слоя кожи и подкожных слоев биоткани, содержащее лазерный излучатель, рабочую камеру и газовую систему, отличающееся тем, что устройство дополнительно содержит резервуар для жидкости и систему ее терморегулирования, камеру смешения, в которую из газовой системы подается поток газа для распыления в нем жидкости с образованием газокапельной смеси, подаваемой в рабочую камеру, систему впрыскивания жидкости в камеру смешения, каналы для подачи жидкости в систему впрыскивания, систему отсасывания, каналы для отвода отсасываемых системой отсасывания из рабочей камеры газа и жидкости, при этом рабочая камера образована сверху прозрачным для рабочего излучения оптическим окном на пути хода лазерного излучения, поверхностью кожи снизу и стенками по бокам, толщина зазора в рабочей камере между внутренней поверхностью оптического окна и поверхностью кожи равна d≥4λЭ/α, температура жидкости в рабочей камере Тж равна 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, температура газа в рабочей камере на 5-20°С выше температуры жидкости, при этом жидкость является нейтральной по отношению к коже и имеет температуру кипения, превышающую температуру тела.

2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что жидкость является водой, а газ является воздухом.



 

Похожие патенты:
Изобретение относится к медицине, а именно к онкологии, и может быть использовано для лечения рака молочной железы. .
Изобретение относится к медицине, в частности к урологии, и касается лечения хронического простатита. .
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для фотодинамической терапии и хирургического удаления внутриглазного новообразования. .
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для лечения больных дисплазией 3 степени и интраэпителиальным раком шейки матки. .

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, а именно к физиотерапии. .

Изобретение относится к медицине, а именно к дерматологии и косметологии, и может быть использовано при проведении процедур с использованием лазерного излучения. .
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 медицине и может быть использовано для ранней диагностики посттравматического остеоартроза. .

Изобретение относится к медицине, эндокринологии и может быть использовано для оценки риска синдрома диабетической стопы. .

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для диагностики патологии микроциркуляции крови конечностей. .

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано для диагностики, контроля лечения и прогноза сосудистой патологии. .

Изобретение относится к области медицины, а именно к способам лучевой диагностики состояния церебральной ликвородинамики. .

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для выявления уровня общей неспецифической реактивности организма (УОНРО) белых крыс. .
Изобретение относится к медицине и может быть использовано для интраоперационной диагностики неврологических осложнений при операции на позвоночнике. .

Изобретение относится к медицине, в частности к офтальмологии, и может быть использовано для объективной оценки состояния глаза в послеоперационном периоде. .

Изобретение относится к области медицины, а именно к устройствам и способам для определения температурных изменений внутренних тканей биологического объекта, и может быть использовано для неинвазивного раннего выявления риска рака.
Изобретение относится к медицинской технике, а именно к оценке раздражающего действия внутрисосудистых катетеров. .

Изобретение относится к хирургии и может быть применимо для лечения геморроя. .
Наверх