【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、皮膚に光を照射してその熱作用によって皮膚のしわやしみ、あざを治療したり、不必要な毛を除去するために用いられる光応用医用装置の改良に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の光応用医用装置としてレーザやフラッシュランプの光を利用して不要な毛の除去（脱毛）を行う光脱毛装置を例にとって説明する。 光脱毛装置は例えばＹＡＧレーザや半導体レーザやフラッシュランプをパルス発光させ、その光エネルギーで毛を成長させる元である毛根を破壊するものである。
図２に人の皮膚構造の模式図を示す。
図２において、（１４）は表皮、（１５）は真皮、（１６）は毛根、（１７）はメラニンである。
このように皮膚はその外側から、ごく薄い表皮とその下にあり比較的に厚い真皮とで構成されている。 そのうち表皮はおおよそ深さ（厚さ）０．１ｍｍの程度でメラニンを多く含み、皮膚の色を決定している。 体の部位によって異なるが、毛根はおおよそ皮膚の下２〜４ｍｍ程度の深さに存在し、その周囲にはメラニンが多量に分布している。 メラニンは光をよく吸収する黒い色をした色素を多量に含む組織で、その量によって皮膚や毛の色を決める。
脱毛を実現させるためには、レーザやフラッシュランプの光がメラニンを含む表皮を透過し、十分なエネルギーが毛根の深さまで届かねばならない。
特定の組織が熱を吸収した場合、その熱量の半分を外部に放出するに要する時間をその組織の熱緩和時間と呼ぶ。 従って、その組織を破壊しようとする場合には、外部に熱を放出する前に十分に温度を上げてしまうことが必要となる。 即ち、周囲の組織には影響を及ぼさずに特定の組織を破壊するためには、狙う組織の熱緩和時間より短い時間にその組織の温度を上げるに十分な強さのパルス光を当てればよいことになる。
狙う組織を毛根とした場合、このためのパルス幅とエネルギーはおおよそ１０ｍｓ〜１ｓ、２０〜５０Ｊ／ｃｍ２の程度となる。 これは、ピークパワーに直すと２０Ｗ〜５ｋＷであり、かなり強い光の出力となる。
このような強いパルス光が皮膚に直接当たると、まず表皮のメラニンが光を吸収してその温度が上昇し、次に毛根周囲のメラニンの温度が上昇する。 温度の上昇はメラニンの密度と光の強さの積に比例する。 表皮のメラニン密度は毛根周囲に比較すれば小さいが、それでも表皮にダメージを与えるに十分な温度上昇をもたらす。 この場合の表皮の温度上昇は脱毛の目的からすれば不必要なものである。 しかしながら光強度が小さければ毛根周囲のメラニンに十分な強度の光を照射することができず、毛根を破壊することが出来ないことになる。 これを解決するために、脱毛装置は皮膚冷却装置を装備している。 皮膚冷却は、例えば空気や窒素、代替フロンなどの冷却気体（冷却剤）を皮膚に吹き付けたり、または循環液で冷却された物体を皮膚に押し当てたりする事によって実現される。
【０００３】
冷却気体を冷却剤として用いる従来の脱毛装置の構成を図６に示す。
図６において、（１）は光源、（２）は導光部、（３）は被治療皮膚、（４）は光源制御電源装置、（５）は制御部、（６）は冷却装置制御部、（７）は冷却剤タンク、（８）はバルブである。
光源（１）はレーザやフラッシュランプであり、パルスの強い光を光源制御電源装置（４）からの供給電力により発生させる。 この時に発生する光の波長は、脱毛の場合にあっては皮膚や毛に含まれるメラニンに効率良く吸収され、かつ他の組織例えば、ヘモグロビンや水分の吸収が小さい波長が選択される。 具体的には７００〜１５００ｎｍの間で選択されることが多い。
導光部（２）は光源と被治療部位である皮膚との間にあって、例えばレンズや反射光学系で構成され、光源からの光を集光／整形して、適当な大きさの光スポットとして皮膚（３）に照射する。
冷却装置は内圧力を高く保った冷却剤タンク（７）と、冷却材を皮膚に向かって噴射させるノズル（略）と、ノズルとタンクの経路中にあって制御部からの電気信号によって開閉されるバルブ（８）とから構成される。
この構成により、制御部（５）からの電気信号を受けて冷却装置制御部（６）はバルブ（８）を開き、例えば冷却剤を被治療皮膚（３）に向かって噴射させ、その温度を十分に低下させる機能を受け持つ。
制御部（５）はこれらの装置の制御を行う中心的な役割を果たす。
【０００４】
脱毛の一連の動作では、初めに制御部（５）が冷却制御装置（６）に冷却の指令を発する。 これにより冷却剤噴射によって皮膚冷却が行われた後、制御部（４）の指令によって、光源電源装置（４）は光源（１）をパルス発光させ、発生した光は導光部（２）を介して皮膚（３）に照射される。 光パルス照射によって表皮と真皮中のメラニンは光を吸収し、その温度は上昇する。 これによって表皮温度も上昇するが、冷却動作が規定どおり行われていて、冷却気体によってあらかじめその温度が下げられていれば表皮は火傷などのダメージを受けることはない。
一方、表皮を透過して毛根に達した光はその周囲に局在するメラニンにも吸収される。 冷却されていないメラニンはその温度が急激に上昇し、周囲組織との温度差が大きくなって周囲組織である毛根にその熱エネルギーを放出する。 このため毛根もその熱によって破壊され、結果として脱毛が実現する。
このプロセスにおいて、前述の冷却気体による表皮の冷却と照射する光パルスの強さとその時間を調整してやれば、冷却効果が毛根の深さまで及ぶ前に光によって毛根の温度を上昇させることができる。 これが脱毛の実現にとって必要不可欠の条件である。
【０００５】
時系列的な一連の皮膚温度変化の模式図を図３に示す。 図３において（１８）は冷却開始信号、（１９）は光パルス照射信号、（２０）は皮膚温度の変化である。冷却開始信号（１８）によって冷却が始まると皮膚温度は一旦低下する。 その後光パルス照射信号（１９）によって光照射が始まると皮膚温度は上昇する。
このような温度変化をモニターするためには原理的に非接触の放射温度計が最適である。 しかしながら一般的な放射温度計はより高温度域で使用されるように設計されており、皮膚のような低い温度領域では補足できる赤外線量がわずかであることから応答時間が長く、おおよそ５００ｍｓ程度の変化しか追従できない。従って、従来装置は温度変化をモニターするための温度計を装備しておらず、皮膚の温度変化を直接モニターすることができない。 このため、操作者は経験上得られたデータを元に光強度や冷却のタイミングを調整しなければならなかった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
前述のように、従来技術による光応用医用装置では、操作者は経験上得られたデータを元に光強度や冷却のタイミングを調整しなければならなかった。
しかしながら、人の皮膚は人によっても、または部位によっても、極端には季節によっても色や温度が微妙に異なることが知られている。 このような微妙な違いに脱毛の条件をあわせることはかなりの経験を積んだ人でなければ難しいことである。 仮にこのような条件が違った場合には、冷却不足による火傷や、過冷却による凍傷、光量不足による脱毛の失敗などのトラブルが発生してしまうことになる。 同様のトラブルは、脱毛装置に限らずしわやしみ、あざなどの光治療装置にも発生する危険がある。
【０００７】
この発明の課題は、このようなトラブルを回避するために、光照射前後の皮膚温度を瞬時に測定し、皮膚冷却の程度や光照射出力の大小、皮膚温度上昇の程度を監視し、全体を総合的に制御できるようにすることである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
前述の課題を解決するためには、光応用医用装置に光パルスに十分応答する温度計を備え、さらにその温度信号によって光強度や冷却のタイミング、冷却の強さなど全体を効果的に制御する構成とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】
この発明の実施の形態を、図１に示す。
図１において、（１）は光源、（２）は導光部、（３）は被治療皮膚、（４）は光源制御電源装置、（５）は制御部、（６）は冷却装置制御部、（７）は冷却剤タンク、（８）はバルブである。
これらの装置構成とそれぞれの機能は、従来技術で述べたものと同一である。
本発明では、これらの装置構成に温度計と信号処理回路、温度表示器を付加する。図１において、（９）は赤外線検出素子、（１０）は集光レンズ、（１１）は前置増幅器、（１２）は信号処理回路、（１３）は温度表示器である。
【００１０】
被治療部位（３）から放射される赤外線を集光レンズ（１１）によって赤外線検出素子（９）に内蔵された赤外線検出部に向かって集光する。 赤外線検出素子（９）はその赤外線の強さに比例した電気信号を出力する。 電気信号は前置増幅器（１１）によって増幅されたあと、本体に内蔵された信号処理回路（１２）によって温度信号に変換され、温度表示器（１３）で温度として表示されるとともに制御装置（５）に伝達される。
【００１１】
皮膚の温度領域から放射される赤外線の波長領域は、よく知られたプランクの放射則によればおおよそ８〜１２μｍである。
赤外線検出素子（９）としてはこの波長領域に高い感度を持つ例えばサーモパイル素子を使用する。また、この波長域の赤外線を集光するためのレンズ材料としてはシリコンが用いられる。
【００１２】
このような構成において、光源が発する光パルスを捉えるために十分な応答速度とするためには、次のような手段を用いる。 まず、赤外線検出部の熱容量が小さく、かつ実装されたサーモカップルの数が多い（感度が高い）サーモパイル素子を選択すると共に、回路の時定数を可能なかぎり小さくする。 また、雰囲気の熱擾乱の影響を受けにくいようにレンズ、筐筒の周囲を熱絶縁物で覆う。
【００１３】
さらに、サーモパイルの赤外線検出部に投影される被治療皮膚部上の光照射部の投影像が赤外線検出部面積より大きくならないように光学設計を行い、筐筒の長さを決定する。
このためには、次のような設計を行う。
赤外線レンズの形状を平凸で十分薄いものとしたとき、その屈折率をｎ、凸面の曲率半径をｒとすると焦点距離ｆは次の式で求められる。
ｆ＝ｒ／（ｎ−１）
さらに、皮膚上の被照射部分の直径をａ、赤外線検出部の直径をｂ、皮膚とレンズの間隔をＡ、レンズと赤外線検出部の間隔Ｂは次の式で求められる。
Ｂ＝ｆ×（ａ＋ｂ）／ａ
Ｂの値は筐筒の長さに等しい。これらの関係を図４に示す。 図４において（２１）は皮膚、（２２）は赤外線レンズ、（２３）は赤外線検出部である。
このようにして求めた定数によれば、皮膚から放射された赤外線を最大限集光して赤外線検出素子の検出部に導くことができる。
【００１４】
また、筐筒の内部から放射される赤外線による雑音を避けるために、筐筒の材料、特にセンサーに面する内側の材料は吸収係数の大きな（放射係数の大きな）材料、を選択する。 このような材料としては例えば、黒色のゴムやプラスチック、表面を酸化膜で覆ったニッケルや鉄などがある。
【００１５】
「実施形態の効果」
これらの手段を用いることにより、温度計の応答速度を光パルスの照射時間より十分に速くすることができ、温度計は光治療装置の一連動作の間も皮膚温度をモニターし続けることができる。 このため、もし仮に何らかの理由によって冷却剤が噴出せず、皮膚温度が規定通り下がっていないことが検出されれば、次のステップである光パルス照射を中止して皮膚を火傷から守ることができる。
また、光照射途中であっても、皮膚温度が規定以上に高くなることが検出されれば、光源への電力供給を止めることによって、光照射を停止させることができる。さらには、冷却途中であっても、皮膚温度が規定より下がっていることが検出できれば、冷却剤の供給バルブを閉じて冷却動作を中止し、皮膚を過冷却から守ることができる。
【００１６】
「他の実施形態」
一般に赤外の光学材料は屈折率が大きい。 たとえば、実施形態で述べたシリコンでは波長８〜１２μｍでの屈折率は約３．４に達する。 このような材料でレンズを作成した場合、その両面でのフレネル反射によって透過率は大きく低下し、おおよそ５０％となってしまう。 これを避けるために、レンズにはその両面に反射防止膜（ＡＲコート）を付けて透過率を向上させる。 反射防止膜はＢａＦ２などの透明材料をレンズ表面に１／４λの厚さにコーティングすることで実現される。 また、レンズ光学材料としてシリコン（Ｓｉ）ではなくセレン化亜鉛（ＺｎＳｅ）や臭沃化タリウム（ＫＲＳ−５）、臭塩化タリウム（ＫＲＳ−６）を用いることもできる。
【００１７】
照射、温度計光学系の構成として、図１の実施形態では、照射光学系の横に温度計の光学系を取り付け、温度計光学系としては斜めから覗く形式を表現した。このほかに照射、温度計光学系としては、照射光学系の導光部と皮膚の間にビームスプリッタを配置し、共軸の光学系とすることもできる。 この場合の実施形態例を図５に示す。 図５において（２４）は光路分離用ビームスプリッタである。このとき、光源としてその出射光が直線偏光光であるレーザを用いれば、ビームスプリッタとして偏光ビームスプリッタを利用して光学系の損失を防ぐことができる。
また、光電変換素子として、サーモパイルの代わりに焦電素子や、ＭＣＴ等の光導電素子を用いることもできる。
【００１８】
装置動作の他の形態として、冷却ガスを噴射しながら光照射をつづけ、設定された温度に達したとき光照射を中断するように制御することもできる。
【００１９】
照射光学系の他の形態例として、光源からの出射光を一旦光ファイバーに入射させ、被治療皮膚の近傍で導光部に入射させれば、比較的大きな光源であっても装置に導入することができる。
逆に皮膚から放射される赤外光を光ファイバーを介して赤外検出器に導けば、治療に使う部分を軽量小型に構成することができて、操作性が向上する。
光源と導光部、皮膚と赤外検出器の両方の光学系に光ファイバーを用いれば、小型軽量化はさらに進み、操作性をいっそう向上させることができる。
【００２０】
【発明の効果】
以上説明したようにこの発明によれば、治療に用いられる光パルスに十分応答する放射温度計によって皮膚温度をモニターすることができる。 制御部はこの温度計の信号を受けて、冷却装置が確実に働き皮膚温度が下がってから光照射を行い、また光が照射されても皮膚に過渡の温度上昇が発生しないように制御することができる。この方式によれば、これまでのように経験にたよらず光照射の条件を決めることが出来るようになり、患者にとっては安全に治療を受けることができるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態例による光応用医用装置の構成図
【図２】人の皮膚の断面模式図
【図３】脱毛装置の動作における皮膚温度の時関変化
【図４】皮膚とレンズ、レンズと赤外線検出部の関係
【図５】発明の他の実施の形態
【図６】従来技術による光応用脱毛装置の構成図
【符号の説明】
（１） − 光源
（２） − レンズ
（３） − 皮膚
（４） − 光源制御電源
（５） − 制御部
（６） − 冷却装置制御部
（７） − 冷却剤タンク
（８） − バルブ
（９） − 赤外線検出素子
（１０） − 集光レンズ
（１１） − 前置増幅器
（１２） − 信号処理回路
（１３） − 温度表示器
（１４） − 表皮
（１５） − 真皮
（１６） − 毛根
（１７） − メラニン
（１８） − 冷却開始信号
（１９） − 光パルス照射信号
（２０） − 皮膚温度の変化
（２１） − 皮膚
（２２） − 赤外線レンズ
（２３） − 赤外線検出部
（２４） − ビームスプリッタ[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an improved optical medical device used for treating skin wrinkles and bruises and removing unnecessary hair by irradiating light to the skin by the thermal action thereof.
[0002]
[Prior art]
A description will be given of an example of a conventional photo-epilation device that removes unnecessary hair (depilation) using light from a laser or a flash lamp as a conventional medical device using light. The photo-epilation device emits, for example, a YAG laser, a semiconductor laser, or a flash lamp in a pulsed manner, and destroys hair roots that grow hair with the light energy.
FIG. 2 shows a schematic diagram of a human skin structure.
In FIG. 2, (14) is the epidermis, (15) is the dermis, (16) is the hair root, and (17) is the melanin.
Thus, from the outside, the skin is composed of a very thin epidermis and a relatively thick underlying dermis. Among them, the epidermis has a depth (thickness) of about 0.1 mm and contains a lot of melanin, and determines the color of the skin. Although different depending on the body part, the hair root is present at a depth of about 2 to 4 mm below the skin, and a large amount of melanin is distributed around the hair root. Melanin is a tissue that contains a large amount of black pigment that absorbs light well, and the amount determines the color of skin and hair.
In order to achieve epilation, the light of a laser or flash lamp must pass through the epidermis containing melanin, and sufficient energy must reach the depth of the hair root.
When a specific tissue absorbs heat, the time required to release half of the heat to the outside is called the thermal relaxation time of the tissue. Therefore, in order to destroy the tissue, it is necessary to raise the temperature sufficiently before releasing heat to the outside. That is, in order to destroy a specific tissue without affecting the surrounding tissue, it is sufficient to apply pulsed light having a sufficient intensity to raise the temperature of the target tissue in a time shorter than the thermal relaxation time of the target tissue. Will be.
When the target tissue is a hair root, the pulse width and the energy for this are approximately 10 ms to 1 s, and about 20 to 50 J / cm 2. This is 20 W to 5 kW in terms of peak power, which is a very strong light output.
When such intense pulsed light hits the skin directly, first, the melanin in the epidermis absorbs the light and its temperature rises, and then the temperature of the melanin around the follicles rises. The increase in temperature is proportional to the product of melanin density and light intensity. The melanin density in the epidermis is small compared to around the hair root, but it still raises the temperature enough to damage the epidermis. The temperature rise of the epidermis in this case is unnecessary for the purpose of hair removal. However, if the light intensity is low, it is not possible to irradiate the melanin around the hair root with light of sufficient intensity, and the hair root cannot be destroyed. To solve this, the epilating device is equipped with a skin cooling device. Skin cooling is achieved by spraying a cooling gas (coolant) such as air, nitrogen, or chlorofluorocarbon on the skin, or pressing an object cooled by a circulating fluid against the skin.
[0003]
FIG. 6 shows a configuration of a conventional hair removal device using a cooling gas as a coolant.
6, (1) is a light source, (2) is a light guide unit, (3) is a skin to be treated, (4) is a light source control power supply device, (5) is a control unit, and (6) is a cooling device control unit. , (7) is a coolant tank, and (8) is a valve.
The light source (1) is a laser or a flash lamp, and generates strong pulsed light by power supplied from a light source control power supply (4). In the case of hair loss, the wavelength of the light generated at this time is selected such that it is efficiently absorbed by melanin contained in the skin and hair and has a small absorption of other tissues such as hemoglobin and water. Specifically, it is often selected between 700 and 1500 nm.
The light guide section (2) is located between the light source and the skin to be treated, and is composed of, for example, a lens or a reflection optical system. The light guide section (2) collects / shapes the light from the light source to form a light spot of an appropriate size. Irradiate the skin (3).
The cooling device is a coolant tank (7) having a high internal pressure, a nozzle (abbreviated) for spraying coolant toward the skin, and is opened and closed by an electric signal from a control unit in a path between the nozzle and the tank. (8).
With this configuration, the cooling device control unit (6) receives the electric signal from the control unit (5), opens the valve (8), injects, for example, a coolant toward the skin to be treated (3), and adjusts the temperature. Responsible for sufficiently lowering the function.
The control unit (5) plays a central role in controlling these devices.
[0004]
In a series of operations for hair removal, the control unit (5) first issues a cooling command to the cooling control device (6). Thus, after the skin is cooled by spraying the coolant, the light source power supply (4) causes the light source (1) to emit pulse light according to a command from the control unit (4), and the generated light causes the light guide unit (2) to emit light. The skin (3) is radiated through the skin. By light pulse irradiation, melanin in the epidermis and dermis absorbs light and its temperature rises. As a result, the skin temperature also rises, but if the cooling operation is performed as specified and the temperature is previously lowered by the cooling gas, the skin will not be damaged by burns or the like.
On the other hand, light that has passed through the epidermis and reached the hair root is also absorbed by melanin localized around the hair root. The temperature of the uncooled melanin rises sharply, and the temperature difference with the surrounding tissue increases, releasing its thermal energy to the hair root, which is the surrounding tissue. For this reason, the hair root is also destroyed by the heat, and as a result, hair loss is realized.
In this process, if the intensity of the light pulse and the duration of the light pulse for cooling and irradiating the epidermis with the cooling gas are adjusted, the temperature of the hair root can be increased by the light before the cooling effect reaches the depth of the hair root. This is an essential condition for achieving epilation.
[0005]
FIG. 3 is a schematic diagram of a time-series series of skin temperature changes. In FIG. 3, (18) is a cooling start signal, (19) is a light pulse irradiation signal, and (20) is a change in skin temperature. When the cooling is started by the cooling start signal (18), the skin temperature once drops. Thereafter, when light irradiation is started by the light pulse irradiation signal (19), the skin temperature rises.
In order to monitor such a temperature change, a non-contact radiation thermometer is optimal in principle. However, a general radiation thermometer is designed to be used in a higher temperature range, and has a long response time in a low temperature range such as the skin due to a small amount of infrared rays that can be captured, and has a response time of about 500 ms or so. Only change can be followed. Therefore, the conventional device is not equipped with a thermometer for monitoring a temperature change, and cannot directly monitor a skin temperature change. For this reason, the operator has to adjust the light intensity and the cooling timing based on the data obtained from experience.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, in the optical medical apparatus according to the related art, the operator has to adjust the light intensity and the cooling timing based on data obtained from experience.
However, it is known that the color and temperature of human skin differ slightly depending on the person or site, or extremely depending on the season. Adjusting the conditions for hair removal to such subtle differences is difficult unless a person with considerable experience is experienced. If such conditions are different, troubles such as burns due to insufficient cooling, frostbite due to overcooling, and failure of hair removal due to insufficient light quantity may occur. Similar troubles may occur not only in the hair removal device but also in the phototherapy device such as wrinkles, wrinkles, and bruises.
[0007]
The object of the present invention is to measure the skin temperature before and after light irradiation instantaneously, monitor the degree of skin cooling, the magnitude of light irradiation output, and the degree of skin temperature rise in order to avoid such troubles. It is to be able to control comprehensively.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-mentioned problems, the optical medical device is equipped with a thermometer that responds sufficiently to light pulses, and the temperature signal effectively controls the entire light intensity, cooling timing, cooling intensity, and the like. Configuration.
[0009]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
FIG. 1 shows an embodiment of the present invention.
In FIG. 1, (1) is a light source, (2) is a light guide unit, (3) is a skin to be treated, (4) is a light source control power supply device, (5) is a control unit, and (6) is a cooling device control unit. , (7) is a coolant tank, and (8) is a valve.
These device configurations and their functions are the same as those described in the related art.
In the present invention, a thermometer, a signal processing circuit, and a temperature indicator are added to these device configurations. In FIG. 1, (9) is an infrared detecting element, (10) is a condenser lens, (11) is a preamplifier, (12) is a signal processing circuit, and (13) is a temperature indicator.
[0010]
Infrared rays radiated from the treatment site (3) are condensed by a condenser lens (11) toward an infrared ray detection section incorporated in the infrared ray detection element (9). The infrared detecting element (9) outputs an electric signal proportional to the intensity of the infrared light. The electric signal is amplified by a preamplifier (11), converted into a temperature signal by a signal processing circuit (12) built in the main body, displayed as a temperature on a temperature indicator (13), and controlled by a controller (5). ).
[0011]
The wavelength region of the infrared radiation emitted from the temperature region of the skin is approximately 8 to 12 μm according to the well-known Planck radiation law.
As the infrared detecting element (9), for example, a thermopile element having high sensitivity in this wavelength region is used. Silicon is used as a lens material for collecting infrared rays in this wavelength range.
[0012]
In such a configuration, the following means is used in order to make the response speed sufficient to catch the light pulse emitted from the light source. First, a thermopile element having a small heat capacity of the infrared detection section and a large number of mounted thermocouples (high sensitivity) is selected, and the time constant of the circuit is made as small as possible. In addition, the periphery of the lens and the housing is covered with a thermal insulator so as not to be easily affected by the thermal disturbance of the atmosphere.
[0013]
Further, the optical design is performed so that the projected image of the light irradiation unit on the skin to be treated projected on the infrared detection unit of the thermopile is not larger than the area of the infrared detection unit, and the length of the casing is determined.
For this purpose, the following design is performed.
When the shape of the infrared lens is plano-convex and sufficiently thin, and the refractive index is n and the radius of curvature of the convex surface is r, the focal length f can be obtained by the following equation.
f = r / (n-1)
Further, the diameter of the portion to be irradiated on the skin is a, the diameter of the infrared detector is b, the distance between the skin and the lens is A, and the distance B between the lens and the infrared detector is calculated by the following equation.
B = f × (a + b) / a
The value of B is equal to the length of the enclosure. FIG. 4 shows these relationships. In FIG. 4, (21) is a skin, (22) is an infrared lens, and (23) is an infrared detector.
According to the constants thus obtained, the infrared rays emitted from the skin can be condensed to the maximum and guided to the detecting section of the infrared detecting element.
[0014]
Further, in order to avoid noise due to infrared rays radiated from the inside of the casing, a material of the casing, particularly a material on the inner side facing the sensor, has a large absorption coefficient (large radiation coefficient). Examples of such a material include black rubber and plastic, and nickel and iron whose surfaces are covered with an oxide film.
[0015]
"Effects of the embodiment"
By using these means, the response speed of the thermometer can be made sufficiently faster than the irradiation time of the light pulse, and the thermometer can continue to monitor the skin temperature during a series of operations of the phototherapy device. Therefore, if it is detected that the coolant does not squirt for any reason and the skin temperature is not lowered as specified, the next step, light pulse irradiation, can be stopped to protect the skin from burns. .
Further, even during the light irradiation, if it is detected that the skin temperature becomes higher than a specified value, the light irradiation can be stopped by stopping the power supply to the light source. Furthermore, even during the cooling, if it is detected that the skin temperature has dropped below the prescribed value, the cooling valve is closed to stop the cooling operation, thereby protecting the skin from overcooling.
[0016]
"Other embodiments"
Generally, an infrared optical material has a large refractive index. For example, in silicon described in the embodiment, the refractive index at a wavelength of 8 to 12 μm reaches about 3.4. When a lens is made of such a material, the transmittance is greatly reduced due to Fresnel reflection on both surfaces, and becomes approximately 50%. In order to avoid this, the lens is provided with an antireflection film (AR coating) on both surfaces to improve the transmittance. The antireflection film is realized by coating a transparent material such as BaF2 on the lens surface to a thickness of ４λ. Also, instead of silicon (Si), zinc selenide (ZnSe), thallium bromoiodide (KRS-5), or thallium bromochloride (KRS-6) can be used as the lens optical material.
[0017]
In the embodiment shown in FIG. 1, the optical system of the thermometer is attached to the side of the irradiation optical system as the configuration of the irradiation and thermometer optical system. In addition, as the irradiation / thermometer optical system, a beam splitter may be arranged between the light guide part of the irradiation optical system and the skin to form a coaxial optical system. An embodiment example in this case is shown in FIG. In FIG. 5, reference numeral 24 denotes a beam splitter for separating an optical path. At this time, if a laser whose emission light is linearly polarized light is used as a light source, a loss of an optical system can be prevented by using a polarization beam splitter as a beam splitter.
As the photoelectric conversion element, a pyroelectric element or a photoconductive element such as MCT can be used instead of the thermopile.
[0018]
As another mode of the operation of the apparatus, it is also possible to control so that the light irradiation is continued while the cooling gas is being injected and the light irradiation is interrupted when the temperature reaches a set temperature.
[0019]
As another example of the irradiation optical system, if the light emitted from the light source is once incident on the optical fiber and is incident on the light guide near the skin to be treated, even a relatively large light source can be introduced into the device. Can be.
Conversely, if infrared light emitted from the skin is guided to an infrared detector via an optical fiber, the portion used for treatment can be made lightweight and small, and operability is improved.
If optical fibers are used for both the light source and the light guide, and the optical system for both the skin and the infrared detector, the size and weight can be further reduced, and the operability can be further improved.
[0020]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the skin temperature can be monitored by the radiation thermometer which sufficiently responds to the light pulse used for the treatment. The control unit receives the signal from the thermometer, ensures that the cooling device works and irradiates light after the skin temperature has dropped, and controls so that there is no transient rise in temperature on the skin even if the light is irradiated. Can be. According to this method, the condition of light irradiation can be determined without depending on experience as in the past, and the patient can receive treatment safely.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of an optical medical device according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a schematic cross-sectional view of human skin. FIG. 3 is a time-dependent change in skin temperature in the operation of a hair removal device. FIG. 5 shows another embodiment of the invention. FIG. 6 is a block diagram of an optical hair removal apparatus according to the prior art.
(1)-light source (2)-lens (3)-skin (4)-light source control power supply (5)-controller (6)-cooling device controller (7)-coolant tank (8)-valve (9) -Infrared detecting element (10)-condenser lens (11)-preamplifier (12)-signal processing circuit (13)-temperature indicator (14)-epidermis (15)-dermis (16)-follicle (17) -Melanin (18)-Cooling start signal (19)-Light pulse irradiation signal (20)-Change in skin temperature (21)-Skin (22)-Infrared lens (23)-Infrared detector (24)-Beam splitter
