WO2002072200A1 - Bestrahlungsanordnung_für therapeutische zwecke - Google Patents

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WO2002072200A1
WO2002072200A1 PCT/DE2002/000778 DE0200778W WO02072200A1 WO 2002072200 A1 WO2002072200 A1 WO 2002072200A1 DE 0200778 W DE0200778 W DE 0200778W WO 02072200 A1 WO02072200 A1 WO 02072200A1
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pulse
radiation
irradiation arrangement
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PCT/DE2002/000778
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Jan Henrik Wilkens
Rolf Stirner
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Optomed Optomedical Systems Gmbh
Spectrometrix Optoelectronic Systems Gmbh
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    • A61N2005/0635—Radiation therapy using light characterised by the body area to be irradiated
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    • A61N2005/0635—Radiation therapy using light characterised by the body area to be irradiated
    • A61N2005/0643—Applicators, probes irradiating specific body areas in close proximity
    • A61N2005/0644—Handheld applicators

Definitions

  • the invention relates to a radiation arrangement for therapeutic purposes, in particular for the acute or chronic treatment of completely or partially cell-mediated inflammation of the skin, the connective tissue and the internal organs, viral and other infectious diseases such as HIV or prion infections, fungal infections of the skin and mucous membranes, bacterial diseases the skin and mucous membranes as well as hand and anal eczema.
  • UV-A1 therapy 340-400 nm
  • Chemo-phototherapy as a generic term generally includes the use of optical radiation to achieve therapeutic effects.
  • a subfield of chemo-phototherapy is the so-called photodynamic therapy PDT.
  • Two main areas of application for PDT are cancer treatment and the treatment of completely or partially cell-mediated skin inflammation.
  • a common feature of PDT is the generation of reactive oxygen species.
  • the optical radiation stimulates dye molecules administered internally or externally, which are then converted into an excited state. Through interaction with existing oxygen molecules, reactive oxygen species are formed through energy transfer, which then damage or even destroy the cell.
  • the main application is tumor treatment of internal organs.
  • the optical radiation of a laser is guided endoscopically to the tumor via a glass fiber and the tumor is irradiated selectively.
  • photosensitizers become the patient injected.
  • the problem arises that the tumor tissue has a poorer blood supply, so that the oxygen content is also very low, but this also limits the conversion into reactive oxygen species. Therefore, in the treatment of tumors of internal organs with PDT it is known to supply the patient with increased oxygen in an inspiratory manner, so that
  • Oxygen content in the tumor tissue is increased and reactive oxygen species can be formed. Because of the increased oxygen consumption, it is known to operate the radiation source in pulse mode, so that oxygen can diffuse in the pulse pauses.
  • the second area of application in cancer therapy with PDT is the treatment of external tumors such as skin cancer in particular, where additional oxygen is not required due to the presence of oxygen in the area.
  • the maximum concentration of endogenous photosensitizers is several orders of magnitude below the concentration that can be achieved after topical and / or systemic application.
  • the above-mentioned good blood circulation in connection with the low sensitizer concentration meant that the photo / oxygen therapy in the cell-mediated diseases has come.
  • the PDT method mainly used in the treatment of completely or partially cell-mediated skin diseases is the high-dose UV-A1 therapy in the wavelength range from 340-400 nm.
  • UV-A1 therapy remains ineffective in approx. 20 - 30% of the treated patients.
  • the absorption band of the porphyrins is 630 nm with a penetration depth of 4 mm, which is best suited and also used for photodynamic follicle treatment.
  • Acne treatment known which comprises at least a narrow-band spectrum in the range of 405 - 440 nm.
  • Spectral ranges are the wavelength intervals from 610 - 670 nm or 520 - 550 nm.
  • the irradiance is between 10 - 500 mW / cm 2 .
  • EP 0 565 331 B1 discloses a device for treating vascular diseases in an area of the skin, comprising a housing with an incoherent light source, mounted in the housing and suitable for producing pulsed light for the treatment and an opening in the housing which determines an outgoing light beam which is transmitted to the skin treatment area without passing through an optical fiber cable and which has a wider radiation area than devices with optical fiber cables, the
  • the device includes a low frequency filter to cut out the visible and ultraviolet parts of the spectrum and the incoherent light source produces an output light beam with wavelengths in the range between 300 and 1000 nm.
  • the light source is electrically connected to a variable pulse width generator circuit to provide a controlled time pulse with a width between 1 and 10 ms, the emerging light beam on the skin producing an energy density between 30 and 100 J / cm 2 , so that the emerging light beam after passing through the above-mentioned, low-frequency filter can penetrate into the skin as deeply as desired without burning the skin in order to heat a blood vessel located under the skin and within the skin treatment area and to cause blood coagulation in the blood vessel.
  • US Pat. No. 5,964,749 discloses an irradiation arrangement for skin tightening, comprising an irradiation source which emits pulsed light in the wavelength range from 600 to 1200 nm, as a result of which heat is coupled into the tissue below the necrosis threshold and the collagen of the skin is thereby shrunk.
  • the pulse energies are of the order of 1 J / cm 2 .
  • the radiation peaks of the pulses have an irradiance of 100-1000 W / cm 2 .
  • the preferred total energy administered during a treatment is given as 100 J / cm 2 .
  • an irradiation arrangement for skin tightening comprising an irradiation source which emits pulsed light in the wavelength interval 500-850 nm, the pulse energy being less than 5 J / cm 2 .
  • WO 00/28575 discloses a generic radiation arrangement for therapeutic and cosmetic purposes for the treatment of primarily T-cell-mediated skin diseases, in particular atopic dermatitis, cutaneous T-cell lymphoma, Lieber ruber, alopecia areata, systemic lupus erythermatodes and psoriasis , the
  • Irradiation device comprises at least one optical radiation source, which generates an irradiance of at least 2 mW / cm 2 on a surface to be irradiated in the wavelength interval of 400-440 nm and an irradiance of less than 21% of the irradiance in the wavelength range of 300-400 nm 400-440 nm.
  • the radiation arrangement utilizes the surprising effectiveness of the radiation in the range of 400-440 nm, whereby a radiation arrangement is available for the treatment of primarily T-cell-mediated skin diseases, by means of which skin diseases such as Lieber ruber, which until now have been difficult to treat, can be treated and, on the other hand, due to the treatment of children is made possible by powers of ten lower carcinogenicity compared to UVA.
  • skin diseases such as Lieber ruber, which until now have been difficult to treat
  • UVA powers of ten lower carcinogenicity compared to UVA.
  • patient-specific threshold values for the irradiance for the therapeutic mode of action of the blue light The reason for this is the different content of melanin and / or antioxidants in the skin, so that preferably irradiations of greater than 60 mW / cm 2 or greater than 100 mW / cm 2 are used.
  • EP 0 726 083 A2 discloses a therapeutic radiation arrangement for treating cancer cells in the tissue, which has a treatment and a diagnosis mode.
  • a broadband flash lamp is used as the radiation source, the spectrum of which is modified by filters depending on the mode.
  • the treatment mode emits in the spectral range between 600-1000 or 600-700 nm, the pulses having an energy density between 0.1-20 J / cm 2 .
  • the irradiance is between 100-2000 mW / cm 2 .
  • the diagnostic mode takes advantage of the fact that cancer cells fluoresce when irradiated with blue light. This fluorescence can then be detected and evaluated using suitable optics.
  • the tissue to be examined is irradiated with pulses in the spectral range between 350-500 nm, with a peak at 400 nm.
  • the pulse frequency is between 0.02-2 Hz with an effective pulse length between 0.1-1000 ms.
  • the light is coupled into a quartz rod or an optical waveguide with an energy density between 0.02-4 J / cm 2 .
  • the area to be diagnosed depends on the distance of the quartz rod or the optical waveguide from the skin surface. Due to the incoherence of the radiation, only a fraction of the radiation energy can be coupled into the optical waveguide. The majority of the energy can be coupled into the quartz rod, but the beam widens extremely when it emerges.
  • the energy density on the treatment area is reduced by a factor of 500.
  • such distances are necessary in order to observe the fluorescence with the optics, which is clear in the US -6, 021, 344.
  • the energy density on the skin thus drops to 0.04-8 mJ / cm 2 , which is, however, sufficient for diagnostic purposes.
  • the invention is therefore based on the technical problem of an irradiation arrangement for the treatment of acute and chronic completely or partially cell-mediated inflammation of the skin and the internal organs, viral and other infectious diseases such as HIV or prion diseases, fungal infections of the skin and mucous membranes, bacterial diseases of the skin and to create the mucous membranes as well as hand and anal eczema, which have an improved therapeutic effectiveness compared to the known radiation arrangements.
  • infectious diseases such as HIV or prion diseases, fungal infections of the skin and mucous membranes, bacterial diseases of the skin and to create the mucous membranes as well as hand and anal eczema
  • the radiation arrangement comprises at least one
  • Irradiation source for the area-wide irradiation of a treatment area, the wavelength of the emitted radiation on the treatment area being greater than 400 nm and comprising at least one spectral component in the wavelength interval of 400-500 nm and the irradiation arrangement comprising means for generating optical pulses on the treatment area, the irradiance per pulse is between 0.5 W / cm 2 - 100 kW / cm 2 , the energy density of an emitted optical pulse being between 0.05-10 J / cm 2 .
  • the details for the irradiance and the energy density relate to the area to be irradiated, although the irradiation arrangement can be placed directly on the surface.
  • an area of radiation is understood to be greater than 0.1 cm 2 .
  • the statement greater than 400 nm means that less than 7% of the total optical power is emitted in the UV range, whereas at least 30% of the optical power is emitted in the wavelength interval of 400-500 nm.
  • the proportions in the UVC and UVB range are negligibly small in the range below 0.1% of the total output, so that the entire remaining UV component is in the UVA1 and UVA2 range, whereby the ratio of which is approximately 1/10, ie the majority of the remaining UV radiation is in the UVA1 range between 340-400 nm. More preferably, the UV component makes up less than 3.5-5% of the total optical power and the range between 400-500 nm more than 40% of the total optical power.
  • the ablation threshold sought in EP 0 565 331 B1 is not reached.
  • Ablation ie tissue evaporation occurs whenever an energy> 2500 J / cm 3 is deposited in the tissue within a time that does not allow a significant heat exchange with adjacent layers. Due to the temporal modulation by the pulse generation, the exposure time below the thermal Relaxation time of the upper skin layer is, there is a very strong heating of the upper skin layer, but this can be easily removed.
  • Light in the wavelength range 400-500 nm has a half-maximum penetration depth of approx. 200 ⁇ m.
  • the estimated thermal relaxation time for a structure with a diameter of 200 ⁇ m is approx. 20 ms. This means that if the light beam stays ⁇ 20 ms, only the upper layers of the skin are warmed up without causing a deep deposition of the energy.
  • Irradiation arrangement also suitable for wound disinfection after burns or for treatment of venous ulcers on the lower leg. So far, these have been treated with UV light, although there is often a short-term improvement. However, complications often arise in long-term wound healing. The reason for the short-term success is probably the germicidal effect of UV light, whereas the complications are caused by irreparable cell damage.
  • UV-free, time-modulated irradiation by the optical pulses preferably in the spectral range from 400-500 nm, more preferably in the range from 40-480 nm and even more preferably in the range 400-420 nm, occurs in all cells initially an oxidative damage, which is, however, easily repairable by eukaryotic cells because of the FPG endonucleotidases present there. Prokaryotes such as staphylococci or streptococci are much more sensitive to such damage due to the lack of these enzymes and can therefore be selectively killed.
  • the radiation arrangement is also suitable for the treatment of acne and acne scars. The activation of the body's own collagen-degrading enzymes causes the scar to flatten out.
  • the pulses can be generated either by a pulsed radiation source and / or by a relative movement of the radiation source to the surface to be treated.
  • the effective pulse lengths are preferably between 1 ⁇ s and 500 ms. This relatively wide range is due to the fact that the preferred effective pulse lengths for pulsed radiation sources and relatively moving ones
  • Irradiation sources in the form of a scanner are different. It should be noted that the scanner is preferably used to treat large-scale skin diseases.
  • the effective pulse lengths for the flash lamps are preferably between 1 ⁇ s and 50 ms, particularly preferably between 10 ⁇ s and 10 ms and further preferably between 100-600 ⁇ s, the pulse on and off times being asymmetrical.
  • the effective pulse lengths are preferably between 1 ms and 500 ms, further preferably between 20-100 ms.
  • the effective pulse length is understood to mean the time that lies between reaching 50% of the maximum output and falling to 50% of the maximum output.
  • the longer pulse time-outs in relation to the effective pulse length serve in particular for the post-diffusion of
  • the ratio of pulse length to pulse timeout is preferably between 3 and 3000 for the scanner and between 100 and for the flash lamp 100,000. Another effect is the thermal cooling of the irradiated area during the pulse breaks, so that no necrosis occurs.
  • the frequency at which the radiation source is pulsed is between 0.01-100 Hz, more preferably between 0.05-50 Hz and even more preferably between 0.3-3 Hz, with lower effective being higher at higher frequencies Pulse lengths and smaller pulse energies can be used.
  • a longer dark phase of several seconds to minutes is preferably inserted after a pulse sequence of, for example, 100-500 pulses, before a pulse sequence is generated again.
  • a pulse sequence of, for example, 100-500 pulses
  • applications are also conceivable where only one pulse is administered at a time and then the radiation arrangement is switched off again for a longer time.
  • the breaks can range from one to several hours.
  • the radiation arrangement can be permanently assigned to the patient, for example in the form of a belt, a radiation blanket or a light bed, which then receives an optical pulse every 5 minutes, for example. During these long breaks, thermal problems or the post-diffusion of oxygen are negligible.
  • the effective pulse lengths depend on whether a pulsed radiation source or a relatively moving radiation source is used, the preferred irradiance levels or power densities per pulse are different.
  • Irradiance per pulse between 1 W / cm 2 -100 kW / cm 2 , preferably between 50 W / cm 2 -50 kW / cm 2 , more preferably between 500 W / cm 2 - 10 kW / cm 2 and particularly preferably between 1 kW / cm 2 -5 kW / cm 2 .
  • the energy density per pulse is between 50 mJ / cm 2 -10J / cm 2 , preferably between 100 mJ / cm 2 -5J / cm 2 and particularly preferably between 300 mJ / cm 2 - 3J / cm 2 .
  • the irradiance per pulse is between 500 mW / cm 2 -500W / cm 2 , preferably between 1-300 W / cm 2 and particularly preferably between 50-200 W / cm 2 .
  • the energy density per pulse is between 50 mJ / cm 2 -10J / cm 2 , preferably between 100-5000 mJ / cm 2 and particularly preferably between 150-2000 mJ / cm 2 .
  • the higher energy densities between 1-10 J / cm2 are preferably used for the treatment of very serious diseases, whereby there is accordingly the problem of adequate cooling of the area to be irradiated.
  • the average cw irradiance of an optical pulse is preferably between 1 mW / cm 2 and 10 W / cm 2 , more preferably between 5- 2000 mW / cm 2 and particularly preferably between 8-800 mW / cm 2 .
  • the mean cw irradiance is understood to mean the value that would result if the irradiance of a pulse were distributed evenly over the full period.
  • the radiation source is as
  • Xe flash lamp which is assigned a device for suppressing and / or transforming the undesired spectral components into the desired spectral range.
  • These commercially available Xe flash lamps are very inexpensive and emit with a sufficient power density in the desired spectral range between 400-500 nm.
  • reference is made, for example, to US Pat are there because the ablation energy is deliberately exceeded.
  • the Xe flash lamps are more or less comparable in spectrum to a black body, which is why they typically emit from 200 - 2000 nm.
  • the undesired spectral ranges can be filtered out using known commercial filters.
  • gallium, indium and / or their halides are filled into the Xe flash lamp in a preferred embodiment.
  • the Xe flash lamp can also be doped with mercury, mercury iodide or amalgam in order to increase the efficiency in the blue range.
  • mercury, mercury iodide or amalgam in order to increase the efficiency in the blue range.
  • Another possible radiation source is a gallium iodide mercury discharge lamp pulsed in the overload range.
  • Overload is understood here when the maximum discharge current is at least 3-1000 times the nominal lamp current, the pulse discharge current preferably being between 15-1500 A / cm 2 cross-sectional area of the
  • Discharge vessel is.
  • Commercially available cw-operated metal vapor-doped mercury halide lamps are described, for example, in US Pat. Nos. 3,521,111; US 3,540,789 and WO 96/13851.
  • Lamp geometry the lamp power of 20 W and the voltage drop of 55 V, a lamp current of 8 A / cm 2 cross-sectional area of the discharge vessel corresponds to the maximum sensible lamp load, since there is already an inversion in the area of indium resonance. A further increase in the current density would increase the inversion until erasure.
  • gallium-doped medium or high-pressure mercury iodide lamps do not show any broadening or even inversion of the gallium resonance lines at 403 and 417 nm, even with a 100-1000-fold overload.
  • a gallium iodide-doped mercury discharge lamp operated under nominal load with a discharge current of 1.5 A / cm 2 cross-sectional area of the discharge vessel could be operated in pulse mode up to 1000 A / cm 2 cross-sectional area of the discharge vessel without the gallium resonance lines weakening or frequency inversion.
  • the metallic gallium has a boiling point of approx. 2200 ° C, so that the relevant gallium vapor pressure can probably be neglected even under impulse conditions.
  • the mercury iodide decomposes into mercury and iodine. Under the discharge conditions, the iodine combines with the gallium in the form of the unstable compound Gal 3 .
  • Gallium iodide shows a strong increase in vapor pressure even at low temperatures. The lack of inversion of the gallium resonance line could now be explained by the fact that the gallium iodide only behaves stable up to a certain pressure and that when the pressure increases there is a massive, presumably kinetically extremely rapid disintegration of the compound. As a result, a relatively constant gallium vapor pressure occurs despite increasing high temperatures during the pulse. So that carries did not condense gallium to discharge or possible self-absorption.
  • the unexpected effect could therefore be related to a paradoxical constancy of the gallium vapor pressure over a temperature range of 200 to almost 2200 ° C.
  • Mercury iodide breaks down early into mercury and iodine, making the iodine a gallium compound
  • the gallium resonance has an excitation due to the short-wave mercury electron transitions which increases in proportion to the energy fed in. Due to the relative constancy of the gallium vapor pressure, almost all of this energy can be emitted as a resonance line spectrum.
  • a modulated lamp can therefore be operated with an increased base load, since the supply of the energy supplied is only considerably more efficient than with a lamp in normal operation only because of the temperature increase. It turned out that a 1 kW lamp can be operated with a continuous load of approx. 2-20 kW.
  • Spectral measurements have shown that in a 1000 W cw operation gallium-doped mercury iodide lamp approx. 400 mW / m 2 in the spectral range between 400-440 nm hit the skin. This irradiance can be reduced to an average irradiance of approx.
  • the ratio of the pulse lengths is preferably in the range between 3 and 300. This simple pulse light source in the spectral range from 320-540 nm is also for other technical ones
  • the ratio of gallium or gallium additive to mercury should preferably be between 1:10 to 1: 100. In the power range of 400 W, a mixing ratio of 1-5 mg gallium iodide to 44 mg mercury is preferably used.
  • Another typical lamp consists of a cylindrical quartz tube with a diameter of 13.5 mm and a volume of the discharge vessel of 20 cm 3 . The distance between the electrodes is approx. 14 cm. Such a lamp is filled with 20 mg Hg, 3 mg mercury iodide, 1 mg gallium and argon at a pressure of 3.57 mmHg.
  • the UV components can also be transformed into the desired spectral range.
  • Films made of silicone elastomers or fluoropolymers, in particular Teflon, with inorganic phosphors have proven particularly useful.
  • the silicone elastomers are preferably produced by addition crosslinking, so that no volatile constituents, such as water, come into contact with the inorganic phosphors.
  • the silicone elastomer is preferably produced by a mixture of a hydroxylpolydiorganosiloxane with an organohydrogensiloxane, the phosphors being mixed in and then a chemical reaction using a
  • the phosphor film preferably has a thickness of 10-800 ⁇ m, the areal density of the phosphor particles preferably being between 1-20 mg / cm 2 and a grain size of 5-15 ⁇ m.
  • the UVC-transparent carrier can also be designed as a silicone rubber, which is without heat and
  • the cooling device can be designed as an air blower or as a water bath in which the film lies.
  • Irradiation source operated in a Simmer, whereby the achievable edge steepness of the pulses can be increased.
  • the generation of pulses of the emitted radiation can be implemented by a device by means of which the surface to be irradiated can be moved relative to the radiation source.
  • a device by means of which the surface to be irradiated can be moved relative to the radiation source.
  • an X or X-Y scanning table is used, by means of which the patient is moved back and forth under the radiation source that can be operated in cw mode.
  • all radiation sources which preferably emit in the blue region, such as, for example, blue-emitting LEDs or corresponding gas discharge lamps which preferably contain gallium, indium or their halides, are suitable as the radiation source for cw operation.
  • the scan speed it is also important to ensure that the ablation threshold is not exceeded either. For this purpose, for example, a focal line with a thickness of several millimeters is generated, which then has a
  • Pulse lengths for an area to be irradiated can be further reduced, which is particularly advantageous with regard to thermal relaxation.
  • the radiation arrangement is designed with a device for cooling the area to be irradiated in order to prevent necrosis of the irradiated cells.
  • a device for cooling the area to be irradiated in order to prevent necrosis of the irradiated cells.
  • heating of the cells above 60 ° C must be prevented.
  • Type and scope of Cooling depends on which energies are administered in which time sequence. As a rule, simple air cooling with a possibly cooled air flow is completely sufficient. At very high energies, air cooling can be replaced by contact cooling, which is generated, for example, by a cooled sapphire or coolant sprayed directly onto the skin.
  • Other options for contact cooling are the use of cooled liquids such as water, oils or alcohol, which extract the heat from the tissue via a membrane made of latex or silicone.
  • the coolants must be optically transparent, the heat transfer resistance being as small as possible. The more the skin can be cooled without causing freezing damage, the more energy can be radiated in without exceeding the necrosis threshold of the cells.
  • Another advantage of the pulses comes into play here.
  • the gradients of the heat input through the optical pulses and the cold supply through the cooling are different in the tissue.
  • the gradient of the cold supply is generally flatter, so that freeze damage could occur due to crystallization.
  • the pulses cause a shock warming in the range of 100 ⁇ s, so that ice formation is disturbed despite the low temperatures.
  • Cooling is preferably carried out synchronously with the introduction of heat, ie the cooling capacity is increased during the pulse. This control can take place, for example, by means of a Peltier element, the temperature of the coolant being reduced from, for example, 4 ° C. during the pulse to - (40-80) ° C.
  • the efficiency of the radiation arrangement can be further increased by increasing the oxygen concentration. In addition to the measures described in WO 00/02491, this can also be done very simply by an inspiratory oxygen supply via an oxygen mask.
  • the advantage of inspiratory oxygenation is that even deeper tissue areas are increasingly supplied with oxygen through the blood circulation, whereas a gradient from the surface of the skin to the cells must always be taken into account in the case of topical oxygenation.
  • the mean penetration depth of the light is strongly dependent on the wavelength, the penetration depth increasing with the wavelength. Therefore, in a preferred embodiment, emitting is additionally carried out in the range from 520 to 550 nm and / or 610 to 670 nm, which can be implemented very easily, for example, by adding appropriate phosphors to the phosphor film.
  • the red or yellow component for the irradiation of deeper lying cells is increased at the expense of the blue component.
  • the blue component also plays an important role in deeper inflammation, since it kills superficial bacteria that often settle as a result of the inflammation and produce so-called superantigens that are themselves inflammatory.
  • the radiation source is preferably formed with a reflector.
  • a reflector This can be designed, for example, as a paraboloid or ellipsoid reflector.
  • the paraboloid reflector is preferably used when the temporal modulation of the emitted radiation is realized by pulse operation, whereas the ellipsoid reflector is preferably used in the scan operation.
  • the beam diameter of the emitted radiation is preferably greater than 4 mm, preferably greater than 10 mm and particularly preferably greater than 40 mm. This takes advantage of the fact that the depth of penetration of the light also depends on the size of the surface to be irradiated. The penetration depth is only very small, in particular in the case of almost punctiform radiation. In the case of extensive radiation, there is an additive overlay of neighboring scattered photons despite the scatter in the upper skin layers. As a result, the resulting penetration depth is significantly greater than with punctiform irradiation with the same area coverage. However, the beam diameter should not be too large either and should therefore not exceed 200 mm, preferably 100 and particularly preferably 60 mm. This is based on the following considerations.
  • Chromophores can be excited photochemically over a much longer period than a short pulse.
  • the lack of radiation peaks within the radiation area prevents local bleaching or the local substrate deficiency of oxygen.
  • a local maximum is formed in the central area of the
  • the optimal radiation field since the non-directional scattering of all rays leads to an addition in the central area.
  • the optimal radiation field has a diameter> 4 mm and ⁇ 60 mm, because with this large diameter the scattering of the marginal rays no longer contributes to increasing the intensity in the central area.
  • the area coverage decreases in proportion to the increase in area, so that no light effect can be measured in the deeper tissue areas.
  • the time until the ever larger tissue areas are re-irradiated is shorter and shorter, so that heat dissipation or cooling is made more difficult.
  • FIG. 1 shows a cross section through an irradiation arrangement with a pulsable radiation source
  • FIG. 2 shows a spectrum of the irradiation source with fluorescent film
  • FIG. 3 shows a schematic illustration of an irradiation arrangement with an angular movement of the irradiation source
  • 4 shows a schematic representation of an irradiation arrangement with a one-dimensional scan movement
  • FIG. 5 shows a schematic representation of an irradiation arrangement with a two-dimensional scan movement
  • FIGS. 6a-c show various representations of the penetration depth above the
  • FIG. 7 shows the penetration depth over the wavelength
  • Fig. 9 curves of the relative irradiance of a gallium-doped mercury iodide lamp in cw mode and pulsed
  • Fig. 10 the spectral energy density of a gallium-doped
  • FIG. 12 shows a schematic circuit arrangement for the pulse operation of a gallium-doped mercury iodide lamp with two phases of a three-phase network
  • FIG. 13 shows an alternative circuit arrangement with a capacitor bank.
  • the irradiation arrangement 1 comprises a pulsable radiation source 2, which is preferably designed as an Xe flash lamp.
  • the radiation source 2 is arranged in a focal point of a paraboloid reflector 3, which is open on the side facing away from the focal point.
  • the exit surface at the open end of the paraboloid reflector 3 is defined by a preferably adjustable diaphragm 4.
  • the size of the area to be irradiated can thus be adjusted by means of the adjustable diaphragm 4.
  • the radiation source 2 and the paraboloid reflector 3 are arranged in a housing 5.
  • the housing 5 is preferably designed with a handpiece 6, by means of which the irradiation arrangement 1 can simply be placed on a surface 7 to be treated.
  • a fluorescent film 8 is arranged, which is doped with fluorescent particles.
  • the phosphor sheet 8 can also be stretched directly in the area of the radiation source 2 or via the diaphragm 4.
  • the fluorescent film 8 is preferably arranged such that it is easy to replace. This simplifies the necessary exchange due to aging processes, but also the flexible use of fluorescent films with different fluorescent particles. Furthermore, if the fluorescent film 8 is arranged externally, it can be easily disinfected.
  • the electrical connections and a circuit for generating a variable pulse width are not shown here for reasons of clarity.
  • the fluorescent film is a silicone elastomer that is doped with inorganic phosphors that preferentially emit in the blue spectral range of 400-450 nm.
  • the fluorescent film almost cuts off the UV range between 280-400 nm and transforms it into the visible blue range of 400-450 nm.
  • the energy in the range below 400 nm is less than 4.5% of the total optical power
  • the UV radiation is almost exclusively in the range of 340-400 nm and in particular in the range between 370-400 nm. Since this wavelength range has orders of magnitude less photobiological effectiveness than the UVB or UVC range, the international limit values not exceeded for UV exposure.
  • ICNIRP IRPA
  • Wavelength interval between 400-500 nm is 43.6% and in the wavelength interval between 400-450 nm 28.2% of the optical Overall performance.
  • the measurement was carried out using a calibrated CDI spectrometer and 100 ⁇ m UV fiber.
  • the Xe flash lamp is clocked at a frequency of 0.01-100 Hz, but the effective pulse lengths are between 10 ⁇ s and 1 ms.
  • the energy of the individual pulses is preferably in the range of 0.3-0.8 J / cm 2 .
  • the radiation arrangement 1 comprises a patient rest device 9, above which the radiation source 2 is arranged.
  • the radiation source 2 is again surrounded by a paraboloid, ellipsoid or a half-cylinder reflector 3.
  • the radiation source 2, together with the reflector 3, can be pivoted to the left and at night by the angle ⁇ from the vertical position to the patient rest device 9 by means of a pivoting device (not shown).
  • a pivoting device not shown.
  • the radiation source can be pulsed again or can also be operated in cw mode.
  • the patient rest device 9 can also be pivoted.
  • the radiation source 2 is in this case in the form of a line or strip-shaped radiation source 2 and is arranged above the patient rest device 9 on a support 11 such that it can be moved in the direction of the arrow.
  • the radiation source 2 can be operated in pulse or cw mode. This scan movement in the direction of the arrow also achieves temporal light modulation for each individual body part.
  • the one-dimensional scan movement from FIG. 4 can also be replaced by a two-dimensional scan movement.
  • the areal radiation source 2 can also be moved transversely to the patient 10.
  • FIG. 6a shows in cross section which power densities can be found in which penetration depth when the light power is irradiated with a beam diameter of 20 mm.
  • the power density at a depth of 15 mm is still 0.1 kW / cm 2 .
  • the relationships are shown in FIG. 6b when the same total power is coupled into the tissue over a beam diameter of 1 mm. If a square radiation area is assumed, the power density has increased four hundredfold. However, this leads to a huge gradient of the penetrating power density, the power density of 100 kW / cm 2 being so high, in particular directly on the tissue surface, that ablation occurs. However, if the
  • Penetration depths can be reached without avoiding ablation on the surface.
  • the penetration depth increases continuously from 400 nm to 900 nm, so that, in particular in the treatment of deep-lying cells, it is advantageous to increase the green and red region of the emitted spectrum at the expense of the blue component, even if the absorption of the porphyrins is opposite the blue part is worse.
  • FIG. 8a shows a preferred embodiment of a radiation therapy with a pulsable radiation source with a radiation peak of 5 kW / cm 2 .
  • a sequence of pulses or flashes is emitted.
  • the individual pulse has an effective pulse length t1 between 100-2000 ⁇ s, followed by a pulse duration t2 between 10ms-1000s.
  • the effective pulse length t1 is preferably between 100-500 ⁇ s and the pulse time-out t2 between 100 ms- 4 s.
  • the number of pulses is preferably between 10 and 10,000, particularly preferably between 100 and 1000.
  • the total pulse sequence time t3 results accordingly (t1 + t2) multiplied by the number of pulses.
  • This first pulse sequence is followed by a time t4 in which no irradiation takes place, so that oxygen can diffuse again and the tissue can cool down at the same time, which prevents the formation of necrosis.
  • the time t4 is preferably chosen between 1 min and 100 min, the longer times being particularly preferred.
  • a pulse sequence with the pulse sequence time t3 is then generated again. This is followed by a time t4.
  • the total irradiation time t5 is chosen between a few minutes and 2 hours depending on the severity of the disease. After a long break of several hours or 1-3 days, the entire process is then repeated. No additional dye molecules are added internally or externally, so that the process described is not a PDT.
  • the situation will be explained in more detail using a still concrete example for the treatment of allergic contact eczema.
  • two radiation cycles are carried out per day, with t3 and t4 being chosen to be 5 minutes each, so that a total treatment time of 15 minutes per day results.
  • the pulse frequency is 0.5 Hz, so that 150 pulses are applied in a period t3.
  • the effective pulse length t1 is 100 ⁇ s with a rise time of approx. 10 ⁇ s.
  • the pulse timeout t2 is approx. 2s.
  • the radiation peak of the pulses is 0.5 kW / cm 2 , the energy density per pulse being between 0.4-0.5 J / cm 2 depending on the slope. This results in an average cw power of 250 mW / cm 2 .
  • the energy density applied per day is therefore 120-150 J / cm 2 . With a total of 2
  • the total energy density is 240-300 J / cm 2 , the treatment preferably lasting 4-8 weeks.
  • the radiation therapy described was also carried out at a frequency of 0.05 Hz, the values for t1, t3 and t4 and the radiation peak being retained. Due to the tenfold increase in t2, the applied energy density per treatment cycle and the mean cw output decrease by a factor of ten, whereby the results of the treatment results were comparable. This is presumably due to the very slow acid diffusion, so that without an additional supply of oxygen, any increase in the energy density at the same time hardly brings about an additional therapeutic effect.
  • FIG. 8b shows the irradiation cycle with an irradiation arrangement according to FIG. 4, the irradiation source being operated in cw mode.
  • the radiation peak is 5 W / cm 2 , which is considerably lower than in the pulse mode according to FIG.
  • the time t1 corresponds to the time that the radiation source irradiates a certain area during the scanning process due to its areal radiation and is preferably between 0.1 and 0.5 s.
  • the time t2 is the time of a complete scanning process minus the time t1. During this time, oxygen can diffuse again and the tissue can cool down.
  • t2 is between 1 and 300 seconds, preferably between 2-20 seconds.
  • the radiation peaks being between 250 and 500 W / cm 2 .
  • the effective pulse length is preferably chosen to be 100 ⁇ s and the radiation source is clocked at 25 Hz, so that t2 results in 40 ms with an irradiation time t3 of 0.2 s.
  • the most diverse combinations of the numerical details of the exemplary embodiments according to FIGS. 8a and b are possible. In general, it has been observed that the addition of anti-inflammatory substances such as cortisone is counterproductive.
  • the intake of such substances should be avoided completely before the treatment, with the anti-inflammatory substances preferably being discontinued a few days in advance due to the long-term effect. It was also observed that untreated parts of the body healed when small areas were treated. This indicates a local systemic effect of the radiation, which is similar to an immunization in a vaccination.
  • the circuit 12 shows a first circuit arrangement for operating a gallium-doped mercury iodide lamp for pulse overload operation.
  • the circuit includes a gallium-doped mercury iodide lamp 30, one Ignition rod 31, a current zero continuity detector 32, a pulse generator 33, a first relay K1 and a second relay K2, as well as a starter switch S1 and a pulse switch 34.
  • the two relays K1 and K2 are both with a neutral conductor N and a first phase V1 of a three-phase network connected.
  • the gallium-doped mercury iodide lamp 30 is connected to a second phase V2 of the three-phase network via an auxiliary contact of the starter switch S1.
  • the first phase V1 is connected to the ignition rod 31 via the current-zero continuity detector 32 via a coil arrangement.
  • the coils L1 and L2 are connected in series.
  • a third coil L3 with a contact K2 associated with the second relay K2 is connected in parallel with this series connection.
  • a first associated contact K1.1 of the first relay K1 is connected in parallel with the first coil L1.
  • a second associated contact K1.2 of the first relay K1 is connected between the second relay K2 and the pulse switch 34.
  • the starter switch S1 is closed, whereby the two associated auxiliary contacts also close.
  • contact K1.1 closes and contact K1.2 opens or remains open.
  • the first phase V1 of the three-phase network is connected to the ignition rod 31 via the coil L2 via the closed contact K1.1, the coil L2 acting as a series reactor. This switching state is maintained until the gallium-doped mercury iodide lamp 30 has reached its normal operating conditions.
  • relay K1 drops out, which is designed, for example, as a switch-on wiper.
  • the drop from the relay K1 causes the contact K1.1 to open and the contact K1.2 to close. This activates the relay K2 and simultaneously switches the coil L1 in series with the coil L2, the coil L1 acting as a Simmer coil.
  • the pulse switch 34 Since the pulse switch 34 is still open, the contact K2 remains open. In this state, the gallium-doped mercury iodide lamp 30 runs in a Simmer.
  • the current zero crossing detector 32 now detects a zero crossing of the Current of the first phase V1 of the three-phase network and signals this to the pulse generator 33. This switches the pulse switch 34 so that the relay K2 is energized and the contact K2 is closed.
  • the coil L3 is connected in parallel and the total inductance drops, as a result of which the ignition rod 31 receives an overload pulse.
  • the pulse generator 33 opens the pulse switch 34.
  • the contact K2 is opened and the gallium-doped mercury iodide lamp 30 is operated in the Simmer again by the series connection of the coils L1 and L2 until the next pulse is triggered by the pulse generator 33.
  • FIG. 13 An alternative embodiment with a capacitor bank is shown in FIG. 13, the same elements being provided with the same reference symbols with respect to FIG.
  • a triac 35 is arranged between the ignition rod 31 and the gallium-doped mercury iodide lamp 30, the driver 36 of which is controlled by the pulse generator 33.
  • the capacitor bank 38 is connected to the electrodes of the gallium-doped mercury iodide lamp 30 via an IGBT 37 or the coil L3, the driver 39 of the IGBT 37 also being controlled by the pulse generator 33.
  • the mode of operation is as follows:
  • the starter switch S1 is closed again, whereby the contact K1.1 closes and the contact K1.2 opens.
  • the gallium-doped mercury iodide lamp 30 is raised to operating conditions via the switched-on triac 35. Then the relay K1 drops out again and the contact K1.1 opens and K1.2 closes.
  • the gallium-doped mercury iodide lamp 30 is then operated in the Simmer via the series connection of the coils L1 and L2 and the pulse generator 33 is activated.
  • the current-zero crossing detector 32 detects the zero crossing and transmits this information to the pulse generator 33. The latter then controls the drivers 36 and 39 so that the triac 35 blocks and the IGBT 37 conducts.
  • the capacitor bank is switched to the gallium-doped mercury iodide lamp 30 and this is separated from the mains voltage.
  • the IGBT 37 is blocked and the triac 35 is switched through, so that the lamp 30 again runs in the Simmar via the two coils L1 and L2.
  • this generally means inductors.

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Bestrahlungsanordnung, insbesondere zur Behandlung von ganz oder teilweise zellvermittelten Entzündungen der Haut und der inneren Organe, viralen und anderen infektiösen Erkrankungen wie HIV oder Prioneninfektionen, Pilzinfektionen der Haut und der Schleimhäute, bakteriellen Erkrankungen der Haut und der Schleimhäute sowie Hand- und Analekzemen, umfassend mindestens eine Bestrahlungsquelle zur flächenhaften Bestrahlung einer Behandlungsfläche, wobei die Wellenlänge der emittierten Strahlung auf der Behandlungsfläche grösser als 400 nm ist und mindestens einen Spektralanteil im Wellenlängenbereich von 400 - 500 nm umfasst, wobei die Bestrahlungsanordnung Mittel zur Erzeugung von optischen Pulsen auf der Behandlungsfläche umfasst, wobei die Bestrahlungsstärke der Bestrahlungspeaks der optischen Pulse grösser 0,5 W/cm2 und kleiner als 100 kW/cm2 ist, wobei die Energiedichte eines emittierten optischen Pulses zwischen 0,05-10 J/cm2 beträgt.

Description

BESTRAHLUNGSANORDNUNG FÜR THERAPEUTISCHE ZWECKE
Bestrahlungsanordnung
Die Erfindung betrifft eine Bestrahlungsanordnung für therapeutische Zwecke, insbesondere zur akuten oder chronischen Behandlung von ganz oder teilweise zeilvermittelten Entzündungen der Haut, der Bindegewebe und der inneren Organe, viralen und anderen infektösen Erkrankungen wie HIV oder Prioneninfektionen, Pilzinfektionen der Haut und der Schleimhäute, bakteriellen Erkrankungen der Haut und der Schleimhäute sowie Hand- und Analekzemen.
Therapeutische Bestrahlungsanordnungen sind insbesondere im Bereich der Phototherapie von Hauterkrankungen seit langem bekannt. Je nach Anwendungsgebiet wird dabei ein Patient im Wellenlängenbereich von 315- 1500 nm bestrahlt. Insbesondere der Wellenlängenbereich zwischen 315-340 nm (UV-A2) kann nachweislich zu einem erhöhten Krebsrisiko führen, so daß insbesondere bei der Behandlung von atopischen Ekzemen die UV-A1- Therapie (340-400 nm) zur Anwendung kommt.
Die Chemo-Phototherapie als Oberbegriff umfaßt allgemein die Verwendung von optischer Strahlung zur Erzielung von therapeutischen Effekten. Ein Untergebiet der Chemo-Phototherapie ist die sogenannte photodynamische Therapie PDT. Zwei Hauptanwendungsgebiete der PDT sind die Krebsbehandlung und die Behandlung von ganz oder teilweise zellvermittelten Hautentzündungen. Gemeinsames Merkmal der PDT ist die Erzeugung von reaktiven Sauerstoff-Spezies. Hierzu regt die optische Strahlung inner- oder äußerlich verabreichte Farbstoffmoleküle an, die dann in einen angeregten Zustand überführt werden. Durch Wechselwirkung mit vorhandenen Sauerstoffmolekülen werden durch Energieübertragung reaktive Sauerstoff-Spezies gebildet, die dann die Zelle schädigen oder gar zerstören.
Bei der Krebstherapie mit PDT, wo die Tumorzellen zerstört werden sollen, sind zwei Anwendungsgebiete zu unterscheiden. Der Hauptanwendungsfall ist die Tumorbehandlung innerer Organe. Hierzu wird endoskopisch über eine Glasfaser die optische Strahlung eines Laser zu dem Tumor geleitet und dieser punktuell bestrahlt. Des weiteren werden dem Patienten Photosensibilisatoren gespritzt. Dabei tritt das Problem auf, daß das Tumorgewebe erheblich schlechter durchblutet ist, so daß auch der Sauerstoffgehalt sehr niedrig ist, was aber auch die Umwandlung in reaktive Sauerstoff-Spezies begrenzt. Daher ist es bei der Tumorbehandlung innerer Organe mit PDT bekannt, dem Patienten inspiratorisch erhöht Sauerstoff zuzuführen, so daß der
Sauerstoffgehalt im Tumorgewebe erhöht wird und vermehrt reaktive Sauerstoff-Spezies gebildet werden können. Aufgrund des erhöhten Sauerstoffverbrauches ist es bekannt, die Bestrahlungsquelle im Pulsbetrieb zu betreiben, so daß in den Pulspausen Sauerstoff nachdiffundieren kann. Das zweite Anwendungsgebiet in der Krebstherapie mit PDT ist die Behandlung von äußeren Tumoren wie insbesondere Hautkrebs, wo aufgrund des vorhandenen Sauerstoffs in der Umgebung auf eine zusätzliche Sauerstoffzugabe verzichtet wird.
Bei der Behandlung von ganz oder teilweise zellvermittelten
Hautentzündungen handelt es sich im Gegensatz zu Tumoren stets um großflächige Entzündungen, so daß hier flächenhafte Strahlungsquellen zur Anwendung kommen, die Behandlungsflächen von beispielsweise 5 cm2 bis 2 m2 simultan bestrahlen. Ein weiterer Unterschied zu den Tumoren ist die erhöhte Durchblutung von Entzündungen, die bereits äußerlich durch die vorhandene Rötung im Entzündungsbereich gut erkennbar ist. Des weiteren findet keine exogene Sensibilisatorapplikation statt, so daß selbst unter der Annahme einer phototherapeutisch induzierten Beteiligung von Singulett- Sauerstoff, z.B. über die photodynamische Wirkung endogener Porphyrine, davon auszugehen ist, daß selbst bei einer erheblichen Verminderung der Sauerstoffkonzentration in der Haut es nur zu einer unwesentlichen Verminderung der Triplet-Effizienz kommt. Darüber hinaus liegt die maximale Konzentration endogener Photosensibilisatoren um mehrere Größenordnungen unter der Konzentration, die nach topischer und/oder systemischer Applikation erreichbar ist. Die erwähnte gute Hautdurchblutung in Verbindung mit der geringen Sensibilisatorkonzentration führte dazu, daß es bisher nicht zu einer synchronen Foto/Sauerstofftherapie bei den zeilvermittelten Erkrankungen gekommen ist.
Das überwiegend in der Behandlung von ganz oder teilweise zeilvermittelten Hauterkrankungen eingesetzte Verfahren der PDT ist die hochdosierte UV-A1- Therapie im Wellenlängenbereich von 340-400 nm. Dabei ist zum einen die Abgabe hoher Dosen von beispielsweise 130 J/cm2 und zum anderen die Bestrahlungsstärke von mehr als 60 mW/cm2 erforderlich, um ausreichende therapeutische Effekte zu bewirken. Trotzdem bleibt bei ca. 20 - 30 % der behandelten Patienten die UV-A1 -Therapie wirkungslos.
Es ist weiter bekannt, Akne, eine aufgrund von Bakterienwachstum in verstopften Follikeln talgdrüsenreicher Hautbezirke mit Verhornungsstörungen hervorgerufene Hauterkrankung, mit blauem Licht im Bereich von 400 - 440 nm ohne wesentliche UVA-Anteile zu behandeln, wobei die Erfolge beschränkt blieben. Hierzu sei auf den Fachartikel "V. Sigurdsson et al. Phototherapy of Acne Vulagris with visible Light, Dermatologie 1997, 194; Bd. 3, 256 -260" mit weiteren Literaturhinweisen verwiesen. Angestoßen wurde diese Form der Therapie, daß Aknefollikel im Rahmen der dermatologischen Untersuchung mit einer sogenannten "woodlamp" rot fluoreszieren. Als Quelle der Fluoreszenz wurde die Speicherung großer Mengen von Porphyrinen im Propionibakterium acne nachgewiesen. (Mc Ginley et al., Facial follicular porphyrin fluorescence. Correlation with age and density of propionibacteriium acnes, Br. J. Dermatol Vol.102., Bd.3, 437-441 , 1980). Da Porphyrine ihre Hauptabsorption (Soret-band) um 420 nm haben, war es für Meffert et al. naheliegend, bakterielle Aknefollikel mit blauem Licht zu behandeln. Die langwelligste
Absorptionsbande der Porphyrine liegt bei 630 nm mit einer Eindringtiefe von 4 mm, die für eine photodynamische Follikelbehandlung am besten geeignet ist und auch verwendet wird.
Aus der WO 00102491 ist eine derartige Bestrahlungsanordnung zur
Aknebehandlung bekannt, die mindestens ein schmalbandiges Spektrum im Bereich von 405 - 440 nm umfaßt. Als alternative oder kumulative Spektralbereiche sind die Wellenlängenintervalle von 610 - 670 nm bzw. 520 - 550 nm angegeben. Zur weiteren Verbesserung des Wirkungsgrades wird vorgeschlagen, die zu bestrahlende Partie mit Sauerstoff anzureichern, indem mit Sauerstoff angereicherte Emulsionen vor oder während der Bestrahlung auf die zu bestrahlende Fläche aufgetragen werden. Die Bestrahlungsstärke liegt dabei zwischen 10 - 500 mW/cm2.
Aus der EP 0 565 331 B1 ist eine Vorrichtung zur Behandlung von Gefäßerkrankungen in einem Bereich der Haut bekannt, umfassend ein Gehäuse, mit einer inkohärenten Lichtquelle, montiert in dem Gehäuse und geeignet zum Produzieren von gepulstem Licht für die Behandlung und eine Öffnung in dem Gehäuse, welche einen austretenden Lichtstrahl bestimmt, der auf den Hautbehandlungsbereich gesendet wird, ohne durch ein Kabel aus optischen Fasern zu gehen, und der einen breiteren Strahlungsbereich aufweist als Vorrichtungen mit Kabel aus optischen Fasern, wobei die
Vorrichtung ein die niedrigen Frequenzen abschneidendes Filter umfaßt, um die sichtbaren und ultravioletten Teile des Spektrums herauszuschneiden und die inkohärente Lichtquelle einen Ausgangslichtstrahl mit Wellenlängen im Bereich zwischen 300 und 1000 nm produziert. Die Lichtquelle ist elektrisch mit einer Variabel-Impulsbreiten-Erzeugerschaltung verbunden, um einen geregelten Zeitimpuls zu liefern mit einer Breite zwischen 1 und 10 ms, wobei der austretende Lichtstrahl auf der Haut eine Energiedichte zwischen 30 und 100 J/cm2 erzeugt, so daß der hinaustretende Lichtstrahl nach Durchgang durch das obengenannte, die niedrigen Frequenzen abschneidende Filter in die Haut so tief wie gewünscht hineindringen kann, ohne die Haut zu verbrennen, um ein unter der Haut und innerhalb des Hautbehandlungsbereiches liegendes Blutgefäß zu erwärmen und im Blutgefäß Blutkoagulation zu verursachen. Die dort beschriebene Blutkoagulation ist bei der Behandlung von ganz oder teilweise zellvermittelten Hautentzündungen oder Akne zu vermeiden, so daß die dort beschriebene Vorrichtung für die PDT ungeeignet ist. Aus der US 5,964,749 ist eine Bestrahlungsanordnung zur Haut-Straffung bekannt, umfassend eine Bestrahlungsquelle, die im Wellenlängenbereich von 600-1200 nm gepulstes Licht emittiert, wodurch Wärme unterhalb der Nekroseschwelle in das Gewebe eingekoppelt wird und dadurch das Collagen der Haut geschrumpft wird. Die Pulsenergien liegen dabei in der Größenordnung von 1 J/cm2. Die Bestrahlungspeaks der Pulse weisen dabei eine Bestrahlungsstärke von 100-1000 W/cm2 auf. Die bevorzugte Gesamtenergie, die bei einer Behandlung verabreicht wird, wird mit 100 J/cm2 angegeben.
Aus der WO 00/53114 ist eine Bestrahlungsanordnung zur Haut-Straffung bekannt, umfassend eine Bestrahlungsquelle, die im Wellenlängenintervall 500-850 nm gepulstes Licht emittiert, wobei die Pulsenergie kleiner 5 J/cm2 beträgt.
Aus der WO 00/28575 ist eine gattungsgemäße Bestrahlungsanordnung für therapeutische und kosmetische Zwecke zur Behandlung von primär T-Zell- vermittelten Hauterkrankungen bekannt, insbesondere von atopischer Dermatitis, cutanem T-Zell-Lymphom, Liehen ruber, Alopecia areata, systemischem Lupus erythermatodes und Psoriasis, wobei die
Bestrahlungseinrichtung mindestens eine optische Strahlungsquelle umfaßt, die auf einer zu bestrahlenden Fläche im Wellenlängenintervall von 400-440 nm eine Bestrahlungsstärke von mindestens 2 mW/cm2 erzeugt und im Wellenlängenintervall von 300 - 400 nm eine Bestrahlungsstärke von weniger als 21 % der Bestrahlungsstärke im Wellenlängenbereich von 400- 440 nm erzeugt. Die Bestrahlungsanordnung nutzt dabei die überraschende Wirksamkeit der Strahlung im Bereich von 400 - 440 nm aus, wodurch eine Bestrahlungsanordnung zur Behandlung von primär T-Zell-vermittelten Hauterkrankungen zur Verfügung steht, mittels derer bisher kaum behandelbare Hauterkrankungen wie Liehen ruber behandelbar sind und andererseits aufgrund der um Zehnerpotenzen geringeren Karzinogenität gegenüber UVA auch eine Behandlung von Kindern ermöglicht. Weiter ist dort aufgeführt, daß für die therapeutische Wirkungsweise des blauen Lichtes patientenspezifische Schwellwerte für die Bestrahlungsstärken existieren. Als Grund hierfür wird der unterschiedliche Gehalt an Melanin und/oder Antioxidantien der Haut angegeben, so daß vorzugsweise Bestrahlungsstärken von größer 60 mW/cm2 bzw. größer 100 mW/cm2 zur Anwendung kommen.
Aus der EP 0 726 083 A2 ist eine therapeutische Bestrahlungsanordnung zur Behandlung von Krebszellen im Gewebe bekannt, die einen Behandlungs- und einen Diagnose-Modus aufweist. Als Strahlungsquelle wird eine breitbandige Blitzlampe verwendet, deren Spektrum je nach Modus durch Filter jeweils modifiziert wird. Im Behandlungsmodus wird im Spektralbereich zwischen 600- 1000 oder 600-700 nm emittiert, wobei die Pulse eine Energiedichte zwischen 0.1-20 J/cm2 aufweisen. Die Bestrahlungsstärke liegt dabei zwischen 100-2000 mW/cm2. In dem Diagnose-Modus wird ausgenutzt, dass Krebszellen bei Bestrahlung mit blauem Licht fluoreszieren. Diese Fluoreszenz kann dann mit einer geeigneten Optik erfaßt und ausgewertet werden. Hierzu wird das zu untersuchende Gewebe mit Pulsen im Spektralbereich zwischen 350-500 nm, mit einem Peak bei 400 nm, bestrahlt. Die Pulsfrequenz liegt dabei zwischen 0.02-2 Hz mit einer efffektiven Pulslänge zwischen 0.1-1000 ms. Das Licht wird mit einer Energiedichte zwischen 0.02-4 J/cm2 in einen Quarzstab oder einen Lichtwellenleiter eingekoppelt. Die zu diagnostizierende Fläche ist dabei abhängig von dem Abstand des Quarzstabes bzw. des Lichtwellenleiters von der Hautoberfläche. Aufgrund der Inkohärenz der Strahlung kann nur ein Bruchteil der Strahlungsenergie in den Lichtwellenleiter eingekoppelt werden. Bei dem Quarzstab kann zwar der Großteil der Energie eingekoppelt werden, jedoch weitet sich der Strahl beim Austritt extrem auf. Bei einer Fläche von beispielsweise von 0,5 cm2 und einem Beobachtungsabstand von lediglich 5 cm reduziert sich die Energiedichte auf der Behandlungsfläche um den Faktor 500. Derartige Abstände sind aber notwendig, um mit der Optik die Fluoreszenz zu beobachten, was anschaulich in der US-6, 021 , 344 dargestellt ist. Somit sinkt die Energiedichte auf der Haut auf 0.04-8 mJ/cm2, was jedoch für die Diagnosezwecke ausreichend ist. Der Erfindung liegt daher das technische Problem zugrunde, eine Bestrahlungsanordnung zur Behandlung von akuten und chronischen ganz oder teilweise zeilvermittelten Entzündungen der Haut und der inneren Organe, viralen und anderen infektiösen Erkrankungen wie HIV oder Prionenerkrankungen, Pilzinfektionen der Haut und der Schleimhäute, bakteriellen Erkrankungen der Haut und der Schleimhäute sowie Hand- und Analekzemen zu schaffen, die gegenüber den bekannten Bestrahlungsanordnungen eine verbesserte therapeutische Wirksamkeit aufweisen.
Die Lösung des technischen Problems ergibt sich durch den Gegenstand mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1. Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.
Hierzu umfaßt die Bestrahlungsanordnung mindestens eine
Bestrahlungsquelle zur flächenhaften Bestrahlung einer Behandlungsfläche, wobei die Wellenlänge der emittierten Strahlung auf der Behandlungsfläche größer als 400 nm ist und mindestens einen Spektralanteil im Wellenlängenintervall von 400-500 nm umfaßt und die Bestrahlungsanordnung Mittel zur Erzeugung von optischen Pulsen auf der Behandlungsfläche umfaßt, wobei die Bestrahlungsstärke pro Puls zwischen 0,5 W/cm2- 100 kW/cm2 ist, wobei die Energiedichte eines emittierten optischen Pulses zwischen 0.05-10 J/cm2 liegt. Die Angaben für die Bestrahlungsstärke und die Energiedichte beziehen sich auf die zu bestrahlende Fläche, wobei jedoch die Bestrahlungsanordnung direkt auf die Oberfläche aufgesetzt werden kann.
Dabei wird unter flächenhaft eine Bestrahlungsfläche von größer 0,1 cm2 verstanden. Die Aussage größer 400 nm bedeutet dabei, daß weniger als 7 % der optischen Gesamtleistung im UV-Bereich emittiert werden, wohingegen im Wellenlängenintervall von 400-500 nm mindestens 30 % der optischen Leistung emittiert werden. Die Anteile im UVC- und UVB-Bereich sind dabei vernachlässigbar klein im Bereich unter 0,1 % der Gesamtleistung, sodass der gesamte verbleibende UV-Anteil im UVA1- und UVA2-Bereich liegt, wobei deren Verhältnis ca. 1/10 ist, d.h. der überwiegende Anteil der verbleibenden UV-Strahlung liegt im UVA1 -Bereich zwischen 340-400 nm. Weiter vorzugsweise macht der UV-Anteil weniger als 3,5-5 % der optischen Gesamtleistung und der Bereich zwischen 400-500 nm mehr als 40 % der optischen Gesamtleistung aus.
Erfindungsgemäß wird dabei ausgenutzt, daß bei einer pulsförmigen Bestrahlung in den Zeiten hoher Leistungsdichte, entgegen den Ausführungen in der Literatur, die Bildung von Singulett-Sauerstoff um Größenordnungen gegenüber cw-Betrieb bei gleicher Energie erhöht wird. Ein weiterer Vorteil der extrem erhöhten Leistungsdichte ist, daß auch tiefer unter der Haut liegende Bereiche noch eine ausreichende Bestrahlungsstärke erhalten, da üblicherweise aufgrund der geringen Eindringtiefe des blauen Lichtes nur ein Bruchteil der cw-Leistung die tieferliegenden Bereiche erreicht. Zusätzlich hat pulsförmig applizierte Strahlungsenergie eine erheblich stärkere photobiologische Wirkung. Bei gleicher integraler Gesamtdosis von cw- und Pulseinstrahlung bliebe z.B. bei einer angenommenen cw-Bestrahlungsstärke von 70 mW/cm2 aufgrund der Wirkung körpereigener Antioxidatien, die z.B.60 mW/cm2 der eingestrahlten Leistung als konstanten Off-Set neutralisieren, nur 10 mW/cm2 für photobiologische Wirkungen verfügbar. Es ist unmittelbar einsichtig, daß die relative photobiologische Wirkungsverminderung durch diesen konstanten Off-Set durch gepulste Einstrahlung höchst effektiv vermindert werden kann. Bei Pulsleistungen im kW-Betrieb führt dieser Off-Set nicht mehr zu einer signifikanten Verminderung der Strahlungswirkung. Die mittlere Energiezufuhr wird dabei derart gewählt, daß die Nekroseschwelle für die Zellen vermieden wird und nur eine Apoptose der Zellen induziert wird. Ebenso wird die in der EP 0 565 331 B1 angestrebte Ablationsschwelle unterschritten. Eine Ablation, d.h. Gewebeverdampfung tritt immer dann auf, wenn eine Energie >2500 J/cm3 innerhalb einer Zeit im Gewebe deponiert wird, die nicht erlaubt, daß ein signifikanter Wärmeaustausch mit angrenzenden Schichten möglich ist. Aufgrund der zeitlichen Modulation durch die Pulserzeugung, wobei die Belichtungszeit unterhalb der thermischen Relaxationszeit der oberen Hautschicht liegt, kommt es zwar zu einer sehr starken Erwärmung der oberen Ha utschicht, die jedoch sehr einfach abgeführt werden kann. Licht im Wellenlängenbereich 400-500 nm hat eine halbmaximale Eindringtiefe von ca. 200 μm. Die geschätzte thermische Relaxationszeit für eine Struktur mit einem Durchmesser von 200 μm beträgt ca. 20 ms. Dies bedeutet, daß bei einer Verweildauer des Lichtstrahls <20 ms lediglich die oberen Hautschichten erwärmt werden, ohne daß es zu einer Tiefendeposition der Energie kommt.
Neben den beschriebenen Anwendungsgebieten ist die
Bestrahlungsanordnung auch zur Wunddesinfektion nach Verbrennungen oder zur Behandlung bei venösen Geschwüren am Unterschenkel geeignet. Diese werden bisher mit UV-Licht behandelt, wobei es häufig zu einer kurzzeitgen Verbesserung kommt. Jedoch treten häufig Komplikationen bei der langfristigen Wundheilung auf. Die Ursache für die kurzzeitigen Erfolge liegt vermutlich in der keimtötenden Wirkung von UV-Licht, wohingegen die Komplikationen aufgrund irreparabler Zellschädigungen verursacht werden. Durch eine UV-freie, zeitlich modulierte Bestrahlung duch die optischen Pulse, bevorzugt im Spektralbereich von 400-500 nm, weiter bevorzugt im Bereich von 40-480 nm und noch weiter bevorzugt im Bereich 400-420 nm kommt es in allen Zellen zwar zunächst zu einer oxidativen Schädigung, die jedoch von Eukaryontenzellen wegen der dort vorhandenen FPG-Endonukleotidasen leicht reparabel ist. Prokaryonten wie Staphylokokken oder Streptokokken sind wegen Fehlens dieser Enzyme sehr viel empfindlicher auf eine derartige Schädigung und können somit selektiv abgetötet werden. Ebenso ist die Bestrahlungsanordnung auch zur Behandlung von Akne und Aknenarben geeignet. Hierbei kommt es durch die Aktivierung körpereigener kollagenabbauender Enzyme zu einer Verflachung der Narbe. Diese Wirkungen treten auch bei der Behandlung der Sklerodermie auf, wo mit Hilfe der Bestrahlungsanordnung eine wirksame Verminderung der vernarbten Kollagen Plaques erreichbar ist. Darüber hinaus wurde bei Patienten mit Sklerodermie eine ausgeprägte Wirkung der gepulsten Bestrahlung auf die zirkulierenden Lymphozyten beobachtet. Insbesondere kam es bereits nach fünf Bestrahlungen zu einer Abnahme von Kiler-Lymphozyten von 75%. Die Anzahl der zirkulierenden Lymphozyten nahm unter der Behandlung um ca. 25 % ab. Diese Befunde sind am ehesten dadurch erklärbar, daß die entzündungsaktivierten Lymphozyten über eine Änderung ihrer endogenen Farbstoffkonzentration für die durchgeführte Bestrahlung empfindlich genug waren, um eine Apoptose auszulösen.
Die Pulse können entweder durch eine gepulste Bestrahlungsquelle und/oder durch eine Relativbewegung der Bestrahlungsquelle zu der zu behandelnden Fläche erzeugt werden.
Vorzugsweise liegen die effektiven Pulslängen zwischen 1 μs und 500 ms. Dieser relativ breite Bereich kommt daher, daß die bevorzugten effektiven Pulslängen für gepulste Bestrahlungsquellen und relativ bewegte
Bestrahlungsquellen in Form eines Scanners unterschiedlich sind. Dabei ist anzumerken, daß der Scanner bevorzugt zur Behandlung größflächiger Hauterkrankungen zur Anwendung kommt.
Bei den Blitzlampen liegen die effektiven Pulslängen vorzugsweise zwischen 1 μs und 50 ms, besonders bevorzugt zwischen 10 μs und 10 ms und weiter bevorzugt zwischen 100-600 μs, wobei die Pulsein- und auszeiten unsymmetrisch sind.
Bei einer Ausbildung als Scanner liegen die effektiven Pulslängen vorzugsweise zwischen 1ms und 500 ms, weiter vorzugsweise zwischen 20- 100 ms. Unter effektiver Pulslänge wird dabei die Zeit verstanden, die zwischen Erreichen von 50 % der maximalen Leistung bis zum Abfall auf 50% der maximalen Leistung liegt. Die im Verhältnis zur effektiven Pulslänge längeren Pulsauszeiten dienen dabei insbesondere der Nachdiffusion von
Sauerstoff. Das Verhältnis Pulslänge und Pulsauszeit liegt dabei vorzugsweise beim Scanner zwischen 3 und 3000 und bei der Blitzlampe zwischen 100 und 100.000. Ein weiterer Effekt ist die thermische Abkühlung der bestrahlten Fläche während der Pulsauszeiten, so daß keine Nekrose auftritt.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform liegt die Frequenz, mit der die Bestrahlungsquelle gepulst wird, zwischen 0,01 - 100 Hz, weiter bevorzugt zwischen 0,05-50 Hz und noch bevorzugter zwischen 0,3-3 Hz, wobei bei höheren Frequenzen niedrigere effektive Pulslängen und kleinere Pulsenergien verwendet werden.
Um die Nachdiffusion von Sauerstoff und die thermische Abkühlung zu verbessern, wird vorzugsweise nach einer Pulsfolge von beispielsweise 100- 500 Pulsen eine längere Dunkelphase von mehreren Sekunden bis Minuten eingelegt, bevor wieder erneut eine Pulsfolge erzeugt wird. Aufgrund der extrem langen Diffusionszeiten von Sauerstoff sind auch Anwendungen vorstellbar, wo nur jeweils ein Puls verabreicht wird und anschließend die Bestrahlungsanordnung wieder für eine längere Zeit abgeschaltet wird. Die Pausen können dabei im Bereich von einer bis mehreren Stunden liegen. Insbesondere zur Behandlung chronischer Erkrankungen kann dabei die Bestrahlungsanordnung beispielsweise in Form eines Gürtels, einer Bestrahlungsdecke oder eines Lichtbettes fest dem Patienten zugeordnet sein, der dann beispielsweise alle 5 Minuten einen optischen Puls erhält. Bei diesen langen Pausen sind thermische Probleme oder die Nachdiffusion von Sauerstoff vernachlässigbar.
Ebenso wie die effektiven Pulslängen davon abhängig sind, ob eine gepulste Bestrahlungsquelle oder eine relativ bewegte Bestrahlungsquelle verwendet wird, sind auch die bevorzugten Bestrahlungsstärken bzw. Leistungsdichten pro Puls unterschiedlich.
Bei Ausführungsformen mit gepulster Bestrahlungsquelle liegt die
Bestrahlungsstärke pro Puls zwischen 1 W/cm2-100 kW/cm2, vorzugsweise zwischen 50 W/cm2-50 kW/cm2, weiter bevorzugt zwischen 500 W/cm2- 10 kW/cm2 und besonders bevorzugt zwischen 1 kW/cm2-5 kW/cm2. Die Energiedichte pro Puls liegt dabei wischen 50 mJ/cm2-10J/cm2, vorzugsweise zwischen 100 mJ/cm2-5J/cm2 und besonders bevorzugt zwischen 300 mJ/cm2- 3J/cm2.
Bei Ausführungsformen mit einem Scanner, wobei zusätzlich die Bestrahlungsquelle auch gepulst sein kann, liegen die Bestrahlungsstärken pro Puls zwischen 500 mW/cm2-500W/cm2, vorzugsweise zwischen 1-300 W/cm2 und besonders bevorzugt zwischen 50-200 W/cm2. Die Energiedichte pro Puls liegt dabei zwischen 50 mJ/cm2-10J/cm2, vorzugsweise zwischen 100-5000 mJ/cm2 und besonders bevorzugt zwischen 150-2000 mJ/cm2.
Die höheren Energiedichten zwischen 1-10 J/cm2 werden vorzugsweise zur Behandlung sehr schwerer Erkrankungen eingesetzt, wobei sich dort entsprechend das Problem einer ausreichenden Kühlung der zu bestrahlenden Fläche stellt.
Die gemittelte cw-Bestrahlungsstärke eines optischen Pulses liegt vorzugsweise zwischen 1 mW/cm2 und 10 W/cm2, weiter bevorzugt zwischen 5- 2000 mW/cm2 und besonders bevorzugt zwischen 8-800 mW/cm2. Unter gemittelter cw-Bestrahlungsstärke wird dabei der Wert verstanden, der sich ergeben würde, wenn dieBestrahlungsstärke eines Pulses gleichmäßig über die volle Periode aufgeteilt werden würde.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform ist die Bestrahlungsquelle als
Xe-Blitzlampe ausgebildet, der eine Einrichtung zur Unterdrückung und/oder zur Transformierung der unerwünschten Spektralanteile in den gewünschten Spektralbereich zugeordnet ist. Diese handelsüblichen Xe-Blitzlampen sind sehr preiswert und emittieren mit ausreichender Leistungsdichte im gewünschten Spektralbereich zwischen 400 - 500 nm. Hierzu wird beispielsweise auf die US 4,167, 669 oder die EP 0 565 331 verwiesen, wobei die dort beschriebenen Pulsenergien für die vorliegende Erfindung zu groß sind, da dort bewußt die Ablationsenergie überschritten wird. Die Xe- Blitzlampen sind je nach Stromdichte im Entladungskanal mehr oder weniger vom Spektrum mit einem Schwarzen Körper vergleichbar, daher emittieren diese typischerweise von 200 - 2000 nm. Dabei können die nicht gewünschten Spektralbereiche durch bekannte handelsübliche Filter herausgefiltert werden.
Zur Erhöhung des erwünschten blauen Spektralbereiches werden in einer bevorzugten Ausführungsform Gallium, Indium und/oder deren Halogenide in die Xe-Blitzlampe gefüllt. Des weiteren kann die Xe-Blitzlampe auch mit Qucksilber, Quecksilberjodid oder Amalgam dotiert werden, um den Wirkungsgrad im blauen Bereich zu erhöhen. Bei reinen Xe-Blitzlampen wurden besonders gute Ausbeuten mit ca. 40 mm Elektrodenlängen, bei einem Durchmesser von 3,2 mm erreicht, wobei die Betriebsspannung bei ca.600 V lag. Alternativ zur Xe-Blitzlampe können auch Deuterium-Blitzlampen Anwendung finden.
Eine weitere mögliche Bestrahlungsquelle ist eine im Überlastbereich gepulste galliumjodid-Quecksilberentladungslampe. Dabei wird unter Überlast verstanden, wenn der maximale Entladungsstrom mindestens 3-1000 fach über dem Lampennennstrom liegt, wobei der Impulsentladungsstrom vorzugsweise zwischen 15-1500 A/cm2 Querschnittsfläche des
Entladungsgefäßes liegt. Handelsübliche cw-betriebene metalldampfdotierte Quecksilberhalogenid-Lampen sind beispielsweise in der US-3, 521 ,111 ; US- 3,540,789 und der WO 96/13851 beschrieben.
Aus der US 5,184,044 ist zu entnehmen, daß unter Berücksichtigung der
Lampengeometrie, der Lampenleistung von 20 W und dem Spannungsabfall von 55 V ein Lampenstrom von 8 A/cm2 Querschnittsfläche des Entladungsgefäßes der maximal sinnvollen Lampenbelastung entspricht, da es bereits zu einer Inversion im Bereich der Indiumresonanz kommt. Eine weitere Erhöhung der Stromdichte würde die Inversion bis zur Löschung verstärken.
Deshalb wurden diese bisher nicht im Überlastbetrieb gefahren, da es aus plasmaphysikalischen Untersuchungen bekannt war, dass schmalbandige Emissionsspektren nur bei vergleichsweise niedriger Anregungsenergie darstellbar sind. Im Überlastbetrieb steigt der Dampfdruck im Entladungslasma so stark an, dass die Linienemission vom Umgebungsplasma absorbiert wird und es paradoxerweise zu einer erheblichen Schwächung oder sogar einer kompletten Löschung der Resonanzlinienemission bei hohen Entladungsdrücken kommt. Als Beispiele seien die Quecksilberresonanzlinie bei 254 nm, die Natriumresonanzlinie bei 488 nm und die Indiumresonanzlinie bei 450 nm genannt, wo es schon bei mäßiger Überlast zu einem Verlust der Spektralintensität kommt.
Überraschend wurde jedoch entdeckt, daß galliumdotierte Quecksilberjodid- Mittel- bzw. Hochdrucklampen selbst bei einer 100-1000 fachen Überlast weder eine Verbreiterung oder gar Inversion der Galliumresonanzlinien bei 403 und 417 nm zeigen. Eine unter Nennlast mit einem Entladungsstrom von 1 ,5 A/cm2 Querschnittsfläche des Entladungsgefäßes betriebene galliumjodiddotierte Quecksilberentladungslampe konnte im Pulsbetrieb bis auf 1000 A/cm2 Querschnittsfläche des Entladungsgefäßes betrieben werden, ohne daß es zu einer Abschwächung oder Frequenzinversion der Galliumresonanzlinien kam. Eine mögliche Erklärung hierfür ist, daß das metallische Gallium einen Siedepunkt von ca. 2200°C aufweist, so daß der diesbezügliche Galliumdampfdruck auch unter Impulsbedingungen vermutlich zu vernachlässigen ist. Im Plasma kommt es zu einer Zersetzung des Quecksilberiodids in Quecksilber und Jod. Das Jod verbindet sich unter den Entladungsbedingungen mit dem Gallium in Form der instabilen Verbindung Gal3. Galliumiodid zeigt eine starke Dampfdruckzunahme bereits bei niedrigen Temperaturen. Die fehlende Inversion der Galliumresonanzlinie wäre nun dadurch erklärbar, dass das Galliumiodid sich nur bis zu einem bestimmten Druck stabil verhält und es bei einer Druckzunahme zu einem massiven, vermutlich kinetisch außerordentlich schnellem Zerfall der Verbindung kommt. In der Folge stellt sich trotz zunehmender hoher Temperaturen während des Impulses ein relativ konstanter Galliumdampfdruck ein. Somit trägt das kondensierte Gallium nicht zur Entladung bzw. zur möglichen Selbstabsorption bei. Der unerwartet aufgetretene Effekt könnte deshalb mit einer paradoxen Konstanz des Galliumdampfdrucks über einen Temperaturbereich von 200 bis fast 2200° C zusammenhängen. Quecksilberjodid zerfällt bereits früh in Quecksilber und Jod, so dass das Jod für eine Galliumverbindung zur
Verfügung steht und der Quecksilberdampfdruck mit der eingespeisten Energie stark zunimmt. Auf diese Weise steht der Galliumresonanz entsprechend dem Wirkungsquerschnitt des entsprechenden Galliumplasmas eine proportional zur eingespeisten Energie zunehmende Anregung durch die kurzwelligen Quecksilberelektronenübergänge zur Verfügung. Diese Energie kann wegen der relativen Konstanz des Galliumdampfdruckes fast in der gesamten Höhe als Resonanzlinienspektrum emittiert werden.
Während des Überlastbetriebes kommt es zu einer kurzzeitigen Überhitzung, insbesondere der Wolframwendeln, die jedoch bei einer Zunahme der
Temperatur entsprechend dem Planckschen Gesetz erheblich mehr Wärme abstrahlen können. Daher kann eine modulierte Lampe mit einer erhöhten Grundlast betrieben werden, da die Abgabe der zugeführten Energie nur aufgrund der Temperaturerhöhung erheblich effizienter ist als bei einer Lampe im Normalbetrieb. Dabei hat sich herausgestellt, dass sich eine 1 kW Lampe mit einer Dauerlast von ca. 2-20 kW betreiben läßt. Bei spektralen Messungen hat sich gezeigt, daß bei einer 1000 W cw-Betrieb galliumdotierten Quecksilberiodid-Lampe ca. 400 mW/m2 im Spektralbereich zwischen 400-440 nm die Haut treffen. Diese Bestrahlungsstärke läßt sich im Simmerbetrieb auf eine gemittelte Bestrahlungsstärke von ca.2-4 mW/cm2 vermindern, wobei unter Impulslast die Bestrahlungsstärke kurzzeitig um bis zu vier bis fünf Größenordnungen angehoben wird, so daß Bestrahlungsstärken zwischen 2 bis 400 W/cm2 auf die Haut treffen. Das Verhältnis der Pulslängen liegt vorzugsweise im Bereich zwischen 3 und 300. Diese einfache Impulslichtquelle im Spektralbereich von 320-540 nm ist auch für andere technische
Anwendungen verwendbar, wie beispielsweise drucktechnische Anwendungen, Oberflächenversiegelungen, Rohrsanierung mit lichthärtenden Schläuchen, Kunststoffhärtung im Bereich der DVD-Produktion sowie die Beschleunigung anderer photochemischer Reaktionen, die über Radikalmechanismen einer Photoabsorption im UV-Blaubereich des Spektrums beeinflußt werden.
Das Verhältnis Gallium bzw. Galliumadditiv zu Quecksilber sollte vorzugsweise zwischen 1 :10 bis 1 :100 sein. Im Leistungsbereich von 400 W kommt vorzugsweise ein Mischungsverhältnis von 1-5 mg Galliumiodid auf 44 mg Quecksilber zur Anwendung.
Eine andere typische Lampe besteht aus einem zylindrischen Quarzrohr mit Durchmesser 13,5 mm und einem Volumen des Entladungsgefäßes von 20 cm3. Der Elektrodenabstand beträgt ca.14 cm. Eine derartige Lampe wird mit 20 mg Hg, 3 mg Quecksilberiodid, 1 mg Gallium und Argon mit einem Druck von 3,57 mmHg befüllt.
Die UV-Anteile können jedoch auch in den gewünschten Spektralbereich transformiert werden. Dabei haben sich besonders aus Silikonelastomeren oder Fluorpolymeren, insbesondere Teflon bestehende Folien mit anorganischen Leuchtstoffen bewährt. Die Silikonelastomere werden vorzugsweise durch eine Additionsvernetzung hergestellt, sodass keine flüchtigen Bestandteile wie beispielsweise Wasser mit den anorganischen Leuchtstoffen in Berührung kommen. Das Silikonelastomer wird vorzugsweise durch eine Mischung eines Hydroxylpolydiorganosiloxans mit einem Organohydrogensiloxans hergestellt, wobei die Leuchtstoffe zugemischt werden und anschließend eine chemische Reaktion mittels eines
Platinkatalysators bei Zimmertemperatur erzeugt wird. Die Leuchtstofffolie weist dabei vorzugsweise eine Dicke von 10-800 μm auf, wobei die Flächendichte der Leuchtstoffpartikel vorzugsweise zwischen 1-20 mg/cm2 bei einer Korngröße von 5-15 μm liegt. Prinzipiell kann der UVC-transparente Träger auch als Silikonkautschuk ausgebildet sein, der ohne Wärme- und
Druckzufuhr aushärtet. Aufgrund der nicht unerheblichen Wärmeeinfuhr in das Trägermaterial hat es sich insbesondere bei den Silikonelastomeren als vorteilhaft erwiesen, diese zu kühlen, was deren Lebensdauer um Größenordnungen verlängert. Je nach Wärmeeinfuhr kann die Kühleinrichtung als Luftgebläse oder als Wasserbad ausgebildet sein, in der die Folie liegt.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform wird die gepulste
Bestrahlungsquelle in einem Simmer betrieben, wodurch sich die erreichbare Flankensteilheit der Pulse erhöhen läßt.
Alternativ kann die Erzeugung von Pulsen der emittierten Strahlung durch eine Einrichtung realisiert werden, mittels derer die zu bestrahlende Fläche relativ zur Bestrahlungsquelle bewegbar ist. Im einfachsten Fall kommt hierbei ein X- oder X-Y-Scantisch zur Anwendung, mittels dessen der Patient unter der im cw-Betrieb betreibbaren Bestrahlungsquelle hin- und herbewegt wird. Als Bestrahlungsquelle für den cw-Betrieb kommen prinzipiell alle vorzugsweise im blauen Bereich emittierenden Bestrahlungsquellen wie beispieleweise blauemittierende LEDs oder entsprechende Gasentladungslampen, die vorzugsweise Gallium, Indium oder deren Halogenide beinhalten in Frage. Bei der Scan-Geschwindigkeit ist ebenfalls darauf zu achten, daß die Ablationsschwelle ebenfalls nicht überschritten wird. Hierzu wird beispielsweise eine Brennlinie einer Dicke mehrerer Millimeter erzeugt, die dann mit einer
Geschwindigkeit von 1-100 cm/s quer oder längs über die Behandlungsfläche verfahren wird.
Es ist jedoch auch möglich, die Scanbewegung mit einer gepulsten Bestrahlungsquelle zu kombinieren, so daß die erreichbaren effektiven
Pulslängen für eine zu bestrahlende Fläche weiter verkleinert werden können, was insbesondere im Hinblick auf die thermische Relaxation vorteilhaft ist.
Insbesondere im oberen Leistungsbereich ist die Bestrahlungsanordnung mit einer Einrichtung zur Kühlung der zu bestrahlenden Fläche ausgebildet, um eine Nekrose der bestrahlten Zellen zu verhindern. Dabei muß eine Erwärmung der Zellen über 60 °C verhindert werden. Art und Umfang der Kühlung sind dabei abhängig, welche Energien in welcher zeitlichen Abfolge verabreicht werden. Im Regelfall isl eine einfache Luftkühlung mit einem gegebenenfalls gekühlten Luftstrom völlig ausreichend. Bei sehr hohen Energien kann die Luftkühlung durch eine Kontaktkühlung ersetzt werden, die beispielsweise durch einen gekühlten Saphir oder direkt auf die Haut aufgesprühte Kühlmittel erzeugt wird. Andere Möglichkeiten für eine Kontaktkühlung ist die Verwendung gekühlter Flüssigkeiten wie beispielsweise Wasser, Öle oder Alkohol, die über eine Membran aus Latex oder Silikon die Wärme dem Gewebe entziehen. Die Kühlmittel müssen dabei optisch transparent sein, wobei der Wärmeübergangswiderstand möglichst klein ist. Je stärker die Haut abgekühlt werden kann, ohne daß es zu Gefrierungsschäden kommt, desto mehr Energie kann eingestrahlt werden, ohne die Nekroseschwelle der Zellen zu überschreiten. Dabei kommt ein weiterer Vorteil der Pulse zum Tragen. Die Gradienten der Wärmeeinfuhr durch die optischen Pulse und der Kältezufuhr durch die Kühlung sind im Gewebe unterschiedlich. Dabei ist der Gradient der Kältezufuhr im Regelfall flacher, so daß es zu einem Gefrierschaden aufgrund einer Kristallisationsbildung kommen könnte. Durch die Pulse kommt es jedoch zu einer Schockerwärmung im Bereich von 100 μs, so daß die Eisbildung trotz der tiefen Temperaturen gestört wird. Vorzugsweise erfolgt die Kühlung synchron zur Wärmeeinfuhr, d.h. die Kälteleistung wird während des Pulses erhöht. Diese Steuerung kann beispielsweise mittels eines Peltierelementes erfolgen, wobei die Temperatur des Kühlmittels von beispielsweise 4°C während des Pulses auf -(40-80)°C erniedrigt wird.
Die Effizienz der Bestrahlungsanordnung kann weiter durch eine Erhöhung der Sauerstoffkonzentration erhöht werden. Neben den in der WO 00/02491 beschriebenen Maßnahmen kann dies auch sehr einfach durch eine inspiratorische Sauerstoffzufuhr über eine Sauerstoffmaske erfolgen. Der Vorteil der inspiratorischen Sauerstoffzufuhr ist, daß auch tieferliegende Gewebebereiche durch die Blutzirkulation verstärkt mit Sauerstoff versorgt werden, wohingegen bei der topischen Sauerstoffzufuhr stets ein Gradient von der Hautoberfläche zu den Zellen zu berücksichtigen ist. Die mittlere Eindringtiefe des Lichtes ist stark abhängig von der Wellenlänge, wobei die Eindringtiefe mit der Wellenlänge zunimmt. Daher wird in einer bevorzugten Ausführungsform zusätzlich im Bereich von 520 - 550 nm und/oder 610 - 670 nm emittiert, was beispielsweise sehr leicht durch Beigabe entsprechender Leuchtstoffe in die Leuchtstoffolie realisierbar ist. Dabei wird der Rot- bzw. Gelb-Anteil zur Bestrahlung tieferliegender Zellen auf Kosten des Blau-Anteils erhöht. Der Blau-Anteil hat jedoch auch bei tieferliegenden Entzündungen einen wichtigen Anteil, da dieser oberflächlich befindliche Bakterien abtötet, die häufig als Folge der Entzündung sich ansiedeln und sogenannte Superantigene produzieren, die selbst wieder entzündungsfördernd sind.
Zur Erhöhung der abgestrahlten Leistung in Richtung der zu behandelnden Fläche wird die Strahlungsquelle vorzugsweise mit einem Reflektor ausgebildet. Dieser kann beispielsweise als Paraboloid- oder Ellipsoid- Reflektor ausgebildet sein. Der Paraboloid-Reflektor findet vorzugsweise Anwendung, wenn die zeitliche Modulation der emittierten Strahlung durch Pulsbetrieb realisiert wird, wohingegen der Ellipsoid-Reflektor vorzugsweise beim Scan-Betrieb verwendet wird.
Vorzugsweise ist der Strahldurchmesser der emittierten Strahlung größer 4 mm, vorzugsweise größer als 10 mm und besonders bevorzugt größer als 40 mm. Dabei wird ausgenutzt, daß die Eindringtiefe des Lichtes auch von der Größe der zu bestrahlenden Fläche abhängig ist. Insbesondere bei nahezu punktförmiger Bestrahlung ist die Eindringtiefe nur sehr gering ist. Bei flächenhafter Bestrahlung kommt es trotz der Streuung in den oberen Hautschichten zu einer additiven Überlagerung benachbarter gestreuter Photonen. In der Folge ist die resultierende Eindringtiefe wesentlich größer als bei punktförmiger Einstrahlung bei gleicher Flächenleistung. Allerdings sollte der Strahldurchmesser auch nicht zu groß gewählt werden und sollte daher 200 mm, bevorzugt 100 und besonders bevorzugt 60 mm nicht überschreiten. Dem liegen folgende Überlegungen zugrunde.
Durch Aufweitung des Bestrahlungsfeldes sinkt die Flächenleistung pro Zeit, so daß die Verweildauer des aufgeweiteten Bestrahlungsfeldes größer sein kann. Hierdurch wird erreicht, daß eine wesentlich größere Anzahl absorbierender
Chromophore über einen wesentlich größeren Zeitraum als bei einem Kurzpuls photochemisch angeregt werden kann. Das Fehlen von Bestrahlungspeaks innerhalb der Bestrahlungsfläche verhindert das lokale Ausbleichen bzw. den lokalen Substratmangel von Sauerstoff. Darüber hinaus kommt es zur Ausbildung eines lokalen Maximums im Zentralbereich des
Bestrahlungsfeldes, da die ungerichtete Streuung sämtlicher Strahlen zu einer Aufaddition im zentralen Bereich führt. In Abhängigkeit von den Gewebeparametern und dem Spektrum hat das optimale Bestrahlungsfeld einen Durchmesser >4 mm und < 60 mm, da bei diesem großen Durchmesser die Streuung der Randstrahlen nicht mehr zur Erhöhung der Intensität im zentralen Bereich beiträgt. Durch Wahl eines optimalen Strahldurchmessers wird somit eine höhere Intensität im zentralen Bereich bzw. eine größere Eindringtiefe ermöglicht. Bei weiterer Ausdehnung des Bestrahlungsfeldes sinkt die Flächenleistung proportional zur Zunahme der Fläche ab, so daß in den tieferen Gewebebereichen keine Lichtwirkung gemessen werden kann. Darüber hinaus ist die Zeit bis zur Wiederbestrahlung der immer größer werdenden Gewebeflächen immer kürzer, so daß die Wärmeabfuhr bzw. die Kühlung erschwert wird.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Die Fig. zeigen:
Fig.1 einen Querschnitt durch eine Bestrahlungsanordnung mit einer pulsbaren Bestrahlungsquelle, Fig.2 ein Spektrum der Bestrahlungsquelle mit Leuchtstofffolie,
Fig.3 eine schematische Darstellung einer Bestrahlungsanordnung mit einer Winkelbewegung der Bestrahlungsquelle, Fig.4 eine schematische Darstellung einer Bestrahlungsanordnung mit einer eindimensionalen Scan-Bewegung, Fig.5 eine schematische Darstellung einer Bestrahlungsanordnung mit einer zweidimensionalen Scan-Bewegung, Fig.6a-c verschiedene Darstellungen der Eindringtiefe über der
Bestrahlungsfläche, Fig.7 eine Darstellung der Eindringtiefe über der Wellenlänge,
Fig.8a-c verschiedene Bestrahlungsfolgen,
Fig.9 Verläufe der relativen Bestrahlungsstärke einer galliumdotierten Quecksilberiodid-Lampe in cw-Betrieb und gepulstem
Überlastbetrieb, Fig.10 die spektrale Energiedichte einer galliumdotierten
Quecksilberiodid-Lampe bei verschiedenen Eingangsleistungen, Fig.11 Verläufe der relativen Bestrahlungsstärke einer Natriumdampflampe im cw- Puls-Überlastbereich,
Fig.12 eine schematische Schaltungsanordnung zum Impulsbetrieb einer galliumdotierten Quecksilberiodid-Lampe mit zwei Phasen eines Drehstromnetzes und Fig.13 eine alternative Schaltungsanordnung mit einer Kondensatorbank.
Die Bestrahlungsanordnung 1 umfaßt eine pulsbare Bestrahlungsquelle 2, die vorzugsweise als Xe-Blitzlampe ausgebildet ist. Die Bestrahlungsquelle 2 ist in einem Brennpunkt eines Paraboloid-Reflektors 3 angeordnet, der an der dem Brennpunkt abgewandten Seite offen ist. Die Austrittsfläche am offenen Ende des Paraboloidreflektors 3 wird durch eine vorzugsweise verstellbare Blende 4 definiert. Durch die verstellbare Blende 4 kann somit die Größe der zu bestrahlenden Fläche angepasst werden. Die Bestrahlungsquelle 2 und der Paraboloid-Reflektor 3 sind in einem Gehäuse 5 angeordnet. Das Gehäuse 5 ist vorzugsweise mit einem Handstück 6 ausgebildet, mittels dessen die Bestrahlungsanordnung 1 einfach auf eine zu behandelnde Fläche 7 aufsetzbar ist. Zwischen der Bestrahlungsquelle 2 und der zu behandelnden Fläche 7 ist eine Leuchtstofffolie 8 angeordnet, die mit Leuchtstoffpartikeln dotiert ist. Die Leuchtsstofffolie 8 kann auch unmittelbar im Bereich der Bestrahlungsquelle 2 oder aber über die Blende 4 gespannt sein. Vorzugsweise ist die Leuchtstofffolie 8 derart angeordnet, daß diese leicht auswechselbar ist. Dies vereinfacht den notwendigen Austausch aufgrund von Alterungsprozessen, aber auch den flexiblen Einsatz von Leuchtstofffolien mit unterschiedlichen Leuchtstoffpartikeln. Des weiteren kann bei äußerer Anordnung der Leuchtsstofffolie 8 diese leicht desinfiziert werden. Die elektrischen Anschlüsse und eine Schaltung zur Erzeugung einer variablen Pulsbreite ist hier aus Übersichtsgründen nicht dargestellt.
In der Fig.2 ist ein Spektrum einer verwendeten Xe-Blitzlampe mit Leuchtsstofffolie dargestellt, wobei das Entladungsrohr aus Quarzglas besteht. Bei der Leuchtstofffolie handelt es sich um ein Silikonelastomer, das mit anorganischen Leuchtstoffen dotiert ist, die im blauen Spektralbereich von 400- 450 nm bevorzugt emittieren. Die Leuchtsstofffolie schneidet dabei den UV- Bereich zwischen 280-400 nm nahezu ab und transformiert diesen in den sichtbaren blauen Bereich von 400-450 nm. Im dargestellten Beispiel ist die Energie im Bereich von unter 400 nm kleiner als 4,5 % der optischen Gesamtleistung. Darüber hinaus liegt die UV-Strahlung nahezu ausschließlich im Bereich von 340-400 nm und dabei insbesondere im Bereich zwischen 370- 400 nm. Da dieser Wellenlängenbereich eine um Größenordnungen geringere photobiologische Wirksamkeit aufweist als der UVB- oder UVC-Bereich, werden die internationalen Grenzwerte für UV-Belastungen nicht überschritten. Hinsichtlich der Definition sei beispielsweise auf ICNIRP (IRPA) - International
Commission on Non-Ionizing Radiation Protection Association "Guidelines on limits of exposure to ultraviolet radiation of wavelengths between 180 nm and 400 nm", Health Physics 49: 331-340, 1985 oder "Proposed change to the IPRA 1985 guidelines on limits of exposure to ultraviolet radiation" Health Physics 56:971-972, 1989 verwiesen. Die optische Energie im
Wellenlängenintervall zwischen 400-500 nm beträgt 43,6 % und im Wellenlängenintervall zwischen 400-450 nm 28,2 % der optischen Gesamtleistung. Die Messung wurde dabei mit einem kalibrierten CDI- Spektrometer und 100 μm-UV-Faser durchgeführt.
Die Xe-Blitzlampe wird mit einer Frequenz von 0,01-100 Hz getaktet, wobei jedoch die effektiven Pulslängen zwischen 10 μs und 1 ms liegen. Die Energie der einzelnen Pulse liegen dabei vorzugsweise im Bereich von 0,3-0,8 J/cm2.
In der Fig.3 ist eine alternative Ausführungsform der Bestrahlungsanordnung 1 zur Erzeugung einer zeitlichen Lichtmodulation dargestellt. Die Bestrahlungsanordnung 1 umfaßt eine Patientenruheeinrichtung 9, oberhalb derer die Bestrahlungsquelle 2 angeordnet ist. Die Bestrahlungsquelle 2 ist wieder von einem Paraboloid-, Ellipsoid- oder einem Halbzylinderreflektor 3 umgeben. Die Bestrahlungsquelle 2 ist zusammen mit dem Reflektor 3 mittels einer nicht dargestellten Schwenkvorrichtung um den Winkel α aus der vertikalen Position zur Patientenruheeinrichtung 9 nach links und nachts verschwenkbar. Durch diese Schwenkbewegung werden nacheinander unterschiedliche Körperbereiche eines auf der Patientenruheeinrichtung liegenden Patienten 10 bestrahlt, so daß für einen einzelnen Körperbereich eine zeitliche Lichtmodulation realisiert wird. Die Bestrahlungsquelle kann dabei wieder gepulst werden oder aber auch im cw-Betrieb betrieben werden. Alternativ oder kumulativ zur Schwenkbewegung der Bestrahlungsquelle 2 kann auch die Patientenruheeinrichtung 9 geschwenkt werden.
In der Fig.4 ist eine weitere alternative Ausführungsform der Bestrahlungsanordnung 1 dargestellt. Die Bestrahlungsquelle 2 ist hierbei linien- bzw. streifenförmige Bestrahlungsquelle 2 ausgebildet und oberhalb der Patientenruheeinrichtung 9 an einem Träger 11 in Pfeilrichtung verfahrbar angeordnet. Die Bestrahlungsquelle 2 kann dabei im Puls- oder cw-Betrieb betrieben werden. Durch diese Scan-Bewegung in Pfeilrichtung wird ebenfalls eine zeitliche Lichtmodulation für jede einzelne Körperpartie erreicht. Wie in Fig.5 dargestellt, kann die eindimensionale Scan-Bewegung aus Fig.4 auch durch eine zweidimensionale Scan-Bewegung ersetzt werden. Hierzu ist die flächenhafte Bestrahlungsquelle 2 noch zusätzlich quer zum Patienten 10 verfahrbar.
Die Notwendigkeit einer flächenhaften Bestrahlungsquelle soll anhand der Fig.6a-c näher erläutert werden. In der Fig.6a ist im Querschnitt dargestellt, welche Leistungsdichten in welcher Eindringtiefe anzutreffen sind, wenn die Lichtleistung mit einem Strahldurchmesser von 20 mm eingestrahlt wird. Wie ersichtlich ist die Leistungsdichte in 15 mm Tiefe noch 0,1 kW/cm2. In Fig.6b sind die Verhältnisse dargestellt, wenn die gleich Gesamtleistung über einen Strahlendurchmesser von 1mm in das Gewebe eingekoppelt wird. Wird eine quadratische Bestrahlungsfläche angenommen, so hat sich die Leistungsdichte entsprechend vervierhundertfacht. Dies führt jedoch zu einem riesigen Gradienten der eindringenden Leistungsdichte, wobei insbesondere unmittelbar an der Gewebeoberfläche die Leistungsdichte mit 100 kW/cm2 so hoch ist, daß es zu einer Ablation kommt. Wird hingegen über den
Strahlendurchmesser von 1mm die gleiche Flächenleistungsdichte wie in Fig.6a eingekoppelt, so gelangt kaum noch optische Leistung in tieferliegende Geweberegionen, was in Fig.6c dargestellt ist. Bereits nach 5 mm Eindringtiefe ist die Leistungsdichte auf 0,1 kW/cm2 abgefallen. Anhand der Fig.6b und 6c wird deutlich, daß bei kleinen Strahlendurchmessern keine große
Eindringtiefen erreichbar sind, ohne an der Oberfläche Ablation zu vermeiden.
In der Fig.7 ist spektrale Abhängigkeit der Eindringtiefe (1/e-Abfall) dargestellt. Wie ersichtlich steigt die Eindringtiefe von 400 nm bis zu 900 nm stetig, so daß insbesondere bei der Behandlung von tieferliegenden Zellen es vorteilhaft ist, den grünen und roten Bereich des emittierten Spektrums auf Kosten des blauen Anteils zu erhöhen, auch wenn die Absorption der Porphyrine gegenüber dem blauen Anteil schlechter ist.
In der Fig.8a ist eine bevorzugte Ausführungsform einer Bestrahlungstherapie mit einer pulsbaren Bestrahlungsquelle mit einem Bestrahlungspeak von 5 kW/cm2 dargestellt. Dabei wird eine Folge von Pulsen bzw. Blitzen emittiert. Der einzelne Puls weist dabei eine effektive Pulslänge t1 zwischen 100-2000 μs auf, an die sich eine Pulsauszeiϊ t2 zwischen 10ms-1000s anschließt. Die effektive Pulslänge t1 liegt dabei vorzugsweise zwischen 100-500 μs und die Pulsauszeit t2 zwischen 100 ms- 4 s. Die Anzahl der Pulse liegt dabei vorzugweise zwischen 10 und 10000, besonders bevorzugt zwischen 100 und 1000. Die Gesamtpulsfolgezeit t3 ergibt sich entsprechend (t1+t2) multipliziert mit der Anzahl der Pulse. An diese erste Pulsfolge schließt sich eine Zeit t4 an, in der nicht bestrahlt wird, so daß Sauerstoff nachdiffundieren kann und sich das Gewebe gleichzeitig abkühlen kann, was die Nekrosebildung verhindert. Die Zeit t4 wird vorzugsweise zwischen 1 min und 100 min gewählt, wobei die größeren Zeiten besonders bevorzugt sind. Anschließend wird erneut eine Pulsfolge mit der Pulsfolgezeit t3 erzeugt. Daran schließt sich wieder eine Zeit t4 an. Die Gesamtbestrahlungszeit t5 wird dabei je nach Schwere der Erkrankung zwischen einigen Minuten und 2 Stunden gewählt. Nach einer längeren Pause von mehreren Stunden bzw. 1-3 Tagen wird dann der gesamte Vorgang wiederholt. Auf die innere oder äußere Zugabe von zusätzlichen Farbstoffmolekülen wird dabei gänzlich verzichtet, sodass das beschriebene Verfahren keine PDT ist.
Die Verhältnisse sollen an einem noch konkretem Beispiel zur Behandlung von allergischen Kontaktekzemen näher erläutert werden. Hierbei werden zwei Bestrahlungszyklen pro Tag durch geführt, wobei t3 und t4 jeweils zu 5 Minuten gewählt sind, so daß sich eine Gesamtbehandlungszeit von 15 Minuten pro Tag ergibt. Die Pulsfrequenz beträgt 0,5 Hz, so daß in einem Zeitraum t3 150 Pulse appliziert werden. Die effektive Pulslänge t1 beträgt 100 μs bei einer Anstiegszeit von ca. 10 μs. Somit liegt die Pulsauszeit t2 bei ca. 2s. Der Bestrahlungspeak der Pulse liegt bei 0,5 kW/cm2, wobei die Energiedichte pro Puls je nach Flankensteilheit zwischen 0,4-0,5 J/cm2 liegt. Damit ergibt sich eine gemittelte cw-Leistung von 250 mW/cm2. Somit beträgt die pro Tag applizierte Energiedichte 120-150 J/cm2. Bei insgesamt 2
Bestrahlungen wöchentlich ist die Gesamtenergiedichte 240-300 J/cm2, wobei die Behandlung vorzugsweise 4-8 Wochen dauert. Die beschriebene Bestrahlungstherapie wurde darüber hinaus mit einer Frequenz von 0,05 Hz durchgefühi t, wobei die Werte für t1 , t3 und t4 sowie des Bestrahlungspeaks beibehalten wurden. Aufgrund der Verzehnfachung von t2 erniedrigen sich die applizierte Energiedichte pro Behandlungszyklus und die gemittelte cw-Leistung um den Faktor zehn, wobei die Behandlungsergebnisse-Ergebnisse vergleichbar waren. Dies liegt vermutlich an der sehr langsamen Sauerdiffusion, so daß ohne zusätzliche Sauerstoffzufuhr eine beliebige Erhöhung der Energiedichte in gleichen Zeiten kaum noch einen zusätzlichen therapeutischen Effekt bewirkt.
In der Fig.8b ist der Bestrahlungszyklus mit einer Bestrahlungsanordnung gemäß Fig.4 dargestellt, wobei die Bestrahlungsquelle im cw-Betrieb betrieben wird. Der Bestrahlungspeak liegt dabei bei 5 W/cm2, also erheblich niedriger als beim Pulsbetrieb gemäß Fig.8a. Die Zeit t1 entspricht dabei der Zeit, die die Bestrahlungsquelle aufgrund ihrer flächenhaften Bestrahlung ein bestimmtes Gebiet während des Scan-Vorganges bestrahlt und liegt vorzugsweise zwischen 0,1 und 0,5 s. Die Zeit t2 ist die Zeit eines kompletten Scan- Vorganges abzüglich der Zeit t1. Während dieser Zeit kann wieder Sauerstoff nachdiffundieren und sich das Gewebe abkühlen. t2 liegt zwischen 1 und 300 Sekunden, vorzugsweise zwischen 2-20 Sekunden.
In der Fig. 8c ist letztlich die Kombination zwischen der Scan-Bewegung mit Pulsen dargestellt, wobei die Bestrahlungspeaks zwischen 250 und 500 W/cm2 liegen. Dabei werden während der Zeit t3, wo die Bestrahlungsquelle ein bestimmtes Gebiet überstreicht, vorzugsweise 5 Pulse erzeugt, wobei der erste und der letzte Puls nur noch teilweise aufgrund der Bewegung das Gebiet erreichen. Die effektive Pulslänge wird vorzugweise mit 100 μs gewählt und die Bestrahlungsquelle mit 25 Hz getaktet, so daß sich t2 zu 40 ms bei einer Bestrahlungszeit t3 von 0,2 s ergibt. Jedoch sind die verschiedensten Kombinationen aus den Zahlenangaben der Ausführungsbeispiele nach den Fig.8a und b möglich. Allgemein wurde beobachtet, dass die Beigabe von entzündungshemmenden Stoffen wie beispielsweise Cortison kontraproduktiv ist. Daher sollte auf die Einnahme derartiger Stoffe vor der Behandlung gänzlich verzichtet werden, wobei wegen der anhaltenden Wirkung vorzugsweise die entzündungshemmenden Stoffe einige Tage vorher abgesetzt werden sollten. Des weiteren wurde beobachtet, dass bei der Behandlung kleiner Flächen auch nicht behandelte Körperstellen abheilten. Dies deutet auf eine lokale systemische Wirkung der Bestrahlung hin, die ähnlich einer Immunisierung bei einer Impfung wirkt.
In der Fig.9 ist die relative Bestrahlungsstärke einer 1000 W Quecksilberiodid- Lampe im cw-Normalbetrieb bei 1000 W (Verlauf a) und im Pulsüberlastbetrieb (Verlauf b) dargestellt, wobei die gemittelte cw-Leistung im Pulsbetrieb 1500 W beträgt. Wie deutlich erkennbar, kommt es bereits bei geringer Überlast zu einer erheblichen Erhöhung der Emission. In der Fig.10 ist die spektrale
Energiedichte bei einer derartigen galliumdotierten Quecksilberiodid-Lampe mit Nennleistung 1000 W dargestellt, wenn die Eingangsleistung variiert wird. Dabei stellt der Verlauf a) die Energiedichte im cw-Normalbetrieb bei 1000 W dar. Der Verlauf b) stellt die spektrale Energiedichte bei Unterlast von 100 W und der Verlauf c) stellt die Energiedichte bei 10 kW-Eingangsleistung dar, wobei hierbei sowohl Unter- als auch Überlast im cw-Betrieb betrieben wurden. Wie man jedoch deutlich erkennt, bleiben in beiden Fällen die Spektrallinien erhalten und es findet keine Inversion der Spektrallinien statt, sondern es kommt zu einer nahezu proportionalen Erhöhung der Emission. Im Gegensatz hierzu erkennt man deutlich in Fig.11 in Verlauf b) die Inversion der
Spektrallinien bei einer Natriumdampflampe, die im Pulsbetrieb mit 700 W bei 230 W Nennleistung betrieben wird. Im Vergleich hierzu ist im Verlauf a) die relative Bestrahlungsstärke bei cw-Nennbetrieb dargestellt.
In der Fig.12 ist eine erste Schaltungsanordnung zum Betrieb einer galliumdotierten Quecksilberiodid-Lampe zum Pulsüberlastbetrieb dargestellt. Die Schaltung umfaßt eine galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30, einen Zündungsstab 31 , einen Strom-Null-Durchgangsdetektor 32, einen Impulsgenerator 33, ein erstes Relais K1 und ein zweites Relais K2, sowie einen Starterschalter S1 und einen Impulsschalter 34. Die beiden Relais K1 und K2 sind beide mit einem Nullleiter N und einer ersten Phase V1 eines Drehstromnetzes verbunden. Die galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30 ist über einen Hilfskontakt des Starterschalters S1 mit einer zweiten Phase V2 des Drehstromnetzes verbunden. Über einen zweiten Hilfskontakt des Starterschalters S1 ist die erste Phase V1 über den Strom-Null- Durchgangsdetektor 32 über eine Spulenanordnung mit dem Zündungsstab 31 verbunden. Dabei sind die Spulen L1 und L2 in Reihe geschaltet. Parallel zu dieser Reihenschaltung ist eine dritte Spule L3 mit einem zum zweiten Relais K2 zugehörigen Kontakt K2 geschaltet. Parallel zur ersten Spule L1 ist ein erster zugehöriger Kontakt K1.1 des ersten Relais K1 geschaltet. Zwischen dem zweiten Relais K2 und dem Impulsschalter 34 ist ein zweiter zugehöriger Kontakt K1.2 des ersten Relais K1 geschaltet. Die prinzipielle Funktionsweise der Schaltung ist folgende:
Zuerst wird der Starterschalter S1 geschlossen, wodurch auch die beiden zugeordneten Hilfskontakte schliessen. Dadurch schließt der Kontakt K1.1 und der Kontakt K1.2 öffnet bzw. bleibt offen. Über den geschlossenen Kontakt K1.1 ist die erste Phase V1 des Drehstromnetzes über die Spule L2 mit dem Zündungsstab 31 verbunden, wobei die Spule L2 als Vorschaltdrossel wirkt. Dieser Schaltzustand bleibt solange erhalten, bis die galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30 ihre normalen Betriebsbedingungen erreicht hat. Anschließend fällt das Relais K1 ab, das beispielsweise als Einschaltwischer ausgebildet ist. Der Abfall von dem Relais K1 bewirkt ein öffnen des Kontaktes K1.1 und ein schließen des Kontaktes K1.2. Hierdurch wird das Relais K2 aktiviert und gleichzeitig die Spule L1 in Reihe zur Spule L2 geschaltet, wobei die Spule L1 als Simmerspule wirkt. Da der der Impulsschalter 34 noch offen ist, bleibt der Kontakt K2 noch offen. In diesem Zustand läuft die galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30 in einem Simmer. Zum Pulsbetrieb erfaßt nun der Strom-Null-Durchgangsdetektor 32 einen Nulldurchgang des Stromes der ersten Phase V1 des Drehstromnetzes und signalisiert dies dem Impulsgenerator 33. Dieser schaltet den Impulsschalter 34, so daß das Relais K2 bestromt wird und der Kontakt K2 geschlossen wird. Hierdurch wird die Spule L3 parallel geschaltet und die Gesamtinduktivität sinkt, wodurch der Zündungsstab 31 einen Überlastimpuls erhält. Am Ende des Pulses öffnet der Impulsgenerator 33 den Impulsschalter 34. Dadurch wird der Kontakt K2 geöffnet und die galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30 wird wieder im Simmer durch die Reihenschaltung der Spulen L1 und L2 betrieben, bis der nächste Impuls durch den Impulsgenerator 33 ausgelöst wird.
In der Fig.13 ist eine alternative Ausführungsform mit einer Kondensatorbank dargestellt, wobei gleiche Elemente in Bezug auf Fig.12 mit gleichen Bezugszeichen versehen sind. Im Unterschied zu der Ausführungsform gemäß Fig.12 ist zwischen dem Zündungsstab 31 und der galliumdotierten Quecksilberiodid-Lampe 30 ein Triac 35 angeordnet, dessen Treiber 36 vom Impulsgenerator 33 angesteuert wird. Über einen IGBT 37 bzw. die Spule L3 ist die Kondensatorbank 38 mit den Elektroden der galliumdotierten Quecksilberiodid-Lampe 30 verbunden, wobei der Treiber 39 des IGBT 37 ebenfalls von dem Impulsgenerator 33 angesteuert wird. Die Funktionsweise ist dabei wie folgt:
Wieder wird der Starterschalter S1 geschlossen, wodurch der Kontakt K1.1 schließt und der Kontakt K1.2 öffnet. Über den durchgeschalteten Triac 35 wird die galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30 auf Betriebsbedingungen hochgefahren. Anschließend fällt wieder das Relais K1 ab und der Kontakt K1.1 öffnet und K1.2 schließt. Die galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30 wird dann im Simmer über die Reihenschaltung der Spulen L1 und L2 betrieben und der Impulsgenerator 33 ist aktiviert. Für den Pulsbetrieb erfaßt dann der Strom-Null-Durchgangsdetektor 32 den Nulldurchgang und überträgt diese Information an den Impulsgenerator 33. Dieser steuert daraufhin die Treiber 36 und 39, so daß der Triac 35 sperrt und der IGBT 37 leitet. Dadurch wird die Kondensatorbank auf die galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe 30 geschaltet und diese von der Netzspannung getrennt. Am Ende des Pulses wird umgekehrt der IGBT 37 gesperrt und der Triac 35 durchgeschaltet., so daß die Lampe 30 wieder im Simmar über die beiden Spulen L1 und L2 läuft. Dabei sei angemerkt, daß wenn zuvor von Spulen die Rede war hierunter allgemein Induktivitäten zu verstehen sind. Zur Veranschaulichung der Größenverhältnisse dienen folgende Werte für die Spulen L1-L3: L1=500 mH; L2=150 mH und L3= 7 mH.
Pulsbetrieb: leff=40 A bzw. 11 ,8 A/cm2, lpeak=55 A bzw. 16,2 A/cm2; Simmerbetrieb:leff=1 ,2 A bzw. 0,35 A/cm2, lpeak =1 A bzw. 0,5 A/cr Normalbetrieb: lβff=5 A bzw.1 ,5 A/cm2, lpβak=7 A bzw. 2 A/cm2;

Claims

Bestrahlungsanordnung Patentansprüche:
1. Bestrahlungsanordnung, insbesondere zur Behandlung von ganz oder teilweise zeilvermittelten Entzündungen der Haut und der inneren Organe, umfassend mindestens eine Bestrahlungsquelle zur flächenhaften Bestrahlung einer Behandlungsfläche, wobei die Wellenlänge der emittierten Strahlung auf der Behandlungsfläche größer als 400 nm ist und mindestens einen Spektralanteil im
Wellenlängenbereich von 400 - 500 nm umfaßt, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestrahlungsanordnung Mittel zur Erzeugung von optischen Pulsen auf der Behandlungsfläche umfaßt, wobei die Bestrahlungsstärke der Bestrahlungspeaks der optischen Pulse größer 0,5 W/cm2 und kleiner als 100 kW/cm2 ist, wobei die Energiedichte eines emittierten optischen Pulses zwischen 0,05 und 10 J/cm2 beträgt.
2. Bestrahlungsanordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Energiedichte eines emittierten optischen Pulses zwischen 0,3-
0,8 J/cm2 beträgt.
3. Bestrahlungsanordnung, nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die gemittelte cw-Bestrahlungsstärke ein optischen Pulses zwischen 1 mW/cm2-10 W/cm2 liegt.
4. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestrahlungsquelle pulsbar betreibbar ist und/oder die Bestrahlungsquelle relativ zu der zu behandelnden Fläche bewegbar ist.
5. Bestrahlungsanordnung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die effektive Pulslänge zwischen 1 μs - 500 ms liegt.
6. Bestrahlungsanordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestrahlungsquelle mit einer Frequenz von 0,01 -100 Hz getaktet ist.
7. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestrahlungsquelle als Xe- oder Deuterium-Blitzlampe oder als im Pulsüberlast betriebene galliumdotierte Quecksilberiodid-Lampe ausgebildet ist, der eine
Einrichtung zur Unterdrückung und/oder zur Transformierung der UV- Anteile und anderer nicht erwünschter Spektralanteile in dem gewünschten Spektralbereich zugeordnet ist.
8. Bestrahlungsanordnung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß vor der Bestrahlungsquelle eine Leuchtstoffschicht mit UVC- transparentem Trägermaterial angeordnet ist.
9. Bestrahlungsanordnung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das transparente Trägermaterial als Leuchtstofffolie (8) aus einem
Silikonelastomer oder Fluorpolymer ausgebildet ist, die mit anorganischen Leuchtstoffpartikeln dotiert ist.
10. Bestrahlungsanordnung nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß das transparente Trägermaterial oder die
Leuchtstofffolie (8) mit mindestens einem der nachfolgenden Leuchtstoffpartikeln, fluoreszierend in den Spektralbereichen 410-490 nm [Sr2 P2 07 :Eu, Sr5(P04)3CI:Eu, BaMg2AI16 027 :Eu, Ca W04 : Pb; (Sr, Ca, Ba)5(P04)3CI:Eu; Sr2P207:Sn; (Ba, Ca)5(P04)3CI:Eu)] und/oder 510-560 nm [ ZnSI04:Mn; MgAl^O^Ce.Tb.Mn; YB03:Tb; LaP04:Ce,Tb] und/oder 610-670 nm
[ Y203:Eu; Y(PN)04:Eu; CaSI03:Pb,Mn; (Sr,Mg)3(P04)2:Sn;
3.5MgO*0.5MgF2*GeO2:Mn ] dotiert ist.
11. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der gepulsten Bestrahlungsquelle Mittel zugeordnet sind, mittels derer die Bestrahlungsquelle in einem Simmer betreibbar ist.
12. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestrahlungsanordnung eine Einrichtung zur Kühlung einer zu bestrahlenden Fläche und/oder der Bestrahlungsquelle und/oder der Leuchtstofffolie zugeordnet ist.
13. Bestrahlungsanordnung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung als Luftkühlung ausgebildet ist.
14. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Bestrahlungsanordnung Mittel zur topischen und/oder transpiratorischen Sauerstoffzufuhr zugeordnet sind.
15. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestrahlungsquelle zusätzlich im Bereich von 520 - 550 nm und/oder von 610 - 670 nm emittiert.
16. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestrahlungsquelle von einem Parabol- oder Ellipsoid-Reflektor umgeben ist.
17. Bestrahlungsanordnung nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Strahlendurchmesser der emittierten Strahlung in mindestens einer Dimension größer 10 mm und kleiner 60 mm ist.
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AT02750510T ATE484317T1 (de) 2001-03-08 2002-03-05 Bestrahlungsanordnung-für therapeutische zwecke
JP2002571155A JP4167901B2 (ja) 2001-03-08 2002-03-05 治療用目的の照射装置
DE10290911T DE10290911D2 (de) 2001-03-08 2002-03-05 Bestrahlungsanordnung für therapeutische Zwecke

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WO (1) WO2002072200A1 (de)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005525193A (ja) * 2002-05-15 2005-08-25 ロエイ・メディカル・テクノロジーズ・リミテッド 生体組織の正確な側部部分除去手術のための作業器具及びその使用法
WO2007029151A3 (en) * 2005-09-06 2007-06-07 Koninkl Philips Electronics Nv Uv lamp for treatment of the skin
EP2236150A4 (de) * 2007-12-21 2012-02-29 Asac Compania De Biotecnologia E Investigacion Sa Verfahren zur erhöhung der therapeutischen wirksamkeit von curcuminoiden und analoga
WO2017121656A1 (de) * 2016-01-15 2017-07-20 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Flexible, umweltfreundliche lampenvorrichtung mit gasentladungslampe und verwendungen hiervon
IT202100002870A1 (it) * 2021-02-10 2022-08-10 Giardinagroup S R L Metodo e apparato per la reticolazione di una vernice

Families Citing this family (120)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8182473B2 (en) 1999-01-08 2012-05-22 Palomar Medical Technologies Cooling system for a photocosmetic device
US6273884B1 (en) 1997-05-15 2001-08-14 Palomar Medical Technologies, Inc. Method and apparatus for dermatology treatment
US6517532B1 (en) 1997-05-15 2003-02-11 Palomar Medical Technologies, Inc. Light energy delivery head
AU3450799A (en) 1998-03-12 1999-09-27 Palomar Medical Technologies, Inc. System for electromagnetic radiation of the skin
US7494488B2 (en) * 1998-05-28 2009-02-24 Pearl Technology Holdings, Llc Facial tissue strengthening and tightening device and methods
US20060212025A1 (en) * 1998-11-30 2006-09-21 Light Bioscience, Llc Method and apparatus for acne treatment
US6887260B1 (en) 1998-11-30 2005-05-03 Light Bioscience, Llc Method and apparatus for acne treatment
US6283956B1 (en) 1998-11-30 2001-09-04 David H. McDaniels Reduction, elimination, or stimulation of hair growth
US20080091179A1 (en) * 1999-12-10 2008-04-17 Candela Corporation Compact, handheld device for home-based acne treatment
US7351252B2 (en) * 2002-06-19 2008-04-01 Palomar Medical Technologies, Inc. Method and apparatus for photothermal treatment of tissue at depth
HU224941B1 (en) * 2001-08-10 2006-04-28 Bgi Innovacios Kft Phototerapy apparatus
US7303578B2 (en) 2001-11-01 2007-12-04 Photothera, Inc. Device and method for providing phototherapy to the brain
US8308784B2 (en) 2006-08-24 2012-11-13 Jackson Streeter Low level light therapy for enhancement of neurologic function of a patient affected by Parkinson's disease
US7534255B1 (en) 2003-01-24 2009-05-19 Photothera, Inc Low level light therapy for enhancement of neurologic function
US7494502B2 (en) * 2002-02-11 2009-02-24 Keraderm, Llc Alteration of the skin and nail for the prevention and treatment of skin and nail infections
US6960201B2 (en) * 2002-02-11 2005-11-01 Quanticum, Llc Method for the prevention and treatment of skin and nail infections
AUPS051002A0 (en) * 2002-02-14 2002-03-07 Riancorp Pty Ltd Low level laser therapy method and means
US20040073277A1 (en) * 2002-04-05 2004-04-15 Geronemus Roy G. High fluence rate activation of photosensitizers for dermatological applications
KR20050026404A (ko) 2002-06-19 2005-03-15 팔로마 메디칼 테크놀로지스, 인코포레이티드 깊이로 조직을 광열 치료하기 위한 방법 및 장치
US20040034397A1 (en) * 2002-08-14 2004-02-19 Lin J. T. Method and apparatus for treating skin disorders using a short pulsed incoherent light
US20040156743A1 (en) * 2002-08-28 2004-08-12 Eric Bornstein Near infrared microbial elimination laser system
US20080131968A1 (en) * 2002-08-28 2008-06-05 Nomir Medical Technologies, Inc. Near-infrared electromagnetic modification of cellular steady-state membrane potentials
US8506979B2 (en) 2002-08-28 2013-08-13 Nomir Medical Technologies, Inc. Near-infrared electromagnetic modification of cellular steady-state membrane potentials
US20040126272A1 (en) * 2002-08-28 2004-07-01 Eric Bornstein Near infrared microbial elimination laser system
US7713294B2 (en) 2002-08-28 2010-05-11 Nomir Medical Technologies, Inc. Near infrared microbial elimination laser systems (NIMEL)
EP2522294A2 (de) 2002-10-23 2012-11-14 Palomar Medical Technologies, Inc. Photobehandlungsvorrichtung zur Verwendung mit Kühlmitteln und topischen Substanzen
US7255560B2 (en) * 2002-12-02 2007-08-14 Nomir Medical Technologies, Inc. Laser augmented periodontal scaling instruments
GB2397528B (en) * 2003-01-24 2005-07-13 Enfis Ltd Method and device for treatment of skin conditions
EP1596745B1 (de) * 2003-02-25 2016-02-17 Tria Beauty, Inc. Abgeschlossenes dermatologisches behandlungs gerät auf diodenlaser-basis
WO2004075681A2 (en) * 2003-02-25 2004-09-10 Spectragenics, Inc. Self-contained, eye-safe hair-regrowth-inhibition apparatus and method
US7981111B2 (en) 2003-02-25 2011-07-19 Tria Beauty, Inc. Method and apparatus for the treatment of benign pigmented lesions
US7413567B2 (en) * 2003-02-25 2008-08-19 Spectragenics, Inc. Optical sensor and method for identifying the presence of skin
ES2570989T3 (es) * 2003-02-25 2016-05-23 Tria Beauty Inc Aparato de tratamiento dermatológico seguro para el ojo
JP2006518614A (ja) * 2003-02-25 2006-08-17 スペクトラジェニクス インコーポレイテッド ニキビ処置装置および方法
EP2604216B1 (de) 2003-02-25 2018-08-22 Tria Beauty, Inc. In sich geschlossene Vorrichtung zur dermatologischen Behandlung auf Diodenlaserbasis
US20040176824A1 (en) * 2003-03-04 2004-09-09 Weckwerth Mark V. Method and apparatus for the repigmentation of human skin
JP4435149B2 (ja) * 2003-03-06 2010-03-17 トリア ビューティ インコーポレイテッド 皮膚接触感知装置
US20050055070A1 (en) * 2003-03-07 2005-03-10 Gareth Jones Method and device for treatment of skin conditions
CA2531099A1 (en) 2003-04-10 2004-10-28 Light Bioscience, Llc Photomodulation methods and devices for regulating cell proliferation and gene expression
US7470124B2 (en) * 2003-05-08 2008-12-30 Nomir Medical Technologies, Inc. Instrument for delivery of optical energy to the dental root canal system for hidden bacterial and live biofilm thermolysis
WO2004105859A2 (en) * 2003-05-24 2004-12-09 Ledeep, Llc Skin tanning and light therapy system and method
JP4266706B2 (ja) * 2003-05-29 2009-05-20 Ｎｅｃライティング株式会社 ナローバンドｕｖ−ｂ光線治療器
US7291140B2 (en) * 2003-07-18 2007-11-06 Cutera, Inc. System and method for low average power dermatologic light treatment device
CA2533129A1 (en) 2003-07-31 2005-02-10 Light Bioscience, Llc System and method for the photodynamic treatment of burns, wounds, and related skin disorders
AU2004266722A1 (en) * 2003-08-19 2005-03-03 The General Hospital Corporation Method and apparatus for reducing the appearance of skin markings
US20080172045A1 (en) * 2003-10-24 2008-07-17 Shanks Steven C Acne treatment device
DE10351706A1 (de) 2003-11-03 2005-06-16 Plasma Photonics Gmbh Strahlungskonverter und den Konverter enthaltende Bestrahlungsanordnung
US7914523B2 (en) * 2004-02-06 2011-03-29 Clinique Dr Daniel Barolet Inc. Method for the treatment of mammalian tissues
US20050256553A1 (en) * 2004-02-09 2005-11-17 John Strisower Method and apparatus for the treatment of respiratory and other infections using ultraviolet germicidal irradiation
US20060009749A1 (en) * 2004-02-19 2006-01-12 Weckwerth Mark V Efficient diffuse light source assembly and method
US8777935B2 (en) 2004-02-25 2014-07-15 Tria Beauty, Inc. Optical sensor and method for identifying the presence of skin
US7921853B2 (en) * 2004-03-09 2011-04-12 Ledeep Llc Phototherapy method for treating psoriasis
AU2005231443B2 (en) 2004-04-01 2012-02-23 The General Hospital Corporation Method and apparatus for dermatological treatment and tissue reshaping
EP1740144A4 (de) * 2004-04-12 2008-07-23 Ledeep Llc Fototherapiesysteme und verfahren
JP4024227B2 (ja) * 2004-04-14 2007-12-19 昇 堀口 電位治療器と電位治療器用波形整形器
GB2416699B (en) * 2004-08-05 2010-04-14 Photo Therapeutics Ltd Skin rejuvenation
US8277495B2 (en) 2005-01-13 2012-10-02 Candela Corporation Method and apparatus for treating a diseased nail
US8109981B2 (en) * 2005-01-25 2012-02-07 Valam Corporation Optical therapies and devices
US7856985B2 (en) 2005-04-22 2010-12-28 Cynosure, Inc. Method of treatment body tissue using a non-uniform laser beam
EP1733691A1 (de) * 2005-06-14 2006-12-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Gerät zur kosmetischen Hautverjüngungsbehandlung
JP4431527B2 (ja) * 2005-07-12 2010-03-17 株式会社フューテック 美容機器
JP2009502258A (ja) * 2005-07-21 2009-01-29 ノミール・メディカル・テクノロジーズ・インコーポレーテッド 標的部位の生物学的汚染物質のレベルを下げる方法
CA2622560A1 (en) 2005-09-15 2007-03-29 Palomar Medical Technologies, Inc. Skin optical characterization device
US20070135876A1 (en) * 2005-12-08 2007-06-14 Weber Paul J Acne and skin defect treatment via non-radiofrequency electrical current controlled power delivery device and methods
WO2007087374A2 (en) * 2006-01-24 2007-08-02 Nomir Medical Technologies, Inc. Optical method and device for modulation of biochemical processes in adipose tissue
US10357662B2 (en) 2009-02-19 2019-07-23 Pthera LLC Apparatus and method for irradiating a surface with light
US20090254154A1 (en) 2008-03-18 2009-10-08 Luis De Taboada Method and apparatus for irradiating a surface with pulsed light
US7575589B2 (en) 2006-01-30 2009-08-18 Photothera, Inc. Light-emitting device and method for providing phototherapy to the brain
WO2007106856A2 (en) * 2006-03-14 2007-09-20 Allux Medical, Inc. Phototherapy device and method of providing phototherapy to a body surface
JP5010327B2 (ja) 2006-06-26 2012-08-29 パナソニック株式会社 毛成長調節装置
US7586957B2 (en) 2006-08-02 2009-09-08 Cynosure, Inc Picosecond laser apparatus and methods for its operation and use
US20080055755A1 (en) * 2006-08-31 2008-03-06 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Electromagnetic device and method
US20080058905A1 (en) * 2006-09-01 2008-03-06 Wagner Darrell O Method and apparatus utilizing light as therapy for fungal infection
JPWO2008062655A1 (ja) * 2006-11-21 2010-03-04 コニカミノルタオプト株式会社 金型の製造方法及び投影光学系用反射ミラー
WO2008106576A1 (en) * 2007-02-28 2008-09-04 Keraderm Llc Phototherapy treatment and device to improve the appearance of nails and skin
EP2194899A4 (de) * 2007-08-08 2012-11-28 Tria Beauty Inc Kapazitives messverfahren und vorrichtung zum nachweis von haut
EP2268198A4 (de) 2008-04-25 2014-10-15 Tria Beauty Inc Optischer sensor und verfahren zur erkennung des vorhandenseins von haut und hautpigmentation
US8348938B2 (en) 2008-05-06 2013-01-08 Old Dominian University Research Foundation Apparatus, systems and methods for treating a human tissue condition
US7848035B2 (en) 2008-09-18 2010-12-07 Photothera, Inc. Single-use lens assembly
JP5204606B2 (ja) * 2008-09-30 2013-06-05 パナソニック株式会社 発毛調節光照射装置
FR2936714B1 (fr) * 2008-10-02 2016-06-24 Oreal Procede de traitement cosmetique et ensemble pour la mise en oeuvre d'un tel procede
US20100100083A1 (en) * 2008-10-22 2010-04-22 Scott Lundahl Method of treatment for dermatologic disorders
US20120046653A1 (en) * 2009-03-05 2012-02-23 Cynosure, Inc. Pulsed therapeutic light system and method
EP2229980B1 (de) * 2009-03-16 2015-08-12 Nuvolase, Inc. Behandlung mikrobiologischer Krankheitserreger in einem Zehennagel mit antimikrobiellem Licht
WO2010142013A1 (en) * 2009-06-08 2010-12-16 Biolux Research Limited Method and device for accelerating orthodontic tooth movement
US8814922B2 (en) * 2009-07-22 2014-08-26 New Star Lasers, Inc. Method for treatment of fingernail and toenail microbial infections using infrared laser heating and low pressure
US9919168B2 (en) 2009-07-23 2018-03-20 Palomar Medical Technologies, Inc. Method for improvement of cellulite appearance
JP5702529B2 (ja) * 2009-10-26 2015-04-15 良典 丸中 医療用光照射装置
US10780295B2 (en) 2010-02-05 2020-09-22 Wisconsin Alumni Research Foundation Method for treating multiple sclerosis
EP2531259A4 (de) * 2010-02-05 2013-10-16 Wisconsin Alumni Res Found Verfahren zur behandlung von multipler sklerose
US20130344454A1 (en) * 2010-11-10 2013-12-26 Günther Nath Optical Irradiation Appliance for Dermatology and Beauty Care
US9093258B2 (en) 2011-06-08 2015-07-28 Xenex Disinfection Services, Llc Ultraviolet discharge lamp apparatuses having optical filters which attenuate visible light
US9165756B2 (en) 2011-06-08 2015-10-20 Xenex Disinfection Services, Llc Ultraviolet discharge lamp apparatuses with one or more reflectors
KR102183581B1 (ko) 2012-04-18 2020-11-27 싸이노슈어, 엘엘씨 피코초 레이저 장치 및 그를 사용한 표적 조직의 치료 방법
USD722383S1 (en) 2012-05-01 2015-02-10 Carol Cole Company Skin clearing and toning device
EP2973894A2 (de) 2013-03-15 2016-01-20 Cynosure, Inc. Optische picosekunden-strahlungssysteme und verfahren zur verwendung
DE202014011570U1 (de) 2013-10-22 2023-04-04 Biolux Research Holdings, Inc. Intraorale Lichttherapiegeräte
USD738517S1 (en) * 2013-10-30 2015-09-08 Trophy Skin, Inc. Skin toning device
AU2015210594B2 (en) 2014-02-03 2019-10-31 Zerigo Health, Inc. Systems and methods for phototherapy
USD739541S1 (en) 2014-05-12 2015-09-22 Carol Cole Company Skin clearing and toning device
WO2016011233A1 (en) * 2014-07-16 2016-01-21 LiteProducts LLC Device and method for inactivating pathogens using visible light
CN106998764B (zh) 2014-09-18 2021-07-30 Xenex消毒服务股份有限公司 利用具有经调制功率通量的脉冲光和在脉冲之间具有可见光补偿的光系统进行房间和区域消毒
EP3206721A1 (de) 2014-10-15 2017-08-23 Xenex Disinfection Services, LLC System und verfahren zur desinfektion vor dem ausziehen
US10039600B2 (en) * 2015-02-03 2018-08-07 L'oreal Apparatus and method for skin treatment using pulsed light
USD752237S1 (en) 2015-03-03 2016-03-22 Carol Cole Company Skin toning device
KR20170135913A (ko) 2015-04-10 2017-12-08 클래러파이 메디칼, 인크. 광선치료 광 엔진
WO2017019455A2 (en) 2015-07-24 2017-02-02 Skylit Corporation Systems and methods for phototherapy control
US10632324B2 (en) 2017-04-27 2020-04-28 9127-4910 Quebec Inc. Method for the treatment of skin tissues
US11590248B2 (en) * 2017-10-30 2023-02-28 Hubbell Lighting, Inc. Pulsing high intensity narrow spectrum light
CA3092248A1 (en) 2018-02-26 2019-08-29 Mirko Mirkov Q-switched cavity dumped sub-nanosecond laser
USD854699S1 (en) 2018-05-15 2019-07-23 Carol Cole Company Elongated skin toning device
WO2021021066A1 (ru) * 2019-07-30 2021-02-04 Анатолий Анатольевич ТЕМИРОВ Мобильное световое устройство для удаления запаха пота в области подмышек
USD953553S1 (en) 2020-02-19 2022-05-31 Carol Cole Company Skin toning device
USD913508S1 (en) * 2020-03-06 2021-03-16 Cryoconcepts Lp Device for dispensing carbon dioxide enhanced topical substances
US11717698B1 (en) 2020-04-23 2023-08-08 Hugh McGrath, Jr. Therapy, treatment, and process for photodynamic inactivation of COVID-19
US11602640B2 (en) * 2020-05-16 2023-03-14 Light Tree Ventures Holding B.V. Irradiation device with adjustable beam angle
US11247066B2 (en) * 2020-06-15 2022-02-15 Light Tree Ventures Holding B.V. Irradiation device
USD957664S1 (en) 2020-07-29 2022-07-12 Carol Cole Company Skin toning device
US11850319B2 (en) 2020-09-29 2023-12-26 Abl Ip Holding Llc Techniques for directing ultraviolet energy towards a moving surface
US20220096676A1 (en) 2020-09-29 2022-03-31 Abl Ip Holding Llc Techniques for Directing Ultraviolet Energy Towards a Moving Surface

Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4167669A (en) 1971-09-09 1979-09-11 Xenon Corporation Apparatus for rapid curing of resinous materials and method
EP0726083A2 (de) 1995-02-07 1996-08-14 ESC Medical Systems Ltd. Verfahren und Vorrichtung zur Diagnose und Behandlung mit zusammengesetzter gepulster Erwärmung und photodynamischer Therapie
EP0765674A2 (de) * 1995-09-28 1997-04-02 ESC Medical Systems Ltd. Verfahren und Vorrichtung für die Psoriasisbehandlung mit pulsierter elektromagnetischer Strahlung
WO1998023329A1 (en) * 1996-11-25 1998-06-04 Rachel Lubart Device for light irradiation onto tissue
US5798523A (en) * 1996-07-19 1998-08-25 Theratechnologies Inc. Irradiating apparatus using a scanning light source for photodynamic treatment
US5964749A (en) 1995-09-15 1999-10-12 Esc Medical Systems Ltd. Method and apparatus for skin rejuvenation and wrinkle smoothing
US5968034A (en) * 1997-06-24 1999-10-19 Laser Aesthetics, Inc. Pulsed filament lamp for dermatological treatment
WO2000002491A1 (en) 1998-07-09 2000-01-20 Curelight Ltd. Apparatus and method for efficient high energy photodynamic therapy of acne vulgaris and seborrhea
US6021344A (en) 1996-12-04 2000-02-01 Derma Technologies, Inc. Fluorescence scope system for dermatologic diagnosis
DE19838304A1 (de) * 1998-08-24 2000-03-02 Pierre Nicolas Foss Externum oder Objektnah zu installierendes leuchtstoffhaltiges Mittel für phototherapeutische Zwecke
WO2000028575A1 (de) 1998-11-06 2000-05-18 Spectrometrix Optoelectronic Systems Gmbh Bestrahlungseinrichtung für therapeutische und kosmetische zwecke
WO2000053114A1 (en) 1999-03-05 2000-09-14 Icn Photonics Limited Skin wrinkle reduction using pulsed light
EP0565331B1 (de) 1992-04-09 2001-01-24 ESC Medical Systems Ltd. Gerät zur elektromagnetischen Therapie

Family Cites Families (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3521111A (en) 1965-10-01 1970-07-21 Mitsubishi Electric Corp Discharge lamp having a fill including mercury and gallium iodide
US3540789A (en) 1968-04-08 1970-11-17 Engelhard Hanovia Inc Method of dosing vapor-discharge lamps with gallium
DE2609273A1 (de) * 1976-03-05 1977-09-08 Mutzhas Maximilian F Bestrahlungseinrichtung mit ultraviolett-strahlenquelle
DE8232530U1 (de) * 1982-11-20 1983-04-14 Golf Gmbh & Co Kg, 4520 Melle Bestrahlungsgeraet mit fahrbarem strahlungserzeuger ueber einer liege
US5184044A (en) 1990-08-13 1993-02-02 Welch Allyn, Inc. Dental curing lamp
US5591219A (en) * 1992-03-06 1997-01-07 Dungan; Thomas E. Frequency modulator
DE4228311A1 (de) * 1992-08-26 1994-03-03 Brueck Gernot K Phosphorfolien, insbesondere für die Anregung durch Hg-Lampen
US5683380A (en) * 1995-03-29 1997-11-04 Esc Medical Systems Ltd. Method and apparatus for depilation using pulsed electromagnetic radiation
US6280438B1 (en) * 1992-10-20 2001-08-28 Esc Medical Systems Ltd. Method and apparatus for electromagnetic treatment of the skin, including hair depilation
DE4438294A1 (de) 1994-10-26 1996-05-02 Patent Treuhand Ges Fuer Elektrische Gluehlampen Mbh Metallhalogenid-Entladungslampe für fotooptische Zwecke
DE4440112A1 (de) * 1994-11-11 1996-05-15 Jan H Dr Wilkens Bestrahlungsanordnung zur Behandlung von Hauterkrankungen
DE29613075U1 (de) * 1996-07-27 1997-11-27 Shv Besonnungsanlagen Verwaltu Besonnungsanlage
US6214034B1 (en) * 1996-09-04 2001-04-10 Radiancy, Inc. Method of selective photothermolysis
US6162211A (en) * 1996-12-05 2000-12-19 Thermolase Corporation Skin enhancement using laser light
US6063108A (en) * 1997-01-06 2000-05-16 Salansky; Norman Method and apparatus for localized low energy photon therapy (LEPT)
JPH11238488A (ja) * 1997-06-06 1999-08-31 Toshiba Lighting & Technology Corp メタルハライド放電ランプ、メタルハライド放電ランプ点灯装置および照明装置
US6016038A (en) * 1997-08-26 2000-01-18 Color Kinetics, Inc. Multicolored LED lighting method and apparatus
ATE328642T1 (de) * 1997-10-08 2006-06-15 Gen Hospital Corp Phototherapeutische systeme
US6223071B1 (en) * 1998-05-01 2001-04-24 Dusa Pharmaceuticals Inc. Illuminator for photodynamic therapy and diagnosis which produces substantially uniform intensity visible light
US6183496B1 (en) * 1998-11-02 2001-02-06 Datascope Investment Corp. Collapsible hemostatic plug
US6183500B1 (en) 1998-12-03 2001-02-06 Sli Lichtsysteme Gmbh Process and apparatus for the cosmetic treatment of acne vulgaris
US6514242B1 (en) * 1998-12-03 2003-02-04 David Vasily Method and apparatus for laser removal of hair
RU2181571C2 (ru) * 1999-03-18 2002-04-27 Закрытое акционерное общество "LC" Устройство для терапевтической и косметологической фотообработки биотканей и способ его использования
CA2369792A1 (en) 1999-04-27 2000-11-02 The General Hospital Corporation Phototherapy method for treatment of acne
US20030216795A1 (en) * 1999-07-07 2003-11-20 Yoram Harth Apparatus and method for high energy photodynamic therapy of acne vulgaris, seborrhea and other skin disorders
US20040122492A1 (en) * 1999-07-07 2004-06-24 Yoram Harth Phototherapeutic treatment of skin conditions
GB2368020A (en) * 2000-10-18 2002-04-24 Icn Photonics Ltd Treatment of acne vulgaris skin condition by irradiation with light of specific wavelengths to target specific chromophores & stimulate collagen production
US20030068297A1 (en) * 2001-08-18 2003-04-10 Deepak Jain Composition and methods for skin rejuvenation and repair

Patent Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4167669A (en) 1971-09-09 1979-09-11 Xenon Corporation Apparatus for rapid curing of resinous materials and method
EP0565331B1 (de) 1992-04-09 2001-01-24 ESC Medical Systems Ltd. Gerät zur elektromagnetischen Therapie
EP0726083A2 (de) 1995-02-07 1996-08-14 ESC Medical Systems Ltd. Verfahren und Vorrichtung zur Diagnose und Behandlung mit zusammengesetzter gepulster Erwärmung und photodynamischer Therapie
US5964749A (en) 1995-09-15 1999-10-12 Esc Medical Systems Ltd. Method and apparatus for skin rejuvenation and wrinkle smoothing
EP0765674A2 (de) * 1995-09-28 1997-04-02 ESC Medical Systems Ltd. Verfahren und Vorrichtung für die Psoriasisbehandlung mit pulsierter elektromagnetischer Strahlung
US5798523A (en) * 1996-07-19 1998-08-25 Theratechnologies Inc. Irradiating apparatus using a scanning light source for photodynamic treatment
WO1998023329A1 (en) * 1996-11-25 1998-06-04 Rachel Lubart Device for light irradiation onto tissue
US6021344A (en) 1996-12-04 2000-02-01 Derma Technologies, Inc. Fluorescence scope system for dermatologic diagnosis
US5968034A (en) * 1997-06-24 1999-10-19 Laser Aesthetics, Inc. Pulsed filament lamp for dermatological treatment
WO2000002491A1 (en) 1998-07-09 2000-01-20 Curelight Ltd. Apparatus and method for efficient high energy photodynamic therapy of acne vulgaris and seborrhea
DE19838304A1 (de) * 1998-08-24 2000-03-02 Pierre Nicolas Foss Externum oder Objektnah zu installierendes leuchtstoffhaltiges Mittel für phototherapeutische Zwecke
WO2000028575A1 (de) 1998-11-06 2000-05-18 Spectrometrix Optoelectronic Systems Gmbh Bestrahlungseinrichtung für therapeutische und kosmetische zwecke
DE19852524A1 (de) * 1998-11-06 2000-05-18 Spectrometrix Optoelectronic S Bestrahlungseinrichtung für therapeutische und kosmetische Zwecke
WO2000053114A1 (en) 1999-03-05 2000-09-14 Icn Photonics Limited Skin wrinkle reduction using pulsed light

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005525193A (ja) * 2002-05-15 2005-08-25 ロエイ・メディカル・テクノロジーズ・リミテッド 生体組織の正確な側部部分除去手術のための作業器具及びその使用法
WO2007029151A3 (en) * 2005-09-06 2007-06-07 Koninkl Philips Electronics Nv Uv lamp for treatment of the skin
EP2236150A4 (de) * 2007-12-21 2012-02-29 Asac Compania De Biotecnologia E Investigacion Sa Verfahren zur erhöhung der therapeutischen wirksamkeit von curcuminoiden und analoga
WO2017121656A1 (de) * 2016-01-15 2017-07-20 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Flexible, umweltfreundliche lampenvorrichtung mit gasentladungslampe und verwendungen hiervon
IT202100002870A1 (it) * 2021-02-10 2022-08-10 Giardinagroup S R L Metodo e apparato per la reticolazione di una vernice

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