FR2954690A1

FR2954690A1 - Dispositif de traitement dermatologique par faisceau lumineux

Info

Publication number: FR2954690A1
Application number: FR0906375A
Authority: FR
Inventors: Sylvain Giraud; Alban Gosse; Alain Cornil; Patrick Peronne
Original assignee: Ekkyo
Current assignee: Urgo Recherche Innovation et Developpement
Priority date: 2009-12-29
Filing date: 2009-12-29
Publication date: 2011-07-01
Also published as: EP2519176A1; ES2474540T3; WO2011080574A1; US20130066403A1; CN102892371A; BR112012016198B1; PL2519176T3; EP2519176B1; CN102892371B; BR112012016198A2

Abstract

L'invention concerne un dispositif de traitement dermatologique par faisceau lumineux, comprenant : une source lumineuse (1) apte à diriger un faisceau lumineux sur au moins une zone (2) de la surface de peau à traiter, des moyens de mesure sans contact sensibles à un rayonnement fonction de la température, de la température d'une surface de peau correspondant à la zone (2) de peau traitée, et des moyens d'asservissement (13) de ladite source lumineuse auxdits moyens de mesure, lequel dispositif étant caractérisé en ce que lesdits moyens de mesure sans contact comprennent un capteur infrarouge (4) et une lentille de focalisation (20) apte à focaliser le champ de vision (5) dudit capteur infrarouge de sorte que la surface de peau contenue dans ledit champ de vision (5) soit intégralement comprise dans la zone (2) de peau traitée par ledit dispositif.

Description

DISPOSITIF DE TRAITEMENT DERMATOLOGIQUE PAR FAISCEAU LUMINEUX Domaine de l'invention La présente invention concerne un dispositif de traitement 5 dermatologique par faisceau lumineux. Art Antérieur On connaît, par le document WO 2009/071592, un dispositif permettant le traitement per-opératoire et postopératoire des plaies chirurgicales. Ce dispositif utilise une source laser comprise 10 dans la gamme de longueur d'onde allant de 0.6pm à 2.5pm, dont le faisceau est mis en forme de manière que, lorsque le laser irradie la peau, la répartition de l'énergie sur la surface à traiter est homogène. Plus spécifiquement, le faisceau est mis en une forme rectangulaire pour s'adapter à la géométrie d'une incision, laquelle 15 incision est alors traitée en plusieurs sections d'une taille égale à la longueur du rectangle formé par le faisceau laser. La difficulté avec ce dispositif réside dans le fait que la puissance du laser et la durée d'exposition sur chacune des sections doivent être déterminée afin d'échauffer les berges de 20 l'incisions jusqu'à une température qui doit être précisément comprise entre 45°C et 55°C (une température inférieure à 45°C étant inefficace et une température supérieure à 60°C entrainant une brûlure). Dans cet intervalle, l'échauffement de température permet de générer un stress thermique dans le derme qui se 25 traduit par la production de protéines spécifiques (HSP : protéines de choc thermique) intervenant dans le mécanisme naturel de la cicatrisation. L'échauffement permet alors une régénération plus rapide et mieux organisés des tissus incisés. Finalement, la cicatrisation est ainsi facilitée et est, à terme, 30 moins visible.

Pour limiter les risques de dépasser les 60°C et d'occasionner des brûlures chez le patient, le laser peut être associé à une bandelette de sécurité du type de celle décrite dans le document WO 2008/107563. Cette bandelette assure la sécurité des utilisateurs car le laser ne peut être activé qu'à sa proximité (par exemple moins de 5mm). Pour moduler la puissance de tir du laser, il existe en outre différents types de bandelettes en fonction du type de peau du patient. En effet, les types de peau peuvent être regroupés en catégories (six suivant le test de Fitz-Patrick : Phototype I pour une peau très blanche jusqu'au Phototype VI pour une peau très noire). Le praticien choisit alors la bandelette associée au phototype du patient à traiter, laquelle bandelette permet au dispositif laser d'adapter ses paramètres de traitement (puissance, temps) au phototype du patient.

Toutefois, le phototype du patient n'est pas le seul paramètre qui influence la température atteinte (température finale) lors du traitement par le dispositif laser ; les grandeurs suivantes ont également une influence : - La température de la zone avant le traitement par le laser 20 (température initiale). - La présence de sang sur l'incision, dans les berges de l'incision et/ou sous l'incision a une forte influence car le sang chauffe plus rapidement qu'une peau claire (surtout pour des longueurs d'onde inférieures à 1000 nm). Bien entendu, ce facteur 25 dépend fortement du type d'opération et de la technique chirurgicale du praticien. - La vascularisation du tissu irradié. Plus un tissu est irrigué par le sang chauffera, plus il chauffera rapidement, toujours du fait de la forte absorption du sang par rapport aux autres 30 constituants de la peau. - L'épaisseur de la peau incisée.

Ces paramètres sont difficilement mesurables dans une utilisation en routine du dispositif et peuvent être très variables suivant les patients et les techniques des praticiens. Par conséquent, il est difficile de prévoir avec exactitude la température atteinte lors du traitement par le dispositif laser et le risque n'est pas exclu de dépasser 60°C (brûlure) ou de rester en dessous de 45°C (traitement inefficace). En vue de pallier à des difficultés similaires, il a été envisagé dans l'art antérieur de contrôler l'élévation de la température de la peau en plaçant le dispositif laser sous le contrôle d'un capteur infrarouge (pyromètre) suivant, en temps réel, la température de la peau du patient et modulant, si nécessaire, la puissance du faisceau laser sur la peau. Le schéma de principe de tels dispositifs est envisagé notamment dans le brevet US 5,409,481 et dans la demande de brevet US 2007/0179484. On sait en effet que la mesure de température sans contact de tout corps peut être réalisée en mesurant le rayonnement infrarouge émis par ce corps. En effet, d'après la loi de Planck, chaque corps émet un rayonnement infrarouge dont les longueurs d'ondes et la puissance sont liés à la température. Par exemple, un corps à 300°K (23°C) émet essentiellement dans une gamme de longueur d'onde allant de 6pm à 10pm. La puissance E rayonnée par unité de surface pour un corps a une température Tobi est donnée par : E = {* ob où C est l'émissivité du corps considéré et où a est la constante de Stefan-Boltzmann La longueur d'onde de la source laser utilisée par les dispositifs de traitement dermatologique est comprise dans la gamme de 0,6pm à 2,5pm. Les températures à mesurer sont inférieures à 70°, ce qui correspond à un rayonnement thermique dans la gamme de 6pm à 10pm. Les deux gammes ne se chevauchant pas, la mesure de température en présence du rayonnement laser est donc possible. La réalisation d'un tel dispositif présente toutefois des 5 difficultés. En premier lieu, la zone chauffée par le faisceau laser du dispositif est généralement de taille réduite car une grande quantité d'énergie par unité de surface est nécessaire pour échauffer la zone à traiter. La figure 1 illustre ce problème. 10 On voit sur cette figure une source lumineuse 1 irradiant et donc chauffant une zone 2 de la peau 3 à traiter. La forme de la zone 2 peut être, par exemple, circulaire ou rectangulaire suivant l'application thérapeutique souhaitée. L'aire 51 de la zone 2 est généralement comprise en 0,1cm 2 et 2cm 2 . 15 On voit également sur cette figure le capteur infrarouge 4 destiné à mesurer la température de la zone 1. Son champ de vision sur la peau 3 est la zone 5. Les champs de vision des capteurs infrarouge thermiques sont généralement larges, soit un cône de vision dont l'angle total typique est de 50°(variant 20° à 20 70° suivant les modèles). En plaçant un tel capteur à une distance de 30mm de la zone irradiée par le faisceau lumineux, l'aire 52 de la zone 5 vue par le capteur infrarouge est égale à : S2 3 *tan 5~, 6.14cm2 donc largement supérieure à l'aire 52 de la zone 5. 25 Il en résulte que T°j>T-°p)T°2 où T°1 est la température de la zone 2 irradiée par le faisceau lumineux, T°2 est la température de la peau 3 qui n'est pas irradiée par 30 le faisceau lumineux, Tep est la température mesurée par le capteur infrarouge. La figure 11 montre un exemple d'écarts entre les températures T°1 et T°p dans ce contexte. La température mesurée est alors très imprécise car elle est 5 comprise entre la température de la zone irradiée et celle de la zone non-irradiée. Pour solutionner ce problème, il peut être envisagé de rapprocher le capteur infrarouge de la zone à traiter. Toutefois, une difficulté complémentaire apparaît alors, laquelle difficulté 10 réside dans le fait que la peau est un milieu fortement diffusant pour les rayons lumineux. Il en résulte que, avant d'être absorbés, les photons peuvent suivre des trajets complexes à l'intérieur de la peau. Comme cela est montré à la figure 2, certains (6) de ces photons sont amenés 15 à « ressortir » de la peau semblant être émis par cette dernière. Dans la pratique, environ 10% de la puissance lumineuse incidente sur le patient est ainsi diffusée et réémise hors de sa peau. Cette diffusion perturbe alors le capteur infrarouge thermique de deux manières. 20 - Les photons (6) issus de la diffusion du faisceau lumineux (longueur d'onde 0.6pm à 2.5pm) et les photons rayonnés par la peau du fait de sa température (longueur d'onde 6pm à 10pm) se confondent et s'additionnent. Les capteurs infrarouges sont généralement équipés d'un filtre sélectif en longueur d'onde pour 25 supprimer ce genre de perturbation. Cependant, dans le cas présent, la puissance par unité de surface de la diffusion du faisceau lumineux est de 10 à 15 fois supérieure à la puissance par unité de surface rayonnée par un corps à une température de 45°C. Le filtre, même s'il est efficace, peut ne pas être suffisant. 30 Les mesures de températures sont donc d'autant plus fausses que le faisceau lumineux est puissant. Compenser cette perturbation par le calcul implique de connaître la proportion de la puissance du

faisceau lumineux qui est diffusée, valeur qui varie d'une peau à l'autre (entre une peau blanche et une peau noire par exemple). - Les photons issus de la diffusion du faisceau lumineux ont pour second effet d'échauffer tous les éléments qui sont à proximité de la zone en cours de traitement, notamment le capteur de température. Or, la mesure de la température déterminée par le capteur est calculée à partir de deux informations : le signal électrique renvoyé par le capteur, et la mesure de la température du capteur lui-même. Une sonde de température est donc placée au plus près du capteur infrarouge thermique. Un échauffement rapide tel que celui créé par la diffusion du faisceau lumineux crée un régime thermique transitoire entre le capteur infrarouge et sa sonde de température. Les données de la sonde de température sont alors faussées ainsi que la température calculée.

La figure 12 montre un exemple d'écarts entre les températures T°1 et T°p dans ce contexte. Au regard de ces difficultés complémentaires liées à l'éloignement ou à la proximité de la zone à traiter, aucun des dispositifs laser de l'art antérieur n'a finalement été associé dans la pratique à un capteur infrarouge au regard de l'imprécision trop importante de ses mesures. Sommaire de /'invention L'invention vise à pallier ces inconvénients et a pour but de fournir un dispositif de traitement dermatologique par faisceau lumineux permettant d'assurer l'efficacité du traitement tout en éliminant les risques de brûlure à l'aide d'un capteur infrarouge. A cet effet, l'invention a d'abord pour ob jet un dispositif de traitement dermatologique par faisceau lumineux, comprenant : - une source lumineuse apte à diriger un faisceau lumineux sur 30 au moins une zone de la surface de peau à traiter, - des moyens de mesure sans contact sensibles à un rayonnement fonction de la température, de la température d'une surface de peau correspondant à la zone de peau traitée, et - des moyens d'asservissement de ladite source lumineuse 5 auxdits moyens de mesure, lequel dispositif étant caractérisé en ce que lesdits moyens de mesure sans contact comprennent un capteur infrarouge et une lentille de focalisation apte à focaliser le champ de vision dudit capteur infrarouge de sorte que la surface de peau contenue dans 10 ledit champ de vision soit intégralement comprise dans la zone de peau traitée par ledit dispositif. L'invention a également pour ob jet un système de traitement dermatologique par faisceau lumineux, ledit système comprenant un dispositif tel que décrit ci-dessus et des moyens d'interaction 15 entre ladite source lumineuse et la zone de peau à traiter, lesdits moyens d'interaction étant agencés pour coopérer avec lesdits moyens d'asservissement. L'invention a enfin pour ob jet un procédé de traitement dermatologique mettant en oeuvre un dispositif ou un système tel 20 que décrit précédemment. Descriptif des figures - la figure 1, déjà décrite, illustre une des difficultés à résoudre dans le cadre de la présente invention ; - la figure 2, déjà décrite, illustre une autre difficulté à 25 résoudre dans le cadre de la présente invention ; - les figures 3 et 4, déjà décrites, illustrent une troisième difficulté à résoudre dans le cadre de la présente invention ; - la figure 5 est une représentation schématique d'un 30 dispositif selon l'invention ; - la figure 6 est une représentation schématique d'un capteur infrarouge utilisé dans le cadre de la présente invention ; - la figure 7 est une représentation schématique d'un 5 premier mode de réalisation de l'invention ; - la figure 8 est une représentation schématique d'un deuxième mode de réalisation de l'invention ; - la figure 9 est une représentation schématique d'un troisième mode de réalisation de l'invention ; 10 - la figure 10 est une représentation schématique d'une variante du mode de réalisation de celui de la figure 9 ; - la figure 11 est une représentation de l'évolution temporelle de deux températures intervenant dans le cadre de l'illustration de la figure 1 ; 15 - la figure 12 est une représentation de l'évolution temporelle de deux températures intervenant dans le cadre de l'illustration de la figure 2 ; - la figure 13 est une représentation de l'évolution temporelle de deux températures intervenant dans le cadre de 20 l'illustration des figures 3 et 4 ; - la figure 14 est une représentation de l'évolution temporelle de deux températures intervenant dans le cadre du mode de réalisation dans lequel les moyens d'asservissement sont des moyens par tout ou rien ; 25 - la figure 15 est une représentation de l'évolution temporelle de deux températures intervenant dans le cadre du mode de réalisation dans lequel les moyens d'asservissement sont des moyens de régulation ; ù la figure 16 est une représentation schématique d'un système de traitement dermatologique comportant un dispositif selon l'invention ; et - La figure 17 est une représentation schématique du s champ de vision d'un capteur infrarouge sur une zone de peau traitée en présence d'une lentille de focalisation. A noter qu'on a utilisé dans les figures 5 à 17 les mêmes chiffres de référence que dans les figures 1 à 4 pour les éléments homologues. 10 Descriptif détaillé de l'invention A titre de source lumineuse, il est possible d'utiliser une source laser ou une source LEb, de préférence une source laser. Ladite source lumineuse émet dans la gamme de longueur d'onde allant de 0,6pm à 2,5pm, de préférence allant de 0,7 à 2,2 pm et 15 de manière particulièrement préférée allant de 0,8 à 2 pm. Cette source lumineuse permet de délivrer, sur la surface de peau traitée, une fluence comprise entre 1 et 500 J/cm 2 de peau, de préférence une fluence comprise entre 2 et 250 J/cm2 et de manière particulièrement préférée une fluence comprise entre 5 20 et 200 J/cm 2 . Dans le cadre du dispositif selon l'invention, le champ de vision du capteur infrarouge n'est alors plus divergent mais possède une zone de resserrement (point de focalisation) autour de laquelle le diamètre du champ de vision est minimum. On peut 25 ainsi obtenir dans la pratique des champs de vision ayant un diamètre entre 1,5mm et 8mm à une distance du capteur comprise entre 10mm et 60mm. Il est ainsi possible d'éloigner le capteur de la zone de traitement et ainsi d'éviter la perturbation par la diffusion du laser. En effet, l'intensité de la perturbation 30 lumineuse diminue proportionnellement au carré de la distance entre le capteur et la zone de traitement.

Cette disposition est également favorable à l'égard de la première difficulté mentionnée précédemment, à savoir un champ de vision du capteur plus grand que la zone de traitement ce qui fausse également considérablement la mesure du capteur infrarouge. Concernant plus spécifiquement la lentille de focalisation (20), la figure 17 représente les différents paramètres à intégrer pour le choix et le positionnement de cette lentille par rapport au capteur infrarouge (4) et à la zone (2) de peau traitée de sorte que la surface de peau contenue dans le champ de vision du capteur infrarouge (5) soit intégralement comprise dans la zone (2) de peau traitée par le dispositif de traitement dermatologique. Plus spécifiquement, dans cette figure : * A et d représentent respectivement le centre et le diamètre de l'élément photosensible du capteur infrarouge (4). 8 représente l'angle du champ de vision de l'élément photosensible en l'absence de lentille de focalisation (2). * A' et d' représentent respectivement le centre et le diamètre de l'image (5) de l'élément photosensible sur la peau du patient, laquelle image est intégralement comprise dans la zone (2) de peau traitée par le faisceau lumineux. * F est le foyer objet de la lentille, F' est le foyer image de la lentille, O est le centre de la lentille, et D est le diamètre de la lentille de focalisation.

Plus spécifiquement, les inventeurs ont pu mettre en évidence que la position et le diamètre de la lentille de focalisation (20) peuvent être déterminés par la résolution des trois équations suivantes : 1 d3A' 0A_ OA" 2) d _ OA 3) 0AA*T (0)+ d où * OA est la distance entre le centre de l'élément photosensible du capteur infrarouge et le centre de la lentille de focalisation avec OA comprise entre 0 et 100 mm, de préférence entre 5 et 50 mm, et de manière particulièrement préférée entre 10 et 30 mm; * OA' est la distance entre le centre de la lentille de 10 focalisation et la surface de peau traitée avec : i) la somme de OA' et de OA supérieure ou égale à 10 mm, de préférence supérieure ou égale à 30 mm, de manière particulièrement préférée supérieure ou égale à 50 mm, et 15 ii) la somme de OA' et de OA inférieure ou égale à 500 mm, de préférence inférieure ou égale à 100 mm, et de manière particulièrement préférée inférieure ou égale à 75 mm ; * d est le diamètre de l'élément photosensible du capteur 20 infrarouge avec d compris entre 0,1 et 10 mm, de préférence entre 0,5 et 5 mm, et de manière particulièrement préférée entre 1et3mm; * e représente l'angle du champ de vision de l'élément photosensible du capteur infrarouge en l'absence de lentille de 25 focalisation avec e est compris entre 10 et 80 °, de préférence entre 15 et 60° et de manière particulièrement préférée entre 20 et 40° ; * d' est le diamètre de l'image de l'élément photosensible sur la peau du patient, laquelle image doit être intégralement comprise 11 dans la surface de peau traitée par le dispositif de traitement dermatologique avec : i) d' est inférieur à 20 mm, de préférence d' est inférieur à 10 mm, et de manière particulièrement préférée 5 inférieure à 5 mm, et ii) d' est supérieur à 0,5 mm, de préférence d' est supérieur à 1 mm ; * f' est la focale de la lentille de focalisation ; * D est le diamètre de la lentille de focalisation avec D 10 compris entre 3 et 100 mm, de préférence entre 4 et 50 mm, et de manière particulièrement préférée entre 5 et 15 mm ; le diamètre et la position déterminés pour la lentille de focalisation permettant d'obtenir une focalisation du champ de vision dudit capteur infrarouge de sorte qu'il soit entièrement 15 compris dans la zone de peau traitée. Les inventeurs ont ainsi pu mettre en évidence qu'un dispositif intégrant un capteur infrarouge et une lentille de focalisation (20) ayant les spécificités décrites précédemment permettent de traiter un patient efficacement (température supérieure à 45°C) 20 et en évitant les brûlures (température inférieure à 60°C). Avantageusement, le dispositif selon l'invention pourra comprendre en outre des moyens de filtration constitués d'un matériau transparent dans la gamme des longueurs d'onde de 6pm à 10pm pour permettre la mesure de température, lequel matériau 25 est opaque dans la gamme des longueurs d'onde de 0,6pm à 2,51.Im. A titre d'exemple de tels matériaux, on pourra citer le silicium ou le germanium, de préférence le silicium. Dans ce cas de figure, la perturbation de la diffusion du faisceau lumineux devient alors quasi négligeable en raison du 30 « filtre sélectif en longueur d'onde ».

Dans certains cas, lesdits moyens de filtration pourront correspondre à la lentille de focalisation, notamment lorsque celle-ci est réalisée en silicium ou en germanium, de préférence en silicium. bans un mode de réalisation particulier, les moyens d'asservissement sont des moyens par tout ou rien aptes à commander l'arrêt de la source lumineux lorsque la température mesurée par le capteur infrarouge sur la zone de peau traitée dépasse une valeur prédéterminée.

Ce mode de réalisation vise essentiellement à éviter les brûlures de la zone traitée en interrompant le fonctionnement de la source lumineuse lorsque la température mesurée atteint un seuil critique. Le traitement peut éventuellement être repris lorsque la température descend en dessous d'un deuxième seuil. bans un autre mode de réalisation particulier, les moyens d'asservissement sont des moyens de régulation aptes à adapter la puissance de la source lumineuse de manière à maintenir la température mesurée par le capteur infrarouge sur la zone de peau traitée entre deux valeurs prédéterminées.

Ce mode de réalisation permet une régulation de la puissance de la source lumineuse en fonction de la température mesurée pour maintenir cette dernière à une valeur optimale compte-tenu du traitement particulier à appliquer et des caractéristiques de la peau traitée. Il peut être combiné avec le mode de réalisation précédent à titre de sécurité de manière à interrompre le fonctionnement de la source lumineuse si la température mesurée atteint un seuil critique. Une difficulté complémentaire résulte du fait que le dispositif est destiné à être utilisé sur la peau des patients au bloc opératoire, par l'intermédiaire d'une tête 7 directement appliquée sur la peau, comme montré à la figure 3. La peau est un support souple qui se déforme facilement et dont la surface est rarement plane. De plus la souplesse de la peau est variable d'une zone à l'autre du corps et d'un individu à l'autre (par exemple suivant l'âge ou la corpulence). La déformation de la peau dépend également de l'utilisateur, 5 selon la force avec laquelle il appuie la tête du dispositif sur le patient. Cette déformation a trois impacts, illustrés à la figure 4 : - La peau se rapproche du capteur infrarouge, diminuant la distance capteur/zone de traitement et augmentant donc la 10 perturbation de la diffusion du faisceau lumineux. - Le faisceau lumineux du dispositif est divergent, de sorte que les dimensions du faisceau augmentent avec la distance qu'il parcourt. Lorsque la peau se déforme, le chemin parcouru par le faisceau lumineux est plus court ; la surface traitée est plus 15 petite et l'énergie lumineuse par unité de surface est plus grande. La dose délivrée par unité de surface ne sera donc pas conforme à la dose prévue par le dispositif. - La peau n'est plus positionnée au point de convergence du faisceau lumineux et du champ de vision du capteur (figure 4). Le 20 champ de vision 5 du capteur peut ne plus être entièrement contenu dans la zone 2 irradiée par le faisceau lumineux. La mesure de température sera alors faussée. La figure 13 montre l'effet du dé-alignement entre la zone 2 traitée par le faisceau lumineux et le capteur infrarouge 12 tel 25 que montré dans la figure 4. La température mesurée n'est pas celle de la zone irradiée par le faisceau lumineux :

L'invention vise également à palier cet inconvénient et a pour objet à cet effet un dispositif tel que décrit précédemment 30 comprenant, dans un mode de réalisation particulier, une tête susceptible d'être appliquée sur une partie de peau comprenant la

surface à traiter, dans lequel ladite tête comprend des moyens d'aplanissement de la surface à traiter. Plus particulièrement, ladite tête peut comprendre une cavité munie d'une ouverture susceptible d'être appliquée sur la surface de peau à traiter, le faisceau lumineux et le champ de vision des moyens de mesure traversant ladite cavité et débouchant dans ladite ouverture, ladite cavité étant partiellement fermée par un rebord intérieur périphérique à ladite ouverture, sensiblement plan et susceptible d'être appliquée sur la surface de peau à traiter. En variante, ladite ouverture peut être fermée par une fenêtre en matériau transparent au faisceau lumineux et au rayonnement détecté par les moyens de mesure. L'invention a également pour ob jet un système de traitement dermatologique par faisceau lumineux, ledit système comprenant un dispositif tel que décrit précédemment et des moyens d'interaction entre ladite source lumineuse et la surface de peau à traiter, lesdits moyens d'interaction étant agencés pour coopérer avec lesdits moyens d'asservissement.

Plus particulièrement, lesdits moyens d'interaction peuvent comprendre un support adhésif muni de moyens d'identification et susceptible d'être fixé à proximité de la zone de peau à traiter, et une interface entre ledit support adhésif et les moyens d'asservissement.

L'invention permet de mettre en oeuvre un procédé de traitement dermatologique comprenant les étapes consistant à: ù diriger le faisceau lumineux d'un dispositif tel que décrit précédemment sur une zone de la surface de peau à traiter d'un patient, ù Mesurer, à l'aide des moyens de mesure décrits précédemment, la température de la surface de peau contenue dans le champ de vision du capteur infrarouge dudit dispositif, laquelle surface de peau est intégralement comprise dans la zone de peau traitée par ledit dispositif, et asservir ladite source lumineuse auxdits moyens de 5 mesure de sorte que la température de la zone de peau traitée soit comprise entre 45 et 60°C. On décrira maintenant, à titre d'exemple non limitatif, un mode de réalisation de l'invention en référence aux dessins schématique annexés. 10 On voit à la figure 5 un dispositif selon l'invention comprenant une source lumineuse 1 émettant dans une gamme de longueur d'onde comprise entre 0,8pm et 1,8pm un faisceau lumineux 10 en direction d'une partie de la peau 3 d'un patient, en vue d'un traitement dermatologique. 15 Compte-tenu de sa température, la peau émet de façon connue un rayonnement infrarouge 11 dans une gamme de longueur d'onde comprise entre 6pm et 10pm. Ce rayonnement infrarouge thermique est détecté par un capteur 4 de tout type connu. La sortie du capteur est appliquée en entrée à un régulateur 13 qui 20 commande la source 1 en puissance et/ou en temps d'exposition. La figure 6 offre une vue plus détaillée du capteur 4. Le capteur 4 comporte un détecteur 14 sensible aux infrarouges thermiques (thermopile, pyro-électrique). Un filtre 15 sélectif en longueur d'onde (transparent de 3pm à 12pm par 25 exemple) est ici ajouté devant le détecteur 14 afin d'éviter une perturbation par d'autres longueur d'ondes. Le signal renvoyé par le détecteur 14 est une tension V de la forme : *' E * î * ana '4 M

où Tobi est la température de la partie 5 de la peau 3 placée dans le champ de vision du capteur, Tjnterne est la température interne du capteur infrarouge et a est une constante de proportionnalité.

Afin de déduire la température de la peau à partir signal du détecteur infrarouge 14, il est nécessaire de connaître la température interne du capteur. Pour cela une sonde de température 16 est ajoutée au plus près du détecteur infrarouge 14 et le signal du capteur est compensé. Si Tnearna Tfatrenaenaluvad alors il est possible de déduire T,bi : V Tabf + a * ë * ü TinterMarnegu

On se réfèrera maintenant aux figures 1 et 7. On a exposé précédemment les problèmes posés par un 15 agencement du type de celui de la figure 1. Dans le cas de la figure 7, on utilise un capteur 4 dont la divergence du champ de vision est limitée. En plaçant un tel capteur au plus près de la zone 5 en cours de traitement (entre 5mm et 10mm), sans pour autant obstruer le passage du faisceau 20 lumineux, la totalité du champ de vision 5 du capteur est contenue dans la zone irradiée par le faisceau lumineux. L'aire 52 vue par le capteur infrarouge lorsqu'il est placé à 8mm de la zone irradiée est égale à : S2 0.6 * tan (5ü°' = i1.44cm

25 bans le cas de la figure 7 où 52 est égal à 0,44cm2 il est possible de mesurer la température de zones ayant une surface de plus 0,5cm 2 :

On se réfèrera maintenant aux figures 2 et 8. Dans le mode de réalisation de la figure 8 le capteur 4 a été éloigné de 30mm de la zone de traitement 2 afin d'éviter la perturbation par la diffusion du faisceau lumineux. Pour résoudre le problème du champ de vision 5 du capteur plus grand que la zone de traitement, une lentille convergente 20 est utilisée pour focaliser le champ de vision du capteur. Par exemple, un capteur infrarouge 4 associé à une lentille de focalisation 20 donne un champ de vision de 3mm de diamètre à une distance de 30mm (soit une aire de mesure de 0,07cm 2) ce qui permet de mesurer la température de zones ayant une surface de plus de 0,1cm 2 . Dans le cas de la figure 8

On se réfèrera maintenant aux figures 3, 4, 9 et 10. Le but des modes de réalisation des figures 9 et 10 est d'éviter lors du traitement que la peau forme un bourrelet susceptible de troubler la mesure de la température. Le traitement est ici appliqué par l'intermédiaire d'une tête 22 comportant la source lumineuse 1 et le capteur infrarouge 4.

La tête 22 comporte une surface d'appui 23 susceptible de venir en contact avec la peau 3. La tête 22 forme par ailleurs une cavité 24 traversée par le faisceau 10 issu de la source lumineuse 1 et par le champ de vision 25 du capteur infrarouge 4. La cavité 24 possède une ouverture 26 dans la surface d'appui 23, le faisceau 10 et le champ de vision 25 débouchant dans cette ouverture. Dans le mode de réalisation de la figure 9, la surface d'appui 23 forme un rebord 27 entourant et limitant l'ouverture 26, et fermant donc partiellement la cavité 24. L'ouverture 26 a des dimensions très faiblement supérieures à celle du faisceau lumineux.

La surface du rebord 27 extérieure à la cavité 24 limite par conséquent la formation du bourrelet. Plus l'ouverture est réduite plus la peau est maintenue à plat. Dans le mode de réalisation de la figure 10, l'ouverture 26 est obturée par une fenêtre 28 en matériau transparent au faisceau lumineux et au rayonnement détecté par le capteur 4, c'est-à-dire ayant une bonne transmission optique pour les longueurs d'ondes du faisceau lumineux (0,6pm à 2,5pm) ainsi que dans la gamme des infrarouges thermique (6pm à 10pm), par exemple en fluorure de calcium. Cette fenêtre s'oppose à la formation du bourrelet. Ce dernier mode de réalisation convient toutefois peu à l'utilisation du dispositif sur des plaies car le sang pourrait salir la fenêtre et absorber directement le faisceau lumineux.

L'invention permet de mesurer précisément, en temps réel et sans contact la température d'une zone soumise à un rayonnement lumineux homogène (gamme de longueur d'onde : 0,6pm à 2,5pm). Les figures 14 et 15 montrent les résultats obtenus lorsque : - La surface de mesure du capteur infrarouge 4 est contenue 20 dans la zone 2 irradiée par le faisceau lumineux (surface irradiée de 0,1cm 2 à 2cm 2) ; - La distance capteur infrarouge/zone irradiée par le faisceau lumineux est suffisamment grande (de 10mm à 60mm) pour que le capteur 4 ne subisse pas les effets de la diffusion du faisceau 25 lumineux par la peau ; - La peau est maintenue à plat (anti-bourrelet) et se trouve au point de convergence du faisceau lumineux et du champ de vision du capteur 4. La figure 14 illustre un premier mode de fonctionnement dans 30 lequel les moyens de mesure de la température sont utilisés comme une sécurité anti-brûlure : lorsque la température dépasse un certain seuil prédéterminé (par exemple entre 40°C et 70°C) le traitement lumineux est interrompu (43° dans la figure). La figure 15 illustre un deuxième mode de fonctionnement dans lequel les moyens de mesure de la température sont utilisés s pour contrôler dynamiquement la température de la zone irradiée : le dispositif ajuste ses paramètres de puissance et de temps d'exposition pour atteindre une plage de température prédéterminé (entre 40°C et 70°C). Une fois la plage prédéterminée atteinte, le dispositif peut également maintenir la 10 température dans le temps. La température visée est de 40°C ; une fois atteinte, cette température est maintenue pendant 53 secondes. La figure 16 représente un système de traitement dermatologique comportant un dispositif du type décrit ci-dessus.

15 Ce système comporte, outre les éléments du dispositif précédemment décrits, des moyens d'interaction entre la source lumineuse 1 et la surface de peau à traiter 3, agencés pour coopérer avec les moyens d'asservissement 13. Ces moyens d'interaction comprennent ici un support adhésif 20 30 muni de moyens d'identification, communiquant par radiofréquences 31 avec une interface 32 en liaison avec les moyens d'asservissement 13. De tels moyens d'interaction sont connus par le document WO 2008/107563 et ne seront donc pas décrits ici plus en détail. 25

Claims

REVENDICATIONS1. Un dispositif de traitement dermatologique par faisceau lumineux, comprenant : - une source lumineuse (1) apte à diriger un faisceau 5 lumineux sur au moins une zone (2) de la surface de peau à traiter, - des moyens de mesure sans contact sensibles à un rayonnement fonction de la température, de la température d'une surface de peau correspondant à la 10 zone (2) de peau traitée, et - des moyens d'asservissement (13) de ladite source lumineuse auxdits moyens de mesure, lequel dispositif étant caractérisé en ce que lesdits moyens de mesure sans contact comprennent un capteur 15 infrarouge (4) et une lentille de focalisation (20) apte à focaliser le champ de vision (5) dudit capteur infrarouge de sorte que la surface de peau contenue dans ledit champ de vision (5) soit intégralement comprise dans la zone (2) de peau traitée par ledit dispositif. 20
2. Le dispositif selon la revendication 1 caractérisé en ce que la position et le diamètre de la lentille de focalisation (20) sont déterminés par la résolution des trois équations suivantes : i 25ou * OA est la distance entre le centre de l'élément photosensible du capteur infrarouge (4) et le centre de la lentille de focalisation (20) avec OA comprise entre 0 et 5 100 mm, de préférence entre 5 et 50 mm, et de manière particulièrement préférée entre 10 et 30 mm * OA' est la distance entre le centre de la lentille de focalisation (20) et la surface de peau traitée (2) avec : i) la somme de OA' et de OA est supérieure ou égale à 10 mm, de préférence supérieure ou égale à 30 mm, de manière particulièrement préférée supérieure ou égale à 50 mm, et ii) la somme de OA' et de OA est inférieure ou égale à 500 mm, de préférence inférieure ou égale à 100 mm, et de manière particulièrement préférée inférieure ou égale à 75 mm * d est le diamètre de l'élément photosensible du capteur infrarouge (4) avec d compris entre 0,1 et 10 mm, de préférence entre 0,5 et 5 mm, et de manière 20 particulièrement préférée entre 1 et 3 mm * 8 représente l'angle du champ de vision (5) de l'élément photosensible du capteur infrarouge (4) en l'absence de lentille de focalisation (20) avec 8 compris entre 10 et 80 °, de préférence entre 15 et 60° et de manière 25 particulièrement préférée entre 20 et 40° ; * d' est le diamètre de l'image de l'élément photosensible sur la peau du patient, laquelle image doit être intégralement comprise dans la surface de peau traitée (2) par le dispositif de traitement dermatologique avec : 22 10 15i) d' est inférieur à 20 mm, de préférence d' est inférieur à 10 mm, et de manière particulièrement préférée inférieure à 5 mm, et ii) d' est supérieur à 0,5 mm, de préférence d' est 5 supérieur à 1 mm * f' est la focale de la lentille de focalisation (20) ; * D est le diamètre de la lentille de focalisation (20) avec D compris entre 3 et 100 mm, de préférence entre 4 et 50 mm, et de manière particulièrement préférée entre 5 10 etl5mm; le diamètre et la position déterminés pour la lentille de focalisation (20) permettant d'obtenir une focalisation du champ de vision (5) dudit capteur infrarouge (4) de sorte qu'il soit entièrement compris dans la zone (2) de peau traitée. 15
3. Le dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que lesdits moyens d'asservissement (13) sont des moyens par tout ou rien aptes à commander l'arrêt de la source lumineuse (1) lorsque la température mesurée par le capteur infrarouge (4) sur la zone (2) de peau traitée dépasse une 20 valeur prédéterminée.
4. Le dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que lesdits moyens d'asservissement (13) sont des moyens de régulation aptes à adapter la puissance de la source lumineuse (1) de manière à maintenir la température 25 mesurée par le capteur infrarouge (4) sur la zone (2) de peau traitée entre deux valeurs prédéterminées.
5. Le dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens de filtration disposés entre le capteur infrarouge et la surface de 30 peau à traiter et constitués d'un matériau transparent dans la gamme des longueurs d'onde de 6pm à 10pm pour permettre lamesure de température, et opaque dans la gamme des longueurs d'onde de 0,6pm à 2,5pm.
6. Le dispositif selon la revendication 5, caractérisé en ce que lesdits moyens de filtration sont réalisés en silicium ou en 5 germanium, de préférence en silicium.
7. Le dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 6, caractérisé en ce qu'il comprend en outre une tête (22) susceptible d'être appliquée sur une partie de peau comprenant la surface à traiter, dans lequel ladite tête comprend des moyens 10 d'aplanissement (27 ; 28) de la surface à traiter.
8. Le dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que ladite tête comprend une cavité (24) munie d'une ouverture (26) susceptible d'être appliquée sur la surface de peau à traiter, le faisceau lumineux et le champ de vision des moyens de mesure 15 traversant ladite cavité et débouchant dans ladite ouverture, ladite cavité étant partiellement fermée par un rebord intérieur (27) périphérique à ladite ouverture, sensiblement plan et susceptible d'être appliquée sur la surface de peau à traiter.
9. Le dispositif selon l'une quelconque des revendications 7 20 ou 8, ladite tête comprenant une cavité munie d'une ouverture susceptible d'être appliquée sur la surface de peau à traiter, le faisceau lumineux et le champ de vision des moyens de mesure traversant ladite cavité et débouchant dans ladite ouverture, ladite ouverture est fermée par une fenêtre (28) en matériau 25 transparent au faisceau lumineux et au rayonnement détecté par les moyens de mesure.
10. Un système de traitement dermatologique par faisceau lumineux, caractérisé par le fait qu'il comprend un dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes et des moyens 30 d'interaction (30, 32) entre ladite source lumineuse et la zone de peau à traiter, lesdits moyens d'interaction étant agencés pour coopérer avec lesdits moyens d'asservissement (13).