(57)【要約】ソリッドステートレーザ（１０２）を使用して前立腺又はその他の軟組織を治療する方法を提供する。レーザを動作させることにより、パルス持続時間０．１〜５００ミリ秒のパルス出力ビームを発生させることができる。出力ビームは、好ましくはサイドファイアリングプローブ（１４０）内で終わっている光ファイバ（１０６）を通じて、標的組織（１０４）に送られる。レーザを長持続時間パルスモードで動作させることにより、標的組織（１０４）のチャー形成を迅速に開始させ、それにより、切除を増進させる。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
レージングエレメント内にかなりの量の熱レンズ作用をもたらすのに十分な熱をレージングエレメント内に発生させることのないポンプ放射線源と、放射線が流体よりはむしろ組織により選択吸収されるような出力及び波長とを有するレーザから、干渉性放射線を軟組織に止血照射することを含むことを特徴とする方法。
【請求項２】
レージングエレメント内にかなりの量の熱レンズ作用をもたらすのに十分な熱をレージングエレメント内に発生させることのないポンプ放射線源と、放射線が流体よりはむしろ組織により選択吸収されるような波長と、レージングエレメントが発生させる、平均出力密度が重大な残留熱損傷部位を残さずに組織を切除するのに十分な高さになるようにするために、放射線のモード数を十分に少なくするような低い温度とを有するレーザから、干渉性放射線を身体の軟組織に止血照射することを含むことを特徴とする方法。
【請求項３】
変性組織の吸収性層が、干渉性放射線を吸収する組織上に形成されることを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項４】
前記放射線がパルスであることを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項５】
前記放射線が、マクロパルスにグループ化されるマイクロパルスを有することを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項６】
さらに、前記組織への照射の前に前記放射線を周波数変換することを含むことを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項７】
前記放射線が、切除出力密度を前記組織に投射することができるよう十分な高さのビーム品質を有する強度プロファイルを有することを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項８】
前記放射線が、前記組織を切除するのに十分なビーム品質を有する強度プロファイルを有するが、水分により吸収されるほど高くはなく、しかも、切除組織よりも身体の相当深い位置にある組織に重大な損傷を与えることがないことを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項９】
波長２００〜１０００ｎｍ又は１１００〜１８００ｎｍの光線を放射し、ポンプエネルギー源からポンプエネルギーを受取るために配置されたレーザエレメントを有するソリッドステートレーザを提供することと、パルス持続時間０．１〜５００ミリ秒、パルス周波数１〜５００Ｈｚのレーザ光線をレーザエレメントが放射するようにするために放射線源を変調することと、レーザ光線を標的組織にことを含むことを特徴とする軟組織の治療方法。
【請求項１０】
前記光線が、人体組織と前記組織にレーザ光線をために使用される装置との間の中間位置にある物質よりも前記組織に吸収されやすい波長を有することを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１１】
前記標的組織に送られる前記光線の平均出力密度が１平方センチメートルあたり１，０００ワット以上であることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１２】
前記レーザ光線が１０ヘルツ〜１００ヘルツの繰返し率を有することを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１３】
前記レーザ光線の前記送りが、さらに、光ファイバを通じて前記レーザ光線を伝送することを含むことを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１４】
前記光ファイバが、前記光ファイバの縦軸に対して横方向に前記レーザ光線を放射するサイドファイアリングプローブ内で終わっていることを特徴とする請求項１３記載の方法。
【請求項１５】
さらに、前記標的組織への前記レーザ光線の前記送りの前に、前記レーザ光線をリン酸カリウムチタニル（ＫＴＰ）又はトリホウ酸リチウム（ＬＢＯ）から製造された周波数変換エレメントの中を通過させることを含むことを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１６】
前記レーザエレメントがネオジムドープ処理ＹＡＧ（Ｎｄ：ＹＡＧ）又はイッテルビウムドープ処理ＹＡＧ（Ｙｂ：ＹＡＧ）から製造されることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１７】
さらに、マイクロパルス列を発生させ、各マイクロパルス列から集合的にパルスを形成するために、前記レーザをＱスイッチングすることを含むことを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１８】
前記ポンプエネルギー源がレーザダイオードであることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１９】
前記ソリッドステートレーザが、電気エネルギーによりポンピングされるレーザダイオードであることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２０】
前記ポンプエネルギー源がアークランプであることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２１】
前記ポンプエネルギー源がフラッシュランプであることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２２】
前記組織が軟組織であり、前記レーザ光線が２０ワットを超える平均出力を有することを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２３】
前記レーザ光線が１０ヘルツ〜１２０ヘルツの繰返し率を有することを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２４】
前記放射線が、３００以下のビーム特性（Ｍ２）を有するビームの形で送られることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２５】
前記軟組織が前立腺組織であることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２６】
さらに、波長５３２ｎｍの光線を発するソリッドステートレーザを提供することを含むことを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２７】
前記波長が５００〜５５０ｎｍであることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２８】
前記軟組織が前立腺組織であることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項２９】
前記軟組織が筋腫であることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項３０】
波長２００〜１０００ｎｍ又は１１００〜１８００ｎｍの光線を放出し、ポンプエネルギー源からポンプエネルギーを受取るために配置されたレーザエレメントを有するソリッドステートレーザを提供することと、６０ワット以上の平均出力を有する準連続ビームを発生させるためにレーザをＱスイッチングすることと、レーザ光線を標的前立腺組織に送ることを含むことを特徴とする軟組織の治療方法。
【請求項３１】
前記平均出力が６０ワットを超えることを特徴とする請求項３０記載の方法。
【請求項３２】
前記標的前立腺組織に送られる前記光線の平均出力密度が１平方センチメートルあたり２２，０００ワットを超えることを特徴とする請求項３０記載の方法。
【請求項３３】
前記波長が５００〜５５０ｎｍであることを特徴とする請求項３０記載の方法。
【請求項３４】
前記軟組織が筋腫であることを特徴とする請求項３０記載の方法。
【請求項３５】
波長２００〜１０００ｎｍ又は１１００〜１８００ｎｍの光線を放出し、ポンプエネルギー源からポンプエネルギーを受取るために配置されたレーザエレメントを有するソリッドステートレーザを提供することと、前記レーザのビーム品質（Ｍ２）が１４４以下であることと、レーザ光線を軟組織に送ることを含むことを特徴とする軟組織の治療方法。
【請求項３６】
前記標的組織に送られる前記光線の出力密度が１平方センチメートルあたり１，０００ワットを超えることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項３７】
前記標的組織に送られる前記光線の出力密度が１平方センチメートルあたり４，０００ワットを超えることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項３８】
前記標的組織に送られる前記光線の出力密度が１平方センチメートルあたり５，０００ワットを超えることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項３９】
前記レーザがさらに周波数変換エレメントを含むことを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４０】
前記周波数変換エレメントがリン酸カリウムチタニル（ＫＴＰ）又はトリホウ酸リチウム（ＬＢＯ）から製造されることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４１】
前記レーザエレメントがネオジムドープ処理ＹＡＧ（Ｎｄ：ＹＡＧ）又はイッテルビウムドープ処理ＹＡＧ（Ｙｂ：ＹＡＧ）から製造されることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４２】
さらに、マイクロパルス列を発生させ、各マイクロパルス列から集合的にパルスを形成するために、前記レーザをＱスイッチングする段階を含むことを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４３】
前記ポンプエネルギー源がレーザダイオードであることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４４】
前記組織が軟組織であり、前記レーザ光線が２０ワットを超える平均出力を有することを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４５】
さらに、マイクロパルス列を発生させるために、前記レーザをＱスイッチングする段階を含むことを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４６】
前記ソリッドステートレーザが、電気エネルギーによりポンピングされるレーザダイオードであることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４７】
さらに、波長５３２ｎｍの光線を発するソリッドステートレーザを提供することを含むことを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４８】
前記標的組織に送られる前記光線の出力密度が、前記組織を気化させるのに十分な高さを有することを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項４９】
前記波長が３００〜７００ｎｍであることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５０】
前記波長が４８０〜５５０ｎｍであることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５１】
前記波長が１，３００〜１，４００ｎｍであることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５２】
前記波長が１，３２０ｎｍであることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５３】
前記光線が導波管を通じて送られることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５４】
前記レーザ光線が１０〜１２０Ｈｚの繰返し率を有することを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５５】
前記レーザが１．０〜１００ｍｓのパルス持続時間を有することを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５６】
前記軟組織が前立腺組織であることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５７】
前記軟組織が過形成であることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５８】
前記軟組織が癌性であることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項５９】
前記軟組織が腺腫あることを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項６０】
さらに、前記レーザ光線の送り中に、前記組織を水で洗浄することを含むことを特徴とする請求項３５記載の方法。
【請求項６１】
ネオジムドープ処理ＹＡＧ（Ｎｄ：ＹＡＧ）から製造されたレーザエレメントから干渉性放射線を放射することと、前記干渉性放射線をリン酸カリウムチタニル（ＫＴＰ）又はトリホウ酸リチウム（ＬＢＯ）製の周波数変換結晶の中を通過させることと、光ファイバの縦軸に対して横方向に前記レーザ光線を放射するサイドファイアリングプローブ内で終わっている光ファイバを通じて前記放射線を標的前立腺組織に送り、波長が約５３２ｎｍ、ビーム品質が１４４以下であり、パルス持続時間が０．１〜５００ミリ秒、パルス周波数が１〜５００Ｈｚであるマクロパルスにグループ化されるマイクロパルスを有し、２０ワットを超える平均出力を有する干渉性放射線を前記組織に止血照射することを含むことを特徴とする方法。
【請求項６２】
人体組織に、水よりも前記組織に吸収されやすい波長と、重大な残留熱損傷部位を残さずに前記組織を切除するのに十分な高さの平均出力を有する干渉性放射線を照射するよう構成されたレーザを含むことを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本出願は、引用によりここに取入れられる２０００年１２月１５日提出の名称「軟組織のレーザ治療法」の米国特許出願第０９／７３７，７２１号と２００１年１０月２４日提出の名称「軟組織のレーザ治療法」の暫定特許から、優先権利益を獲得する。
【０００２】
本発明は、一般的には軟組織のレーザ治療法に、詳細には前立腺のレーザ治療法に関する。
人間の組織は軟組織と硬組織とに分類することができる。硬組織とは、例えば、骨や歯や尿結石であり、含水率が低いことと、血管新生がほとんど又は全くないことと、気化温度が高いことに特徴がある。レーザ光線により硬組織を除去するためには、組織を気化するか、又は組織を破砕する衝撃波を作り出す極めて高いピーク出力が必要になる。
対照的に、軟組織は一般的には展性を有するという特徴があり、通常は含水量が高く、はるかに低い温度で気化することができる。軟組織の外科的除去を必要とする医学的状態は多種多様である。軟組織とは、例えば、尿道、前立腺、膀胱、子宮、腎臓のような、尿路の器官及び組織である。生殖器系や胃腸管や胆嚢の組織及び器官は、軟組織の別の実例である。
【０００３】
良性前立腺過形成（ＢＰＨ）とは、前立腺の継続的な成長により尿が膀胱の下部及び尿道を通過するのが妨げられている状態である。ＢＰＨは、尿道を圧迫している前立腺の移行部位から過剰軟組織（すなわち、前立腺組織）を外科的に除去することにより治療することが多く、これにより、ＢＰＨが原因の膀胱出口の閉塞及び膀胱からの不完全な尿の排出を解消する。
最近では、最も幅広く採用されている過剰前立腺組織の除去法は、ＴＵＲＰとしても公知の前立腺の経尿道切除である。ＴＵＲＰ法では、外科医は、前立腺の内部から目標の組織の小片を削り取るために、標準電気切断ループを用いる。手術の最後には、除去された前立腺組織の小片は、洗浄液を使用して膀胱から流し出される。
【０００４】
たしかに効果的ではあるが、ＴＵＲＰ法は、失禁、インポテンツ、退行性射精、長期の出血、ＴＵＲ症候群を含めた多数の副作用の原因となることが公知である。最近では、ＴＵＲＰに伴う副作用の軽減又は回避する代替的方法がすでに開発されている。一つの種類の方法は、前立腺組織を摂氏４５度以上の温度まで加熱することにより、前立腺組織を「焼く」ものである。典型的には、これは、無線周波数、マイクロ波又は長波レーザのような、電気抵抗エレメントを使用することにより行われる。この種の方法の一例が、Ｔｒａｃｈｔｅｎｂｅｒｇによる米国特許第６，０６４，９１４号（「温熱療法」）において論じられている。これらの方法は温熱治療された組織を元の場所に残すので、治療後浮腫、排尿障害及び尿停留の発生率が比較的高い。さらに、温熱療法の使用に際しては、治療後数日間は患者にカテーテルを入れておかねばならず、前立腺内尿道に広範かつ予測不能な瘢痕を残す原因となることがある。
【０００５】
もう一つの種類の方法は、レーザ光線を使用して過形成又は癌組織を気化又は切除するものである。これらの方法によれば、一般的には、温熱療法の場合の高感染率及び瘢痕の問題が避けられる。しかしながら、現状では、前立腺組織のレーザ切除には、高出力レーザ光線を発生可能な高価なレーザの使用が必要である。かかるレーザの購入又はリースには高いコストがかかるため、その結果として、この療法のコストも付随的に増加することになる。最後に、切除処置は一般的にゆっくりと行なわれ、その結果、治療時間が長くなる。
【０００６】
Ｈｏ：ＹＡＧレーザ及びその光ファイバ送り手段は、前立腺組織の切除に共通して使用されるレーザの一例である。この適用例では、Ｈｏ：ＹＡＧレーザは波長２１００ｎｍの光パルスを発する。この波長の光パルスは、前立腺組織中及び光ファイバの遠位端と前立腺組織との間に配置された食塩洗浄液中の水分により強力に吸収される。水の吸収率は波長２１００ｎｍでは非常に高いので、光線の５０％が約０．２ｍｍ以内に吸収される。従って、光ファイバの遠位端と組織との間に配置された洗浄液の薄い層でさえも、組織切除を非効率なものにするレーザ光線の大部分を吸収することになる。
【０００７】
水分は前立腺組織と血液の双方の主成分であるので、基本的には、血液による選択的吸収はない。組織への２１００ｎｍ光線の表面的な非選択的浸透の組合せの結果として、止血が不十分なものになる（すなわち、血液の凝固が不十分なものになる）。
１０６４ｎｍで作用するＮｄ：ＹＡＧレーザも前立腺組織の切除に使用されてきた。１０６４ｎｍ光は高出力レベルでは止血性を有するが、血液及び前立腺組織への吸収率が低いために、切除が不十分なものになり、厚さ数ミリの熱変性組織の大きな層が残ることになる。Ｎｄ：ＹＡＧレーザは、典型的には組織の表面から８〜１０ｍｍのところに熱損傷部位を残す。手術の後、熱変性組織は腫脹し、その結果、一時的尿停留が起こり、これが、カテーテル使用の長期化、排尿時の痛み、及び高感染率をもたらす原因となる可能性がある。
【０００８】
前立腺組織を効率的かつ止血状態で切除するために、６０ワット以下の出力レベルで準連続モードにより５３２ｎｍで作用する周波数二倍又は周波数変換Ｎｄ：ＹＡＧレーザが使用されてきた。これらのレーザはＣＷクリプトンアークランプによりポンピングされ、２５ｋＨｚにおいて一定のＱスイッチパルス列を発生する。Ｑスイッチ周波数が高いために、組織効力は同じ平均出力のＣＷレーザの場合との区別がつかなくなる。これらのレーザが発する５３２ｎｍ光線は血液により選択的に吸収され、その結果、止血が順調に行なわれることになる。
【０００９】
切除出力密度が使用された場合は、約１又は２ｍｍ以下の変性前立腺組織の表面層が後に残される。この変性組織の薄い層は、他の治療様態に伴う術後即時腫脹を大きく減少させるのに十分な程度に薄いものである。この腫脹の現象の結果、カテーテル使用時間が短縮され、排尿障害も減少する。高出力時には、５３２ｎｍレーザは、レーザ光線を強力に吸収し、切除効率を大幅に高める表面チャー層を生じさせる。現在まで使用されている既存の５３２ｎｍレーザの問題点は、大きく、高価で、非効率であることと、前立腺組織の切除を非効率なものにしている高マルチモード出力ビームを有していることである。
【００１０】
前立腺組織の迅速かつ効率的な気化のためには、高出力密度が要求される。レーザにおいては、ポンプ源が、レージングエレメントとは異なる発光スペクトルを有する（すなわち、ストークシフトを有する）場合は、発光スペクトルの差のために、エネルギーの差が熱エネルギーに変換され、この熱エネルギーがレージングエレメント内で熱レンズ効果を生じさせる。平均出力密度を高めることが難しいのは、高い入力がアークランプのような励振動源からレーザエレメントに供給された場合は、多量の熱がレージングエレメント内に発生するからである。この熱はレージングエレメント内に様々な悪影響を生じさせる。
【００１１】
特に、冷却剤と比較的熱いレージングエレメントとの間の温度差が、熱誘導屈折率分布レンズを生成する。この熱誘導レンズがレーザのビーム品質を低下させ、その他の場合よりも多いトランスバース光学モードでレーザを動作させる。引用によりここに取入れられるＷａｌｔｅｒ Ｋｏｅｃｈｎｅｒ， Ｓｏｌｉｄ−Ｓｔａｔｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ， Ｐｕｂｌｉｓｈｅｄ ｂｙ Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇ Ｂｅｒｌｉｎ， Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ， Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ １９２２， １８９−１９２頁 をモードの議論のために参照。
【００１２】
Ｍ２パラメータはレーザのビーム品質を定義するための十分に確立した慣例であり、引用によりここに取入れられるＯｒａｚｉｏ Ｓｖｅｌｔｏ ａｎｄ Ｄａｖｉｄ Ｃ． Ｈａｎｎａ， Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｌａｓｅｒｓ， Ｐｌｅｎｕｍ Ｐｒｅｓｓ， Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ， １９９８ において論じられている。ビーム品質は、強度分布がどの程度ガウス分布になっているかを示している。数量Ｍ２はビーム品質ではなく、逆ビーム品質と呼ばれることも時々ある。ここに記載したように、数量Ｍ２はビーム品質と呼ぶ。Ｍ２は
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であると定義し、ここで、πは円周率（すなわち、３．１４１．．．）であり、σはスポットサイズを表すために使用しており、下付き文字ｘとｆはそれぞれｘ軸に沿った空間領域と周波数領域とを表し、下付き文字ＧとＮＧはそれぞれガウスと非ガウスとを意味している。ビーム（すなわち、ｘ軸）に対して横方向のあらゆる方向におけるビーム品質が基本的に同じになるよう、ｘ軸はビームの伝播方向に対して横方向であると定義する。従って、明細書の他の場所では、下付き文字ｘはＭ２から落としてある。ビーム幅、すなわち、σｓは、各位置の正方偏差がその地点における強度により加重される位置の標準偏差に基づき決定される。周波数領域におけるビーム幅σｆは、フーリエ変換後のビームのビーム幅である。
【００１３】
通常は波長λの光のビームの角発散θの計算に使用されるこの式は、ガウス強度分布を有するビーム以外には全く有効性がない。ビーム品質という概念が、以下の式
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を用いることにより、非ガウス強度分布を有するビームの角発散の導出を容易にしている。
【００１４】
例えば、ＴＥＭ００レーザビームはＭ２が１という高いビーム品質を有するのに対して、高出力外科用レーザは１００を超えるＭ２値で動作する。
本発明者は、高出力レーザが一般的にはＭ２＞１４４であることを認識している。当然のことながら、トランスバースモードの数が増えるということは、Ｍ２の値が大きくなることを意味しており、その結果、Ｍ２の値が大きくなるにつれて、光線をアパーチャの数の少ない小さなファイバの中に集中させるのが困難になる。従って、Ｍ２の値が大きくなると、高出力密度の光線を組織に送る能力が低下することになる。その結果、前立腺組織に対するＣＷアークランプポンピング５３２ｎｍレーザの気化効率は大幅に低下する。
【００１５】
本発明の実施例によれば、軟組織が、多くのモードを有していないレーザからのレーザ光線により治療される。特に、例えば、トランスバース定在電磁波は最小限に保たれる。低出力ビームにより軟組織を効率的に切除するのに十分な高さのビーム密度が確保されるようにするために、モードの数は少なくしておかなければならない。
【００１６】
本発明は、低ストークシフトポンプ放射線レーザによる、すなわち、ソリッドステートレーザのようなレージングエレメント内にかなりの量の熱レンズ作用をもたらすのに十分な熱をレージングエレメント内に発生させることのないポンプ放射線源を有するレーザによる軟組織の治療を含むこともできる。
【００１７】
本発明の１つの実施例によれば、ＢＨＰの治療方法は、励起源からのポンプ放射線を受取るために配置されたレーザエレメントを有するソリッドステートレーザを提供する段階と、場合によっては、レーザからパルスレーザ光線を放射させるために励起源を変調する段階と、レーザ光線を標的組織に送る段階とを含む。この目的のためには、リン酸カリウムチタニルのような周波数二倍結晶を使用するＱスイッチアークランプポンピング又はフラッシュランプポンピングレーザを（無制限に）含む各種のソリッドステートレーザを使用することができる。レーザ光線のパルス持続時間は好ましくはほぼ０．１〜５００ミリ秒の範囲内にあるか、又は好ましくはほぼ１〜１００ミリ秒の範囲内にある。レーザ光線の波長は好ましくはほぼ２００〜１，０００ナノメートル又は３００〜７００ナノメートル、４８０〜５５０ナノメートル、５００〜５５０ナノメートル、１，１００〜１，８００ナノメートル、１，３００〜１，４００又は１，４４０ナノメートル、又は１，３２０ナノメートル又は１，５００ナノメートルの範囲内にある。さらに、レーザ光線の波長は好ましくはほぼ５３２ナノメートルである。
【００１８】
これらの波長の例示範囲のいずれも、本発明のあらゆる実施例に使用することができる。レーザ光線は、好ましくは、遠位端がサイドファイアリングプローブ内で終わっている光ファイバを通じて標的前立腺組織に送られる。
随意的に、例えば、ほぼ１〜５００Ｈｚ、１０〜１００Ｈｚ又は１０〜１２０Ｈｚの繰返し率を、本発明のあらゆる実施例に使用することができる。
【００１９】
迅速な組織切除が行なわれるという点で、「マクロパルス」モードによるソリッドステートレーザの使用の方が同じ平均出力のＣＷレーザよりも効率的である。これは、一つには、「チャー」の形成、すなわち、組織が一般的には少し黒ずむが、必ずしも真っ黒にはならない軽い炭化を促すという点で、マクロパルスの方が効率的だからである。たしかにチャーの形成は効率的で迅速な組織切除に不可欠なものではないが、しかし、黒ずんだ組織の方が光を吸収しやすいという点で有益なのである。マイクロパルスレーザも、例えば、同じ平均出力の連続波よりも効率的であり、Ｍ２値が一般的には１４４未満であることから、ビーム品質が高い。
【００２０】
本発明の第２の実施例によれば、軟組織の治療方法は、ポンプエネルギー源からポンプエネルギーを受取るために配置されたレーザエレメントを有するソリッドステートレーザを提供する段階と、パルス持続時間約０．１ミリ秒〜５００ミリ秒又は１．０〜１００ミリ秒、出力２０ワット超のレーザ光線をレーザエレメントが放射するようにするためにポンプ放射線源を変調する段階と、レーザ光線を標的組織に送る段階とを含む。
【００２１】
本発明の第３の実施例によれば、ＢＰＨの治療方法は、ポンプエネルギー源からポンプエネルギーを受取るために配置されたレーザエレメントを有するソリッドステートレーザを提供する段階と、６０ワットを超える平均出力を有する準連続波（ＣＷ）ビームを発生させるためにレーザをＱスイッチングする段階と、ビームを標的前立腺組織に送る段階とを含む。
【００２２】
本発明の第４の実施例によれば、ＢＰＨの治療方法は、ポンプエネルギー源からポンプエネルギーを受取るために配置されたレーザエレメントを有するソリッドステートレーザを提供する段階と、２０ワット超の平均出力を有し、Ｍ２が１４４未満の準連続波（ＣＷ）ビームを発生させるためにレーザをＱスイッチングする段階と、ビームを標的前立腺組織に送る段階とを含む。
【００２３】
図１は、本発明を実施するために用いることができる典型的なレーザシステム１００のブロック図である。レーザシステム１００は、光ファイバ１０６を通じて標的組織１０４に送るためのレーザ光線を発生させるために使用されるソリッドステートレーザ１０２を含む。以下でさらに詳細に論じるように、レーザ１０２は「マクロパルスモード」で動作させることが可能であり、しかも、レーザ光線は、比較的長いパルス持続時間を有するマクロパルスとして放射される。
【００２４】
レーザ１０２は、具体的には、レーザエレメントアセンブリ１１０と、ポンプ源１１２と、周波数二倍又は周波数変換結晶１１２とを含む。好ましい実施例では、レーザエレメント１１０は１０６４ｎｍの光線を放射し、この１０６４ｎｍの光線は周波数二倍結晶１２２を通過し、５３２ｎｍの光線を精製する。１つの実施形態によれば、レーザエレメント１１０は、ポンプ源１１２により励起された場合に波長１０６４ｎｍの光線（赤外線）を放射するネオジムドープ処理ＹＡＧ（Ｎｄ：ＹＡＧ）とすることができる。レーザエレメント１１０は、Ｙｂ３＋、Ｎｄ３＋、Ｈｏ３＋、Ｐｒ３＋、Ｅｒ３＋等のような遷移及びランタニド金属イオンが結晶母体の内部に配置されている任意の適当な材料から製造することもできる。結晶母体の例としては、ＹＡＧ、フッ化リチウムイットリウム、サファイア、アレキサンドライト、スピネル、オルトアルミン酸イットリウム、タングステン酸カリウムガドリニウム、オルトバナジウム酸イットリウム、ホウ酸ランタンスカンジウムがある。レーザエレメント１１０はポンプ源１１２に近接して配置されており、ポンプ源１１２と平行に配置することもできるが、ただし、その他の幾何学的配置及び相対的配置を採用することもできる。
【００２５】
ポンプ源１１２は、レーザエレメントアセンブリ１１０を励起させるために動作可能な任意のデバイス又は装置とすることができる。ポンプ源１１２として使用することができるデバイスの非限定的例としては、アークランプ、フラッシュランプ、レーザダイオードがある。
レーザ１０２によりマイクロパルス列を発生させるために、レーザ１０２の内部に配置されたＱスイッチ１１４を繰返しモードで動作させることができる。典型的には、マイクロパルスは幅が１マイクロ秒未満であり、相互に４０マイクロ秒の間隔があり、準連続波列を生成する。Ｑスイッチ１１４は好ましくは音響・光学タイプであるが、回転プリズム又はアパーチャのような機械式デバイス、電気・光学式デバイス、又は可飽和アブソーバとすることもできる。
【００２６】
レーザ１０２は、レーザ１０２を制御し、動作させるための制御システム１１６を備えている。制御システム１１６は、一般的には、ユーザ調整つまみからの入力を受取る制御プロセッサを含むことになる。ユーザ調整つまみはオン・オフつまみと、ビーム出力つまみと、パルス持続時間つまみとを含むことができるが、それらに限定されるものではなく、出力ビームの特性の調整用に出力信号を適宜発生させて、ユーザ入力値又は状態に適合させるために、入力を処理する。パルス持続時間調整に関しては、制御システム１１６は、供給されるエネルギーを調節する電源（図示せず）駆動ポンプ源１１２に出力信号を適用し、次に出力ビームのパルス持続時間を制御する。制御システム１１６はプログラム可能式とすることができ、本発明の１つ又は複数の方法によりレーザを動作させるためのプログラムを記憶することができる。
【００２７】
図１は内部周波数二倍レーザを示しているが、これは単なる例示にすぎない。５３２ｎｍの光線を生成するためにＫＴＰ、トリホウ酸リチウム（ＬＢＯ）又はホウ酸ベータバリウム（ＢＢＯ）のような非線形結晶を使用して、赤外線を内部又は外部で周波数二倍化することができる。周波数二倍化され、波長が短くなった光線の方がヘモグロビン及びチャー組織に吸収されやすく、組織切除の効率を高めることになる。最後に、緑色の光線は薄いチャー層を残すだけであり、術前及び術後出血はほとんどない。
【００２８】
好ましい実施例では、共振空洞制御システムは、引用によりここに取込まれる米国特許第５，１５１，９０９号に記載されたシステムである。
実施例では、切除に使用されるレーザの波長の場合、光線が組織内に十分に吸収され、その結果、重大な残留熱損傷部位が生じることはない（すなわち、残留熱損傷部位が術後腫脹、排尿障害又はカテーテル使用の長期化をもたらすことはない）。例えば、熱損傷部位は３〜４ｍｍ未満とすることもでき、止血には十分な大きさである。
実施例では、使用される光線の波長は、水のような冷却液が標的組織と同程度に光線を吸収することがないように選ばれる。
【００２９】
レーザ１０２は、さらに、光ファイバ１０６に接続可能な出力口を含む。出力口１１８はレーザ１０２により発生した光線を組織１０４に送るために光ファイバ１０６の中に案内する。鏡１２４、１２６、１２８及び１３０が、レーザの共振空洞を形成するとともに、光線をレージングエレメント１１０から周波数二倍結晶１２２に案内する。鏡１２４、１２６、１２８及び１３０は、鏡１３０に近い方の側面の周波数二倍結晶１２２のすぐ前に画像を形成し、レージングエレメント内における熱レンズ作用を補正するために光線を集束させるよう構成されている。鏡１２４、１２６、１２８及び１３０は平らに、レーザの壁に対して平行に図示されているが、一般的には、光線の集束は、鏡を湾曲させること、及び／又は鏡に角度をつけることにより実現される。あるいは又、光線を集束させ、赤外線画像を補正するために、透過性光エレメントを使用することもできる。鏡１２４、１２８及び１３０は、レージングエレメントから出てくる光線の波長（例えば、１０６４ｎｍ）と周波数二倍光線の波長（例えば、５３２ｎｍ）の双方を反射する。鏡１２６はレージングエレメント１１０が発する光線を反射するだけであり、周波数変換光線（例えば、５３２ｎｍ）に対しては透過性を有し、出力ウィンドウを形成する。
【００３０】
一部の処置には裸ファイバを使用することもできるが、光ファイバ１０６は、好ましくは、組織切除処置が最適化されるよう光ファイバ１０６により放射されるビームを成形及び／又は方向付けするための光エレメントを有するチップ１４０内で終わっている。
【００３１】
図２は、チップ１４０（図１）としても使用することができるサイドファイアリングプローブチップ２００の図である。チップ１４０は光線を横向けに偏向させるよう処理されている。光線を横方向に偏向させる方法の例としては、チップ１４０が光散乱材料を含むようにする方法、及び／又はチップ１４０内に反射エレメントを配置する方法がある。例えば、光線をファイバ１０６の軸に関して９０°偏向させるために、反射エレメントを４５°傾けることもできる。サイドファイアリングプローブチップ２００は、（ファイバ１０６の光学軸に対して横方向に発射されたビームが通過するスリーブ２０２の壁の中のカットアウトとして構成することができる）透過性ウィンドウ２０４を有する光透過性スリーブ２０２を含む。光線を偏向させるために許容される角度の範囲はファイバの軸に関して４０〜１２０度である。好ましい実施例は７０又は１００度のいずれかを使用している。チップの製造の簡素化の観点からは角度８０°が好ましく、サイドファイアリング光線の照準の簡素化の観点からは角度９０°が好ましい。
【００３２】
一般的な動作モードでは、光ファイバ１０６は、臨床医が光ファイバの遠位端を標的組織に隣接して正確に位置決めすることを可能にする膀胱鏡のような内視鏡又は類似の器具の内部に保持されている。内視鏡は、組織への洗浄溶液の供給、及び組織からの洗浄溶液の除去のための経路も有している。それに加えて、臨床医がレーザ光線を案内し、切除処置の進行を促進し、効率を高めることができるよう組織を照明し、画像化するために、光及び画像ガイドが含まれている。
【００３３】
図３は、レーザ１０２をマクロパルスモードで動作させた場合に組織１０４に適用される典型的な出力波形の図である。各マクロパルス３０２はＱスイッチマイクロパルス３０４列により形成されている。図を見やすくするために、比較的少数のマイクロパルス３０２しか図示していないが、実際のマクロパルスは数百又は数千の成分マイクロパルス３０４を含むことができる。好ましい実施例では、１つのマクロパルスあたりのマイクロパルスの数は２〜１２，２００である。
【００３４】
アークランプは、例えば、ポンプ源１１２として使用された場合は、好ましくはアークを維持するのにちょうど足りるだけのパルスの間で低出力レベルに保たれる。これらの低出力レベルはレーザのレージング限界を下回っている。その結果、マクロパルスの間にはレーザ出力は存在しないことになる。
【００３５】
上記のように、出力ビームのパルス持続時間又は幅Ｄ（図３）は、ポンプ源１１２の変調により、具体的には、ポンプ源１１２が「オン」及び高出力状態に保たれる期間により決定される。すなわち、ポンプ源１１２がオン状態に保たれる時間が長ければ長いほど、パルス幅は長くなる。一般的には、レーザ１０２は、１〜２０ミリ秒（２〜４９０のマイクロパルス）又は１〜５０又は１００ミリ秒（２〜１，２２０又は２，４４０のマイクロパルス）の範囲のパルス持続時間Ｄと、好ましくは６０ワットを超え、好ましくは１００ワット以下で、場合によっては２００又は３００ワット以下である平均出力とを有するパルス３０２を送ることが可能になる。マクロパルスの期間に対するＤの割合が負荷サイクルを決定し、これは一般的には１０〜５０％の間である。
【００３６】
本発明の１つの実施例によれば、標的前立腺組織１０４を切除することによりＢＰＨを治療するために、上記のレーザシステム１００が用いられる。光ファイバ１０６の遠位端及びチップ１４０を標的前立腺１０４と整列させるために、臨床医は内視鏡又は類似の器具を利用することができる。レーザ１０２が図３に示したパルス波形を有するレーザ光線を発生させ、光ファイバ１０６を通じてそのレーザ光線が組織１０４に送られるようにするために、レーザシステム１００をマクロパルスモードで動作させる。
【００３７】
前立腺組織１０４へのレーザ光線の照射により当初は組織が加熱され、その結果、チャー層が形成されることがあることが公知である。このチャー層は、レーザが放射する波長においては、光吸収性が高く、それにより、レーザ光線の効率的な吸収及びその結果として行なわれる組織１０４の切除が容易になる。しかしながら、チャー層の形成は効率的な切除に不可欠なものではない。（”Ｈｉｇｈ−Ｐｏｗｅｒ（６０−Ｗａｔｔ） Ｐｏｔａｓｓｉｕｍ−Ｔｉｔａｎｙｌ−Ｐｈｏｓｐｈａｔｅ Ｌａｓｅｒ Ｖａｐｏｒｉｚａｔｉｏｎ Ｐｒｏｓｔａｔｅｃｔｏｍｙ ｉｎ Ｌｉｖｉｎｇ Ｃａｎｉｎｅｓ ａｎｄ ｉｎ Ｈｕｍａｎ ａｎｄ Ｃａｎｉｎｅ Ｃａｄａｖｅｒｓ，” Ｕｒｏｌｏｇｙ， Ｖｏｌ． ４９， Ｎｏ．５ （１９９７） にＫｕｎｚｍａｎ ｅｔ ａｌ． により記載された技術のような）従来のレーザ切除によるＢＰＨの治療技術は、前立腺へのレーザ光線照射のために準ＣＷレーザを利用していた。たしかにこの種のレーザは中程度の高さの平均出力を出すが、多数のトランスバースモードを有しており、従って、小さな光ファイバ内に集束された場合は発散度の大きな光線を生成する。その結果、レーザ光線を組織に案内した場合は、出力密度が最適出力密度よりも低いものになる。
【００３８】
従って、これらのレーザはチャー層の形成を促すという点で特に優れているわけでもなく、切除速度は比較的遅く、処置時間が相当に長くなる。さらに、チャー層の形成が比較的低速で行なわれるので、比較的深い組織層まで達する好ましくない熱損傷が生じることがある。対照的に、レーザ１０２が発生させるようなマクロパルスビームは、たとえ中程度の出力エネルギーレベルにおいても、チャー組織の迅速な形成を促進し、それにより、切除速度の上昇と処置時間の短縮に貢献する。
【００３９】
マクロパルシング中に要求される限界電力（動作限界値）はレージングのための初期限界電圧（低温限界値）よりも低いので、マイクロパルシングによっても効率を高めることができる。
【００４０】
赤外線強度の二乗の割合で周波数二倍光線を増加させるための第２高調波変換による周波数変換にとっても、マクロパルシングの方が効率的である。マクロパルス赤外線のピーク出力が高くなればなるほど、第２高調波変換の効率が高まることになる。例えば、いかなる時でも、ＫＴＰを使用する周波数二倍レーザの入力と出力は、以下の式
Ｐｏ＝Ａ（Ｐｉ）２
のような関係を有している。ここで、ＡはＰｏよりも小さな実験により決定される正の定数である。この式はピーク入力とピーク出力との関係を示すものである。しかしながら、負荷サイクルがｋパーセントの場合の平均入力及び出力は、以下の式
＜Ｐｉ＞＝ｋ（Ｐｉ）及び
＜Ｐｏ＞＝ｋ（Ｐｏ）＝ｋＡ（Ｐｉ）２＝Ａ（＜Ｐｉ＞２／ｋ
から求めることができ、ここで、括弧“＜  ＞”は括弧内の数量の平均値を示している。従って、負荷サイクルを１００％から５０％に低下させ（すなわち、ｋを１から０．５に減少させ）、同時にピーク入力Ｐｉを二倍にすることにより、平均入力＜Ｐｉ＞は全く変化せず、平均出力＜Ｐｏ＞は二倍になる。パルス変調又はＱスイッチングを使用するマクロパルシングにより、例えば、入力が低下するので、熱レンズ作用を減少させつつ平均出力を高めることが可能になる。
【００４１】
それに加えて、周波数二倍結晶が入力の関数としての非線形増加出力を有することが可能である。すなわち、入力に関する出力の二次導関数を正にすることができ、この場合、出力の増加率は入力の増加とともに高まることになる。特に、かかる場合は、瞬間又はピーク入力Ｐｉに対する瞬間又はピーク出力Ｐｏの関数依存性は、以下の式
ｄ２（Ｐｏ）／ｄ（Ｐｉ）２＞０
のようになる。これが真であり、ＰｏがＰｉの増加関数である場合は、ピーク出力が上昇すると、入力に対する出力の割合が増大するので、レーザの効率が高まる結果となる。
【００４２】
非限定的一例として、レーザ１０２を、出力１００ワット、パルス持続時間１〜５０ミリ秒、波長５３２ナノメートルで動作させた場合、前立腺組織１０４を効率的かつ迅速に切除することができる。
【００４３】
本発明の第２の方法の実施例によれば、レーザシステム１００をその他のタイプの組織１０４の切除に利用することができる。組織１０４の治療は、上記のＢＰＨの治療技術と実質的に同一の方法で行われる。光ファイバ１０６の遠位端及びチップ１４０を標的前立腺１０４と整列させるために、臨床医は内視鏡又は類似の器具を利用することができる。レーザ１０２が図３に示したパルス波形を有するレーザ光線を発生させ、光ファイバ１０６を通じてそのレーザ光線が組織１０４に送られるようにするために、レーザシステム１００をマクロパルスモードで動作させる。十分な成果を得るために、レーザシステムは、パルス持続時間が０．１〜５００ミリ秒、好ましくは１〜１００ミリ秒、出力が少なくとも２０ワットのビームを放射するよう調節される。必要な量の組織１０４（内視鏡に備えられた画像チャネルにより判断可能）の切除の際には、レーザ１０２の出力ビームはオフにされる。
【００４４】
本発明の第３の方法の実施例では、ＢＰＨの治療は、レーザ１０２を準ＣＷモードにより出力６０ワット超で動作させることにより行われる。組織の変性は出力の増大とともに劇的に増加し、スレショルド効果を示唆している。図４に示したように、準ＣＷモードで動作させた場合、レーザ１０２は連続Ｑスイッチマイクロパルス列を発生させる。レーザ光線は光ファイバ１０６を通じて標的組織１０４に送られる。６０ワット超での準ＣＷモードによる動作では、チャーの形成が容易になり、その結果、切除速度が高くなるが、一方、６０ワット以下での準ＣＷモードによる動作では、チャー層の形成速度が遅くなり、下にある組織の熱損傷がより大きくなる。
【００４５】
本発明の第４の実施例は、高出力密度レーザ光線を組織に投射することができる高出力高ビーム品質レーザを作り出すものである。これを行うためには、共振器により支援されるトランスバース光モードの数を可能な限り少なくしておく必要がある。
小さなＭ２及び高い平均出力は、レーザエレメント内の熱レンズ作用の程度を下げることにより実現することができる。レーザダイオードを励起源として使用することは、レージングエレメントのサイズと熱レンズ生成の原因となる温度勾配の双方を大幅に小さくする１つの効果的な方法である。その理由は、フラッシュランプ又はアークランプから作り出される光線は２〜１０％しか有効なレーザ光線に変換されないのに対して、レーザダイオードから放射される光線は３０〜６０％をレーザ光線に変換することができるからである。
【００４６】
レーザ光線に変換されなかったエネルギーは熱に変換されるので、レーザダイオードがレージングエレメント内に貯蔵する熱は大幅に少なくなり、その結果、熱レンズの力も低下することになる。この方法により、高ビーム品質レーザを作り出すために、レーザダイオードを結晶レーザエレメント又はファイバレーザのポンピングに使用することができる。レーザダイオード、アークランプ又はフラッシュランプによりポンピングすることができるスラブ及び導波管レーザが、低Ｍ２レーザを創出するもう１つの方法である。その理由は、スラブレーザ内に形成される温度勾配はスラブの薄い厚み全体において線形であり、典型的な円筒形レージングエレメントのような半径方向依存性はない。線形の温度勾配は、低いＭ２値をもたらす熱レンズを形成することはない。
【００４７】
例えば、Ｍ２が低い結果として、本発明のいくつかの実施例は、直径６００μｍのファイバの平らな端から出てくる際には１５．３°以下、１５°以下、１０°以下、又は５°以下の発散を有するレーザ光線を発生させることが可能であり、出力密度は１平方センチメートルあたり１３，４００ワット以上とすることができる。
【００４８】
軟組織を切除するために本発明の高平均出力レーザを使用することの長所としては、小さな可撓性光ファイバエレメントを通じてレーザ光線を内視鏡式で送ることが可能であること、組織の切除が迅速であること、止血が素晴らしいことがある。高出力レーザ光線を本発明において使用する場合は、組織を洗浄することができ、水又はその他の流体の送出装置をレーザ照射中に使用することができる。本発明の方法を使用するレーザ切除に適した器官及び組織は、身体開口を通じて外部からアクセス可能な内腔を有し、洗浄が可能なものである。尿路においては、尿道、前立腺、膀胱、子宮、及び腎臓のような組織が、本発明の方法を使用した治療の特に適している。女性生殖器官の大部分は、筋腫、平滑筋腫、子宮類線維腫の除去を含めて、本発明による高平均出力レーザ治療に十分に適している。同様に、同様に、大部分の胃腸管へのアクセス及び治療も簡単に行うことができる。身体開口から到達することのできない軟組織については、外科用器具を挿入することができる小さな切開を形成することにより、経皮的な到達が可能である。臍からの腹腔鏡によるアクセスは、胆嚢又は子宮外にある筋腫の除去の１つの方法である。
【００４９】
Ｍ２が低いレーザを使用することの長所は、Ｍ２が高かった場合よりもスポットサイズが小さくなる結果として、出力密度が高くなることにある。実施例では、出力密度は１平方センチメートルあたり１，０００ワット超、１平方センチメートルあたり４，０００ワット超、１平方センチメートルあたり５０，００ワット超、又は１平方センチメートルあたり２２，０００ワット超に保たれる。
【００５０】
本明細書に記載した出力、出力範囲、波長、波長範囲、周波数、周波数範囲、Ｍ２範囲、及び出力密度範囲のいずれであっても、本発明のあらゆる実施例で使用することができる。本明細書が周波数二倍について言及しているいかなる箇所についても、その他の周波数変換方法を使用することができる。
【００５１】
本発明については、特に好ましい実施例との関連で図示と説明を行ってきたが、添付請求項により定義されているように、本発明の精神及び範囲を逸脱することなく、形態及び詳細に種々の変更を行うことができることは、当業者には容易に了解されよう。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の組織切除方法を実施するためのレーザシステムの図である。
【図２】図１のシステムとともに使用するためのサイドファイアリングプローブの図である。
【図３】レーザをマクロパルスモードで動作させた場合の図１のレーザの典型的な出力波形の図である。
【図４】レーザを準ＣＷモードで動作させた場合の図１のレーザの典型的な出力波形の図である。
【図１】
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【図３】
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【図４】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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