(57)【要約】本発明は、例えば、レーザエネルギーを患者の標的組織へ発射する時に、レーザエネルギーの光貫入深度を制御するためのシステムおよび手段を特徴としている。このシステムおよび手段は、患者の標的領域へ発射されるレーザエネルギーの入射角を制御することによって光貫入深度（ＯＰＤ）を制御する。本発明の態様は、ユーザが入射角を変化させ、従って入射レーザエネルギーのＯＰＤを選択可能に制御できる光カプラを含む。標的組織の屈折率よりも大きな屈折率を有するように光カプラを製造することによって、選択可能なＯＰＤの範囲が向上する。所望の深度に発射されるレーザエネルギーは、例えば、加熱、切除および／または光化学反応によって、標的組織の変化を引き起こす。
2004514479.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
基体に対して制御された貫入深度にレーザ光線を発射する装置であって、基体が第１の屈折率と吸収係数μａとを有し、ならびに装置が、
光エネルギー源から光エネルギーを受取る光カプラ、該光カプラは、第１の屈折率よりも高い第２の屈折率を有し、基体と接触して基体とのインターフェースを形成するのに適し、
インターフェースでの基体への光エネルギーの屈折角θｒが光カプラと光カプラへ入る光エネルギーとの相対位置を調節することによって変化されうる輪郭表面を有し、特定の屈折角を選択することにより、式
2004514479.tif 000022
に従って所望の貫入深度δｒが生成される、光カプラを含み、および装置が
光カプラと光カプラへ入る光エネルギーとの間の相対位置を調節するために光カプラと光エネルギーとを連結する位置決め機構を含む、レーザ光線発射装置。
【請求項２】
光カプラが、半球形状を有する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
光カプラが、半円筒形状を有する、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
位置決め機構は、角度位置決め機構である、請求項１の記載の装置。
【請求項５】
角度位置決め機構が、光カプラに取付けられたジンバルを含む、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
位置決め機構が、平行移動位置決め機構である、請求項１に記載の装置。
【請求項７】
平行移動位置決め機構が、光カプラにスライド可能に接続された支持構造体を含む、請求項６に記載の装置。
【請求項８】
光エネルギーを光カプラへ発射するための光ファイバを更に含む、請求項１に記載の装置。
【請求項９】
光ファイバが、位置決め機構へ機械的に連結される、請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
光カプラが、サファイア、融解石英、ＢＫ−７ガラス、フリントガラス、ゲルマニウムおよびセレン化亜鉛のうちの一つより製造される、請求項１に記載の装置。
【請求項１１】
光エネルギー源を更に含む、請求項１に記載の装置。
【請求項１２】
光エネルギー源が、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、ＣＴＥ：ＹＡＧレーザ、ＥｒＣｒ：ＹＳＧＧレーザ、ホルミウムレーザ、エルビウムレーザ、ＣＯ２レーザ、ダイオードレーザ、色素レーザ、またはフラッシュランプを含む、請求項１１に記載の装置。
【請求項１３】
光カプラが、実質的に垂直入射で光エネルギーを受け、且つ非垂直入射で光エネルギーをインターフェースへ発射するように構成される、請求項１に記載の装置。
【請求項１４】
基体に対して制御された貫入深度にレーザ光線を発射する装置であって、基体が第１の屈折率ｎ１と吸収係数μａとを有し、且つ装置が、
光エネルギー源から光エネルギーを受取る光カプラ、該光カプラは、第１の屈折率よりも高い第２の屈折率ｎ２を有し、
基体と接触して基体とのインターフェースを形成するのに適した少なくとも二つの表面を有し、光エネルギー源から受けた光エネルギーを第１の鋭角の入射角で第１の表面へ向けて内部へ且つ第１の表面から内部へ反射された光エネルギーを第１の鋭角の入射角とは異なる第２の鋭角の入射角で第２の表面へ向けるように整形され、
基体と第１の表面との接触で光貫入深度
2004514479.tif 000023
が生成され、且つ基体と第２の表面との接触で光貫入深度
2004514479.tif 000024
が生成され、ここで、θｒ１は第１の鋭角の入射角に対応する屈折角であり、θｒ２は第２の鋭角の入射角に対応する屈折角である、光カプラを含む、レーザ光線発射装置。
【請求項１５】
光カプラが、基体と接触して基体とのインターフェースを形成するのに適した第３の表面を有し、第２の表面から内部へ反射された光エネルギーを第３の鋭角の入射角で第３の表面へ向けるように整形される、請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
第１と第２の鋭角の入射角が、共にａｒｃｓｉｎ（ｎ０／ｎ２）よりも大きく、ここでｎ０は、空気に対する屈折率である、請求項１４に記載の装置。
【請求項１７】
第１と第２の鋭角の入射角が、共にａｒｃｓｉｎ（ｎ１／ｎ２）よりも小さい、請求項１４に記載の装置。
【請求項１８】
第１と第２の鋭角の入射角が、各々約１０°よりも大きい、請求項１４に記載の装置。
【請求項１９】
光カプラに機械的に連結されて光エネルギー源からの光エネルギーを光カプラへ発射する光ファイバを更に含む、請求項１４に記載の装置。
【請求項２０】
光カプラがサファイア、融解石英、ＢＫ−７ガラス、フリントガラス、ゲルマニウムおよびセレン化亜鉛のうちの一つより製造される、請求項１４に記載の装置。
【請求項２１】
光エネルギー源を更に含む、請求項１４に記載の装置。
【請求項２２】
光エネルギー源が、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、ＣＴＥ：ＹＡＧレーザ、ＥｒＣｒ：ＹＳＧＧレーザ、ホルミウムレーザ、エルビウムレーザ、ＣＯ２レーザ、ダイオードレーザ、色素レーザ、またはフラッシュランプを含む、請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】
基体に対して制御された貫入深度にレーザ光線を発射する装置であって、基体が第１の屈折率ｎ１と吸収係数μａとを有し、且つ装置が
光カプラベースと、
各々が光エネルギー源から基体へ光エネルギーを発射するための光カプラを形成するように光カプラに機械的に取り付けられるように構成される複数の光カプラチップとを含み、該光カプラは、基体に接触して基体とのインターフェースを形成するのに適した表面を含み、各光カプラチップは、光カプラベースに取り付けられると、入射角で光エネルギーをインターフェースへ向けて内部に発射するように整形され、複数の光カプラチップの各々に対応する入射角は、互いに異なっており、
光カプラチップの一つを選択すると、式
2004514479.tif 000025
に従って所望の貫入深度δｒが指定され、ここにおいて、δｒは選択された光カプラチップによって規定された入射角に対応する屈折角である、レーザ光線発射装置。
【請求項２４】
光カプラチップの各々が第１の屈折率ｎ１よりも大きい屈折率を有する、請求項２３に記載の装置。
【請求項２５】
複数の光カプラチップが少なくとも３個の光カプラチップを含む、請求項２３に記載の装置。
【請求項２６】
各光カプラチップにより規定される入射角が約１０°よりも大きい、請求項２３に記載の装置。
【請求項２７】
各光カプラチップにより規定される入射角がａｒｃｓｉｎ（ｎ０／ｎ２）よりも大きく、ここで、ｎ０は空気に対する屈折率であり、ｎ２はそれぞれ光カプラチップの屈折率である、請求項２３に記載の装置。
【請求項２８】
各光カプラチップにより規定される入射角がａｒｃｓｉｎ（ｎ１／ｎ２）であり、ここでは、ｎ２がそれぞれ光カプラチップの屈折率である、請求項２３に記載の装置。
【請求項２９】
光カプラベースに機械的に連結される光ファイバを更に含む、請求項２３に記載の装置。
【請求項３０】
各光カプラチップが、サファイア、融解石英、ＢＫ−７ガラス、フリントガラス、ゲルマニウムおよびセレン化亜鉛のうちの一つより製造される、請求項２３に記載の装置。
【請求項３１】
光エネルギー源を更に含む、請求項２３に記載の装置。
【請求項３２】
光エネルギー源が、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、ＣＴＥ：ＹＡＧレーザ、ＥｒＣｒ：ＹＳＧＧレーザ、ホルミウムレーザ、エルビウムレーザ、ＣＯ２レーザ、ダイオードレーザ、または色素レーザを含む、請求項３１に記載の装置。
【請求項３３】
皮膚領域においてしわを除去する方法であって、方法が、
光カプラを領域に適用して光カプラの表面をしわの隆起部へ接触させ、しわの谷部から離間させる段階と、
約ａｒｃｓｉｎ（ｎ０／ｎ２）よりも大きく且つ約ａｒｃｓｉｎ（ｎ１／ｎ２）よりも小さな入射角度で光エネルギー源から光カプラを介して表面に光エネルギーを発射する段階（ここでｎ０、ｎ１およびｎ２はそれぞれ、空気の屈折率、皮膚の屈折率、および光カプラの屈折率である）とを含み、
光エネルギーはしわの隆起部にわたり、平滑にするのに十分なエネルギーで発射される、しわ除去方法。
【請求項３４】
光エネルギーが、光ファイバを介して光カプラへ発射される、請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】
光カプラが、サファイア、融解石英、ＢＫ−７ガラス、フリントガラス、ゲルマニウムおよびセレン化亜鉛のうちの一つより製造される、請求項３３に記載の方法。
【請求項３６】
光エネルギー源が、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、ＣＴＥ：ＹＡＧレーザ、ＥｒＣｒ：ＹＳＧＧレーザ、ホルミウムレーザ、エルビウムレーザ、ＣＯ２レーザ、ダイオードレーザ、または色素レーザを含む、請求項３３に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
発明の分野
本発明は、例えば、加熱、切除および／または光化学反応によって、基体を変化させるための電磁波エネルギーの使用に関する。
【０００２】
発明の背景
レーザは、基体、例えば、生体組織または他の物質内で加熱、および／または切除、即ち、物質の除去、を行うために、医療、物質処理およびその他の用途で有用である。更に、ある種のレーザ、例えば、紫外線（ＵＶ）レーザは、光化学変化、例えば基体におけるポリマー化を引き起こすために、同時に除去を伴う場合でも、または同時に伴わない場合でも使用されうる。
【０００３】
レーザエネルギーは、典型的にはビームまたは照射として発射され、電磁エネルギーが組織または他の基体に直接伝播する。レーザによる生体組織の除去は、主に組織内の水が急激な熱で気化することによって生じる。しかしながら、二次的過程もこの熱による気化と共に起こりうる。例えば、レーザエネルギー強度が、衝撃波と機械的破壊とをもたらすプラズマを作り出すのに十分な高い強度、例えば、約１０８Ｗ／ｃｍ２よりも大きい時、短いレーザパルスによって爆発的な機械的除去が引き起こされる。更に、ＵＶパルス化レーザ切除は、組織内に同時に光化学反応を引き起こす。現在これらの二次過程はパルス化レーザ切除の効率を変化させる。
【０００４】
組織やその他の物質内の切除深度は、電磁波が貫入する深度に依存する。幾つかの用途、例えば、大きな腫瘍の処置では、深い或いは表面下への貫入が必要とされ、適切な波長領域、例えば、赤外線や近赤外線が好ましい。他の用途では、良好に制御された表面効果、例えば、皮膚再生、視力を矯正するための角膜の外表面や疾患動脈の内表面の切除が望ましい。典型的には、レーザエネルギーは、垂直入射で患者に発射され、レーザエネルギーの波長は、標的の組織および任意の中間組織の光吸収に基づいて、所望の貫入深度を生成するように選択される。
【０００５】
発明の概要
本発明は、例えば、レーザエネルギーを患者の標的組織へ発射する場合、レーザエネルギーの光貫入深度を制御するためのシステムおよび手段を特徴とする。このシステムおよび手段は、患者の標的領域へ発射されるレーザエネルギーの入射角度を制御することによって光貫入深度（ＯＰＤ）を制御する。本発明の態様は、ユーザによって入射角度を変えることができ、それによって入射レーザエネルギーのＯＰＤが選択的に制御される光カプラを含む。標的組織の屈折率よりも大きな屈折率を有するようにこの光カプラを製造することによって、選択可能なＯＰＤの範囲が向上されうる。所望の深度に発射されるレーザエネルギーは、例えば、加熱、切除および／または光化学反応によって標的組織の変化を引き起こすことができる。
【０００６】
一般に、一つの局面では、本発明は、第１の屈折率と吸収係数μａとを有する基体に対し、制御された貫入深度にレーザ光線を発射する装置を特徴としている。本装置は、光エネルギー源からの光エネルギーを受けるための光カプラと位置決め機構とを含む。光カプラは、第１の屈折率よりも高い第２の屈折率を有し、且つ基体へ接触してその基体とのインターフェースを形成するのに適する。また、光カプラは、インターフェースでの基体への光エネルギーの屈折角θｒが光カプラと光カプラへ入る光エネルギーとの相対位置を調節することによって変化されうるような輪郭表面を有する。特定の屈折角を選択することにより、式
2004514479.tif 000003
に従って所望の貫入深度δｒが生成される。位置決め機構は、光カプラと光エネルギーとを結合して光カプラと光カプラへ入る光エネルギーとの相対位置を調節する。
【０００７】
光カプラは、例えば、半球形状や半円筒形状を有していてもよい。位置決め機構は、角度位置決め機構であっても良く、例えば、それは、光カプラへ取り付けられるジンバルを含むことができる。または、位置決め機構は、平行移動位置決め機構であっても良く、例えば、それは、光カプラにスライド可能に接続された支持構造体を含むことができる。さらに、光カプラは、実質的に垂直な入射で光エネルギーを受取り、且つ非垂直な入射で光エネルギーをインターフェースへ発射するように構成されうる。
【０００８】
一般的に、他の局面では、本発明は、第１の屈折率ｎ１と吸収係数μａとを有する基体に対して、制御された貫入深度にレーザ光線を発射する他の装置を特徴とする。この第２の装置は、光エネルギー源から光エネルギーを受取るための光カプラを含む。光カプラは、第１の屈折率よりも高い第２の屈折率ｎ２を有する。また、光カプラは、基体に接触して基体とのインターフェースを形成するのに適した少なくとも二つの表面を有する。この光カプラは、光エネルギー源から受け取った光エネルギーを第１の鋭角の入射角で第１の表面の方向へ内部に向けるように整形され、且つ第１の表面から内部へ反射された光エネルギーを第１の鋭角の入射角とは異なる第２の鋭角の入射角で第２の表面へ向けるように整形される。基体が第１の表面に接触することによって、光貫入深度
2004514479.tif 000004
が生成されるが、基体が第２の表面に接触することによって、光貫入深度
2004514479.tif 000005
が生成され、ここでは、θｒ１は、第１の鋭角の入射角に対応する屈折角であり、θｒ２は、第２の鋭角の入射角に対応する屈折角である。
【０００９】
更に、光カプラは、基体に接触してその基体とのインターフェースを形成するのに適した第３の表面を含むことができる。この場合、光カプラは、第２の表面から内部に反射された光エネルギーを第３の鋭角の入射角で第３の表面の方に向けるように整形される。ある態様では、第１および第２の鋭角の入射角は、両方がａｒｃｓｉｎ（ｎ０／ｎ２）よりも大きい（ここで、ｎ０は空気に対する屈折率である）および／またはそれらの両方が、ａｒｃｓｉｎ（ｎ１／ｎ２）よりも小さいことがある。更に、第１および第２の鋭角の入射角は、各々約１０°よりも大きくてよい。
【００１０】
他の局面では一般的に、本発明は、第１の屈折率ｎ１と吸収係数μａとを有する基体に対して、制御された貫入深度でレーザ光線を発射する他の装置を特徴とする。この第３の装置は、光エネルギー源からの光エネルギーの基体への発射用に、光カプラベースと、光カプラベースに機械的に取り付けられるように各々構成されて光カプラを形成する複数の光カプラチップとを含む。光カプラは、基体と接触して基体とのインターフェースを形成するのに適した表面を含む。各光カプラチップは、光カプラベースに取り付けられると、光エネルギーをインターフェースへ向けてある入射角度で内部へ発射するように整形される。この場合、複数の光カプラチップの各々に対応する入射角度は、互いに異なっている。光カプラチップの一つを選択することによって、式
2004514479.tif 000006
に従って所望の貫入深度δｒが選択される。ここで、θｒは、選択された光カプラチップによって規定された入射角度に対応する屈折角である。
【００１１】
ある態様では、光カプラチップの各々は、第１の屈折率ｎ１よりも大きな屈折率を有する。更に、複数の光カプラチップは、少なくとも３個の光カプラチップを含むことができる。各光カプラチップによって規定される入射角度は、約１０°よりも大きくてよい。更に、各光カプラチップによって規定される入射角度は、ａｒｃｓｉｎ（ｎ０／ｎ２）よりも大きくてよい。ここで、ｎ０は、空気に対する屈折率であり、ｎ２はそれぞれ光カプラチップの屈折率である。また、各光カプラチップによって規定される入射角度は、ａｒｃｓｉｎ（ｎ１／ｎ２）よりも小さくてよい。ここで、ｎ２はそれぞれ光カプラチップの屈折率である。
【００１２】
上述の第１、第２および第３の何れの態様も以下の特徴の何れを含んでいてよい。
【００１３】
本装置は、光カプラまたは光カプラベースへ機械的に接続される光ファイバを含むことができる。光カプラや光カプラチップの各々は、サファイア、融解石英、ＢＫ−７ガラス、フリントガラス、ゲルマニウムおよびセレン化亜鉛のうちの一つより製造されうる。本装置は、更に、光エネルギー源を含むことができる。光エネルギー源は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、ＣＴＥ：ＹＡＧレーザ、ＥｒＣｒ：ＹＳＧＧレーザ、ホルミウムレーザ、エルビウムレーザ、ＣＯ２レーザ、ダイオードレーザ、または色素レーザを含むことができる。例えば、適切な波長範囲は、１．７〜２．２μｍ、２．７〜３．２μｍ、１０．６μｍ、および４２０〜５１０ｎｍを含む。
【００１４】
他の局面では一般に、本発明は、皮膚の領域でしわを除去する方法を特徴とする。この方法は、光カプラを領域に適用して光カプラの表面をしわの隆起部へ接触させ且つしわの谷部から離間させる段階と、約ａｒｃｓｉｎ（ｎ０／ｎ２）よりも大きく且つ約ａｒｃｓｉｎ（ｎ１／ｎ２）よりも小さい入射角で光エネルギー源からの光エネルギーを光カプラを介して表面に発射する段階とを含む。ここで、ｎ０、ｎ１およびｎ２はそれぞれ、空気、皮膚および光カプラの屈折率である。光エネルギーは、しわの隆起部にわたり、平滑にするのに十分なエネルギーで発射される。
【００１５】
この方法の態様は、以下の特徴のいずれをも含みうる。
【００１６】
光エネルギーは、光ファイバを介して光カプラへ発射される。光カプラは、サファイア、融解石英、ＢＫ−７ガラス、フリントガラス、ゲルマニウムおよびセレン化亜鉛のうちの一つより製造することができる。光エネルギー源は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、ＣＴＥ：ＹＡＧレーザ、ＥｒＣｒ：ＹＳＧＧレーザ、ホルミウムレーザ、エルビウムレーザ、ＣＯ２レーザ、ダイオードレーザ、または色素レーザを含むことができる。例えば、適切な波長範囲は、１．７〜２．２μｍ、２．７〜３．２μｍ、１０．６μｍ、および４２０〜５１０ｎｍを含む。
【００１７】
動物および人間の組織に加えて、これらの方法または装置によって処理される基体は、プラスチック、ポリマー、ジェル、感光コーティング、または光エネルギーによって切除および／もしくは加熱されることができる他の物質であってもよい。基体のレーザ誘導型の光化学変化を提供するために、例えば、エキシマレーザからのＵＶ光エネルギーが使用され得る。
【００１８】
別途定義が無い場合、本明細書において使用される全ての技術用語および科学用語は、本発明が属する当業者によって共通に理解されるのと同じ意味を有する。本明細書に記載のものと類似または等価な方法および物質は、本発明の実施および試験において使用できるが、好適な方法および物質を以下に記述する。本明細書に記載の全ての出版物および特許は、参照として本明細書に組み入れられる。更に、物質、方法および実施例は、単に例示に過ぎず、発明を限定することを意図してはいない。
【００１９】
本発明の態様には、幾つかの利点が含まれる。
【００２０】
例えば、光カプラは、標的へ発射されるレーザエネルギーの光貫入深度がユーザによって選択的に制御される。更に、カプラの物質および幾何学形状は、カプラが標的に接触していない時は、レーザエネルギーがその中に入ることを防止できる。ＯＰＤにかけて制御することによって、組織の光医療上の変化が正確になる。この新たな装置の用途は、皮膚の表面変化、しわの除去、角膜切除レーザアンジオプラスティおよび他の腔内切除、歯科への応用、およびレーザ摘出を含む。
【００２１】
本発明の他の特徴および利点は、以下の好ましい態様の記述、および請求項から明らかとなる。
【００２２】
詳細な説明
本発明は、標的に発射されるレーザエネルギーの入射角度を制御するレーザエネルギー光カプラを特徴とする。ユーザがレーザエネルギーの光貫入深度を選択して変化させることにより、入射角が制御される。
【００２３】
垂直入射処理
一般に、垂直に入射され良好に吸収された短レーザパルスによって空気中での基体、例えば、生体組織の熱駆動処理（例えば、切除や光化学変化）が、組織光吸収と、切除および熱損傷の深度と、切除のために必要なレーザパルス幅およびフルエンス（エネルギー／領域）との関係を表す一次モデルによって記述されうる。垂直入射レーザエネルギーは、ベールの法則に従い、基体によって吸収される。即ち、基体内の強度Ｉ（ｚ）は、深度ｚと共に指数的に減少する。
2004514479.tif 000007
ここで、μａは、基体の光吸収係数であり、Ｉ０は、入射放射である。垂直入射で発射されたレーザエネルギーの場合、特有の光貫入深度δは、
2004514479.tif 000008
で与えられる。これは、レーザエネルギーの大部分が吸収される層での層の厚みである。この層では、入射エネルギーは、熱に変換され、その熱は直ちに周囲へ放散する。最も正確で効率的な切除は、熱エネルギーがこの層に閉じ込められる時に、即ち、層の十分な冷却に必要な時間が経過する前にレーザエネルギーが発射される時に達成される。この概念が「短」レーザパルスを定義し、このパルスが本発明での使用に適する。短レーザパルスは、エネルギーが吸収される層の熱緩和時間τｒよりも短いパルス幅τｐを有する（τｐ＜τｒ）。熱緩和時間τｒは
2004514479.tif 000009
によって熱伝導に関連付けられる。
ここで、αは、組織の熱拡散率である（例えば、腔内組織の場合、この値は、１．３ ｘ １０−３ｃｍ２／秒である。）従って、垂直入射ビームの場合は、
2004514479.tif 000010
である。
【００２４】
組織切除に必要な入射フルエンスＦ０（エネルギー／面積）は、組織の水の気化の熱が各パルスによって組織／デバイスインターフェースでもたらされるべきであるとの要件によって与えられる。インターフェースでの容積当りの吸収エネルギーＥｖは、
2004514479.tif 000011
で与えられる。
種々のパルス化レーザでの実験データによれば、組織切除のためには、Ｆ０〜２５００／μａの時に切除が確実に達成されるようにＥｖ〜２５００Ｊ／ｃｍ３（純水の気化と同様）が必要であることを示した。
【００２５】
十分な入射エネルギーの各短レーザパルスの場合、約δの厚みで層が除去され、且つδと等しいまたはそれより大きな層が熱的に変性した組織として残る。この残った熱変性組織の厚みは、傷の治療中に重要となる。
【００２６】
このモデルでは、除去される組織層の規模と残留する熱損傷とを決定するためのみならず最適レーザ波長とパルス幅とを選択するために、δ、光貫入深度の第１の重要性が明らかにされる。最も熱損傷を少なくし、且つ最も切除の効率を上げるためには、τｐ＜τｒであり、従って実際には、最適レーザパルス幅τｐがτｒに従って変化する。δ〜１μｍおよびα ＝ １．３ ｘ １０−３ｃｍ２／秒の場合、τｒは、約１μ秒と短い。
【００２７】
垂直入射レーザパルスを使用して、μｍ規模の精度で組織切除が行われるべき場合、δ ＝ １／μＡ１０−４ｃｍ ＝ １μｍであるように組織吸収が十分に高い、即ち、μＡ〜１０−４ｃｍ−１であるように波長が選択されなければならない。このような高い組織吸収係数を達成するのは困難であり、２２０ｎｍより低い遠紫外線で且つ２．９４μｍでの最も強い赤外線水吸収帯でのみ発生する。理想的には、δが１μｍよりもかなり小さい場合、更に良好な精度が得られうる。
【００２８】
非垂直入射での固体インターフェースから発射される光線
各々が異なる屈折率を有する二つの媒体間の平らな境界での屈折および反射は、スネルの法則とフレネルの式によって旧来より記述されている。図１を参照して、より高い屈折率ｎ２の媒体１４からより低い屈折率ｎ１の媒体１２への屈折の場合、スネルの法則では、
2004514479.tif 000012
となっている。ここで、θｉは入射角であり、θｒは、屈折角である。入射角がθｃ ＝ ａｒｃｓｉｎ　ｎ１／ｎ２によって与えられる臨界角θｃより大きいまたはそれと等しい時に、「全」内部反射１８がインターフェース１０で発生する。この反射は、「全」と呼ばれる。理由は、媒体１２が入射光線の波長で光を吸収する時に、ある量のエネルギーが、インターフェース１０を丁度通過した薄い層の内部媒体内になお存在するからである。
【００２９】
特に、媒体１２が入射ビーム１６の波長で光を吸収する時に、媒体１２が組織に対応する場合に典型的であるように、相互作用が以下の実数の値のセットの同時式を使用してより正確に記述される。
2004514479.tif 000013
ここで、ｎ１とｋ１はそれぞれ垂直入射での媒体１２の屈折率と吸光係数であり、ここで、ｎ’とｋ’はそれぞれ任意の入射角θｉでの媒体１２の屈折率と吸光係数であり、ｋ１は、ｋ１ ＝ （λμａ）／（４π）に従って吸収係数μａに関連され、λは、光線の波長である。
【００３０】
同時に解かれる式７ａ、７ｂおよび７ｃによって、吸収の存在下での屈折角θｒの正確な値が提供される。屈折したビーム２４が媒体１２内へのある角度での伝播のために、屈折したビーム光貫入深度δｒは、垂直入射光線に比較して、減少される。例えば、弱い吸収の場合、光貫入深度δｒは、
2004514479.tif 000014
として表すことができる。
この場合、貫入深度は、垂直に入射される光線に比較して、ｃｏｓθｒのファクターで減少する。実際に、これは、約一桁の大きさまで貫入深度を減少できる。更に、貫入深度は、入射角θｉを変化させて式７ａ、７ｂおよび７ｃに従い屈折角θｒにおける対応する変化を引き起こすことによって制御することができる。
【００３１】
以下の表１は、２．１μｍ波長のホルミウムレーザ光線（大部分の皮膚では
2004514479.tif 000015
である）の場合でのインターフェースからの屈折ビームに対する予測貫入深度δｒを示す。１．３ ｘ １０−３ｃｍ２／秒の組織に対する熱拡散率αと残留熱損傷
2004514479.tif 000016
の見積り最小深度を仮定して、熱緩和時間τｒも示されている。
【００３２】
【表１】
2004514479.tif 000017
【００３３】
θｒ ＝ ８５°で動作するホルミウムレーザ光線のための屈折波発生器が貫入深度、従って、垂直入射レーザビームに比較して、単位面積当りの熱損傷とデポジットエネルギーを一桁分減少することが表１から明らかとなる。外科使用での標準の通常モードホルミウムレーザは、θｒ ＝ ８５°での屈折ビームに対してもτｐ＜τｒであるように、１００〜３００μ秒のパルス幅で動作する。このように、近表面屈折を生成するデバイスが励起通常モードホルミウムレーザによってポンプされる。
【００３４】
これらの屈折波による切除のような表面変化に必要なエネルギーは以下のように計算される。屈折インターフェースで、入射フルエンスは、
2004514479.tif 000018
で与えられる。
ここで、Ｒは、インターフェースからのフレネル反射率であり、Ｆｂは、媒体１４へ伝播するレーザからのビームのフルエンスである。Ｒは、二つの媒体の屈折率、入射角およびフレネルの式による偏光に依存する。上記より気づかれるように、信頼できる短パルス切除は、
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の時に、達成される。Ｒは、ｎ１に依存して、典型的には近表面屈折では０．８〜０．９である。式を組合せ且つＦｂ（切除に対して）を解くと、媒体１４におけるビームフルエンスは、
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となる。
【００３５】
顕著な級数が無い場合、屈折したビーム２４は、入射角θｉが全内部反射に対する臨界角θｃよりも少ない場合は常に生成される。この物理的定数は、屈折波発生器インターフェース１０が基体に接触している時に屈折波発生器が屈折波を標的基体内に放射するようにこの屈折波発生器を構成するために使用される。しかしながら、屈折波発生器は、また、レーザエネルギー１６がインターフェース１０を横切るように媒体、例えば、標的基体以外の空気または水へ発射される時に屈折波が発生されないように構成される。これは、発生器が標的基体へ接触していない時、即ち、デバイスの希望する使用に依存して、それが空気、水、或いは実流体の時に、臨海角θｃと等しいまたはそれよりも大きな入射角θｉを全内部反射のために選択することによって達成される。
【００３６】
例えば、ゲルマニウム（Ｇｅ）／空気インターフェースの場合は、臨界角θｃが１４°であり、Ｇｅ／組織インターフェースの場合は、それは２０°である。中心軸に対して垂直から１６°で研削と研磨された末端を有するＧｅロッド波、１６°の入射角θｉを提供する。この入射角では、レーザエネルギーは、屈折波として組織に結合される。理由は、入射角がＧｅ／組織インターフェースの場合の全内部反射に対する臨界角よりも小さいからである。しかしながら、入射角がＧｅ／空気インターフェースの場合の全内部反射に対する臨界角よりも大きいために、レーザエネルギーは、空気中には放射されないであろう。
【００３７】
このことは、現在の外科レーザ発射デバイスにとっての本発明の重要な安全上の特徴および有用な利点である。デバイスが所望の基体に接触していなければ、ビームがデバイスから離れて伝播することはなく、外科用滅菌布等の物質を偶然発火させたり、或いは基体、例えば、標的領域に隣接する健康な組織を損傷することはない。エネルギーは、接触している場合にのみ、直接基体に、例えば組織に結合するため、正確な外科切除を実行することも容易である。
【００３８】
また、本発明は、本発明による組織の切除で生じる本質的に常時の入射ビーム発射がないという現象から得られる他の安全上の利点も提供する。短レーザパルス切除中に、蒸気キャビテーションと機械的傷害とが部分的に発生する。その理由は、切除が熱閉じ込めを発生し、且つレーザパルス照射中の組織の水の超加熱でエネルギー吸収のサイトで温度と圧力の急激な上昇を引き起こすからである。熱膨張が発生し、圧力が減少し、そして気化が始まる。気化の開始には、高エネルギー微小パルスの場合でも、典型的には０．５〜２μｍ必要であり、気化は、パルスが発射された後長く続く。外部媒体が空気の場合、蒸気は組織表面から自由に膨張する。しかしながら、外部媒体が液体や組織の場合、迅速に膨張する蒸気キャビティが形成され、それは成長し且つマイクロ秒からミリ秒の時間スケールで激しく崩壊する。
【００３９】
自由ビーム切除に対して、気化および切除処理中にレーザエネルギーが発射され続ける切除の間、任意の表面屈折波発生器で気化が始まると、その組織が成長する蒸気キャビティで過渡的に置き換えられる。次に、蒸気キャビティが崩壊するまで、全内部反射が、デバイス／組織インターフェースで発生する。このように、屈折インターフェースでの気化処理は、そのインターフェースを介する伝達を断つことによって、それ自体のエネルギー源を一時的に「オフ」にする。
【００４０】
この自己制限特徴は、液体中にある基体を表面的に変化させるためにデバイスで生じ、そのデバイスは、基体と接触していない時には屈折波を液体や空気に伝播しないように設計される。
【００４１】
屈折波は、媒体１４のための標準の光学物質を使用して組織および他の基体内で発生されうる。例えば、サファイアは、その高屈折率、広光伝達帯域および極度に高い熱的且つ機械的強度のために、実際の屈折波発生器を作るための物質である。サファイアデバイス（ｎ ＝ １．７）の場合、８５°の屈折角θｒを達成するために、入射角θｉは５０°でなければならない。Ｒ ＝ ０．９および
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（ホルミウムレーザを使用する時の組織吸収係数値）を設定すると、切除に必要なビームフルエンスＦｂは、約６７Ｊ／ｃｍ２であり、この値は、自由ビーム切除のために必要な５０Ｊ／ｃｍ２よりもほんの僅かだけ高い。このように、実際の屈折波発生器は比較的効率的である。
【００４２】
これは、Ｒが０．９、即ち、インターフェースへ入射されるエネルギーの９０％が吸収されるよりも反射されるので、理屈に合わないように思える。しかしながら、上記の表１に示されているように、インターフェースを介して伝達されるエネルギーは、非常に薄い層にデポジットされる。反射によって「失われた」大きさの程度（ｏｒｄｅｒ ｏｆ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）は、層の厚み、従ってエネルギーがデポジットされる容量の程度が減少することによって回復される。
【００４３】
入射角と光貫入深度との間の関係を明らかにするために、Ｈｏ：ＹＡＧレーザからのレーザエネルギーは、半円筒形サファイアプリズムを介して豚の皮膚へ結合した。皮下脂肪を有する薄く削られた完全な厚さの豚皮膚を、死直後に得、プリズムに接触するよう配置し、異なる入射角に対応する複数の部分を照射した。次に、組織を１０％ホルマリンで固定し、パラフィンで包埋して切片化し、ヘマトキシリンとエオシンとで染色した。０°、３０°および４０°の入射角に対応する組織構造切片では、６５０ミクロン、２５０ミクロンおよび１００ミクロンの深度に達する熱損傷の残留ゾーンがそれぞれ示された。
【００４４】
光カプラデバイス
患者に対してレーザエネルギーを発射するシステムは、図２に示されている。光源２００、例えば、レーザおよびそれに関連する電子機器および／またはモジュレータは、レーザエネルギーを光ファイバ２１０へ提供し、この光ファイバは、レーザエネルギーを光カプラ２２０へ発射する。本明細書に記載の態様において、光カプラデバイス２２０は、手持ち部品２２２と組織接触部品２２４とを含む。外科医は、手持ち部品２２２を使用して、光カプラデバイス２２０を操作し、組織２５０に対して位置決めする。組織接触部品２２４は、組織２５０とのインターフェースを形成する、少なくとも一つの組織接触表面２２６を含む。光カプラデバイス２２０と組織接触表面は、外科医が複数の選択可能な入射角度のうちの一つの角度で組織に対してレーザエネルギーを発射でき、それによってレーザエネルギーの組織内への光貫入深度を制御するように設計される。更に、光カプラデバイスは、表面に最も近い組織を冷却し、それによってある中間深度でのレーザエネルギーによって引き起こされる加熱を局所化するために、組織接触表面に隣接する冷却要素２８０を含むことができる。
【００４５】
更に、光カプラデバイス２２０は、レーザエネルギーの発射に先立って、または発射中に、組織を透視するために組織接触表面に隣接して一つまたは複数の光ファイバ（図示せず）を含むことができる。このような透視ファイバは、更にコンピュータ２４２とディスプレーモニター２４４とを含むことができる電子処理システム２４０において、検出器に連結される。または、透視ファイバは、電子処理システム２４０に連結され且つ組織接触表面に隣接して位置決めされるＣＣＤカメラに置き換えられてもよい。また、冷却要素２８０は、冷却要素の温度を制御する電子処理システム２４０へ連結される。
【００４６】
また、光カプラデバイス２２０は、レーザエネルギーを希望の貫入深度で組織２５０へ発射するために、電子処理システム２４０に連結され、選択された入射角度を自動的に制御することができる。または、入射角度が光カプラデバイス２２０の手動操作によって選択される時に、電子処理システム２４０は、所望の貫入深度を光カプラデバイスの操作に相互関連させる情報を提供する。何れの場合も、レーザエネルギー波長に関する情報、カプラの屈折率、組織の屈折率および吸光係数、ならびに所望の貫入深度は、電子処理システムに入力および／または事前に格納することができ、そのシステムは、式７ａ、７ｂ、７ｃおよび８に従って所望の貫入深度δｒに対応する入射角度θｉを決定する。電子処理システム２４０は、更に、入射角度θｉを光カプラデバイス２２０の対応する操作に相関させる。この操作は、外科医によって手作業で行われてもまたは光カプラデバイス２２０のトランスジューサ（図示せず）を介して電子処理システム２４０によって自動方法で行われてもよい。
【００４７】
光カプラデバイスの操作が手作業で実行される態様において、光カプラの向きを所望の貫入深度へ相関づける情報は、一つまたはそれより多くのタイプの組織および／またはレーザエネルギー波長に対して、光カプラデバイス上にまたは別のチャート２５８にプリントすることができる。
【００４８】
また、光源２００は、レーザエネルギーの光カプラデバイス２２０への発射を同期制御するために電子処理システム２４０へ連結することができる。
【００４９】
他の態様では、光カプラデバイスは、腔内光切除の用途において使用されるカテーテルシステムの一部であってもよい。このような場合、光カプラデバイスは、ガイドワイヤおよびカテーテル用途に共通する他の技術を用いて操作することができる。
【００５０】
光カプラのために特定の設計が図３ａに示されている。光カプラデバイス３６０は、皮膚接触表面３７２と輪郭表面３６３とを有する光カプラ３６２を含む。レーザエネルギー３６４は、発射コンジット３６６を介して光カプラ３６２へ発射される。発射コンジット３６６は、軸Ａ回りに光カプラ３６２に対して回転（矢印３７０）のためにジンバル３６８によって光カプラ３６２に回転可能に取り付けられる。
【００５１】
ここに記述された態様において、光カプラ３６２は、例えば、半球状または半円筒状に整形され、それによって、レーザエネルギー３６４は、輪郭表面３６３に対するジンバル３６８の角度位置に関係なく９０°の角度で輪郭表面に衝突し、それによって、光カプラ３６２への伝達を最適化する。このように、ユーザによって設定されるジンバル３６８の角度位置が光カプラ３６２の皮膚接触表面３７２に衝突するレーザエネルギー３６４の入射角度を制御する。上述のように、これは、レーザエネルギー３６４の組織への屈折角を、従ってレーザエネルギーの組織への貫入深度を制御する。
【００５２】
レーザエネルギー３６４は、光カプラ３６２への入射に先立って、レンズ３７４によって平行化される。レーザエネルギー３６４は、例えば、光ファイバ３７６によってレンズ３７４へ発射される。または、レーザエネルギー３６４は、自由ビームとしてレンズ３７４へ発射されても良い。ジンバル３６８は、例えば、所望の摩擦度を有する二つのボールおよびソケットジョイント３７６によって、光カプラ３６２に取り付けられており、ユーザ選択角度位置でジンバル３６８を維持する。または、光カプラデバイス３６０は、ジンバル３６８と光カプラ３６２との相対位置を固定するためのロック機構（図示せず）を含むことができる。
【００５３】
皮膚表面を横切る光カプラ３６２のルートは、少なくとも一つのエンコーダホイール３７８（二つのエンコーダホイールが図３ａに示されている）を光ファイバ３６２に取り付けることによって追跡することができる。光カプラ３６２が皮膚表面を横切るように移動されると、エンコーダホイールが回転する。エンコーダホイール３７８が回転すると、光カプラの移動距離がモニターされる。エンコーダホイール３７８からの信号は、上述の電子処理システムに送られて、レーザエネルギーの組織への発射を制御でき、そして、例えば同じ組織領域に対する複数回の処置を防止できる。
【００５４】
標的の組織が表面下の組織である場合、光カプラ３６２は、放射前、放射中、および放射後に、表面組織を冷却して熱損傷から表面組織を保護するために使用することができる。このために、熱結合要素３８０が光カプラ３６２に取り付けられる。二つの熱結合要素が１８０°離れて光カプラ３６２の表面に取り付けられるのが好ましい。
【００５５】
安全のために、光カプラ３６２から周辺環境へとレーザエネルギーの自由ビームが伝播するのを防止することが有利である。ジンバル３６８が除かれたデバイス３６０の側面図である図３ｂを参照すると、反射されたレーザエネルギー３８４を光カプラ３６２に戻すように向ける反射フィルム３８２が光カプラ３６２の表面３６３に位置している。反射フィルム３８２は、レーザエネルギーを同じ入射角で光カプラ／組織インターフェースに戻すように再度向ける。または、光カプラ３６２から離間され且つビーム３８４の光路中に位置されるビームダンプ３８６、例えば、冷却器を有する黒い物体が、レーザエネルギーを吸収するために使用されうる。更に、検出器は、反射率を測定して手動または自動手順で入射角度位置をガイドするためにビームダンプに位置することができる。
【００５６】
上述のように、光カプラデバイス３６０は、ジンバル３６８と光カプラ３６２との相対位置を制御するために一つまたはそれより多くのトランスジューサ要素（図示せず）を含むことができる。更に、上述のように、ジンバルの向きを所望の貫入深度に相関づけるための情報は、一つまたはそれより多くの種類の組織および／またはレーザエネルギー波長に対して、光カプラデバイス上にまたは別のチャート（図示せず）上にプリントすることができる。
【００５７】
図３ａおよび３ｂに示される態様は、光カプラデバイスが組織接触表面上へのレーザエネルギーの入射角を変化させるために互いに対して調節可能に配向できる複数の部品（ジンバルおよび光カプラ）を如何に含むことができるかといった一例が提供されている。他の例は、図４ａと４ｂに示されている。
【００５８】
図４ａを参照すると、光カプラデバイス４６０は、整形、例えば、半球状または半円筒状の光カプラ４６２、第１の支持体４６６および第２の支持体４６８を含む。光カプラ４６２は、この態様では組織接触表面でもある輪郭表面４６３を有する。光カプラ４６２は、第２の支持体４６８にスライド可能に取り付けられる第１の支持体４６６に取り付けられる。第２の支持体４６８は、第２の支持体に連結される光ファイバ４７２に位置合わせされる孔４７０を含む。光ファイバ４７２は、光カプラ４６２の裏面４７４と実質的に垂直入射で接触するように孔４７０を介してレーザエネルギーを発射する。また、第２の支持体４６８は、光カプラ４６２に衝突する前にレーザエネルギーを平行化するように位置するコリメートレンズ４６９を含むことができる。
【００５９】
レーザエネルギーは、第１および第２の支持体４６６と４６８の相対位置に依存する入射角で光カプラ４６２の前面（輪郭表面４６３）と接触する。図４ｂに示されているように、第１の支持体４６６および第２の支持体４６８の相対位置を平行移動することによって、レーザエネルギーは、輪郭表面４６３の異なる部分にそれと対応して異なる入射角で接触する。図４ａと４ｂに示されているように、異なる入射角によって、異なる屈折角４７９および４７９’そして対応して異なる貫入深度が生じる。更に、光カプラデバイス４６０は、上述の他の特徴の何れかを含むかまたは組み込むことができる。
【００６０】
図３ａ、３ｂ、４ａ、および４ｂの態様は、レーザエネルギーが光カプラの組織接触表面と接触する入射角度を選択的に変化させるために、光カプラデバイスの部品間の角度方向における相対変化または相対移動が用いられうるレーザ結合デバイスの例である。図５に示されているような、他の態様において、光カプラデバイスはモノリシックであるが、各々がレーザエネルギーの異なる入射角に対応する複数の組織接触表面を含むように設計される。
【００６１】
図５を参照すると、光カプラデバイス５１０は、支持構造体５２０とこの支持構造体に接続される光カプラ５３０とを含む。ここで述べられる態様において、光カプラは、それぞれ三つの組織接触表面５３２、５３４および５３６を含む。他の態様は、三つよりも多くのまたはそれよりも少ないそのような表面を含んでいてもよい。支持構造体５２０は、レーザエネルギー５４２を光カプラ５３０に発射して空気および／または水インターフェースに対する全内部反射での角度よりも大きな第１の角度でこのレーザエネルギーを第１の組織接触表面５３２に入射させる。このような反射が起こると、光カプラ５３０の幾何学形状によって、空気および／または水インターフェースに対する全内部反射の角度よりも大きな第２の角度でレーザエネルギーが第１の表面５３２から第２の組織接触表面５３４へ反射される。同様に、このような反射が起こると、光カプラ５３０の幾何学形状によって、空気および／または水インターフェースに対する全内部反射での角度よりも大きな第３の角度でレーザエネルギーを第２の表面５３４から第３の組織接触表面５３６へ反射される。第１、第２、および第３の角度は、互いに異なっており、図５では、それぞれ、例えば、６０°、４５°、および５７°である。
【００６２】
使用中、外科医は、直接的または間接的に光カプラ５３０を操作して、組織を第１、第２および第３の表面５３２、５３４および５３６の中の選択された表面にそれぞれ接触し、選択された光貫入深度に対応する入射角度で光カプラ５３０から組織へレーザエネルギーを連結させる。組織に接触しない他の表面は、それらの表面に入射するあらゆるレーザを全て内部反射する。更に、光カプラ５３０は、光カプラを介して第３の表面５３６から反射バックされる光を逆反射するために反射コーティング５４０を含むことができる。または、反射コーティングは、上述のように、ビームダンプで置き換えられても良い。更に、検出器は、反射率を測定して手動または自動手順で入射角度位置をガイドするために、そのビームダンプに位置していてもよい。更に、光カプラデバイス５１０は、上述の他の特徴の何れかを含むかまたは組み込むことができる。
【００６３】
図６ａに示される他の態様において、光カプラデバイス６１０は、光カプラベース６２０ならびにこのベース６２０に取外し可能に接続される複数の光カプラチップ６３０、６３０’および６３０”の一つを含む。光カプラチップ６３０と光カプラベース６２０との間で取外し可能な接続は、例えば、摩擦嵌合、ロックキング機構、クランプまたは接着剤に基づくことができる。ベース６２０は、光エネルギーを光カプラ６３０に発射し、空気インターフェースに対する全内部反射の角度よりも大きな角度で組織接触表面６３２にレーザエネルギーを入射させる。例えば、図６ａに示される角度は、光カプラチップ６３０に対して６０°である。各光カプラチップの幾何学形状は、レーザ光線に対する異なる入射角度を生成するように異なっている。例えば、図６ｂは、４５°の入射角を生成するようにベース６２０に接続された光カプラチップ６３０’を示す。使用中、外科医により、レーザエネルギーに対して所望の光貫入深度に対応した入射角を規定する光カプラチップが選択される。図５の態様におけるように、各光カプラチップ６３０は、光カプラを介して組織接触表面６３２から反射バックされる光を逆反射するために反射コーティング６４０を含むことができる。または、反射コーティングは、前述のように、ビームダンプで置き換えられても良い。更に、光カプラデバイス６１０は、前述の他の特徴の何れかを含むかまたは組み込むことができる。
【００６４】
上述の光カプラの何れに対しても適切な物質は、サファイア、融解石英、ＢＫ−７ガラス、フリントガラス、ゲルマニウムおよびセレン化亜鉛を含む。物質の選択は、使用されるレーザエネルギーの波長と、接触される組織の屈折率および吸収係数とに部分的に依存する。
【００６５】
適切なレーザ源は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、ＣＴＥ：ＹＡＧレーザ、ＥｒＣｒ：ＹＳＧＧレーザ、ホルミウムレーザ、エルビウムレーザ、ＣＯ２レーザ、ダイオードレーザ、色素レーザ、およびフラッシュランプを含む。好ましい態様では、パルス化レーザ系は、基体の表面変化、例えば、切除または光化学変化にとって好適である。適切な波長およびパルス幅が上述のように達成されれば、他のレーザを使用することができる。以下に記述の各レーザは、異なる利点を有する。
【００６６】
パルス化ＣＯ２レーザ、例えば、「超パルス化」ＣＯ２外科レーザ、または０．２μ秒パルス幅を１０．６μｍマルチライン出力でパルス当り２Ｊまでを有する非常に強力な横方向励起大気圧（ＴＥＡ）ＣＯ２レーザ、例えば、英国、ロンドンのＬｕｍｏｎｉｃｓによって製造されるレーザは、組織の切除を行うことができる。
【００６７】
通常モードパルス化ホルミウムレーザ、例えば、マサチューセッツ州、コンコード（Ｃｏｎｃｏｒｄ，ＭＡ）のＳＥＯ，Ｉｎｃ．で製造されたモデル１２３（Ｍｏｄｅｌ１２３）、および短パルス化ホルミウムレーザ（０．５〜１０μ秒、２μｍ）、例えば、マサチューセッツ州、デニス（Ｄｅｎｎｉｓ，ＭＡ）のＲａｒｅ　Ｅａｒｔｈ，Ｉｎｃ．によって製造された、低温ホルミウム／ツリウムレーザは、レーザ組織切除に有用である。
【００６８】
吸収係数μａが１０〜１０００ｃｍ−１まで変化できる波長で、レーザパルス幅が０．３と１０μ秒との間で変化できる、可視スペクトルで動作するフラッシュランプポンピング調整可能色素レーザ、例えば、マサチューセッツ州、ウエイランド（Ｗａｙｌａｎｄ，ＭＡ）のＣａｎｄｅｌａ Ｌａｓｅｒ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎによって製造されるレーザが使用されうる。このレーザは、波長の選択、パルス幅効果の決定、およびキャビテーション誘導エネルギーデカップリングの早期事象の制御を容易にする。
【００６９】
各レーザは、可能な限り平らである空間ビーム強度分布を有する、直径１〜５ｍｍのコリメートビームを介して光カプラに結合することができる。光カプラの物質は、光源の波長で吸収ロスを最小にするように選択されてもよく、例えば、ＣＯ２光源用のゲルマニウム、ホルミウムのような可視および近赤外線光源および調節可能色素レーザ用の融解シリカおよびサファイア光カプラ、ホルミウムレーザおよび共に使用されるシリコン、ならびに２μｍ波長近くで動作する他のものである。
【００７０】
最適パラメータは、日常的な手法、例えば、切除が可視的に観察されるまでレーザ波発生器に結合されるレーザエネルギー強度を徐々に増加させる手法によって、インビトロで生体組織に対して試験することが可能である。次に、組織は、所望の貫入深度が達成されたことを確認するために、例えば顕微鏡的に分析することができる。貫入深度および切除に必要なエネルギー強度は、上述の式に従って調節することができる。
【００７１】
用途
この光カプラデバイスは、皮膚の真皮と表皮および皮下脂肪の正確な操作、再生および切除のような広範な光医療用途で使用されうる。更なる用途は以下の通りである。
【００７２】
皮膚再生
上述の光カプラデバイスは、例えば、美容上の手法において皮膚再生のために使用することができる。皮膚の表在表面加熱および／または切除、並びに皮膚の表面下加熱および／または切除の両方が可能である。何れの場合も、ここで述べられた光カプラの一つは、光放射の入射角を制御することによって、光エネルギーを標的の組織に所望の深度まで発射する。表面下加熱および／または切除を達成するために、冷却要素は、光学的に誘導された熱ピークを表面下深度に残留させる皮膚表面を冷却するために使用される。このように、冷却は、非切除皮膚の回復にとって適切である。例えば、表皮は、冷却されることによって、切除や壊死から守られるが、（表面下約０．１ｍｍから始まって表皮の下にある）真皮は、細胞損傷が発生するように少なくとも５５℃に加熱される。これによって、古い真皮の置き換えによる再構築や回復が引き起こされる。このような表面下加熱は、組織の治癒と瘢痕が皮膚の表面下で発生するので美容上の手法にとっては適切である。それにも拘らず、表面の加熱および／または切除も、手法によっては適切な場合がある。
【００７３】
一つのこのような美容上の手法は、しわを平滑にすることである。しわは伸びきった皮膚から形成される。しわを平滑にするには、しわを表れた皮膚の隆起部の表面または表面下除去が必要である。多くのしわは、微細、例えば、１ｍｍ幅よりも小さいが、多くの目に付くしわは、典型的には、１ｍｍ幅よりも大きい。しわを平滑にするために上述の光カプラの使用に加えて、本発明は、より大きなしわに対して特に適し、且つ皮膚に向けられる光エネルギーに対する選択可能な入射角を提供できる光カプラに限定されないしわ平滑化のための他の方法を含む。
【００７４】
図７を参照すると、外科医はしわを含む皮膚７２０の領域に光カプラ７００の組織接触表面７１０を接触させる。しわの表面プロファイルによって、組織接触表面がしわの隆起部７３０に接触するが、しわの谷部７４０には接触しない。レーザエネルギー７４５は空気および／または水インターフェースに対する全内部反射の角度よりも大きな入射角で組織接触表面に発射されるため、屈折したレーザエネルギー７５０がしわの隆起部へ結合するに過ぎない。
【００７５】
レーザ血管形成および他の腔内切除用の光共振器切除デバイス
現在、レーザ再疎通は、新たな丸く滑らかな内腔を造るよりも主にバルーン血管形成術用のアクセスを助けるために使用される。「穿孔」レーザ血管形成や機械的血管形成デバイスは、アクセスを達成するために使用されるものの、組織を小さく且つ血管壁を穿孔することなく滑らかで丸い表面を残すことが必要である。特に、理想的システムは、（１）所定のサイズの滑らかで丸い内腔を造る、（２）組織に対する熱損傷を最小にする、（３）約７μｍよりも小さいサイズの赤血球の砕片を生成する、（４）光を直接に血管内壁に発射する、および（５）穿孔を避けるシステムである。
【００７６】
本発明において、制御された光貫入深度にレーザエネルギーが発射される光カプラデバイスは、自由ビームがあまりに深く貫通して逆に健康な組織を損傷するような用途の場合にはファイバ適合レーザ波長を用いて使用することができ、過剰な組織損傷が無く且つ適宜に小さい砕片サイズでこのような内腔を造ることができる。
【００７７】
角膜レーザ切除デバイス
また、本明細書に記載の光カプラデバイスは、角膜屈折レーザ手術のために使用することができる。制御された光貫入深度を有する屈折波は、角膜切除のために一般的に使用される１９３ｎｍエキシマレーザシステムよりも単純で且つより信頼できるレーザを使用して、角膜を正確に予め決定された表面形状に且つ従来通りの光学的に正確な表面形状に、最小の熱損傷で切除するために使用することができる。
【００７８】
ヒト角質層除去デバイス
本明細書に記載の光カプラデバイスは、光貫入深度を制御することによって薬剤を送達するためのヒト角質層除去に使用することができる。一つの態様においては、ダイオードポンプ固体ホルミウムマイクロチップレーザのようなレーザが使用されうる。これらのレーザは、小さく、可搬性があり、且つ高い信頼性と長寿命のバッテリー駆動であることもできる。このように、デバイスは、大変望ましいレーザ、そうでない場合は不適当なレーザをこの用途に適用することを可能にする。
【００７９】
歯内根管と歯科レーザ切除デバイス
歯内根管および虫歯除去の手法では、熱損傷を制限するために、レーザ相互作用深度を制御することが必要である。光貫入深度を制御する、本明細書に記載のレーザカプラデバイスは、これらの歯科用途に適する。屈折波伝播によって、光ファイバに適合する歯切除レーザパルスが使用可能となる。
【００８０】
他の態様は、特許請求の範囲内にある。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は異なる屈折率の二つの媒体間のインターフェースにおける、屈折した波の物理的現象の概略図である。
【図２】図２はレーザエネルギーを患者の組織に結合するためのシステムの概略図である。
【図３】図３ａおよび図３ｂは光カプラデバイスの概略図である。
【図４】図４ａおよび図４ｂは光カプラデバイスの他の態様の概略図である。
【図５】図５は光カプラデバイスの他の態様の概略図である。
【図６】図６ａおよび図６ｂは光カプラデバイスの他の態様の概略図である。
【図７】図７は本明細書に記載の光カプラデバイスを使用してしわを平滑にする方法の概略図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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【国際調査報告】
2004514479.tif 000073