JPH0999107A

JPH0999107A - 電磁治療の方法および装置

Info

Publication number: JPH0999107A
Application number: JP8197889A
Authority: JP
Inventors: Shimon Eckhouse; シモン・エツクハウス
Original assignee: II S SHII MEDICAL SYST Ltd; ESC Medical Systems Ltd
Current assignee: II S SHII MEDICAL SYST Ltd; ESC Medical Systems Ltd
Priority date: 1995-07-27
Filing date: 1996-07-26
Publication date: 1997-04-15
Also published as: KR970005320A; CA2180616A1; EP0755698A2; AU6062096A; EP0755698A3; AU700079B2; US5720772A

Abstract

(57)【要約】【課題】大強度の細長いパルス光源の出力を光ファイ
バ中に結合させるシステムを提供する。【解決手段】マイクロプロセッサに接続されたパルス
出力非コヒーレント光源を有する治療装置が開示されて
いる。マイクロプロセッサは、ディスプレイおよびユー
ザインタフェースに接続されている。マイクロプロセッ
サはまた、治療に関係する入力パラメータを受け取る手
段、ならびに治療に関係する出力パラメータをディスプ
レイ上に表示する手段とを有する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は一般に、電磁治療の
分野に関し、さらに詳細には、フラッシュランプなど空
間的に細長いパルス光源を利用し、それを使用するため
の治療パラメータを提供する方法および装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】本出願は、１９９５年６月７日出願の米
国先行同時係属出願第０８／４７７４７９号「Method A
nd Apparatus For Therapeutic Electromagnetic Treat
ment」の一部継続出願、かつ１９９５年６月７日出願の
米国先行同時係属出願第０８／４７３５３２号「Me tho
d And Apparatus For Therapeutic Electromagnetic Tr
eatment 」の継続出願である。これらの出願は、１９９
５年４月１１日に米国特許第５４０５３６８号として発
行された、１９９２年１０月２０日出願の米国先行同時
係属出願第０７／９６４２１０号の「Method And Appar
atus For Therapeutic Electromagnetic Treatment」の
一部継続出願である１９９５年２月３日出願の米国先行
同時係属出願第０８／３８３５０９号「Me thod And Ap
paratus For Therapeutic Electromagnetic Treatment
」の継続出願である。

【０００３】従来技術では、皮膚疾患の治療など、治療
用の医療分野で電磁放射を使用することが周知である。
例えば、Ｍｕｔｚｈａｓの米国特許第４２９８００５号
には、美容、光生物学および光化学での用途を有する連
続紫外線ランプが記載されている。これにはスペクトル
の紫外線部分の使用およびその皮膚との光化学的相互作
用に基づく治療について記述されている。Ｍｕｔｚｈａ
ｓのランプを使用して皮膚に与える電力は１５０Ｗ／ｍ
²と記載されており、皮膚温度への影響がそれほど大き
くない。

【０００４】紫外光を必要とする従来技術の治療の他
に、アルゴンレーザ、ＣＯ₂レーザ、Ｎｄ（Ｙａｇ）レ
ーザ、銅気体レーザ、ルビーレーザおよび色素レーザを
含むレーザが皮膚科治療で使用されてきた。例えば、Ｆ
ｕｒｕｍｏｔｏの米国特許第４８２９２６２号には、皮
膚科分野で使用される色素レーザを構成する方法が記載
されている。レーザ照射によって治療できる二つの皮膚
症状は、皮膚の色素沈着または構造の部分的差異など外
皮不全と、ポートワインしみ、毛細血管拡張症、脚の静
脈、およびサクランボ状血管腫やクモ状血管腫を含む様
々な皮膚異常の原因となる皮膚深部にある血管障害であ
る。一般に、これらの皮膚疾患のレーザ治療は、レーザ
照射の吸収による治療領域の局所加熱を含む。皮膚を加
熱すると、皮膚疾患が変化または治癒され、皮膚異常が
完全にまたは部分的に消失する。

【０００５】色素沈着など、いくつかの外部疾患も、皮
膚の一部が蒸発するのに十分高い温度まで皮膚を非常に
高速に加熱することによって治療することができる。よ
り一般的には、深部にある血管障害は、血液を凝固させ
るのに十分高い温度まで血液を加熱することによって治
療する。そうすると、最終的に障害が消失する。治療深
度を調節するには、パルス放射光源を使用することが多
い。熱が血管中に浸透する深さは、放射光源のパルス幅
を調節することによって調節する。皮膚の吸収係数と散
乱係数も、熱浸透に影響を及ぼす。これらの係数は、皮
膚の構成要素と放射波長の関数である。具体的には、表
皮および真皮中の光の吸収係数は、ゆっくりと変化する
波長の単調減少関数になる傾向がある。したがって、光
の波長は、吸収係数が特定の皮膚症状および治療中の血
管の大きさに最適となるように選択する必要がある。

【０００６】入れ墨の除去、母斑および老齢斑の除去な
どの用途でのレーザの有効性は、レーザが単色光である
ために低下する。所定の波長のレーザは、第一のタイプ
の皮膚色素沈着疾患を治療するのに有効に使用できる
が、レーザの特定の波長が第二のタイプの疾患を有する
皮膚によって効率的に吸収されない場合、それは第二の
タイプの皮膚疾患には効果がなくなる。また、通常、レ
ーザは、複雑で、製造費が高く、供給する電力量が大き
く、信頼性が低く、維持が困難である。

【０００７】光の波長も、血管障害の近くの血液含有量
が変化し、血液含有量が治療領域の吸収係数に影響を及
ぼすので血管障害治療に影響を及ぼす。オキシヘモグロ
ビンは、血液の光学特性を左右する主要な色素担体であ
り、可視領域に大きな吸収帯域を有する。より具体的に
は、オキシヘモグロビンの最大吸収ピークは、４１８ｎ
ｍのところに生じ、帯域幅６０ｎｍを有する。吸収係数
の小さいさらに二つの吸収ピークは、５４２ｎｍと５７
７ｎｍのところに生じる。これらの二つのピークの全帯
域幅は１００ｎｍ程度である。さらに、波長範囲５００
ｎｍ〜６００ｎｍの光は、血液によって吸収され、皮膚
中に浸透するので、皮膚の血管障害を治療するのに望ま
しい。最大１０００ｎｍの長い波長も、皮膚中に深く浸
透し、周囲の組織を加熱し、またパルス幅が十分長い場
合には、熱伝導によって血管の加熱に寄与するので有効
である。また、長い波長は、小さい吸収係数が血管中の
光の長い方の経路によって補償されるので、太い血管を
治療するのに有効である。

【０００８】したがって、外皮および血管疾患の治療に
は、スペクトルの近紫線部分および可視光部分を包含す
る広帯域電磁放射光源が望ましい。光源の波長の全範囲
は、いくつかの用途のどのような用途でも治療を最適化
するのに十分な幅である必要がある。また、そのような
電磁治療放射装置では、治療中の特定の疾患の全波長範
囲内の最適波長範囲が得られる。光の強度は、治療領域
の温度を所要の温度に上げることによって所要の熱効果
をもたらすのに十分である必要がある。また、パルス幅
は、各用途ごとに最適浸透深度を達成するのに十分に広
い範囲にわたって可変である必要がある。したがって、
所要の皮膚治療に応じて選択できる広い範囲の波長を有
し、パルス幅が調節でき、かつ影響を受ける領域に照射
するのに十分高いエネルギー密度を有する光源を提供す
ることが望ましい。

【０００９】直線形フラッシュランプなどレーザ以外の
パルス光源では、これらの利点が得られる。放出光の強
度は、所要の熱効果を達成するのに十分大きくすること
ができる。パルス幅は、熱の浸透深度の調節ができるよ
うに広い範囲にわたって変えることができる。代表的な
スペクトルは可視光領域および紫外線領域を包含し、特
定の用途に最も有効な光帯域を選択したり、蛍光材料を
使用してそれを強化することができる。さらに、フラッ
シュランプなどレーザ以外の光源は、レーザよりもはる
かに簡単かつ製造が容易であり、同じ出力パワーに対し
てかなり安価であり、またより効率的かつより信頼性の
高い潜在能力を有する。それらの光源は、様々な特定の
皮膚治療用途に最適となりうる広いスペクトル範囲を有
する。また、これらの光源では、異なるタイプの皮膚治
療にとって重要な広い範囲にわたってパルス幅を変える
ことができる。

【００１０】レーザは、皮膚疾患の治療に使用される他
に、砕石術や血管閉塞物の除去など非外科的医療分野に
も使用されてきた。そのような非外科的分野では、レー
ザ光を光ファイバに結合して、ファイバを通して治療部
位へ送る。砕石術では、ファイバはパルスレーザから腎
臓または胆石へ光を照射し、光と胆石との相互作用によ
って、胆石を粉砕する衝撃波が生じる。血管閉塞物を除
去するために、ファイバから光を閉塞物に照射して、閉
塞物を分解する。いずれにしても、レーザ皮膚治療に関
して上述したレーザには欠点がある。したがって、フラ
ッシュランプを利用する砕石術および閉塞物除去用の治
療装置が望ましい。

【００１１】治療部位を効果的に治療するには、光源か
らの光を治療部位に収束する必要がある。パルスレーザ
光を光ファイバ中に結合させる方法はごく普通である。
従来技術には、ＣＷランプなど等方性非コヒーレント点
光源を小型光ファイバ中に結合させる方法が記載されて
いる。例えば、１９８８年７月１２日発行のＣｒｏｓｓ
他の米国特許第４７５７４３１号には、小さいフィラメ
ントを有する非コヒーレント点光源または電極間が２ｍ
ｍのアークランプを小さい領域に収束する方法が記載さ
れている。点光源（または小型光源）は、光源のサイズ
が小さいのでエネルギーの大きな損失なしに比較的収束
しやすい。また、１９７７年５月１０日発行のＫｉｓｈ
ｎｅｒの米国特許第４０２２５３４号には、フラッシュ
管によって光を発生させ、管によって放出される光の一
部分だけを光ファイバ中に収束する方法が記載されてい
る。

【００１２】しかしながら、フラッシュランプなど細長
い光源では、寸法が大きいためそのエネルギーの大部分
を小さい領域に収束することが困難である。光ファイバ
への結合は、高いエネルギー密度を達成する必要がある
だけでなく、光の角度分布が光ファイバ内での捕獲がで
きるようなものである必要があるので一層困難である。
したがって、大強度の細長いパルス光源の出力を光ファ
イバ中に結合させるシステムを備えることが望ましい。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】本発明の第一の実施形
態によれば、治療装置は、ハウジングと、ハウジング内
に配置された、治療のためにパルス光を出力するように
動作できる非コヒーレント光源、好ましくはフラッシュ
ランプとを含む。ハウジングは、開口を有し、皮膚治療
領域に隣接して配置するのに適している。反射鏡がハウ
ジング内の光源の近くに取り付けられており、少なくと
も一つの光学フィルタがハウジング内の開口の近くに取
り付けられている。アイリスは開口と同じ広がりをもっ
て取り付ける。ランプへの電力は、パルス幅可変パルス
発生回路によって提供される。このように、治療装置
は、密度が調節されフィルタを通過したパルス光を治療
のためにハウジング内の開口から皮膚領域へ照射する。

【００１４】

【課題を解決するための手段】本発明の第二の実施形態
によれば、光エネルギーによる治療方法は、レーザ以外
の非コヒーレント光源からの高出力パルス光出力を得る
ステップと、パルス光出力を治療部位へ向けるステップ
とを含む。光出力のパルス幅を調節収束して光の出力密
度を調節する。また、フィルタを通して光のスペクトル
を調節する。

【００１５】本発明の第三の実施例によれば、カプラ
は、ドーナツ形フラッシュランプなど非コヒーレント光
源を含む。反射鏡は、非コヒーレント光源および少なく
とも一つの光ファイバまたは光導体の周りに配置されて
いる。ファイバは、反射鏡内に配置された端部を有す
る。この端部は、円形ランプからの光を集光する。同様
の構成では、ファイバは、光源から光を受け取り、かつ
光ファイバへ光を送るように配置された直線−円形ファ
イバ転送ユニットとともに提供される。反射鏡は、直線
形フラッシュ管の軸に平行な面内で楕円断面を有し、直
線形フラッシュ管は楕円の一方の焦点にあり、直線−円
形転送ユニットは楕円の他方の焦点にある。

【００１６】本発明をよりよく理解できるように、添付
の図面を参照する。同じ番号はすべて対応する要素また
は断面を示す。

【００１７】各図面で、同じ参照番号は対応する同じ構
成部品を示す。

【００１８】

【発明の実施の形態】本発明の少なくとも一つの実施例
を詳細に説明する前に、本発明は、その用途が以下の記
述に示されたまたは図面に示された構成の詳細および構
成部品の配置に限定されないことを理解されたい。本発
明は、他の実施形態が可能であり、または様々な方法で
実施または実行することができる。また、本発明で使用
している用語および術語は、説明のためのものであり、
限定的なものと考えるべきではない。

【００１９】図１および図２を参照すると、本発明の原
理に従って構成され動作する非コヒーレントパルス光源
皮膚治療装置１０の断面図および側面図が示されてい
る。装置１０は、その中に開口を有するハウジング１
２、取っ手１３（図２のみ）、外部ガラス管１５を有す
る光源１４、楕円反射鏡１６、一組の光学フィルタ１
８、アイリス２０、および検出器２２（図１のみ）を含
んでいることが分かる。

【００２０】ハウジング１２内に取り付けられた光源１
４は、ＩＬＣから販売されているガス封入直線形フラッ
シュランプＭｏｄｅｌＮｏ．Ｌ５５６８など代表的な
非コヒーレント光源でよい。ガス封入直線形フラッシュ
ランプ１４によって放出された光のスペクトルは、電流
密度、ガラス外被材料および管中に封入されている混合
ガスによって決まる。電流密度が大きい場合（例えば、
３０００Ａ／ｃｍ²またはそれ以上）、そのスペクトル
は黒体放射スペクトルと同じになる。一般に、エネルギ
ーの大部分は３００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長範囲内で
放出される。

【００２１】皮膚（または可視）疾患を治療するため
に、皮膚上に所要の光密度で照射する必要がある。この
光密度は、図１および図２に示される収束配置によって
達成できる。図１に、これもハウジング１２内に取り付
けられた反射鏡１６の断面図を示す。図１に示すよう
に、フラッシュランプ１４の軸に垂直な平面内の反射鏡
１６の断面は楕円である。直線形フラッシュランプ１４
は、楕円の一方の焦点にあり、反射鏡１６は、皮膚２１
の治療部位が他方の焦点にあるように位置決めされてい
る。図示の配置は、レーザとともに使用する収束配置と
同じであり、フラッシュランプ１４からの光を皮膚に効
率的に照射する。ただし、この配置は、制限的なものと
考えるべきではない。楕円反射鏡１６は、一般に、容易
に加工できる反射鏡でありかつスペクトルの可視光領域
で非常に高い反射率を示し、またスペクトルの紫外線領
域が使用できる研磨したアルミニウムの金属反射鏡でよ
い。裸の金属またはコーティングした金属もこの用途に
使用できる。

【００２２】光学的中間密度フィルタ１８がハウジング
１２内の治療部位の近くに設けられており、光線中に入
れたり光線から出したりしてスペクトルおよび光の強度
を調節することができる。一般に、帯域幅５０ｎｍ〜１
００ｎｍのフィルタ、ならびにスペクトルの可視光領域
はおよび紫外線領域では低カットオフフィルタが使用さ
れる。治療によっては、紫外線領域のみを遮断してスペ
クトルの大部分を使用することが望ましい。その他の場
合、主として浸透を深くする場合には、狭い帯域幅を使
用することが好ましい。帯域フィルタおよびカットオフ
フィルタは、市販のものが容易に入手できる。

【００２３】ガラス管１５は、フラッシュランプ１４と
同軸上に配置されており、その上に蛍光材料を塗布して
ある。一般に、ガラス管１５は、装置１０のエネルギー
効率を最適にするように血管の凝固を治療するのに使用
される。蛍光材料は、フラッシュランプ１４のスペクト
ルの紫外線部分を吸収し、血液中の吸収に最適な５００
ｎｍ〜６５０ｎｍの範囲の光を発生するように選択でき
る。同じ材料が市販の蛍光ランプの内壁にコーティング
されている。蛍光ランプ内で「暖」白色光を発生させる
のに使用される代表的な材料は、変換効率８０％、ピー
ク放出波長５７０ｎｍ、帯域幅７０ｎｍであり、血液中
の吸収に有用である。これらの蛍光体の数ミリ秒の崩壊
時間は、血管の治療に必要な長いパルスに適合する。

【００２４】フラッシュランプ１４は、円形、らせん
形、短いアーク形および複数の直線形フラッシュランプ
など他の形状または構成のものが使用できる。反射鏡１
６は、放物面反射鏡や円形反射鏡など他の設計のものも
可能である。また、光源は反射鏡なしで使用でき、所要
のエネルギー／出力密度は、光源１４を治療部位に近接
して配置することによって達成できる。

【００２５】アイリス２０がハウジング１２内の光学フ
ィルタ１８と治療部位との間に取り付けられており、露
出させる長さと幅を調節する、すなわちフラッシュラン
プ１４の出力を平行にすることによって調節する。フラ
ッシュランプ１４の長さによって露出できる最大長さが
決まる。一般に、長さ８ｃｍ（アークの長さ）の管を使
用し、管の中央の５ｃｍのみを露出させる。中央の５ｃ
ｍを使用すると、露出した皮膚領域でのエネルギー密度
が高度に均一になる。したがって、この実施例では、ア
イリス２０（コリメータとも呼ばれる）は最大５ｃｍの
長さの皮膚領域を露出させることができる。アイリス２
０を閉じると１ミリメートルの最小露出長さになる。同
様に、露出した皮膚領域の幅は、５ｍｍ幅フラッシュラ
ンプの場合、１ｍｍ〜５ｍｍの範囲内で調節できる。よ
り長いフラッシュ管または複数の管を使用すれば露出領
域を容易に大きくでき、またビームをより完全に平行に
するアイリスを使用すれば露出領域をより小さくでき
る。本発明では、従来のレーザまたは点光源と比較して
露出領域を大きくすることができ、また血管のより長い
部分にわたる血液の流れの妨害が血管を凝固させる場合
により有効であるので、血管を凝固させる場合に非常に
有効である。また同時に、露出させる領域を大きくする
と所要の治療時間が短縮される。

【００２６】検出器２２（図１）は、ハウジング１２の
外部に取り付けられており、皮膚から反射された光を監
視する。検出器２２は光学フィルタ１８と結合してお
り、中間密度フィルタを使用して、皮膚のスペクトル反
射係数および吸収係数を迅速に評価することができる。
これは、強い治療パルスを印加する前に低いエネルギー
密度レベルで実行できる。強い治療パルスを印加する前
の皮膚の光学特性の測定は、最適治療条件を決定するの
に有用である。上述のように、レーザ以外の光源から放
出された光のスペクトルが広いため、広いスペクトル領
域にわたる皮膚の検査および最適治療波長の選択が可能
である。

【００２７】別の実施例では、検出器２２または第二の
検出システムを使用して、皮膚がパルス光源からの光に
照射されている間に皮膚の実時間温度測定を行う。これ
は、光が表皮および真皮に吸収される長いパルスを使用
する皮膚熱分解用途に有用である。表皮の外部の温度が
高くなり過ぎると、皮膚に永久に傷跡が残ることにな
る。したがって、皮膚の温度を測定する必要がある。こ
れは、過度露出を防ぐため加熱された皮膚の赤外線放出
を使用すれば実現できる。

【００２８】代表的な実時間検出システムでは、二つの
検出器とフィルタを使用することによって皮膚の赤外線
放出を二つの特定の波長において測定する。二つの検出
器の信号間の比率を使用して、瞬間皮膚温度を推定する
ことができる。あらかじめ選択した皮膚温度に達する
と、パルス光源の動作は停止する。皮膚の傷跡の原因と
なるパルス加熱のしきい温度が赤外線放出を使用して容
易に測定できる５０℃程度またはそれ以上なので、この
測定は比較的容易である。

【００２９】熱浸透の深度は、皮膚の異なる層内の光の
吸収と散乱、および皮膚の熱特性によって決まる。他の
重要なパラメータは、パルス幅である。パルス光源の場
合、そのエネルギーが限りなく薄い層内に吸収され、パ
ルスの間の熱伝導による熱浸透の深度（ｄ）は１に示す
ように書くことができる。

【００３０】（式１）ｄ＝４［ｋΔｔ／Ｃρ］^1/2 上式で、ｋ＝照射する材料の熱伝導率、 Δｔ＝光パルスのパルス幅、Ｃ＝材料の熱容量、 ρ＝材料の密度。

【００３１】式１から、熱浸透の深度は光源のパルス幅
によって調節できることが明らかである。したがって、
パルス幅を１０^-5秒から１０^-1秒まで変化させると、熱
浸透は１００倍になる。

【００３２】したがって、フラッシュランプ１４では、
１０^-5秒から１０^-1秒までのパルス幅が得られる。皮膚
中の血管の凝固が目的である血管障害の治療では、パル
ス長は、効率的な凝固を達成するためにできるだけ血管
全体が均一に加熱されるように選択する。皮膚中で治療
する必要のある代表的な血管は、０．５ｍｍの範囲内の
厚さを有する。したがって、最適パルス幅は、血液の熱
特性を考慮すると１００ミリ秒程度である。それよりも
短いパルスを使用した場合、熱がさらに血液中を伝導し
て凝固を引き起こすが、血管および周囲の組織中の血液
の一部の瞬間温度が凝固に必要な温度よりも高くなり、
望ましくない損傷を引き起こす恐れがある。

【００３３】皮膚の蒸発が目的である外部皮膚疾患の治
療では、非常に短い幅のパルスを使用して、皮膚の熱浸
透が非常に浅くなるようにする。例えば、１０^-5秒のパ
ルスは、（熱伝導によって）皮膚中にわずか５ミクロン
程度の深さまでしか浸透しない。したがって、皮膚の薄
い層のみが加熱され、非常に高い瞬間温度が得られ、そ
の結果皮膚上の外部斑が蒸発する。

【００３４】図３に、フラッシュランプ１４のパルス幅
の変化を生じさせる複数の個々のパルス発生回路（ＰＦ
Ｎ）から構成されるパルス幅可変パルス発生回路を示
す。容量Ｃ、インダクタンスＬを有する単一素子ＰＦＮ
によって駆動されるフラッシュランプの光パルス半値全
幅（ＦＷＨＭ）は近似的に次式に等しい。

【００３５】（式２） Δｔ≒２［ＬＣ］^1/2 フラッシュランプ１４は、図３に示すように異なる三つ
のＰＦＮによって駆動できる。リレー接点Ｒ１’、Ｒ
２’およびＲ３’は、三つのコンデンサＣ１、Ｃ２およ
びＣ３の中から高電圧電源によって充電されるものを選
択するのに使用する。リレーＲ１、Ｒ２およびＲ３は、
フラッシュランプ１４に接続するＰＦＮを選択するのに
使用する。高電圧スイッチＳ１、Ｓ２およびＳ３は、Ｐ
ＦＮのコンデンサに蓄積されるエネルギーを放出するの
に使用される。一実施例では、Ｌ１、Ｌ２およびＬ３は
それぞれ１００ｍＨ、１ｍＨおよび５ｍＨの値を有し、
Ｃ１、Ｃ２およびＣ３はそれぞれ１００ｍＦ、１ｍＦお
よび１０ｍＦの値を有する。

【００３６】各ＰＦＮを別々に動作できることの他に、
各ＰＦＮを順次動作させることによってさらなる変化を
達成することができる。例えば、パルス幅Δｔ１および
Δｔ２を有する二つのＰＦＮを動作させ、第一のパルス
がその振幅の１／２まで減衰した後で第二のＰＦＮが動
作するようにした場合、システムのこの動作の有効光パ
ルス幅は関係式：Δｔ≒Δｔ１＋Δｔ２によって与えら
れる。

【００３７】一般に、充電電源は５００Ｖ〜５ｋＶの電
圧範囲を有する。したがって、リレーは、これらの電圧
を確実に分離できる高電圧リレーでなければならない。
スイッチＳは、フラッシュランプ１４の電流を運ぶこと
ができ、ＰＦＮを順次動作させた場合に発生する逆高電
圧を遮断する。固体スイッチ、真空スイッチまたはガス
スイッチがこの用途に使用できる。

【００３８】シマー電源（図３には示されていない）を
使用するとフラッシュランプを低電流導通モードに保つ
ことができる。パルス幅を変化させるために、単一のＰ
ＦＮとクローバースイッチを使用したり、オン／オフ機
能を有するスイッチを使用するなど、他の構成も使用で
きる。

【００３９】一般に、１ミリ秒から１０ミリ秒の電気パ
ルス幅を有するフラッシュランプ１４を動作させる場
合、１００Ｊ／ｃｍ²〜３００Ｊ／ｃｍ²の線形電気エ
ネルギー密度入力が使用できる。代表的なフラッシュラ
ンプの穴径が５ｍｍの場合、皮膚上で３０Ｊ／ｃｍ²〜
３００Ｊ／ｃｍ²のエネルギー密度になる。５００ｎｍ
〜６５０ｎｍの帯域幅を使用すると入射エネルギーの２
０％が透過する。したがって、皮膚上で６Ｊ／ｃｍ²〜
２０Ｊ／ｃｍ²のエネルギー密度になる。さらに、蛍光
材料を用いると出力放射が所望の範囲に広がり、フラッ
シュランプ１４へのより小さいエネルギー入力で皮膚の
同様の露出が可能になる。

【００４０】パルスレーザ皮膚治療から、一般に血管関
連皮膚疾患の治療には０．５Ｊ／ｃｍ²〜１０Ｊ／ｃｍ
²の範囲のエネルギー密度、０．５ミリ秒の範囲のパル
ス幅が有効であることが分かる。この範囲のパラメータ
は、直線形フラッシュランプなどレーザ以外のパルス光
源の動作の範囲内に入る。また、中間密度ガラスフィル
タ１８のいくつかのステップを使用して皮膚上のエネル
ギー密度を調節することができる。

【００４１】外部疾患の場合、５マイクロ秒の代表的な
パルス幅を使用する。２０Ｊ／ｃｍ²電気エネルギー密
度を穴径が５ｍｍのフラッシュランプに入力すると、皮
膚上のエネルギー密度は１０Ｊ／ｃｍ²になる。スペク
トルの硬紫外線領域を遮断すると、エネルギーの９０％
が透過することになる、すなわち１０Ｊ／ｃｍ²近いエ
ネルギー密度が皮膚に当たることになる。このエネルギ
ー密度は、皮膚上の外部斑を蒸発させるのに十分高い。

【００４２】装置１０は、医師が取っ手１３を持って保
持する軽量ユニットと、スペクトルおよび露出した領域
の大きさをともに調節するフラッシュランプ１４、フィ
ルタ１８およびアイリス２０および反射率および瞬間皮
膚温度を測定する検出器を含むハンドヘルドユニットの
二つのユニットとして提供できる。電源、ＰＦＮおよび
電気制御装置がフレキシブルケーブルを介してハンドヘ
ルドユニットに結合された個々のボックス（図示せず）
内に含まれている。これにより、容易な操作および治療
する必要のある皮膚領域への容易な接近が可能になる。

【００４３】以上、本発明について皮膚治療に関連して
説明した。しかしながら、非外科的治療においてレーザ
の代わりにフラッシュランプを使用すると同様な利点が
得られる。砕石術や血管閉塞物の除去などの治療は、フ
ラッシュランプを使用して実施できる。そのような装置
は、図１および図２に示されるものと同じであり、図３
の電子機器を使用してフラッシュを発生させることがで
きる。しかしながら、光を光ファイバへ適切に結合させ
るために、いくつかのカプラ４０、８０および９０が図
４および図８から図１０にそれぞれ示されている。

【００４４】カプラ４０は、直線形フラッシュ管４２な
ど高密度非コヒーレント等方性パルス光の光源と、光エ
ネルギーを光ファイバ４６へ送る光反射鏡４４とを含ん
でいる。光ファイバ４６は、図４の実施例では概して円
錐状端部を有する。光ファイバ４６は、集光システム４
４からの光を治療部位に送る。一般に、カプラ４０は、
フラッシュ管からのパルス光を光ファイバ中に結合させ
るものであり、医療分野、工業分野および家内工業分野
で応用されている。

【００４５】例えば、カプラ４０は、材料加工では加工
する材料の一部を高速に加熱または融除するのに使用で
きる。あるいは、カプラ４０は、写真用途では写真撮影
用のフラッシュになる。そのようなカプラを使用する
と、フラッシュバルブをカメラの内部に配置し、光ファ
イバを使用して光をカメラの外部へ送ることができる。
カプラ４０では、過去においてコヒーレント光または非
コヒーレント光が使用されていた多くの応用分野で非コ
ヒーレント光が使用できることを当業者なら理解できよ
う。

【００４６】光を光ファイバへ結合できるように、フラ
ッシュ管４２は、図５および図６に示すようにドーナツ
形状を有し、反射鏡４４の内部に配置されている。ドー
ナツ形状の他に、連続らせん形など他の形状のフラッシ
ュ管４２も使用できる。しかしながら、らせん形管は、
ドーナツ形管よりも製造が困難である。次に、図６を参
照すると、フラッシュ管４２は概してトーラス形状をし
ているが、トーラスの端部にある電極を電源に接続する
必要があるので完全なトーラスではない。この場合、電
極への接続を極めて小さくできるので、フラッシュ管４
２の円形状が著しく崩れることはない。

【００４７】反射鏡４４は、光を集光し、収束するもの
であり、ドーナツ形フラッシュ管４２の短軸に垂直な平
面内でほぼ楕円状の断面を有する。この楕円の長軸は、
ドーナツ形ランプ４２の長軸と小さな角度をなすことが
好ましい。楕円軸とランプ４２の主軸の間の角度の正確
な値は、光ファイバの開口数（ＮＡ）によって決まる。
ドーナツ形フラッシュ管は、その短軸が楕円の焦点と一
致するように位置決めされる。楕円の他方の焦点は、光
ファイバ４６の端部にある。反射鏡４４は、金属を加工
して、反射率をよくするために内表面を研磨したもので
ある。アルミニウムは、可視光波長および紫外線波長に
おいて高い反射率を有する非常によい反射材であり、こ
の用途に使用できる。反射材は、単一部品に加工し、次
いで装置の主軸に垂直な面に沿って切断することができ
る。したがって、ドーナツ形フラッシュ管を装置に組み
込むことができる。

【００４８】図４に示すように、光ファイバ４６の端部
は、フラッシュ管からの光が当たるファイバの全面積が
大きくなるように、開口角の小さい円錐状となってい
る。次に、図７を参照すると、光を円錐状先端に結合さ
せるための形状が示されている。ここでは、光が屈折率
ｎ₂を有する空間内の領域から入射し、またファイバの
円錐状断面（ならびにファイバコアの残部）が屈折率ｎ
₁を有すると仮定する。

【００４９】円錐状端部に当たる光線はすべてその中に
捕獲されるとは限らない。システムの長軸を含む平面内
を伝播する光線の場合、ファイバ内に捕獲吸収される光
線の角度についての条件を導き出すことができる。この
条件を式３に示す。

【００５０】ｓｉｎ（μ_criti）＝ｃｏｓ（β）−［ｎ₁ ²／ｎ₂ ²−１］^1/2ｓｉｎ（β）（式３）光は、入射角μが式３から計算したμ_critiよりも大き
い場合、光ファイバの円錐状部分に捕獲される。捕獲
は、ｎ₁＞ｎ₂の場合にのみ可能である。ファイバの外
側の媒体が空気である場合、ｎ₂＝１である。また、コ
アおよびクラッディングを有するファイバを使用した場
合、ファイバの円錐状部分に捕獲される光はすべてファ
イバの直線部分に捕獲されるとは限らない。また、コア
を有し、クラッディングのない（空気クラッディング）
ファイバを使用した場合、ファイバの円錐状部分に捕獲
される光線はすべてファイバの直線部分に捕獲される。

【００５１】流体が反射鏡と光ファイバの間の空間を満
たしている図４に示す構成も使用できる。この用途に非
常に都合のよい流体は水である。また、水は、繰返し速
度が早いパルスを使用した場合、フラッシュランプを冷
却するのに非常に有効である。流体が存在するため、フ
ラッシュランプ外被材料と空気の間の転移など、ガラス
から空気への転移に関連する損失が小さくなる。また、
流体を反射鏡内に使用すれば、コア／クラッディングフ
ァイバを使用した場合でも、円錐状部分に捕獲されるす
べての光線がファイバ内に捕獲されるようにその屈折率
を選択できる。

【００５２】反射鏡内でファイバを構成する他の方法
は、平坦な端部を有するファイバを使用することであ
る。この構成は、図８に示されており、円錐状端部の捕
獲効率に非常に近い捕獲効率を有する。球形形状など、
ファイバ端部の他の多くの形状も使用できる。また、フ
ァイバ端部の構成は、ファイバの出口側の光の分配に影
響を及ぼし、装置の特定の用途に応じて選択できる。

【００５３】装置は、各種光ファイバとともに使用でき
る。一般に、非外科的医療分野では単一のまたは少数の
ミリメータ直径またはサブミリメータ直径のファイバが
使用される。他の用途、特に工業用および家内工業用で
は、直径のより大きいファイバまたはより大きいファイ
バ束または光導体を使用することが好ましい。

【００５４】実施例の一つによれば、フレキシブル光導
体またはリジッド光導体を使用して、光を治療部位に照
射する。フレキシブル光導体は、石英またはその他のガ
ラスファイバ束を熱によって溶接することにより作成す
る。ファイバ束は、円形、長方形、またはその他の任意
の有用な形状が可能である。リジッド光導体は、石英、
アクリル、ガラス、または高度の透明度を有するその他
の材料から作成できる。一般に、材料はすべての面が高
度に研磨される。

【００５５】治療に有用な円形光導体の代表的な断面
は、直径１ｍｍ〜１０ｍｍである。あるいは、３ｍｍ×
１０ｍｍから３０ｍｍ×１００ｍｍまでの代表的な寸法
を有する長方形光導体も使用できる。いずれにせよ、長
さは２０ｍｍ〜３００ｍｍ、または特定の用途に必要な
長さでよい。

【００５６】別の実施例によれば、長方形光導体は、光
をより効率よく結合するのに使用される。長方形光導体
は、直線形フラッシュランプに適合する形状を有し、か
つ治療する血管の形状に適合するものを選択する。

【００５７】上述の光導体は、別の実施例では、治療部
位へ送られる光のスペクトルを調節するのに使用でき
る。スペクトルの調節は、吸収色素がその中に溶解して
いる材料から光導体を作成することによって達成でき
る。したがって、光導体によって伝送された光は、吸収
色素によって決定されるスペクトルを有する。あるい
は、平坦な特性を有する離散的フィルタを光導体の一端
（好ましくは入力端）に追加することができる。これら
のフィルタはどちらも吸収フィルタである。本発明者等
は、Ｓｃｈｏｔｔによって製造されたＭｏｄｅｌＮ
ｏ．ＯＧ５１５、ＯＧ５５０、ＯＧ５７０、およびＯＧ
５９０を有する吸収フィルタは、適切な特性を有するこ
とを発見した。

【００５８】さらに、光導体へ適切な光コーティングを
施すことによって、干渉フィルタや光導体上の反射コー
ティングが使用できる。また、単一の離散的干渉フィル
タも使用できる。さらに、本発明に記載の各種フィルタ
または他のフィルタの組合せも使用できる。本発明に記
載のフィルタを使用した場合、前に図１を参照して説明
したフィルタは不要になる。

【００５９】別の実施例では用途別光導体を使用する。
このようにして、様々な治療のために光のスペクトルを
容易に調節することができる。この別の実施例によれ
ば、用途別光導体を使用して様々な治療が実施できる。

【００６０】光導体の光学的特性は、特定の治療が最適
になるように選択する。以下の波長はそれぞれの治療に
特に有用である。

【００６１】直径０．１ｍｍ以下の動脈５２０ｎｍ〜６５０ｎｍ直径０．１ｍｍ以下の静脈５２０ｎｍ〜７００ｎｍ直径０．１ｍｍから１．０ｍｍまでの血管５５０ｎｍ
〜１０００ｎｍ太い血管６００ｎｍ〜１０００ｎｍ各場合ごとに、皮膚が黒くなるほど（色素沈着が進
む）、スペクトルの低カットオフ部分の長い方の波長を
使用する必要がある。

【００６２】浸透が最適となるように多数のスペクトル
が使用できる。これは、それぞれ異なるスペクトルを有
する数個のパルスを照射することによって達成できる。
例えば、第一のパルスは、血液中に吸収される割合の大
きいスペクトルを有する。このパルスは、血液を凝固さ
せ、したがって血液の光学的特性が変化し、他の波長範
囲（長い方が好ましい）で吸収される割合が大きくな
る。第二のパルスは、血液が大きい方の波長範囲のエネ
ルギーを吸収するので、より効率的に吸収される。この
原理は、レーザまたはその他の光源を使用しても適用で
きる。

【００６３】上述の光導体の特徴の他に、他の一実施例
では、光導体を使用して皮膚に入射する光線の角度分布
を調節する。（垂線に対して）大きい角度で皮膚に入射
した光は、組織中にあまり深く浸透しない。反対に、皮
膚に垂直に入射した光はより深く浸透する。したがっ
て、浅い浸透を必要とする治療の場合、角分散の比較的
大きい光線を照射することが望ましい。あるいは、深い
浸透を必要とする治療が必要な場合は狭い分散が好まし
い。治療によっては、浅い浸透と深い浸透の両方が必要
な場合もある。

【００６４】図１５に、入射ビームよりも角分散の大き
い出射ビームを有する光導体１１５を示す。図１５に示
すように、ビーム１１６は光導体１１５の軸に対して小
さい角度で光導体１１５に入る。ビーム５０１が光導体
１１５を出ると、軸に対する角度ははるかに大きくな
る。光導体１１５の先細形状によりこの分散が大きくな
る。

【００６５】図１６に、その中に入る光線の角度分布を
維持する直線光導体１１８を示す。カプラ６０１の軸に
対して同じ角度で光導体１１８に入り同じ角度で光導体
１１８から出るビーム１１９が示されている。光導体１
１５と光導体１１８の両方を交互に使用すれば、上述の
狭く深い浸透が達成できる。あるいは、ユーザは、実施
する治療に必要な浸透の深度に応じてカプラのタイプを
選択することができる。

【００６６】図９および図１０に、直線形フラッシュ管
９２を直線−円形ファイバ伝達ユニット９４からファイ
バ束９６へ結合させるカプラ９０を示す。反射鏡９８
は、この実施例では、直線形フラッシュ管９２の軸に平
行な平面内で図１０に示される楕円断面を有する。管９
２は、楕円の一方の焦点にあり、直線−円形束変換器９
４の直線束側は楕円の他方の焦点にある。この構成は、
比較的製造が容易であり、ＧｅｎｅｒａｌＦｉｂｅｒ
Ｏｐｔｉｃｓから販売されている２５−００４−４な
ど市販の直線−円形束変換器が使用できる。この構成
は、露出領域の大きいファイバ、またはフラッシュ照射
目的に特に有用である。

【００６７】本発明によって達成できるエネルギー密度
および出力密度は、表面治療または医療用途で所要の効
果を得るのに十分高い。図４に示した実施例では、全エ
ネルギーと出力密度は次のようにして推定できる。穴径
４ｍｍ、外径３．３ｃｍの代表的なドーナツ形ランプの
場合、ランプへの１０Ｊ／ｃｍ²の電気的線形エネルギ
ー密度入力がパルス幅５μ秒で使用できる。ランプの光
出力は、最適電気的動作条件に対して５Ｊ／ｃｍ²〜６
Ｊ／ｃｍ²になる。図４に示される反射鏡の場合、ラン
プ内に発生する光の５０％が下方焦点に収束する。した
がって、２５Ｊ〜３０Ｊの焦点上での全エネルギー束が
得られる。図４または図８に示される実施例の場合、焦
点面における反射鏡の全断面積は、０．８ｃｍ²の断面
を有する。ファイバへの入口における３０Ｊ／ｃｍ²〜
４０Ｊ／ｃｍ²程度のエネルギー密度がこの断面によっ
て得られる。これは、医療または材料加工用途で使用さ
れる代表的な出力密度である５ＭＷ／ｃｍ²〜１０ＭＷ
／ｃｍ²の出力密度に対応する。

【００６８】より長いパルスでは、ランプへのより大き
い線形電気エネルギー密度が使用できる。フラッシュ管
へパルスが１ミリ秒の場合、１００Ｊ／ｃｍ²の線形電
気エネルギー密度が使用できる。焦点領域における対応
するエネルギー密度は、最大３００Ｊ／ｃｍ²にもな
る。そのようなエネルギー密度は、工業用洗浄および加
工用途で非常に有効である。

【００６９】光ファイバを直線形フラッシュランプなど
細長い光源へ結合させる別の実施例を図１１および図１
２に示す。図１１の実施例では、光ファイバ１０１がラ
ンプ１０２およびランプ外被１０３に巻き付けてられて
いる。光源から発生した光のいくつかはファイバ中に結
合する。光線がファイバによって捕獲される方向に伝播
する場合、この光はファイバ内を伝播し、それをファイ
バ出力１０４として使用することができる。この構成の
一つの欠点は、ランプ１０３によって放出された光の大
部分がランプ１０３の表面に垂直な方向に進み、ファイ
バ１０１内に捕獲されないことである。

【００７０】図１２に示される実施例ではこの問題が克
服されている。図１１のファイバ１０１などドープしな
いファイバではなく、ドープした光ファイバ１０５がラ
ンプ１０２および外被１０３に巻き付けられている。ド
ーパントは、ランプ１０２から出力された放射によって
励起され、ファイバの内部に光を照射する蛍光材料であ
る。この光は全方向に照射され、ファイバ１０５の臨界
角内に入る一部の光は、捕獲され、ファイバ中を伝播
し、ファイバ出力１０４として使用することができる。
ファイバ内に捕獲される光の角度は、光ファイバまたは
光導波路を製造する材料の臨界角である。空気中のファ
イバ（または光導波路）の場合、この角度は、ｓｉｎα
＝１／ｎによって与えられる。

【００７１】一般に、ガラスまたはその他の透明材料で
は、ｎ＝１．５、α＝４１．８°である。これは、ファ
イバ内の蛍光によって放出される光の１０％以上の捕獲
効率に対応する。蛍光作用の５０％効率を仮定した場
合、ランプによって発生する光の５％以上が捕獲され、
ファイバ中へ伝播することが分かる。例えば、線形電気
エネルギー入力３００Ｊ／インチの４インチランプ、電
気光変換効率５０％のランプでは、その電気エネルギー
の２．５％がファイバ中に結合されることになる。これ
は、４インチランプの場合、光の全光エネルギー３０Ｊ
に対応する。この実施例は、ランプから放出された波長
を、上述の治療または加工用途のうちのいくつかの用途
でより有用な波長に交換するさらなる利点を有する。し
たがって、ファイバ中にドープする材料は、装置の特定
の用途によって決定される放出波長によって選択するこ
とができる。

【００７２】別の実施例の一つでは、光を皮膚に照射す
るのにゲルを使用する。この別の実施例では、皮膚の外
層（表皮および真皮の上部層）の加熱が少なくなる。ゲ
ルは、粘度の大きい水性ゲルが好ましく、治療の前に皮
膚に塗布するが、必ずしも水性でない他のゲルも使用で
きる。水性ゲルなど、熱容量および熱伝導率の比較的大
きいゲルは、外皮（特に表皮）を冷せることが好まし
い。また、治療の際に光が透明ゲルを通過し皮膚に達す
るので、透明であることが好ましい。

【００７３】次に、図１３を参照して、治療の前にゲル
１１０を皮膚２１に塗布する。光がその中を通るゲルの
上部層の凹凸に起因して光が散乱し、皮膚中への光の浸
透が減少するので、皮膚の上部ゲルの平坦層を使用す
る。層を平坦にするためには、固体の透明な平坦部分１
１１を皮膚の上部に塗布する。この構成を図１３に概略
的に示す。透明プレートは、ガラスまたはその他の透明
材料から作成できる。フラッシュランプハウジングかま
たは上述の光導体を透明プレートに直接接触させて配置
する。

【００７４】図１３の構成は、皮膚表面の凹凸のために
皮膚中に入る（矢印１１３によって表される）光の散乱
が減少する利点を有する。皮膚は、空気の屈折率よりも
大きい屈折率を有する。したがって、空気と皮膚の境界
上に当たるどの光子も、入射角０°で皮膚に当たらなけ
れば偏向する。皮膚の表面がでこぼこなので、皮膚の角
度分布が増加する。これを図１４に概略的に示す。

【００７５】ゲルを使用すると、ゲルが皮膚構造によっ
て生じた凹凸の空隙を充填できるのでこの問題が処理で
きる。ゲルを覆う透明プレートおよびゲル自体は、皮膚
の屈折率に近い屈折率を有することが好ましい。これ
は、皮膚の屈折率が可視光領域および近赤外線領域で
１．４程度であるので比較的容易である。たいていのガ
ラスおよび透明プラスチックは、十分近い１．５程度の
屈折率を有する。水の屈折率は、この範囲で１．３４程
度である。水性ゲルも同じ屈折率を有する。屈折率は、
適切な添加剤によって大きくできる。したがって、プレ
ートとゲルは、入射する光に対して平坦面の役目を果た
す。ゲルとプレートは皮膚に近い屈折率を有するので、
ゲルとプレートの境界およびゲルと皮膚の境界における
散乱が非常に少なくなる。

【００７６】ゲルの使用は、脚の静脈およびその他の皮
膚の良性血管障害の治療において実験的に成功した。治
療は、上述のフラッシュランプを使用して行った。しか
しながら、別の実施例では、別の非コヒーレント光源ま
たはコヒーレント光源が使用できる。

【００７７】治療中、一般に、パルス間の遅延の少ない
連続する三つのパルスの形で光を皮膚に照射する。脚の
静脈に特有なより太くより深部にある血管と比較して表
面にある薄い（厚さ０．１ｍｍ以下）表皮が高速に冷や
されることを利用するためにこの治療方法を使用する。
ゲルが皮膚と接触すると、パルス間の待ち時間中に表皮
が冷やされる。冷やすことより表皮の損傷が大幅に減少
する。

【００７８】本発明によれば、長いパルスかまたは遅延
によって分離した連続するパルスの形で光を治療部位に
照射する。所望の治療を達成するのに十分な熱、ただし
皮膚が損傷しない程度の熱が得られるように、オペレー
タが遅延およびパルス長を調節することが好ましい。

【００７９】この考えは、太く深部にある（直径２ｍ
ｍ、深さ２ｍｍ程度の）血管を使用して試験した。市販
の水性超音波ゲル（厚さ１ｍｍ〜２ｍｍ、Ｐａｒｋｅｒ
ＵＳＡ製の「Ａｑｕａｃｌｅａｒ」ゲル）の薄い層
を皮膚に塗布した。厚さ１ｍｍのガラス窓を使用して、
ゲルの平坦層を生成させた。装置からの光は、薄いガラ
スとゲルを通過し、皮膚に当った。空気泡がゲル中に生
じないように注意した。この構成は、３０Ｊ／ｃｍ²〜
５０Ｊ／ｃｍ²の光子フルエンスを使用して試験した。
皮膚を損傷することなく血管の凝固およびクリアランス
が得られた。これは、ゲルを使用せず、同じパルス構成
を有する２０Ｊ／ｃｍ²のフルエンスを使用して皮膚の
火傷が生じた同様の試験とは相反する。

【００８０】表皮は、厚さ約０．１ｍｍ、冷却時間約５
ミリ秒である。したがって、火傷を防ぐには、５ミリ秒
以上の遅延を使用する。

【００８１】他の別の実施例では、フラッシュランプへ
供給する電圧および電流を調節することによって、治療
に使用する光のスペクトルを調節する。当技術分野で周
知のように、フラッシュランプによって発生する光のス
ペクトルは、フラッシュランプに供給される電圧および
電流によって決まる。この実施例によれば、所望の治療
スペクトルが得られるように入力電圧と電流を選択す
る。適切な電圧および電流は、使用する各フラッシュラ
ンプごとに実験的に決定できる。例えば、２００アンペ
アのフラッシュランプ電流では、図１７に示すスペクト
ルが生じた。同様に、３８０アンペアのフラッシュラン
プ電流を使用して図１８のスペクトルが生じた。図１７
のスペクトルは、８００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長範囲
で著しい増大を示す。そのようなスペクトルは、太い血
管の治療に特に有用である。

【００８２】出力スペクトルを調節するのに使用する異
なる電流および電圧は、フラッシュランプ用の電源の一
部として直列にも並列にも接続することのできるコンデ
ンサのグループまたはバンクを使用すると得られる。直
列接続では、比較的高い電圧および大きい電流が得ら
れ、したがって５００ｎｍ〜６５０ｎｍなど、波長のよ
り短いエネルギーを有するスペクトルが生じる。そのよ
うな直接接続は、より細い血管の治療に有用なより短い
パルス（例えば、１ミリ秒〜１０ミリ秒）を発生させる
のに適している。

【００８３】並列接続では、小さい電流と低い電圧が得
られ、したがって７００ｎｍ〜１０００ｎｍなど、波長
のより長い出力スペクトルが生じる。そのようなスペク
トルは、太い血管の治療により適しており、長いパルス
（例えば、１０ミリ秒〜５０ミリ秒）を発生させるのに
適している。直列接続か並列接続かの選択は、リレーま
たは一組のリレーを使用して行う。

【００８４】別の実施例の一つでは、図３のパルス発生
回路網の代わりに図１９に示される回路など、ＧＴＯド
ライバ回路１２１を使用する。図１９のドライバ回路で
は、オン／オフが可能なスイッチを使用してフラッシュ
ランプへの電力の供給を調節する。この別の実施例につ
いてスイッチとして使用するＧＴＯに関して説明する
が、ＩＧＢＴなど、オン／オフが可能な他のスイッチも
使用できる。

【００８５】次に、図１９を参照すると、ドライバ回路
１２１は、高電圧源１２２、コンデンサバンクＣ５、イ
ンダクタＬ５、ダイオードＤ５、スイッチＧＴＯ１、ダ
イオードＤ６、ダイオードＤ７、抵抗Ｒ５、コンデンサ
Ｃ６、ＧＴＯトリガ発生装置ＴＲ１、抵抗Ｒ７、コンデ
ンサＣ７、およびフラッシュ管トリガ発生装置ＴＲ２を
含んでいる。これらの構成部品は、フラッシュランプ１
４に接続されており、フラッシュランプ１４に電力パル
スを供給する役目をする。パルスの持続時間およびタイ
ミングは、本発明の説明に従って提供される。ドライバ
１２１は、以下に説明するように動作する。

【００８６】高電圧源１２２は、コンデンサバンクＣ５
の両端間に接続されており、コンデンサバンクＣ５をフ
ラッシュランプ１４に適用するのに適した電圧まで充電
する。コンデンサバンクＣ５は、一つまたは複数のコン
デンサから構成でき、上述のように構成することもでき
る。

【００８７】フラッシュランプ１４を発光させる前に、
フラッシュ管トリガ発生装置ＴＲ２は、フラッシュラン
プ１４を遮断し、フラッシュランプ１４中に比較的低イ
ンピーダンスのチャネルを生成する。フラッシュランプ
１４が遮断された後、コンデンサＣ７は、フラッシュラ
ンプ１４へ電流を放出し、さらにフラッシュランプ１４
中に低インピーダンスのチャネルを生成する。このよう
にして、電力パルスにフラッシュランプ１４を備えるた
め事前放電を行う。コンデンサＣ７は、コンデンサバン
クＣ５に対してわずかな電流を供給する。あるいは、ド
ライバ回路１２１は、事前放電が不要なシマーモードで
動作できる。

【００８８】その後、ＧＴＯトリガ発生装置ＴＲ１から
のパルスによってスイッチＧＴＯ１をオンにすると、フ
ラッシュランプ１４とコンデンサバンクＣ５の間の回路
が完成する。したがって、コンデンサバンクＣ５はフラ
ッシュランプ１４を介して放電する。インダクタＬ５
は、フラッシュランプ１４中の電流の立上り時間を調整
するために設けられている。インダクタＬ５は、図示さ
れていない固有抵抗部品を含む。

【００８９】所望のパルス幅によって決定された時間経
過後、ＧＴＯトリガ発生装置ＴＲ１は、スイッチＧＴＯ
１にパルスを供給し、スイッチをオフにする。制御回路
は、トリガパルスのタイミングを決定し、所望のパルス
幅および遅延に従ってそれらトリガパルスを供給する。

【００９０】ダイオードＤ６、抵抗Ｒ５およびコンデン
サＣ６から構成されるスナバー回路がスイッチＧＴＯ１
に設けられている。また、スイッチＧＴＯ１を逆電圧か
ら保護するためにダイオードＤ５およびＤ７が設けられ
ている。スイッチＧＴＯ１の漏れ電流を測定するため
に、抵抗Ｒ７がフラッシュランプ１４と並列に設けられ
ている。この漏れ電流を使用して、スイッチＧＴＯ１が
適切に動作していることを確認することができる。

【００９１】ドライバ回路１２１への可能な追加は、Ｓ
ＣＲまたはその他のスイッチをコンデンサバンクＣ５に
並列に設けることである。これにより、スイッチＧＴＯ
１をオンにすることなくコンデンサバンクＣ５の放電ま
たはリセットが可能になる。回路に示した並列トリガで
はなく直列トリガ回路を設けるなど、他の変更も可能で
ある。他の変更は、ドライバ回路にフラッシュランプ１
４ではなくレーザを使用することである。

【００９２】パルス幅および遅延を適切にすることは、
表皮の火傷を防止するのに役立つ。表皮は冷却時間が約
５ミリ秒であり、一方、太い血管は冷却時間が長くなる
（１ｍｍの血管では冷却時間が約３００ミリ秒であ
る）。したがって、５ミリ秒よりも長いパルスの持続時
間中、表皮の温度は下がるが、血管の温度は下がらな
い。例えば、太い血管（直径約１ｍｍの血管など）を治
療する場合、１００ミリ秒のパルスにより皮膚を冷やす
ことができるが、血管は冷やされない。

【００９３】パルス列を使用しても同じ結果が達成でき
る。これは、単一の長いパルスをフラッシュランプに供
給することが実際的でない場合に有用である。パルス間
の遅延は、皮膚は冷やすが、血管は冷やされないように
選択する。したがって、太い血管ほど、冷却時間が長く
なるので、遅延を長くして治療することができる。小さ
い血管は高速に冷やされ、長い遅延は有効ではない。し
かしながら、小さい血管はまた、エネルギーをあまり必
要とせず、単一のパルスで有効に治療することができ
る。

【００９４】代表的な遅延時間は、２０ミリ秒〜５００
ミリ秒である。さらに具体的には、１００ミリ秒〜５０
０ミリ秒の遅延は、直径１ｍｍよりも大きい血管に有効
である。２０ミリ秒〜１００ミリ秒の遅延は、直径０．
５ｍｍから直径１ｍｍまでの血管に有効である。１０ミ
リ秒〜５０ミリ秒の遅延は、直径０．１ｍｍから直径
０．５ｍｍまでの血管に有効である。１ミリ秒〜２０ミ
リ秒の幅を有する単一のパルスは、直径０．１ｍｍ以下
の血管に有効である。

【００９５】さらに、遅延は、皮膚色素沈着の度合に応
じて選択する必要がある。黒い皮膚ほど多くのエネルギ
ーを吸収し、冷やすのに多くの時間を必要とする。した
がって、より長い遅延が必要である。白い皮膚ほど吸収
されるエネルギーが少なく、より短い遅延に適合する。

【００９６】多数のパルスでは、皮膚下のまたは皮膚に
近い細い血管の「紫斑」または破裂を回避することが分
かった。火傷を防ぎ、冷却を行うのにパルスを使用する
ことは、レーザまたはその他の光源から供給される光に
も有効である。

【００９７】他の別の実施例では、マイクロプロセッサ
またはパーソナルコンピュータを使用してフラッシュラ
ンプを調節する。マイクロプロセッサを使用して、タイ
ミング機能を提供し、上述のトリガ信号の入力を待つこ
とができる。さらに、実施例の一つでは、マイクロプロ
セッサは、ディスプレイ画面およびキーボードなどのユ
ーザインタフェース、ボタン、マウス、またはその他の
入力装置を含む。マイクロプロセッサは、治療パラメー
タの選択に役立つ情報をその中に格納している。

【００９８】例えば、治療する症状がポートワインしみ
皮膚タイプＩＩＩである場合、医師はその症状をマイク
ロプロセッサに入力する。マイクロプロセッサは、例え
ば５７０ｎｍカットオフフィルタ、５０ミリ秒の遅延お
よび５５Ｊ／ｃｍ²のフルエンスを有するダブルパルス
を使用して、指示された治療パラメータに応答する。医
師は、これらの指示されたパラメータを変更することが
できるが、指示されたパラメータについて治療指針を再
度参照する必要はない。この別の実施例では、紫外線レ
ーザまたはパルスレーザなど、フラッシュランプ以外の
光源でも使用できる。

【００９９】これらの出力パラメータは、画面やプリン
タなどに出力され、以下に説明する出力を含む。これ
は、医師が適切な治療を決定するのに役立ち、またその
ような装置を効果的に使用する方法を知るのにも役立
つ。実施例の一つでは、マイクロプロセッサ出力は、光
と皮膚および血管障害との相互作用のシミュレーショ
ン、フラッシュランプから癌に照射される悪性組織中の
温度分布および酸素濃度、または赤外線レーザまたはそ
の他の光源を使用して皮膚再生の際に起こるプロセスを
示す。

【０１００】マイクロプロセッサ中のプログラム（ある
いはアナログ回路）は、光と組織および血管との相互作
用をモデル化する。多くのプログラムを使用してモデル
を構築することができ、好ましい実施例では、以下の入
力パラメータを使用する。光源タイプ（例えばフラッシ
ュランプまたはパルスレーザ）、出力曲線の数（例えば
１〜４本）、皮膚のタイプ、血管の直径およびそれが位
置する深度、血液型（オキシヘモグロビンまたはデオキ
シヘモグロビン）、パルス持続時間、パルス間の遅延、
エネルギーのフルエンス、フィルタのタイプ、短いまた
は長いパルスモード、使用するゲルおよびその温度。パ
ルスレーザの場合、波長が入力である（例えば４００ｎ
ｍ〜１０６４ｎｍ）。

【０１０１】マイクロプロセッサおよび画面は、実施例
の一つでは以下の情報を表示する。治療終了時の組織中
および血管中の温度分布、異なる光源または治療体制を
比較するための最大四つまでの曲線のグラフ。あるい
は、出力は、画面上ではなくプリンタに印刷することも
できる。

【０１０２】多数のマイクロプロセッサルーチンを使用
して本発明を実施できることを当業者なら理解できよ
う。ルーチンは、多数の方法で相互作用をモデル化する
ことができ、単一次元の光と組織との相互作用の一つの
そのようなモデルでは、フルエンスについての以下の実
験式を使用する。

【０１０３】Ｆ＝Ｆ（０）ｅｘｐ（−ｘ／ｄ）上式でｄ＝１／μ_eff、 μ_eff＝［３μ_a（μ_a＋μ_S（１−ｇ））］^1/2 上式で、μ_aは真皮の吸収係数、μ_Sは、真皮の散乱係
数、およびｇはある散乱事象の散乱角の平均コサインと
して定義される異方性ファクタである。

【０１０４】Ｆ（０）は、Diffusion of Light in Turb
id Material, A. Ishimaru, Applied Opti cs, 1989 Vo
l. 28 No.12, pp 2210-2215 に従って計算したが、波長
に依存する実験的修正を加える。

【０１０５】Ｆ（０）＝Ｆｏ（６４０／Ｗ）^1/4 上式でＷは波長である。

【０１０６】組織中の光緩和時間は、温度緩和時間およ
び皮膚障害の治療に使用される光パルス持続時間よりも
著しく短い。したがって、組織中への光浸透を記述する
のに静止モデルを使用した。Ｉｓｈｉｍａｒｕの流体力
学モデルは、Ｆ（０）を計算するのに適している。この
モデルによれば、拡散エネルギーフルエンス速度ψ_dは
以下の拡散方程式を満足する。

【０１０７】（▽²−κ²）ψ_d＝−ＱＱ＝３γ_S（γ_T＋ｇγ_a）Ｆ₀ｅｘｐ（−τ） κ²＝３γ_aγ_tr γ_tr＝γ_S（１−ｇ）＋γ_a γ_t＝γ_a＋γ_S τ＝∫γ_tｄｓ上式でＦ₀は入射エネルギービームである。散乱係数お
よび吸収係数は波長の関数である。全エネルギーフルエ
ンス速度は ψ_t＝ψ_d＋ψ_c ψ_c＝Ｆ₀ｅｘｐ（−τ）によって与えられる。

【０１０８】この方程式は、対応する境界条件を使用し
て数値計算した。この入射強度で照射される表面におけ
るψ_dに対する境界条件は

【０１０９】

【数１】

【０１１０】組織中の温度分布の挙動は、平面形状の近
表皮領域についての一次元熱伝導方程式

【０１１１】

【数２】

【０１１２】を解くことによって説明される。

【０１１３】上式でＴ_T=0＝３６

【０１１４】

【数３】

【０１１５】ここで、ρは組織の密度、ｃは比熱、およ
びλは熱伝導率である。水の熱特性を組織の熱特性につ
いて仮定した。

【０１１６】円筒形状の血管に近い領域の熱伝導方程式
を計算する。ただし、円筒の中心を最大温度を有する点
として選択した。

【０１１７】

【数４】

【０１１８】他のモデルも使用できることを当業者なら
理解できよう。

【０１１９】また、マイクロプロセッサまたはパーソナ
ルコンピュータを使用して、データベース中の患者の情
報を作成記憶することができる。したがって、治療する
症状、治療パラメータ、治療回数など、過去の治療情報
を記憶しておき、その患者を再び治療する場合にデータ
を呼び出すことができる。これは、患者に適切な治療を
施す際に役立つ。さらに、データベースには、各治療の
前後の患者の症状を撮った写真を含むことができる。ま
た、これは、記録保持、および所与の症状に対してどの
ような治療が最も適切かを決定するのに役立つ。

【０１２０】上述の治療の他に、本発明に記載した装置
および方法を使用して他の症状を治療することができ
る。例えば、乾癬およびイボの治療は成功している。同
様に、皮膚の若返り（皺の除去）は有効であろう。さら
に、本発明の発明者は、本発明を使用して、痔、喉障
害、および血管奇形に関連する婦人科問題を治療するこ
とを考えている。

【０１２１】したがって、本発明により、上記の目的お
よび利点を完全に満足するフラッシュランプおよびカプ
ラが提供されたことが明らかであろう。以上、本発明に
ついてその特定の実施例と関連して説明したが、多くの
代替、変形および変更が当業者には明らかであろう。し
たがって、本発明は、請求の範囲の精神および広い範囲
内に入るそのようなすべての代替、変形および変更を包
括するものである。

【図面の簡単な説明】

【図１】非コヒーレントパルス光源皮膚治療装置の断面
図である。

【図２】図１の光源の側面図である。

【図３】図１および図２の皮膚治療装置とともに使用す
るためのパルス幅が可変のパルス発生回路網の概略図で
ある。

【図４】ドーナツ形フラッシュ管からの光を円錐状端部
を有する光ファイバ中に結合させるカプラの断面図であ
る。

【図５】ドーナツ形フラッシュ管の側面図である。

【図６】ドーナツ形フラッシュ管の上面図である。

【図７】円錐状断面中に結合させるための形状を示す図
である。

【図８】ドーナツ形フラッシュ管からの光を平坦な端部
を有する光ファイバ中に結合させるカプラの断面図であ
る。

【図９】直線形フラッシュ管からの光を円形ファイバ束
中に結合させるカプラの正面断面図である。

【図１０】図９のカプラの側面断面図である。

【図１１】直線形フラッシュ管からの光を光ファイバ中
に結合させるカプラの正面図である。

【図１２】直線形フラッシュ管からの光をドープした光
ファイバ中に結合させるカプラの正面図である。

【図１３】透明プレートを有するゲル状皮膚相互作用の
概略構成である。

【図１４】ゲルを使用せずに浸透する光子の角度分布を
示す図である。

【図１５】角分散の大きい光導体を示す図である。

【図１６】角分散の小さい光導体を示す図である。

【図１７】２００アンペアのフラッシュランプ電流によ
って生じたスペクトルである。

【図１８】２００アンペアのフラッシュランプ電流によ
って生じたスペクトルである。

【図１９】フラッシュランプ用のＧＴＯ駆動回路を示す
図である。

【符号の説明】

１０非コヒーレントパルス光源皮膚治療装置１２ハウジング１３取っ手１４光源１５外部ガラス管１６楕円反射鏡１８光学フィルタ２０アイリス２１皮膚２２検出器４０、８０、９０カプラ４２直線形フラッシュ管４４光反射鏡４６光ファイバ９２直線形フラッシュ管９４直線−円形ファイバ転送ユニット９６ファイバ束９８反射鏡１０１光ファイバ１０２ランプ１０３ランプ外被１０４ファイバ出力１０５ドープした光ファイバ１１０ゲル１１１平坦部分１１３光１１５光導体１１６、１１９ビーム１１８直線光導体１２１ドライバ回路１２２高電圧源Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３コンデンサＣ５コンデンサバンクＣ６、Ｃ７コンデンサＤ５、Ｄ６、Ｄ７ダイオードＧＴＯ１スイッチＬ１、Ｌ２、Ｌ３インダクタンスＬ５インダクタｎ₁、ｎ₂屈折率Ｒ１’、Ｒ２’、Ｒ３’ リレー接点Ｒ５、Ｒ７抵抗Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３高電圧スイッチＴＲ１ＧＴＯトリガ発生装置ＴＲ２フラッシュ管トリガ発生装置 μ 入射角

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】制御入力を含む、治療用の非コヒーレン
トパルス光出力を供給する光源と、光源の制御入力に接続された制御出力、ディスプレイ出
力、および入力インタフェースを有するマイクロプロセ
ッサと、マイクロプロセッサディスプレイ出力に接続されたユー
ザインタフェースとを含む治療装置において、マイクロプロセッサが、治療に関係する入力パラメータ
を受け取る手段と、治療に関係する出力パラメータを供
給する手段とを含む治療装置。
【請求項２】マイクロプロセッサが、治療中の患者に
ついての情報を受け取るためにユーザインタフェースに
接続された請求項１に記載の治療装置。
【請求項３】患者についての情報が、治療中の患者の
症状および患者の治療パラメータを含む請求項２に記載
の治療装置。
【請求項４】マイクロプロセッサが受け取った患者の
情報が、患者の症状を撮った写真を含む請求項３に記載
の治療装置。
【請求項５】前記写真が治療前の患者の症状を撮った
写真である請求項４に記載の治療装置。
【請求項６】前記写真が治療後の患者の症状を撮った
写真である請求項４に記載の治療装置。
【請求項７】マイクロプロセッサが、患者の組織内の
温度分布を表わす可視表示を出力するためにディスプレ
イに接続された請求項１に記載の治療装置。
【請求項８】マイクロプロセッサが、治療の終了時に
患者の血管内の温度を表わす可視表示を出力するために
ディスプレイに接続された請求項７に記載の治療装置。
【請求項９】マイクロプロセッサが、指示された治療
パラメータを表わす可視表示を出力するためにディスプ
レイに接続された請求項１に記載の治療装置。
【請求項１０】マイクロプロセッサが、非コヒーレン
ト光源と患者の間に配置する指示されたフィルタの可視
表示を出力するためにディスプレイに接続された請求項
９に記載の治療装置。
【請求項１１】マイクロプロセッサが、指示された数
の非コヒーレント光パルスを表わす可視表示を出力する
ためにディスプレイに接続された請求項９に記載の治療
装置。
【請求項１２】マイクロプロセッサが、複数パルスの
うちの各パルス間の指示された時間遅延を表わす可視表
示を出力するためにディスプレイに接続された請求項１
に記載の治療装置。