JP2008188473A - 治療装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 棒状閃光灯などのパルス状非レーザ型光源による治療装置を提供する。
【解決手段】 処置のための光出力を供給するように動作できる非コヒーレントパルス状光源（１４）と、この光源に接続された電源と、反射器（１６）を含み開口部を有するハウジングとを備え、光源はハウジング（１２）の内部に配置され、反射器は光源からの光を開口部へ反射し、開口部と治療部位の間に可撓性光ガイドが配置され、この光ガイドは光源からの非コヒーレント光を受けてその光を治療部位へ送り、光源と反射器および光ガイドがあいまって６Ｊ／ｃｍ^２と１００Ｊ／ｃｍ^２の間の光を供給する治療部位を処置するための治療装置であって、光ガイドは所定の角度で発散している光を送り、発散は希望の処置深さに応じて選択されることを特徴とする治療装置。
【選択図】図１

Description

本発明は、全体として治療電磁処置技術に関するものであり、更に詳しく言えば、治療処置またはその他の用途のために、そのような処置のための閃光灯（閃光管）などの空間的に拡がっているパルス動作光源を利用するため、または閃光灯からの光を光ファイバに効率的に集束するための装置に関するものである。

この出願の優先権主張の基礎を成す米国特許出願は、１９９２年１０月２０日に出願された「Ｍｅｔｈｏｄ Ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆｏｒ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ」という名称の未決の米国特許出願一連番号０７／９６４２１０の一部継続出願である。

皮膚疾患の処置などの治療用の医療用途に電磁放射線を使用することが従来技術で知られている。たとえば、Ｍｕｔｚｈａｓに付与された米国特許第４２９８００５号は、美容用、光生物学用および光化学用の連続紫外線灯について記述している。スペクトルの紫外線部分を用いることを基にした治療と、皮膚に対するそれの光化学的相互作用が記述されている。Ｍｕｔｚｈａｓの紫外線灯を用いて皮膚に供給されるパワーは１５０Ｗ／ｍ^２として記述されている。これは皮膚温度に大きな効果を及ぼさない。

紫外線を含む従来技術の治療に加えて、アルゴンレーザ、ＣＯ_２レーザ、Ｎｄ（Ｙａｇ）レーザ、銅蒸気レーザ、ルビーレーザ、および色素レーザを含めたレーザが皮膚科治療のために使用されてきた。たとえば、フルモトに付与された米国特許第４８２９２６２号は、皮膚科への応用に使用する色素レーザの製造方法を記述している。レーザ光によって処置できる２種類の皮膚状態は、皮膚の色素沈着または皮膚の構造の局部的な違いなどの外部皮膚疾患と、ポートワインしみ、末梢血管拡張症、脚静脈および老年性血管腫および星芒性血管腫を含めて、各種の皮膚異常をひき起こす皮膚の下の深くに存在する血管疾患である。それらの皮膚疾患のレーザ治療は、レーザ光の吸収による治療部位の局部加熱を一般に含む。皮膚を加熱すると皮膚の疾患が変化または治療され、皮膚の異常が全部または部分的に消される。

色素沈着などの、ある外部疾患も、皮膚の部分を蒸発させるために十分高い温度まで非常に急速に皮膚を加熱することによって、治療することもできる。より深い所に存在する血管の疾患は、血液を凝固させるために十分高い温度まで血液を加熱することによって、一層典型的に治療される。そうすると疾患は最終的に消える。処置の深さを制御するために、パルス動作する放射源をしばしば用いる。熱が血管内部に入り込む深さは、放射源のパルス幅を制御することによって制御される。皮膚の吸収係数と散乱係数も熱の浸透に影響する。それらの係数は皮膚の構成物質と放射線の波長との関数である。とくに、表皮中および真皮中における光の吸収係数はゆっくり変化して、単調に減少する波長の関数である。したがって、治療される皮膚の特定の状態と血管の太さに対して吸収係数が最適にされるように、光の波長を選択しなければならない。

入れ墨除去および生まれつきのあざおよびエージマークの除去などの用途のためのレーザの効率は、レーザが単色であるために低下する。第１の種類の皮膚色素沈着異常を治療するために所与の波長のレーザを効果的に使用できるが、第２の種類の疾患を持つ皮膚によってレーザの特定の波長が効率的に吸収されないとすると、その波長は第２の種類の皮膚疾患には効果的ではない。また、レーザは通常は複雑で、製造に費用がかかり、供給されるパワーに対して大きく、信頼できず、維持が困難である。

血管疾患の付近の血液の成分が変化し、血液成分が治療部位の吸収係数に影響するために、光の波長は血管疾患の治療にも影響する。酸化血球素が、血液の光学的特性を制御し、可視領域に強い吸収帯を持つ主な色素団である。更に詳しくいえば、酸化血球素の最強の吸収ピークは４１８ｎｍで生じ、６０ｎｍの帯域幅を持つ。吸収係数がより小さい二つの追加の吸収ピークが５４２ｎｍと５７７ｎｍで起こる。それら二つのピークの総帯域幅は１００ｎｍ程度である。また、５００ｎｍないし６００ｎｍの波長範囲の光は皮膚の血管疾患の治療に望ましい。その理由は、その光が血液によって吸収され、皮膚を通じて浸透するからである。１０００ｎｍまでのより長い波長も効果的である。その理由は、それらの波長が皮膚の中により深く浸透できて、周囲の組織を加熱し、パルス幅が十分に広いと、熱伝導によって血管の加熱に寄与するからである。また、より長い波長はより太い直径の血管の治療に効果的である。その理由は、血管中の光のより長い経路によって低い吸収係数が補償されるためである。

したがって、スペクトルの近紫外線部および可視部をカバーする広帯域電磁放射源が、外皮疾患および血管疾患の治療に望ましい。光源の全波長範囲はいくつかの用途のいずれの治療も最適にするために十分でなければならない。そのような治療電磁放射装置は、治療する特定の疾患に対する全範囲内の最適な波長範囲の供給もできなければならない。光の強さは、求められている温度まで治療部位の温度を上昇させることによって、求められている熱効果を生じさせるために十分でなければならない。また、各用途で最適な浸透深さを達成するように、パルス幅は十分に広い範囲にわたって可変でなければならない。したがって、求められている皮膚治療に従って選択できる広い波長範囲を持ち、パルス幅を制御でき、治療部位に照射するために十分に高いエネルギー密度を有する光源を得ることが望ましい。

棒状閃光灯などのパルス状非レーザ型光源がそれらの利益を提供する。求められている熱効果を達成するために、放出された光の強さを十分高くできる。熱の浸透深さを制御できるようにパルス幅を広い範囲にわたって変化できる。典型的なスペクトルは可視範囲および紫外線範囲をカバーし、特定の用途に最も効果的な光学帯を選択でき、または蛍光物質を用いて強めることができる。更に、閃光灯などのパルス状非レーザ型光源はレーザよりも製造がはるかに簡単かつ容易であって、同じ出力パワーでは極めて安価であり、一層効率的で信頼性もある。それらの光源は種々の特定の皮膚治療用途に対して最適にできる広いスペクトル範囲を持つ。それらの光源は、各種の皮膚治療に重要である広い範囲にわたって変化できるパルス長さも有する。

皮膚疾患を治療するために使用されることに加えて、膀胱結石切破術および血管の詰まりの除去などの侵襲医療処置では、レーザ光は光ファイバに結合され、ファイバを通じて治療部位に供給される。膀胱結石切破術では、ファイバはパルスレーザからの光を腎臓または胆石まで送り、石との光相互作用が石を粉砕する衝撃波を発生する。血管の詰まりを除去するために、光がファイバによって詰まり部分に結合され、その詰まり物質をばらばらにする。いずれの場合でも、レーザ皮膚処置に関して上記レーザの欠点が存在する。したがって、閃光灯を利用する膀胱結石切破術および詰まり物質除去のための治療装置が望ましい。

ある部位を効果的に治療するために、光源からの光を治療部位に集束しなければならない。医療においてパルス状レーザ光を光ファイバに結合することは全く一般的なことである。従来技術はＣＷ灯などの等方性非コヒーレント点光源を細い光ファイバに結合することを記述している。たとえば、１９８８年７月１２日にＣｒｏｓｓ他に付与された米国特許第４７５７４３１号が、小さいフィラメントを持つ非コヒーレント点光源、または電極間隔が２ｍｍであるアーク灯からの光を小さい領域に集束する方法を開示している。点（または小さい）光源は寸法が小さいために、また、大きなエネルギー損失なしに集束することが比較的容易である。１９７７年５月１０日にＫｉｓｈｎｅｒに付与された米国特許第４０２２５３４号が、フラッシュ管によって発生され、そのフラッシュ管によって放出された光のほんの一部を光ファイバに集めることを開示している。

しかし、閃光灯などの大きい寸法の拡大された光源では、それのエネルギーの大きな部分を小さい領域に集束することは困難である。光ファイバへの結合はより一層困難である。というのは、高いエネルギー密度を達成しなければならないだけでなく、光の角度分布を、光ファイバが光を捕らえることができるようなものにしなければならないからである。したがって、拡がった高輝度パルス光源の出力を光ファイバに結合するための装置を得ることが望ましい。

本発明の第１の実施例によれば、治療装置がハウジングと、このハウジングの内部に配置され、処置のためのパルス状光出力を発生するように動作できる非コヒーレント光源、閃光灯が適当である、とを備える。ハウジングは開口部を有し、皮膚治療部位の近くに配置するのに適当である。ハウジングの内部の光源の近くに反射器が設けられ、ハウジングの開口部の近くに少なくとも一つの光フィルタが設けられる。開口部と同じ拡がりで絞りが設けられる。可変パルス幅パルス形成回路によって閃光灯に電力が供給される。そうすると、治療装置は密度が制御されて、濾波されたパルス状光出力をハウジングの開口部を通じて治療のため皮膚部位に供給する。

本発明の第２の実施例によれば、光エネルギーによる治療方法が、非レーザ、非コヒーレント光源からの大きなパワーのパルス状光出力を供給する過程と、そのパルス状光出力を治療部位に照射する過程とを備える。光のパワー密度が制御されるように、その光出力のパルス幅を制御し、集束する。また、光のスペクトルを制御するために光を濾波する。

本発明の第３の実施例によれば、結合器がトロイダル閃光灯などの非コヒーレント光源を備える。その非コヒーレント光源と少なくとも一つの光ファイバすなわち光ガイドとの周囲に反射器が配置される。光ファイバの端部が反射器の内部に配置される。この端部は円形灯からの光を集める。類似の結合構成で光ファイバを、光源からの光を受けるために配置されて、光を光ファイバに供給する直線−円光ファイバ送り装置とともに、設けることができる。反射器の直線すなわち棒状閃光灯の軸線に平行な平面内の横断面は長円形で、棒状閃光灯は長円の一つの焦点に配置され、直線−円光ファイバ送り装置は長円の他の焦点に配置される。

本発明をより良く理解するために、添付の図面を参照する。図面で類似の番号は図面全体を通じて対応する要素または対応する部分を示すものとする。

本発明の少なくとも一つの実施例を詳しく説明する前に、本発明の用途は以下の説明で述べ、図面に示す部品の構造および配置の詳細に限定されないことを理解すべきである。本発明は他の実施例で実施でき、または種々のやり方で実施できる。また、ここで用いる用語および術語は説明のためのものであって、限定するものと見なすべきではない。

まず、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状光源皮膚治療装置の横断面図と側面図とがそれぞれ示されている。装置１０は開口部を有するハウジング１２と、ハンドル１３（図２のみ）と、外部ガラス管１５を有する光源１４と、長円形反射器１６と、１組の光フィルタ１８と、絞り２０と、検出器２２（図１のみ）とを含むことが図を見ればわかる。

ハウジング１２の内部に設けられている光源１４は、ＩＬＣから入手できるガス入り棒状閃光灯、型番Ｌ５５６８、などの典型的な非コヒーレント光源である。このガス入り棒状閃光灯１４によって放出された光のスペクトルは電流密度と、ガラス管材料の種類と、管内部で使用する混合ガスとに依存する。電流密度が高い（たとえば、３０００Ａ／Ｃｍ^２またはそれ以上）と、スペクトルは黒体放射スペクトルに類似する。典型的には、ほとんどのエネルギーは３００〜１０００ｎｍの波長範囲で放出される。

皮膚（または見える）疾患を治療するためには、皮膚で求められている光密度を供給しなければならない。この光密度は図１と図２に示す集束装置で達成できる。図１は、やはりハウジング１２に設けられている反射器１６の横断面図を示す。図１に示すように、閃光灯１４の軸線に垂直な平面内の反射器１６の横断面は長円である。棒状閃光灯１４はその長円の一つの焦点に配置され、皮膚２１の治療部位が他の焦点に配置されるように反射器１６は配置される。図示の装置はレーザに用いる集束装置に類似し、閃光灯１４からの光を皮膚に効率的に結合する。しかし、この装置は限定的なものと考えてはならない。長円反射器１６は金属反射器、典型的には、容易に機械加工でき、かつスペクトルの可視範囲および紫外線範囲で非常に高い反射率を有する研磨アルミニウム反射器とすることができる。他の無被覆金属または被覆金属をこの目的のために使用することもできる。

光学フィルタおよび中性フィルタ（ｎｅｕｔｒａｌ ｄｅｎｓｉｔｙ ｆｉｌｔｅｒ）１８がハウジング１２の内部で治療部位の近くに配置され、光のスペクトルおよび強さを制御するためにビームまで移動させたり、ビームから離ように移動させたりできる。典型的には、５０〜１００ｎｍの帯域幅のフィルタ、およびスペクトルの可視部および紫外線部分中の低遮断フィルタを使用する。ある治療では、紫外線部分のみを遮断して、ほとんどのスペクトルを使用することが望ましい。他の用途では、主としてより深く浸透させるために、より狭い帯域幅を使用することが好ましい。帯域幅のフィルタおよび遮断フィルタは市販品を容易に入手できる。

ガラス管１５は閃光灯１４と同軸に配置され、それには蛍光物質が付着される。ガラス管１５は、血管の凝固の治療に際して、装置１０のエネルギー効率を最適にするために典型的に用いられる。閃光灯１４のスペクトルの紫外線部分を吸収して、血液が吸収するために最適である５００〜６５０ｎｍの範囲の光を発生するために蛍光物質を選択できる。類似の物質が市販の蛍光灯の内壁に塗布される。蛍光灯で「暖」白色光を発生するために使用される代表的な物質の変換効率は８０％、ピーク放出波長は５７０ｎｍ、帯域幅は７０ｎｍで、血液が吸収するために有用である。それらの蛍光体の数ミリ秒の崩壊時間が血管の治療に求められる長いパルスに適合する。

閃光灯１４は円形、らせん形、短い円弧および多重棒状などの他の形状のものを使用できる。反射器１６は放物線形反射器または円形反射器などの他の形のものを使用できる。光源は反射器なしでも使用でき、光源１４を治療部位に近接して配置することによって、求められているエネルギー効率とパワー密度を達成できる。

絞り２０はハウジング１２の内部で光フィルタ１８と治療部位の間に設けられ、閃光灯１４の出力を平行にすることによって、露出される領域の長さと幅を制御する。閃光灯１４の長さは露出できる最大長さを制御する。典型的には、長さ（円弧長さ）８ｃｍの管を使用し、管の中央部の５ｃｍのみが露出される。中央の５ｃｍを使用すると露出された皮膚部分のエネルギー密度の一様性を高くできる。そうすると、この実施例では絞り２０（コリメータとも呼ばれる）によって最大長さ５ｃｍの皮膚部分を露出できることになる。最小１ミリメートルの露出長さを得るために絞り２０を絞ることができる。同様に、５ｍｍ幅の閃光灯に対して、露出される皮膚部分の幅を１ｍｍないし５ｍｍの範囲で制御できる。より長い閃光灯または多重閃光灯を使用することによってより広い露出部を容易に達成でき、ビームをより完全に平行にする絞りでより小さい露出部を得ることができる。本発明は従来のレーザすなわち点光源と比較して露出部をより大きくするものであって、血管のより長い部分にわたって血流遮断が血管の凝固に一層効果的であるために、血管の凝固に非常に効果的である。露出される部分が広いと必要な治療時間が同時に短縮される。

検出器２２（図１）がハウジング１２の外部に設けられる。この検出器は皮膚から反射された光をモニタする。検出器２２を光学フィルタ１８および中性フィルタに組合わせて用いて、皮膚のスペクトル反射係数およびスペクトル吸収係数を迅速に見積もることができる。これは、主治療パルスを照射する前に低いエネルギー密度レベルで行うことができる。主治療パルスを照射する前に皮膚の光学特性を測定することは、最適治療条件を決定するために有用である。上記のように、非レーザ型光源から放出された広いスペクトルの光によって皮膚を広いスペクトル範囲にわたって調べることができ、かつ最適治療波長を選択できる。

別の実施例においては、検出器２２または第２の検出器システムを用いて、皮膚にパルス状光源からの光を照射している間に皮膚温度を実時間で測定できる。これは、表皮および真皮で光が吸収される、長いパルスによる皮膚熱解離の応用に有用である。表皮の外側部分が高すぎる温度に達すると、皮膚に永久的な火傷痕が生じることになることがある。したがって、皮膚の温度を測定すべきである。加熱されている皮膚の赤外線放出を用いて皮膚温度を測定して、過大露出を避けることができる。

典型的な実時間検出器システムは、２台の検出器およびフィルタを用いて、二つの特定の波長における皮膚の赤外線放出を測定する。２台の検出器の信号の間の比を用いて瞬時皮膚温度を測定できる。予め選択した皮膚温度に達した時にパルス光源の動作を停止できる。皮膚に火傷痕を生じることがある断続加熱の温度しきい値は、赤外線放出を用いて容易に測定できる５０℃またはそれ以上程度であるため、温度測定は比較的容易である。

熱浸透の深さは皮膚の種々の層における光の吸収および散乱と、皮膚の熱特性とに依存する。別の重要なパラメータはパルス幅である。極めて薄い層にエネルギーが吸収されるパルス状光源では、パルスが持続している間に熱伝導による熱浸透の深さ（ｄ）は式１に示すように表すことができる。
（式１） ｄ＝４［ｋΔｔ／Ｃρ］^１／２
ここで、ｋ ＝照明されている物質の熱伝導度
Δｔ＝光源のパルス幅
Ｃ ＝物質の熱容量
ρ ＝物質の密度
である。

この式１から、光源のパルス幅によって熱浸透の深さを制御できることが明らかである。したがって、パルス幅が１０^−５秒から１０^−１秒の範囲で変化すると、熱浸透の深さが１００の率で変化することになる。

したがって、閃光灯１４は１０^−５秒から１０^−４秒までのパルス幅の光を発生する。皮膚中の血管の凝固が目的である血管疾患の治療のために、血管の厚さ全体のできるだけ多くを一様に加熱して効率的な凝固を行うようにパルス長さを選択する。皮膚内部で治療する必要がある典型的な血管の厚さは０．５ｍｍの範囲である。したがって、最適なパルス幅は、血液の熱特性を考慮して、１００ミリ秒程度である。もっと短いパルスを使用したとしても、熱は血液を通じていぜんとして伝えられて凝固を行わせるが、血管中の血液の、組織を囲んでいる部分の瞬時温度は凝固のために必要な温度より高く、そのために望まない損傷をひき起こすことがある。

皮膚の蒸発が目的である、外皮疾患の治療のために、非常に狭いパルス幅を用いて皮膚の内部へ非常に浅く熱浸透させる。たとえば、パルス幅が１０^−５秒のパルスは僅か５ミクロン程度の深さで皮膚に（熱伝導によって）浸透する。したがって、皮膚の薄い層のみが加熱され、皮膚の外部あざが蒸発するように、非常に高い瞬時温度が得られる。

図３は、閃光灯４のパルス幅を変化させる複数の個々のパルス形成ネットワーク（ＰＦＮ）で構成された可変パルス幅形成回路を示す。容量ＣとインダクタンスＬを有する単一素子ＰＦＮによって駆動される閃光灯の最大の半分における光パルスの全幅（ＦＷＨＭ）は（式２）

にほぼ等しい。

閃光灯１４は図３に示すような３種類のＰＦＮによって駆動できる。高電圧電源によって充電される３個のコンデンサＣ１、Ｃ２、Ｃ３のうちから選択するためにリレー接点Ｒ１’、Ｒ２’およびＲ３’を使用する。閃光灯１４に接続されるＰＦＮを選択するためにリレーＲ１、Ｒ２およびＲ３を使用する。ＰＦＮのコンデンサに充電されている電力を閃光灯１４に放電するために高電圧スイッチＳ１、Ｓ２、Ｓ３を使用する。一実施例においては、Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３の値はそれぞれ１００ｍＨ、１ｍＨ、５ｍＨであり、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３の値はそれぞれ１００ｍＦ、１ｍＦ、１０ｍＦである。

パルス幅の基本的な可変性を提供する各ＰＦＮを別々に起動できることに加えて、ＰＦＮ’を逐次起動することによって追加の変化を達成できる。たとえば、第１のパルスがそれの振幅の半分に減衰した後で第２のＰＦＮが起動されるように、パルス幅Δｔ１とΔｔ２を持つ二つのＰＦＮ’が起動されるものとすると、システムのこの動作の実効光パルス幅が関係

によって与えられる。

充電電源の電圧範囲は典型的には５００Ｖないし５ｋＶである。したがって、リレーはそれらの電圧を確実に絶縁できる高電圧リレーでなければならない。スイッチＳは閃光灯１４の電流を流すこと、およびＰＦＮが順次起動されるならば発生される逆高電圧を絶縁できる。個体スイッチ、真空スイッチまたはガス入りスイッチをこの目的のために使用できる。

閃光灯を低電流導通モードに維持するためにシマー（ｓｉｍｍｅｒ）電源（図３には図示せず）を使用できる。パルス幅を変化させるために、単一のＰＦＮとクロウバースイッチを用いる、または開閉できるスイッチを使用するなどの、他の構成を使用できる。

典型的には、電気的パルス幅が１〜１０ｍ秒である閃光灯１４を動作させるために、１００〜３００Ｊ／ｃｍ^２の直線電力密度入力を使用できる。典型的な閃光灯の穴の直径が５ｍｍで、皮膚上で３０ないし１００Ｊ／ｃｍ^２の電力密度を達成できる。５００〜６５０ｎｍの帯域を使用すると入射エネルギーの２０％が送られる。したがって、皮膚において６〜２０Ｊ／ｃｍ^２のエネルギー密度が達成される。蛍光物質を含むと希望の範囲で出力放射線が一層増大されて、閃光灯１４へのより低いエネルギー入力で皮膚に同じ量の光を照射できるようにされる。

パルス状レーザ皮膚治療は、パルス幅が０．５ｍ秒の範囲で、０．５〜１０Ｊ／ｃｍ^２であるエネルギー密度が血管に関連する皮膚疾患の治療に一般に効果的であることを示している。この範囲のパラメータは棒状閃光灯などのパルス非レーザ型光源の動作範囲に含まれる。皮膚におけるエネルギー密度を制御するために数ステップの中性ガラスフィルタ１８も使用できる。

外部疾患のためには５マイクロ秒の典型的なパルス幅を用いる。５ｍｍの穴閃光灯に２０Ｊ／ｃｍ^２の電力密度が入力すると、皮膚におけるエネルギー密度が１０Ｊ／ｃｍ^２に近付く。スペクトルのハード（ｈａｒｄ）紫外線部分を遮断すると９０％のエネルギーが透過する、すなわち、皮膚に照射されるエネルギー密度が１０Ｊ／ｃｍ^２に近付くことになる。このエネルギー密度は皮膚の外部あざを蒸発させるために十分高い。

治療装置１０は、医師がハンドル１３を用いて持つ軽量ユニットと、手持ちユニットとの二つのユニットとして構成できる。手持ちユニットは閃光灯１４と、フィルタ１８と、絞り２０と、検出器とを含む。フィルタ１８と絞り２０とは一緒に、スペクトルと、露出部位の寸法とを制御する。検出器は反射率と瞬時皮膚温度を測定する。電源と、ＰＦＮと、電気的制御器とは、可撓性ケーブルを介して手持ちユニットに接続される別々の箱（図示せず）に納められる。これによって動作と、治療すべき皮膚の部位への接近とを容易に行えるようにされる。

以上、本発明を皮膚の治療に関連して説明した。しかし、侵襲治療にレーザではなくて閃光灯を用いることによる利点がさらに得られる。膀胱結石切破術または血管の詰まりの除去などの処置を閃光灯で行うことができる。そのような治療装置は図１および図２に示す装置に類似させることができ、閃光を発生するために図３の電子回路を使用できる。しかし、光ファイバに光を正しく結合するために、図４と図８ないし１０にいくつかの結合器４０、８０、９０をそれぞれ示す。

結合器４０は棒状フラッシュ管４２などの高輝度非コヒーレントおよび等方性パルス光の光源と、光エネルギーを光ファイバ４６に供給する光反射器４４とを含む。図４に示す実施例では光ファイバ４６の縁部は全体として円錐形である。光ファイバ４６は集光システム４４からの光を治療部位に送る。一般に、結合器４０は閃光灯からのパルス光を光ファイバに結合するものであって、医療、産業および家庭などの領域で用途がある。

たとえば、処理されている材料の一部を急速に加熱または融除するために、または光化学処理を誘導するために、材料処理に結合器４０を使用できる。あるいは、写真撮影のためのフラッシュを発生するために写真撮影で結合器４０を使用できる。そのような結合器を使用すると、フラッシュ管をカメラの内部に組込んで、発生した光を光ファイバを用いてカメラの外に送るようにできる。結合器４０によって、過去にはコヒーレント光または非コヒーレント光を用いていた多くの用途に、非コヒーレント光を使用できるようになることを当業者は認識するにちがいない。

光を光ファイバに結合するために、フラッシュ管４２の形は、図５および図６に示すように、トロイダル形であって、反射器４４の内部に配置される。トロイダル形に加えて、連続らせんなどのその他の形をフラッシュ管４２に使用できる。しかし、らせん管はトロイダル管より製作が困難である。ここで図６を参照すると、フラッシュ管４２の形は全体として環形であるが、環の端部に配置されている電極を電源に接続しなければならないために、完全な環ではない。電極への接続は極めて小さく行うことができるので、電極を電源に接続することはフラッシュ管４２の形を円形から大きく乱すものではない。

反射器４４は光を集めて集中するためのものであって、トロイダルフラッシュ管４２の短軸に垂直な平面内における横断面はほぼ長円である。この長円の長軸はトロイダルフラッシュ管４２の長軸に対して小さい角度を成すことが好ましい。長円の軸とフラッシュ管４２の長軸との間の角度の正確な値は、光ファイバの開口数（ＮＡ）に依存する。トロイダルフラッシュ管４２の短軸が長円の焦点に一致するように、トロイダルフラッシュ管４２は配置される。長円の他の焦点は光ファイバ４６の縁部にある。反射器４４は金属を機械加工して製作でき、光を良く反射するように内面を研磨する。アルミニウムは可視波長および紫外線波長で反射率が高い、非常に良い反射材であって、この目的のために使用できる。反射器は一体に機械加工し、その後で装置の主軸に垂直な表面に沿って切断できる。こうするとトロイダルフラッシュ管４２を装置に一体にできる。

図４に示すように、光ファイバ４６の縁部は開口角が小さい円錐形であるから、フラッシュ管からの光にさらされる光ファイバの全面積は広くなる。ここで、光を円錐形先端部に結合するための幾何学的図形を示す図７を参照する。ここで、屈折率がｎ_２である空間内の領域から光が到来し、光ファイバの円錐形部分（および光ファイバのコアの残りの部分）の屈折率がｎ_１であると仮定する。

円錐形部分に入射する光線の必ずしも全てがそれに入り込むわけではない。システムの主軸を含む平面内を伝わる光線に対して、入り込んで光ファイバに吸収される光線の角度について条件を誘導できる。その条件を式３に示す。
（式３）
Ｓｉｎ（μ_{ｃｒｉｔｉ}）＝Ｃｏｓ（β）−［ｎ_１ ^２／ｎ_２ ^２−１］^１／２ｓｉｎ（β）

入射角μが式３から計算したμ_{ｃｒｉｔｉ}より大きければ、光は光ファイバの円錐形部分に捕捉される。ｎ_１＞ｎ_２である時だけ、捕捉が可能である。光ファイバの外部の媒体が空気であれば、ｎ_２＝１である。コアと被覆を有する光ファイバを用いるとすると、光ファイバの円錐形部分に捕らえられた光の全部ではないが、光ファイバのまっすぐな部分に捕らえられもする。コアはあるが、被覆が設けられていない（空気被覆）光ファイバを用いるとすると、ファイバの円錐形部分によって捕らえられた全ての光線は、光ファイバのまっすぐな部分に捕らえられもする。

図４に示す構成は、反射器と光ファイバの間の容積を充たす流体に使用することもできる。この目的に非常に便利な流体は水とすることができる。水は、繰り返し率が高いパルスを使用した場合に閃光灯を冷却するために非常に効果的でもある。流体が存在すると、閃光灯の外被材料と空気の間の遷移などの、ガラスから空気へ遷移することに伴う損失を減少する。反射器の容積内に流体を使用するものとすると、円錐形部分に捕らえられた全ての光線が、コア／被覆光ファイバを使用しているとしても、光ファイバに捕らえられもする。

反射器の内部に光ファイバを設ける別のやり方は、平らな縁部を持つ光ファイバを用いることによるものである。この構成を図８に示す。この構成の捕獲効率は円錐形縁部の捕獲効率に非常に近い。球面形などの、光ファイバの縁部の他の多くの形状を使用することもできる。光ファイバの縁部の構成は光ファイバの出口側における光の分布にも影響するために、この装置の特定の用途に従ってその構成を選択できる。

この装置には各種の光ファイバを使用できる。単一光ファイバ、または直径がミリメートルまたはミリメートルより細いファイバを少数まとめて構成した光ファイバが侵襲医療用に通常使用される。他の用途、とくに産業用および家庭用へは、太い直径の光ファイバ、または多数のファイバをまとめた光ファイバ、あるいは光ガイドを使用することが好ましい。

一実施例によれば、光を治療部位に結合するために可撓性光ガイドまたは硬質光ガイドを使用できる。石英繊維の束またはその他のガラス繊維の束から製造した可撓性光ガイドを束の縁部で一緒に熱融着できる。束の形は円形、長方形、またはその他の任意の有用な形にできる。硬質光ガイドは高い透明度を持つ石英、アクリル、ガラス、またはその他の材料から製造できる。その材料の全ての面を全体として高度に研磨する。

治療のために有用な円形光ガイドの適当な横断面の直径は１ｍｍから１０ｍｍである。あるいは、典型的な寸法が３ｍｍ×１０ｍｍ〜３０ｍｍ×１００ｍｍである長方形光ガイドを使用できる。いずれの場合にも、長さを２０〜３００ｍｍにでき、または特定の用途の必要に応じた長さにできる。

別の実施例によれば、光を一層効率的に結合するために長方形光ガイドを使用できる。長方形光ガイドは、長方形の棒状閃光灯に合致する、または治療する血管の形に合致する形を取るように選択される。

別の実施例では、治療部位に供給される光のスペクトルを制御するために、上記光ガイドを使用できる。吸収染料が溶解されている材料から光ガイドを製作することによってスペクトルを制御できる。そうすると、光ガイドによって伝えられる光のスペクトルは吸収染料によって決定される。あるいは、光ガイドの一つの端部（入力端部が好ましい）に平らな個別フィルタを付加できる。それらのフィルタの両方とも吸収フィルタである。Ｓｃｈｏｔｔによって製造された吸収フィルタＯＧ５１５、ＯＧ５５０、ＯＧ５７０、およびＯＧ５９０が適当な特性を持つことを発明者が見出だしている。

また、適切な光被覆を光ガイドに付着することによって、干渉フィルタまたは光ガイドにおける反射被覆を使用できる。この場合も、単一の離散型干渉フィルタも使用できる。さらに、本明細書に記述した様々なフィルタまたはその他のフィルタの組合せも使用できる。ここで説明するフィルタを使用することによって、図１を参照して先に説明したフィルタの使用が冗長にされることがある。

別の実施例は用途に特有の光ガイドを使用することを伴う。このようにして、種々の処置のための光のスペクトルを容易に制御できる。この別の実施例によれば、各種類の処置を特定の光ガイドで行う。

光ガイドの光学特性を選択して特定の処置を最適にする。下記の波長がそれぞれの処置にとくに有用である。
直径が０．１ｍｍより細い動脈−５２０〜６５０ｎｍ
直径が０．１ｍｍより細い静脈−５２０〜７００ｎｍ
直径が０．１ｍｍと１．０ｍｍの間の血管−５５０〜１０００ｎｍ
より太い血管−６００〜１０００ｎｍ
各場合に、皮膚がより黒いとすると（より高い色素沈着）スペクトルのより低い遮断部おいてより長い波長を使用すべきである。

浸透を最適にするために多重スペクトルを使用できる。これは、種々のスペクトルをおのおの持つ数個のパルスを照射することによって行うことができる。たとえば、第１のパルスが血液に非常に良く吸収されるスペクトルを持つことができる。このパルスは血液を凝固させることによって、血液の光学特性を変化させて、その血液が別の波長範囲（長い方が好ましい）を一層吸収するようにする。第２のパルスはより効率的に吸収される。その理由は、血液がより長い波長範囲のエネルギーを吸収するからである。この原理をレーザその他の光源で同様に使用できる。

上記光ガイドの諸特徴に加えて、皮膚に入射する光線の角度分布を制御するために、一実施例においては、光ガイドを使用する。大きい角度（垂直に対して）で皮膚に入射する光は組織の中に非常に深くは浸透しない。逆に、皮膚に垂直に入射する光は組織の中に非常に深く浸透する。したがって、治療が浅い浸透を要する時は、比較的広い角度で発散する光線を分布させることが望ましい。あるいは、深い浸透を要する処置には狭い発散が望ましい。ある治療は浅い浸透と深い浸透の両方を要することがある。

図１５は、入射ビームの発散角度より大きい角度で発散する出射ビームを持つ光ガイド１１５を示す。図１５に示すように、ビーム１１６が、光ガイド１１５の軸に対して小さい角度で光ガイド１１５に入る。ビーム５０１が光ガイド１１５を出ると、その軸に対する角度ははるかに大きい。光ガイド１１５のテーパ状の形がこの発散を強くする。

図１６はまっすぐな光ガイド１１８を示す。この光ガイドはそれに入る光線の角度分布を維持する。ビーム１１９が結合器６０１の軸に対して同じ角度で光ガイド１１８に入り、それから出ることが示されている。光ガイド１１５と１１８を別のやり方で使用することによって、上記のような狭くて深い浸透を行うことができる。あるいは、行う治療に必要な浸透深さに従ってユーザが結合器の種類を選択できる。

図９および図１０は棒状閃光灯９２を直線−円形光ファイバ変換器９４を介して光ファイバ束９６に結合するための結合器９０を示す。この実施例においては、反射器９８の、棒状フラッシュ管９２の軸に平行な平面内の、図１０に示す、横断面は長円形である。フラッシュ管９２は長円形の一つの焦点に配置され、直線−円形光ファイバ変換器９４の直線側が長円形の他の焦点に配置される。この構成は製作が比較的簡単で、Ｇｅｎｅｒａｌ Ｆｉｂｅｒ Ｏｐｔｉｃｓから入手できる２５−００４−４などの市販されている直線−円形変換器を使用できる。この構成は光ファイバのより大きい露出部に対して、または閃光照明のために、とくに有用である。

本発明によって達成できるエネルギー密度およびパワー密度は、表面処置すなわち医療用に希望の効果を達成するために十分高い。図４に示す実施例では、全エネルギー密度およびパワー密度を次のように見積もることができる。穴の直径が４ｍｍで、主直径が３．３ｃｍである典型的なトロイダル閃光灯では、閃光灯への１０Ｊ／ｃｍの電気的線形エネルギー密度入力を５μ秒のパルス幅で使用できる。閃光灯の光出力は最適な電気的動作条件で５〜６Ｊ／ｃｍである。図４に示す反射器では閃光灯で発生された光の５０％が下側の焦点に到達する。そうすると、その焦点において２５〜３０Ｊの全エネルギー束を得ることができる。図４または図８に示す実施例では、焦点面における反射器の全横断面面積は０．８ｃｍ^２である。光ファイバの入口における３０〜４０Ｊ／ｃｍ^２のエネルギー密度をこの横断面で得るべきである。これは５〜１０ＭＷ／ｃｍ^２のパワー密度に対応する。それは、医療または物質処理において使用する典型的なパワー密度である。

より長いパルスの場合には、閃光灯に入射するより高い線形パワー密度を使用できる。フラッシュ管への１ｍ秒パルスでは線形パワー密度１００Ｊ／ｃｍを使用できる。焦点領域における対応するエネルギー密度は３００Ｊ／ｃｍ^２までである。そのようなエネルギー密度は産業用清掃および処理の用途、および医療用において非常に効果的である。

棒状フラッシュ管などの伸ばされた光源に光ファイバを結合するための別の実施例を図１１と図１２に示す。図１１の実施例では、閃光灯１０２および閃光灯外囲器１０３の周囲に光ファイバ１０１が巻かれる。閃光灯によって発生された光のいくらかが光ファイバに結合される。光ファイバによって捕らえられる向きに光線が伝えられるとすると、その光は光ファイバ中を伝わり、光ファイバの出口１０４でその光を使用できる。この構成の一つの制約は、閃光灯１０２によって発生された光のほとんどが、閃光灯１０２の表面に垂直な向きに進んで、光ファイバ１０１によって捕らえられないという事実である。

図１２に示す実施例はこの問題を克服するものである。図１１の光ファイバ１０１などのドープされていない光ファイバではなくて、ドープされた光ファイバ１０５が閃光灯１０２と外囲器１０３の周囲に巻かれる。ドーパントは蛍光物質である。この蛍光物質は閃光灯１０２によって放出された光によって励起されて、光ファイバの内部に光を放射する。この光は全方向に放射され、その光のうち、光ファイバ１０５の臨界角内の光が捕らえられて、光ファイバの内部を伝わり、光ファイバの出口１０４で使用できる。光ファイバ内部に捕らえられた光の角度は、その光ファイバまたは光波ガイドを製造している材料の臨界角である。空気中の光ファイバ（または光波ガイド）ではこの角度はｓｉｎα＝１／ｎによって与えられる。

典型的には、ガラスまたはその他の透明な物質ではｎ＝１．５およびα＝４１．８度である。これは、光ファイバの内部の蛍光物質によって放出された光の１０％を超える捕獲効率に対応する。蛍光プロセスの効率が５０％であると仮定すると、閃光灯によって発生された光の５％以上が捕獲され、光ファイバに沿って伝わる。たとえば、直線電力入力が３００Ｊ／ｉｎｃｈで、電気−光変換効率が５０％であるある４”閃光灯が、それの電力の２．５％を光ファイバに結合する。これは、４”閃光灯の場合には、全光エネルギー３０Ｊに対応する。この実施例は、閃光灯によって放出された光の波長を、上記治療または処理の用途のいくつかに一層有用なことがある波長に変換するという付加利点を有する。したがって、光ファイバにドープされる蛍光物質を、装置の特定の用途によって決定される放出波長に従って選択できる。

一つの別の実施例は光を皮膚に結合するためにゲルを使用することを含む。この別の実施例は皮膚の外部層（表皮および真皮の上側層）の加熱を減少する。ゲルは水をベースとする高い粘性のゲルであることが好ましく、治療の前に皮膚に塗布する。もっとも、必ずしも水をベースとしない他のゲルを使用できる。比較的高い熱容量および熱伝導度を持つ、水をベースとするゲルなどのゲルが外皮（とくに表皮）の冷却を可能にするために好ましい。治療中に光が透明なゲルを透過して皮膚に到達するから、透明であることも望ましい。

ここで、図１３を参照して、治療の前にゲル１１０が皮膚２１に塗布される。皮膚の上のゲルの平らな層を用いる。その理由は、光が透過するゲルの上側層が平らでないと、光を散乱させて皮膚の内部への光の浸透を減少させるからである。ゲルの上側層を平らにするために、皮膚の表面に透明で平らな固体片１１１を付着できる。構成を図１３に概略的に示す。透明な板をガラスその他の透明な材料から製作できる。閃光灯ハウジングまたは上記光ガイドを透明板に直接接触して置くことができる。

図１３の構成には、皮膚の表面が粗いために皮膚に入る光の散乱（矢印１１３で表している）を減少するという利点がある。皮膚の屈折率は空気の屈折率より大きい。その結果、空気と皮膚の境界面に入射するどの光子も、入射角０度で皮膚に入射しなければ、屈折させられる。皮膚の表面は粗いから皮膚の角度分布は増加する。これを図１４に概略的に示す。

ゲルを使用するのはこの問題に対処するためである。というのは、皮膚の構造によって形成されている不規則な空所をゲルが埋めることができるからである。ゲルを覆う透明な板およびゲル自体の屈折率は、皮膚の屈折率に近いことが好ましい。可視光および紫外線における皮膚の屈折率は１．４程度であるので、そのようにすることは比較的容易である。ほとんどのガラスおよび透明プラスチックの屈折率は１．５程度であり、これは十分に近い。この範囲では水の屈折率は１．３４程度である。水をベースとするゲルの屈折率も同様である。適切な付加物質によって屈折率を高くできる。したがって板とゲルは入射する光に対して平らな表面として作用する。ゲルおよび板の屈折率は皮膚の屈折率に近いので、ゲルと板の境界面およびゲルと皮膚の境界面における光の散乱は非常に少ない。

ゲルの使用は脚の静脈および皮膚のその他の良性血管病変の治療に実験的に成功している。治療は上記閃光灯を用いて行った。しかし、別の実施例においては、異なる非コヒーレント光源、またはコヒーレント光源を使用できる。

動作中は光は３個のパルスの列で照射するのが普通で、パルスの間には短い遅延時間を置く。この動作モードを使用する理由は、脚の静脈が代表的なものである、大きくて深い血管と比較して、表面にある、薄い（厚さが０．１ｍｍより薄い）表皮がより急速に冷却することを利用するためである。皮膚に接触しているゲルはパルスの間の待機期間中に表皮を冷却する。この冷却によって表皮の受ける損傷が大幅に減少する。

本発明に従って、長いパルスまたは遅延によって分離されたパルス列のいずれかで治療部位に光が照射される。遅延とパルス幅の少なくとも一方をオペレータが制御して、希望の処置を行うためには十分であるが、皮膚を損傷させない熱を加えることが好ましい。

この着想を太くて深い血管（直径が２ｍｍで、深さが２ｍｍ）で試験した。水をベースにしている市販の超音波ゲルの薄い層（アメリカ合衆国のＰａｒｋｅｒによって製造されている「Ａｑｕａ ｃｌｅａｒ」ゲル、厚さ１〜２ｍｍ）を皮膚に塗布した。ゲルの平らな層を発生するために１ｍｍの薄いガラス窓を使用した。装置からの光がその薄いガラスとゲルを透過して皮膚に入射した。ゲル中に気泡が存在しないように注意を払った。この構成を３０〜５０Ｊ／ｃｍ^２の光子エネルギー密度で試験した。血管の凝固と掃除を皮膚に損傷を与えることなしに行った。これは、ゲルを使用せず、同じパルス構造の２０Ｊ／ｃｍ^２の作用によって行って皮膚に火傷を生じた類似の試験とは正反対である。

表皮の厚さは約０．１ｍｍで、冷却時間は約５ｍ秒である。したがって、火傷を避けるためには５ｍ秒より長い遅延を用いる。

別の実施例においては、閃光灯に供給する電圧と電流の少なくとも一方を制御することによって、治療のために使用する光のスペクトルを制御する。この技術で周知のように、閃光灯によって発生される光のスペクトルは、閃光灯に供給する電圧と電流に依存する。この実施例によれば、希望の治療スペクトルを得るために入力電圧と入力電流を選択する。使用する各閃光灯ごとに適切な電圧と電流を実験的に決定できる。たとえば、２００アンペアの閃光灯電流で図１７に示すスペクトルを発生した。同様に、図１８に示すスペクトルは３８０アンペアの閃光灯電流で発生したものである。図１７に示すスペクトルは８００〜１０００ｎｍの波長範囲を大きく強めていることを示す。そのようなスペクトルは太い血管の治療にとくに有用である。

出力スペクトルを制御するために用いる種々の電流および電圧は、閃光灯の電源の一部として直列または並列に接続できるコンデンサ群を用いて得ることができる。直列接続では比較的高い電圧と比較的大きい電流が得られ、それによって５００〜６５０ｎｍなどのより短い波長にエネルギーを有するスペクトルを発生する。そのような直列接続は、より細い血管の治療のために有用であるより短いパルス（たとえば、１〜１０ｍ秒）を発生するために適切である。

並列接続はより低い電圧とより小さい電流を提供するから、７００〜１０００ｎｍなどのより長い波長の出力スペクトルを発生する。そのようなスペクトルはより太い血管の治療に適切で、より長いパルス（たとえば、１０〜５０ｍ秒の範囲）を発生するために適当である。直列接続または並列接続の選択はリレーまたはリレー群を用いて行うことができる。

別の実施例においては、図３に示すパルス形成ネットワークを、図１９に示すようなＧＴＯドライバ回路１２１で置き換えることができる。図１９に示すドライバ回路は、閃光灯への電力供給を制御するためにターンオンおよびターンオフできるスイッチを使用する。この別の実施例をスイッチとして使用するＧＴＯに関して説明するが、ＩＧＢＴなどの、ターンオンおよびターンオフできる他のスイッチも使用できる。

ここで図１９を参照して、ドライバ回路１２１は、高電圧電源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ＧＴ０１、ダイオードＤ６、ダイオードＤ７、抵抗Ｒ５、コンデンサＣ６、ＧＴＯトリガ発生器ＴＲ１、抵抗Ｒ７、コンデンサＣ７、および閃光灯トリガ発生器ＴＲ２を含む。それらの部品は閃光灯１４に接続されて、電力パルスを閃光灯１４に供給する。パルスの持続時間とタイミングはここでの説明に従って定められる。ドライバ回路１２１は下記のようにして動作する。

高電圧電源１２２はコンデンサバンクＣ５の端子間に接続され、コンデンサバンクＣ５を閃光灯１４に印加するために適当な電圧までコンデンサバンクＣ５を充電する。コンデンサバンクＣ５は１個または複数のコンデンサを用いて、上記のようにして構成できる。

閃光灯１４を発光させる前に、閃光灯トリガ発生器ＴＲ２は閃光灯１４を降伏させて、それの内部に比較的低いインピーダンスの通路を形成する。閃光灯が降伏した後で、コンデンサＣ７は電流を閃光灯１４に急激に流して、それの内部に比較的低いインピーダンスの通路を更に形成する。このようにして、閃光灯１４がパワーパルスを発生する準備を行わせる予備放電が行われる。コンデンサＣ７はコンデンサバンクＣ５より小さい電流を供給する。あるいは、ドライバ回路１２１をシマー（ｓｉｍｍｅｒ）モードで動作できる。このモードでは予備放電は不要である。

その後で、ＧＴＯトリガ発生器ＴＲ１からのパルスでスイッチＧＴＯ１をターンオンして、閃光灯１４とコンデンサバンクＣ５との間の回路を完結する。そうするとコンデンサバンクＣ５は閃光灯１４を通じて放電する。閃光灯１４を流れる電流の立ち上がり時間を制御するためにインダクタＬ５を設けることができる。インダクタＬ５は、図示しない固有の抵抗性部品を含むことができる。

希望のパルス幅によって決定された長さの時間が経過した後で、ＧＴＯトリガ発生器ＴＲ１はパルスをスイッチＧＴＯ１に供給してそれをオフにする。制御回路がトリガパルスのタイミングを決定して、希望のパルス幅および希望の遅延に従ってそれらのパルスを供給する。

ダイオードＤ６と、抵抗Ｒ５と、コンデンサＣ６とで構成されたスナッバー（ｓｎｕｂｂｅｒ）回路がスイッチＧＴＯ１のために設けられる。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とＤ７が設けられる。スイッチＧＴＯ１の設けられ電流を測定するために抵抗Ｒ７が閃光灯１４に並列接続される。その抵抗はスイッチＧＴＯ１を適切に動作させるために使用できる。

コンデンサバンクＣ５にＳＣＲその他のスイッチを並列に設けるためにドライバ回路１２１にそれらの部品を付加することもできる。こうすることによって、スイッチＧＴＯ１をターンオンすることなしにコンデンサバンクＣ５を放電またはリセットできる。図示の並列トリガではなくて直列トリガを行う回路を設けるということなどの、その他の変更を行うことができる。別の変更は、閃光灯１４ではなくてレーザを用いるドライバ回路を使用することである。

パルス幅と遅延を適切に使用することによって表皮の火傷を避けることを支援できる。表皮の冷却時間は５ｍ秒であり、太い血管の冷却時間はそれより長い（１ｍｍの血管の冷却時間は約３００ｍ秒である）。そうすると、５ｍ秒より長い持続時間を持つパルスが持続している間は、表皮は冷却できるが、血管はそうではない。たとえば、太い血管（直径が約１ｍｍの血管）を治療するためには、１００ｍ秒のパルスでは皮膚は冷却するが、血管は冷却しない。

一連のパルスを用いて同じ効果を達成できる。これは、１個の長いパルスを閃光灯に供給することが実際的ではない場合に有用である。皮膚は冷却できるが、血管が冷却するためには短かすぎるようにパルスの間の遅延時間を選択する。そうすると、太い血管の冷却時間は長いから、より長い遅延時間で太い血管を処置できる。細い血管は急速に冷却するから長い遅延時間は効果的ではない。しかし、細い血管は必要とするエネルギーも小さく、１個のパルスで効果的に処置できる。

適当な遅延時間は２０〜５００ｍ秒の範囲である。更に詳しくいえば、直径が１ｍｍより太い血管では１００〜５００ｍ秒の遅延時間が効果的である。直径が０．５〜１ｍｍの血管では２０〜１００ｍ秒の遅延時間が効果的である。直径が０．１〜０．５ｍｍの血管では１０〜５０ｍ秒の遅延時間が効果的である。直径が０．１ｍｍより細い血管では１〜２０ｍ秒の範囲のパルス幅のパルス１個が効果的である。

また、皮膚の色素沈着に従って遅延時間を選択すべきである。色が濃い皮膚はより多くのエネルギーを吸収するから冷却に必要な時間が長くなる。したがって、より長い遅延時間を必要とする。色が薄い皮膚はより少ないエネルギーを吸収するからより短い遅延時間で済む。

多数のパルスは皮膚中または皮膚に近い細い血管の「パーポラ（ｐｕｒｐｏｒａ）」すなわち破裂を避けることが判明されている。火傷を避け、冷却するためにパルスを使用することは、レーザまたはその他の光源によって供給される光についても同様に有効である。

別の実施例は閃光灯を制御するために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することを含む。タイミング機能を提供し、上記トリガ信号を後見するためにマイクロプロセッサを使用できる。また、一実施例においては、マイクロプロセッサはスクリーンおよびキーボード、ボタン、マウス、またはその他の入力装置などのユーザインタフェースを含む。マイクロプロセッサには治療パラメータの選択を支援する情報を記憶する。

たとえば、治療される状態がポートワインしみ皮膚ＩＩＩ型であるとすると、医師はその状態をマイクロプロセッサに入力する。そうするとマイクロプロセッサは、５７０ｎｍ遮断フィルタを用いる、遅延時間が５０ｍ秒で、エネルギー密度が５５Ｊ／ｃｍ^２である二重パルスなどの示唆された治療パラメータで応答する。医師はそれらの示唆された治療パラメータを変更できるが、示唆された治療パラメータに対して動作の指針を参照する必要はない。

マイクロプロセッサまたはパーソナルコンピュータは患者情報を作成して、それをデータベースに保存するために使用することもできる。そうすると、処置した状態、処置パラメータ、治療回数等過去の治療情報を保存し、患者を再び治療する際にその情報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ことを支援する。また、データベースは各治療の前後における患者の状態の写真を含むこともできる。また、これは記録保持と、どの処置が所与の状態に対して最も有効であるかの決定も支援する。

上記治療に加えて、ここで説明している装置および方法は他の状態を処置するためにも使用できる。たとえば、乾癬またはいぼの治療に成功している。同様に皮膚の若返り（しわの処置）にも効果があるはずである。発明者は痔、のどの病変、および血管の不具合に起因する婦人科の諸疾患を治療するために本発明を使用することも目論んでいる。

したがって、上記諸目的および諸利点を十分に満足する閃光灯および結合器を本発明に従って得られたことが明らかである。本発明を特定の実施例に関連して説明したが、多くの代替例、変更が当業者には明瞭であろう。したがって、添付した特許請求の範囲の要旨および範囲に含まれるそのような代替例および変更の全てを包含することを意図するものである。
。

非コヒーレントパルス光源皮膚治療装置の横断面図である。 図１の光源の側面図である。 図１と図２の皮膚治療装置に使用するための可変パルス幅パルス形成回路の回路図である。 トロイダルフラッシュ管からの光を円錐形縁部を持つ光フィルタに結合する結合器の横断面図である。 トロイダルフラッシュ管の側面図である。 トロイダルフラッシュ管の上面図である。 円錐形部分に結合するための構造を示す図である。 トロイダルフラッシュ管からの光を平らな縁部を持つ光フィルタに結合する結合器の横断面図である。 棒状フラッシュ管からの光を円形光ファイバ束に結合する結合器の正面断面図である。 図９の結合器の側面断面図である。 棒状フラッシュ管からの光を光ファイバに結合する結合器の正面図である。 棒状フラッシュ管からの光をドープされている光ファイバに結合する結合器の正面図である。 透明な板によるゲルと皮膚の境界面の略図である。 ゲルを用いない光子の浸透の角度分布を示す図である。 大きな角度発散を行う光ガイドを示す図である。 小さい角度発散を行う光ガイドを示す図である。 ２００アンペアの電流で閃光灯によって発生されたスペクトルを示す図である。 ３８０アンペアの電流で閃光灯によって発生されたスペクトルを示す図である。 閃光灯用ＧＴＯドライバ回路を示す。

符号の説明

１０ 皮膚治療装置
１４ 光源（閃光灯）
１６、４４ 反射器
１８ フィルタ
４０、８０、９０、６０１ 結合器
４２、９２ フラッシュ管
４６ 光ファイバ
９４ 直線−円形光ファイバ変換器
１１５、１１８ 光ガイド
１２１ ドライバ回路
１２２ 高電圧電源
ＴＲ１ ＧＴＯトリガ発生器
ＴＲ２ フラッシュ管トリガ発生器

Claims (6)

1. 処置のための光出力を供給するように動作できる非コヒーレントパルス状光源と、この光源に接続された電源と、反射器を含み開口部を有するハウジングとを備え、光源はハウジングの内部に配置され、反射器は光源からの光を開口部へ反射し、開口部と治療部位の間に可撓性光ガイドが配置され、この光ガイドは光源からの非コヒーレント光を受けてその光を治療部位へ送り、光源と反射器および光ガイドがあいまって６Ｊ／ｃｍ^２と１００Ｊ／ｃｍ^２の間の光を供給する治療部位を処置するための治療装置であって、
   光ガイドは所定の角度で発散している光を送り、発散は希望の処置深さに応じて選択されることを特徴とする治療装置。
2. 光源と光ガイドの間に第１の干渉フィルタが配置され、第１のフィルタと治療部位の間に第２の吸収フィルタが配置されることを特徴とする請求項１に記載の治療装置。
3. 吸収染料を含む材料から光ガイドが製作され、この光ガイドが第２の吸収フィルタであることを特徴とする請求項２に記載の治療装置。
4. 反射器が円の一部である反射部を含むことを特徴とする請求項１に記載の治療装置。
5. 反射部が光源に比較的近いことを特徴とする請求項４に記載の治療装置。
6. 治療部位の上に冷却ゲルが配置されることを特徴とする請求項５に記載の治療装置。

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