本発明は、レーザ処置システムおよびレーザ処置方法に関するものである。 The present invention relates to a laser treatment system and a laser treatment method.
皮膚に対する処置方法として分画的光熱分解（fractionalphotothermolysis: ＦＰ）が知られている。ＦＰ処置技術に関する発明が特許文献１〜３に開示されている。ＦＰ処置は、皮膚にレーザ光を照射して皮膚の微小処置領域（microscopic treatment zone: ＭＴＺ）の配列を形成する処置である。ＭＴＺは、例えば、直径約１００μｍおよび深さ約３００μｍの形状を有し、約２５０μｍの間隔で配列される。ＭＴＺでは、微小表皮壊死小片（micro-epidermalnecrotic debris: ＭＥＮＤ）が生じる。 Fractional photothermolysis (FP) is known as a treatment method for the skin. The invention regarding the FP treatment technique is disclosed in Patent Documents 1 to 3. The FP treatment is a treatment that forms an array of skin microscopic treatment zones (MTZ) by irradiating the skin with laser light. The MTZ has, for example, a shape with a diameter of about 100 μm and a depth of about 300 μm, and is arranged at intervals of about 250 μm. In MTZ, micro-epidermal necrotic debris (MEND) occur.
ＦＰ処置直後のＭＥＮＤでは表皮および真皮の細胞の一部は壊死しているが、ＭＥＮＤの周囲の領域では正常組織であるので、ＭＥＮＤは周囲から治癒する。ＭＥＮＤの治癒過程で皮膚組織の再構築が生じる結果、皮膚の光老化の治癒や、しわの縮小が生じる。また、ＦＰ処置は、従来の剥離的リサーフェシング（ablative resurfacing: ＡＲ）に比べて処置直後紅斑などの副作用が少ない。ＦＰ処置では、波長１４８０ｎｍ〜１５５０ｎｍ、パルスエネルギー約５ｍＪ、パルス幅１.５ｍｓ〜５ｍｓのレーザ光が用いられる。 In MEND immediately after FP treatment, some cells of the epidermis and dermis are necrotic, but since MEND is normal tissue in the area around MEND, MEND is healed from the surroundings. Skin tissue remodeling occurs during the healing process of MEND, resulting in healing of photoaging of the skin and reduction of wrinkles. In addition, FP treatment has fewer side effects such as erythema immediately after treatment than conventional ablative resurfacing (AR). In the FP treatment, laser light having a wavelength of 1480 nm to 1550 nm, a pulse energy of about 5 mJ, and a pulse width of 1.5 ms to 5 ms is used.
特許文献１は、マスクを用いてＦＰ処置について詳細に開示している。この文献では、微小処置領域（ＭＴＺ）における処置の内容として、アブレーション・除去・破壊・損傷・刺激を挙げており、ＭＴＺの形状として円・楕円・円弧・線状を挙げている。ＭＴＺの大きさは１０μｍ〜１,０００μｍとされ、ＦＰ処置の効果が及ぶ処置対象領域の大きさは１ｍｍ〜１００ｍｍとされ、fill factor（＝ＭＴＺ面積／処置対象領域の面積）は０.１％〜９０％であるとされている。ＭＴＺは表皮、真皮、またはその両方に渡って形成される。 Patent document 1 is disclosing in detail about FP treatment using a mask. In this document, ablation / removal / destruction / damage / stimulation are mentioned as the contents of the treatment in the minute treatment region (MTZ), and a circle, an ellipse, an arc, and a line are mentioned as the shape of the MTZ. The size of the MTZ is 10 μm to 1,000 μm, the size of the treatment target area to which the effect of the FP treatment reaches is 1 mm to 100 mm, and the fill factor (= MTZ area / area of the treatment target area) is 0.1%. It is said to be -90%. MTZ is formed across the epidermis, dermis, or both.
特許文献１に記載されたＦＰ処置において用いられる電磁放射源は、レーザ、フラッシュランプ、タングステンランプ、ダイオード、ダイオードアレイ、ＣＯ２レーザ、Ｅｒ:ＹＡＧレーザなどであり、波長は４００ｎｍ〜１１,０００ｎｍ、パルス幅は１μｓ〜１０ｓ、フルエンスは０.０１Ｊ/ｃｍ２〜１００Ｊ/ｃｍ２である。熱処置の際には皮膚温度が少なくとも４５℃〜１００℃に上昇することが開示されている。The electromagnetic radiation source used in the FP treatment described in Patent Document 1 is a laser, a flash lamp, a tungsten lamp, a diode, a diode array, a CO2 laser, an Er: YAG laser, etc., and the wavelength is 400 nm to 11,000 nm, The pulse width is 1 μs to 10 s, and the fluence is 0.01 J / cm2 to 100 J / cm2 . It is disclosed that the skin temperature rises to at least 45 ° C to 100 ° C during heat treatment.
また、特許文献１には、照射領域を制御するために照射マスクを用いることも開示されている。さらに、照射マスクで処置対象の皮膚を圧迫して皮膚血流を制限すると、血液と電磁放射との干渉が低下し、より深いアブレーションが可能であることや、複数のパルスを用いてアブレーション深さを調整できることが示されている。 Patent Document 1 also discloses that an irradiation mask is used to control the irradiation region. In addition, if the skin blood flow is restricted by squeezing the skin to be treated with an irradiation mask, interference between blood and electromagnetic radiation is reduced, deeper ablation is possible, and ablation depth is achieved using multiple pulses. Has been shown to be adjustable.
特許文献２も、ＦＰ処置の方法および装置について詳細に開示している。この文献では、微小処置領域（ＭＴＺ）のアスペクト比（＝幅/深さ）は好ましくは１:２以上、より好ましくは１:４以上であるとしている。ＭＴＺは、表皮、真皮、またはその両方に存在し、最表面の角質層を無傷で残すことも好ましいとしている。ＭＴＺの形状は円柱、球、その他の形状、深さは１０μｍ〜４０００μｍ、径は１０μｍ〜１０００μｍであり、光波長、パルス持続時間、パルス幅、ビームプロファイル、パルス強度、コンタクトチップ温度、コンタクトチップ熱伝導率、コンタクトローション、集光ＮＡ、光源輝度、光源パワーなどのパラメタの組み合わせによって実現されるとしている。また、皮膚への光照射は皮膚の温度を変化させ、皮膚の温度変化は皮膚の光学特性を変化させることから、光照射の条件を適切に設計することによってＭＴＺの形状や大きさを制御することができることも開示されている。 Patent Document 2 also discloses in detail a method and apparatus for FP treatment. In this document, the aspect ratio (= width / depth) of the minute treatment region (MTZ) is preferably 1: 2 or more, more preferably 1: 4 or more. MTZ is present in the epidermis, dermis, or both, and it is also preferred to leave the outermost stratum corneum intact. MTZ has a shape of cylinder, sphere, other shapes, depth of 10 μm to 4000 μm, diameter of 10 μm to 1000 μm, light wavelength, pulse duration, pulse width, beam profile, pulse intensity, contact chip temperature, contact chip heat This is realized by a combination of parameters such as conductivity, contact lotion, condensing NA, light source luminance, and light source power. In addition, light irradiation to the skin changes the temperature of the skin, and changes in the skin temperature change the optical characteristics of the skin. Therefore, the shape and size of the MTZ are controlled by appropriately designing the light irradiation conditions. It is also disclosed that it can.
また、特許文献２では、ＦＰ処置に用いる光源に関しては、波長０.４μｍ〜１２μｍのレーザ光源を、皮膚内の光吸収物質に合わせて選択することが示されている。光吸収物質の具体例として、水、ヘモグロビン、メラニンが挙げられている。特に波長１μｍ〜２μｍでは水の吸収が高く散乱が低いため、数ｍｍの深さの組織に対して処置を行うのに適していることが示されている。また、複数の光源を組み合わせて用いることにより、ＭＴＺの形状を制御することや、複数種類の光吸収物質を加熱することも示されている。 Patent Document 2 discloses that a laser light source having a wavelength of 0.4 μm to 12 μm is selected in accordance with a light absorbing substance in the skin as a light source used for the FP treatment. Specific examples of the light absorbing material include water, hemoglobin, and melanin. In particular, at wavelengths of 1 μm to 2 μm, the absorption of water is high and the scattering is low, indicating that it is suitable for treating a tissue having a depth of several mm. In addition, controlling the shape of the MTZ and heating a plurality of types of light-absorbing substances by using a plurality of light sources in combination are also shown.
特許文献３は、ＦＰ処置に用いることのできるレーザ装置を開示している。この文献のレーザ装置および方法では、メインスキャン方向のレーザビーム移動を検知し、その情報を用いてサブスキャン方向にビームをディザリングすることにより、ビームアレイが効率的に形成される。 Patent document 3 is disclosing the laser apparatus which can be used for FP treatment. In the laser apparatus and method of this document, a beam array is efficiently formed by detecting laser beam movement in the main scan direction and dithering the beam in the sub-scan direction using the information.
また、特許文献３では、レーザ光源としては、レーザダイオード、ダイオード励起固体レーザ、ファイバレーザ、フラッシュランプが挙げられており、具体的には、Ｅｒ:ＹＡＧレーザ、Ｎｄ:ＹＡＧレーザ、アルゴンイオンレーザ、ＨｅＮｅレーザ、ＣＯ２レーザ、エキシマレーザ、Ｅｒファイバレーザ、ルビーレーザが挙げられている。波長は可視帯（０.４μｍ〜０.７μｍ）、赤外（０.７μｍ〜１１μｍ）、紫外（０.１８μｍ〜０.４０μｍ）が挙げられている。また、一種類だけでなく複数種類のレーザを併用することも可能とされている。また、ビームアレイの形成手段としては、光ファイバや光導波路による光分岐や、レーザダイオードアレイなどのアレイ型光源や、ファイババンドルが挙げられている。
しかしながら、従来のＦＰ処置技術では、その処置途中に出血が生じると、レーザ光等の電磁波の伝播が血液により妨げられることにより、ＭＴＺの形成が妨げられて、効果的な処置が行われ得ない。また、皮膚組織では、真皮は表皮に比べて深部にあって血流もより豊富であるため、出血しやすいことから、特に、深い領域に微小処置領域（ＭＴＺ）を形成することが困難である。深い領域でのＭＴＺ形成が難しいことから、組織の深部にまで達する病変または異常をＦＰ処置によって治療または改善させることは難しい。 However, in the conventional FP treatment technique, if bleeding occurs during the treatment, the propagation of electromagnetic waves such as laser light is hindered by the blood, so that the formation of MTZ is hindered and an effective treatment cannot be performed. . Further, in the skin tissue, since the dermis is deeper than the epidermis and the blood flow is more abundant, it is easy to bleed, so it is particularly difficult to form a micro-treatment region (MTZ) in a deep region. . Since it is difficult to form MTZ in deep regions, it is difficult to treat or ameliorate lesions or abnormalities that reach the deep part of the tissue by FP treatment.
なお、特許文献１には、止血の必要性や止血方法の一例として圧迫が示されているが、処置対象への侵襲度が高く、効果は限定的であった。 In Patent Document 1, compression is shown as an example of the necessity of hemostasis and a hemostasis method, but the degree of invasiveness to a treatment target is high, and the effect is limited.
本発明は、上記問題点を解消する為になされたものであり、効果的なＦＰ処置に好適に用いられ得るレーザ処置システムおよびレーザ処置方法を提供することを目的とする。 The present invention has been made to solve the above-described problems, and an object thereof is to provide a laser treatment system and a laser treatment method that can be suitably used for an effective FP treatment.
本発明に係るレーザ処置システムは、(1) 波長範囲４００ｎｍ〜２０００ｎｍに属する第１波長のレーザ光と、波長範囲４００ｎｍ〜１３００ｎｍに属する第２波長のレーザ光とを、出力する光源部と、(2) 光源部に光学的に結合され、光源部から出力される第１波長のレーザ光および第２波長のレーザ光を、処置対象である生体組織上に離散的に存在する複数の被照射領域に集光照射する光学系と、を備えることを特徴とする。更に、本発明に係るレーザ処置システムは、第１波長のレーザ光の照射によって生体組織の一部の領域を剥離し、第２波長のレーザ光の照射によって、その剥離された領域の周囲の生体組織に存在する血管を凝固させて止血することを特徴とする。 The laser treatment system according to the present invention includes: (1) a light source unit that outputs a first wavelength laser beam belonging to a wavelength range of 400 nm to 2000 nm and a second wavelength laser beam belonging to a wavelength range of 400 nm to 1300 nm; 2) A plurality of irradiated regions that are optically coupled to the light source unit and that have the first wavelength laser beam and the second wavelength laser beam output from the light source unit discretely present on the living tissue to be treated And an optical system for condensing and irradiating. Furthermore, the laser treatment system according to the present invention exfoliates a part of a living tissue by irradiation with a laser beam having a first wavelength, and the living body around the exfoliated region by irradiation with a laser beam having a second wavelength. It is characterized by coagulating blood vessels existing in the tissue to stop bleeding.
また、いずれのレーザ光もパルス発振または変調可能であり、パルス光を発生させるのが好適であり、第１波長のレーザ光および第２波長のレーザ光をパルス発光可能なようにそれぞれの波長の光の光パワーおよび発光時間を調整する制御部を更に備えるのが好適である。また、第２波長は波長範囲４００ｎｍ〜４６０ｎｍに属するのが好適である。 In addition, any laser beam can be oscillated or modulated, and it is preferable to generate pulsed light, and the laser light having the first wavelength and the second wavelength can be pulsed so that the respective wavelengths can be emitted. It is preferable to further include a control unit that adjusts the light power and the light emission time of light. The second wavelength preferably belongs to the wavelength range of 400 nm to 460 nm.
処置対象である生体組織の血管内の血液中に存在するヘモグロビンは第２波長において高い吸収係数を有するため、第２波長の光の照射によって血液を選択的に加熱し、血管周囲の生体組織を凝固させることができ、第１波長の光の照射による剥離（ablation）の際の出血（bleeding）を止めることができる。その結果、組織の深部まで剥離することができ、深部の病変または異常の治療または改善が可能となる。さらに、血液を選択的に加熱するため、血管から離れた組織の凝固を抑制することができる。その結果、凝固した組織の治癒に要する時間が短い。 Since hemoglobin present in the blood in the blood vessel of the living tissue to be treated has a high absorption coefficient at the second wavelength, the blood is selectively heated by irradiation with the light of the second wavelength, and the living tissue around the blood vessel is Coagulation can be achieved, and bleeding during ablation caused by irradiation with light of the first wavelength can be stopped. As a result, the tissue can be exfoliated to the deep part, and a deep lesion or abnormality can be treated or improved. Furthermore, since blood is selectively heated, coagulation of tissue away from blood vessels can be suppressed. As a result, the time required for healing of the solidified tissue is short.
第１波長の光のパワーが２００ｍＷ以上であり、第１波長の光のパワーが１００ｍＷ以上であり、被照射位置におけるビームウエスト径が０.５ｍｍ以下であるのが好適である。この場合には、剥離および止血を効果的に行うことができ、処置対象組織の治療または改善に要する時間が短い。 It is preferable that the power of the first wavelength light is 200 mW or more, the power of the first wavelength light is 100 mW or more, and the beam waist diameter at the irradiated position is 0.5 mm or less. In this case, peeling and hemostasis can be performed effectively, and the time required for treatment or improvement of the tissue to be treated is short.
光源部は、第１波長の光を発生させるレーザダイオードまたはファイバレーザ光源と、第２波長の光を発生させるレーザダイオードと、を含むのが好適である。この場合には、剥離および止血に必要な光パワーを供給でき、装置を小型化できる。 The light source section preferably includes a laser diode or a fiber laser light source that generates light of the first wavelength and a laser diode that generates light of the second wavelength. In this case, the optical power necessary for peeling and hemostasis can be supplied, and the apparatus can be miniaturized.
光学系は、入力端が光源部に光学的に接続され出力端が束ねられた複数本の光ファイバと、複数本の光ファイバの出力端から出力されるレーザ光を集光するレンズとを含み、複数本の光ファイバの出力端において、第１波長のレーザ光を伝送する光ファイバの周囲に、第２波長のレーザ光を伝送する光ファイバが配置されているのが好適である。この場合には、複数のレーザダイオードからの光パワーを高密度に束ねることで大きな光パワーを容易に得ることができる。さらに、剥離を行う第１波長の光ビームの周囲に止血を行う第２波長の光ビームが配置されるため、剥離された領域の周囲の組織における血管を効率的に止血することができ、出血を抑制して深い剥離を行うことが可能となる。 The optical system includes a plurality of optical fibers whose input ends are optically connected to the light source unit and whose output ends are bundled, and a lens that collects laser light output from the output ends of the plurality of optical fibers. Preferably, at the output ends of the plurality of optical fibers, an optical fiber that transmits the laser light of the second wavelength is disposed around the optical fiber that transmits the laser light of the first wavelength. In this case, a large optical power can be easily obtained by bundling the optical power from the plurality of laser diodes at a high density. In addition, since the second wavelength light beam for hemostasis is disposed around the first wavelength light beam to be exfoliated, blood vessels in the tissue around the exfoliated region can be efficiently hemostatic, and bleeding It is possible to perform deep peeling while suppressing the above.
複数本の光ファイバそれぞれはコアおよびクラッドを有し、複数本の光ファイバのうち何れかの光ファイバでは、出力端におけるコア面積／クラッド面積の比が、入力端におけるコア面積／クラッド面積の比の１.１倍以上であるのが好適である。この場合には、光ファイババンドル出射端における輝度（brightness）を高めることにより被照射位置における光パワー密度が高まるため、剥離および止血を効果的に行うことができる。 Each of the plurality of optical fibers has a core and a cladding, and in any one of the plurality of optical fibers, the ratio of the core area / cladding area at the output end is the ratio of the core area / cladding area at the input end. It is preferable that it is 1.1 times or more. In this case, since the light power density at the irradiated position is increased by increasing the brightness at the emission end of the optical fiber bundle, peeling and hemostasis can be effectively performed.
光源部は、第１波長の光を発生させるレーザダイオードと、第２波長の光を発生させるレーザダイオードとを含み、光学系は、レンズを含み、レーザダイオードで発生した光を光ファイバを介さずに被照射位置に集光させるのが好適である。この場合には、光ファイバを介さないことにより、ビーム品質の低下および結合損失の発生を抑制することができるため、被照射位置におけるパワー密度が高まり、剥離および止血を効果的に行うことができる。 The light source unit includes a laser diode that generates light of the first wavelength and a laser diode that generates light of the second wavelength. The optical system includes a lens, and the light generated by the laser diode is not transmitted through the optical fiber. It is preferable that the light is condensed at the irradiated position. In this case, by not passing through the optical fiber, it is possible to suppress the deterioration of the beam quality and the generation of coupling loss, so that the power density at the irradiated position is increased, and peeling and hemostasis can be effectively performed. .
第１波長と第２波長が互いに同一であり、共にレーザダイオードによって発生させられるのが好適である。この場合には、一種類のレーザダイオードで装置を構成できる。その結果、光源を簡素化することができると共に、光学系もＧａＮ系レーザダイオードの波長帯で最適化できるため、結合効率の向上とコストの低減を行うことができる。 The first wavelength and the second wavelength are preferably identical to each other and are both generated by a laser diode. In this case, the apparatus can be constituted by one type of laser diode. As a result, the light source can be simplified and the optical system can be optimized in the wavelength band of the GaN-based laser diode, so that the coupling efficiency can be improved and the cost can be reduced.
第１波長は波長範囲１３００ｎｍ〜１６００ｎｍに属するのが好適である。また、第１波長の光を発生させるレーザ光源はシングルモード発振するのが好適である。１３００〜１６００ｎｍでは生体組織内の水およびＯＨ結合による吸光度が高いため、剥離を効率的に行うことができると共に、剥離領域の周辺の組織の熱損傷を低減することができる。さらに、同波長帯ではシングルモード発振する高パワーレーザの実現が容易であり、シングルモードのレーザを用いることで高い輝度が得られ、その結果、剥離を効果的に行うことができる。 The first wavelength preferably belongs to the wavelength range of 1300 nm to 1600 nm. In addition, it is preferable that the laser light source that generates the light having the first wavelength oscillates in a single mode. In 1300-1600 nm, since the light absorbency by the water and OH bond in a biological tissue is high, it can peel efficiently and can reduce the thermal damage of the structure | tissue around a peeling area | region. Further, it is easy to realize a high-power laser that oscillates in a single mode in the same wavelength band, and high luminance can be obtained by using a single-mode laser. As a result, peeling can be performed effectively.
本発明に係るレーザ処置システムは、(1) 生体組織からの拡散反射光のパワーを測定する光検出部と、(2) 処置後の臨床結果と、光検出器により測定される光パワーの値と、処置に用いられたレーザ光パワーの値と、の間の関係を表すデータを記憶する記憶部と、(3)記憶部により記憶されたデータと、処置中に光検出器により測定される光パワーの値とに基づいて出力すべきレーザ光パワーを計算する計算部と、を更に備えるのが好適である。この場合には、処置対象の生体組織の色素量や散乱係数などの個体間および経時的なバラツキを補償し、安定した臨床結果を得ることが可能となる。 The laser treatment system according to the present invention includes (1) a light detector that measures the power of diffusely reflected light from a living tissue, (2) a clinical result after treatment, and a value of light power measured by the light detector. And a storage unit that stores data representing the relationship between the value of the laser light power used in the treatment, (3) the data stored in the storage unit, and measured by the photodetector during the treatment It is preferable to further include a calculation unit that calculates the laser light power to be output based on the value of the optical power. In this case, it is possible to compensate for variations between individuals such as the amount of pigment and the scattering coefficient of the biological tissue to be treated, and to obtain a stable clinical result.
本発明に係るレーザ処置方法は、波長範囲４００ｎｍ〜２０００ｎｍに属する第１波長のレーザ光の照射によって、生体組織（ヒトを除く）の一部の領域を剥離し、波長範囲４００ｎｍ〜１３００ｎｍに属する第２波長のレーザ光の照射によって、その剥離された領域の周囲の生体組織に存在する血管を凝固させて止血するように前記第１波長のレーザ光および前記第２波長のレーザ光それぞれの照射光パワーおよび発光タイミングを調節することを特徴とする。 In the laser treatment method according to the present invention, a part of a living tissue (excluding a human) is exfoliated by irradiation with a laser beam having a first wavelength belonging to a wavelength range of 400 nm to 2000 nm, and a first region belonging to a wavelength range of 400 nm to 1300 nm. Irradiation light of each of the laser light of the first wavelength and the laser light of the second wavelength so that the blood vessels existing in the living tissue around the peeled region are coagulated by the irradiation of the laser light of the two wavelengths to stop bleeding. It is characterized by adjusting power and light emission timing.
本発明に係るレーザ処置システムおよびレーザ処置方法は効果的なＦＰ処置に好適に用いられ得る。 The laser treatment system and laser treatment method according to the present invention can be suitably used for effective FP treatment.
以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。 The best mode for carrying out the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings. In the description of the drawings, the same elements are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
（第１実施形態） (First embodiment)
先ず、本発明に係るレーザ処置システムおよびレーザ処置方法の第１実施形態について説明する。図１は、第１実施形態に係るレーザ処置システム１の構成図である。この図に示されるレーザ処置システム１は、処置対象である生体組織９０上に離散的に存在する複数の被照射領域９１ａ〜９１ｅに対して熱処理を行って生体組織９０に生物学的に有益な効果をもたらすものであって、光源部１０、光学系２０、光検出部３０、記憶部４０および計算部５０を備える。 First, a first embodiment of a laser treatment system and a laser treatment method according to the present invention will be described. FIG. 1 is a configuration diagram of a laser treatment system 1 according to the first embodiment. The laser treatment system 1 shown in this figure is biologically beneficial to the biological tissue 90 by performing a heat treatment on the plurality of irradiated regions 91a to 91e that are discretely present on the biological tissue 90 to be treated. The light source unit 10, the optical system 20, the light detection unit 30, the storage unit 40, and the calculation unit 50 are provided.
光源部１０は、波長範囲４００ｎｍ〜２０００ｎｍに属する第１波長のレーザ光と、波長範囲４００ｎｍ〜１３００ｎｍに属する第２波長のレーザ光とを、出力するものである。光源部１０は、第１波長のレーザ光を出力する光源としてレーザダイオード１１およびファイバレーザ光源１２の何れかを含む。また、光源部１０は、第２波長のレーザ光を出力する光源として６個のレーザダイオード１３ａ〜１３ｆを含む。 The light source unit 10 outputs a first wavelength laser beam belonging to a wavelength range of 400 nm to 2000 nm and a second wavelength laser beam belonging to a wavelength range of 400 nm to 1300 nm. The light source unit 10 includes one of a laser diode 11 and a fiber laser light source 12 as a light source that outputs laser light having a first wavelength. The light source unit 10 includes six laser diodes 13a to 13f as a light source that outputs laser light of the second wavelength.
例えば、レーザダイオード１１は、近赤外域の波長のレーザ光を出力するものであって、ＩｎＧａＡｓＰ系の材料で構成され、１４００〜１５００ｎｍの波長で２００〜３００ｍＷのパワーの光をシングルモードで発振する。レーザダイオード１１から出力されるレーザ光は、シングルモードであるので、波長多重または偏波多重を用いて複数のレーザダイオードからの光を１本のシングルモードファイバに多重化することも可能であり、それによってさらに高い光パワーが得られる。近赤外レーザダイオード１１に替えて、エルビウム添加光ファイバを用いたファイバレーザ光源１２が用いられてもよい。ファイバレーザ光源１２は、１５３０〜１６００ｎｍの波長で１００〜５０００ｍＷのパワーの光をシングルモードで発振する。レーザダイオード１３ａ〜１３ｆそれぞれは、青紫の波長のレーザ光を出力するものであって、ＧａＮ系の材料で構成され、４００〜４６０ｎｍの波長で１００〜３００ｍＷのパワーの光をマルチモードで発振する。 For example, the laser diode 11 outputs laser light having a wavelength in the near-infrared region, is made of an InGaAsP-based material, and oscillates light having a power of 200 to 300 mW at a wavelength of 1400 to 1500 nm in a single mode. . Since the laser light output from the laser diode 11 is a single mode, it is possible to multiplex light from a plurality of laser diodes into one single mode fiber using wavelength multiplexing or polarization multiplexing. Thereby, higher optical power can be obtained. Instead of the near-infrared laser diode 11, a fiber laser light source 12 using an erbium-doped optical fiber may be used. The fiber laser light source 12 oscillates light having a wavelength of 1530 to 1600 nm and a power of 100 to 5000 mW in a single mode. Each of the laser diodes 13a to 13f outputs laser light having a blue-violet wavelength, is made of a GaN-based material, and oscillates light having a wavelength of 400 to 460 nm and a power of 100 to 300 mW in a multimode.
光学系２０は、光源部１０に光学的に結合され、光源部１０から出力される第１波長のレーザ光および第２波長のレーザ光を、生体組織９０上に離散的に存在する複数の被照射領域９１ａ〜９１ｅに集光照射するものである。光学系２０は、７本の光ファイバ２２ａ〜２２ｇからなる光ファイババンドル２１、レンズ２３、可動鏡２４およびレンズ２５を含む。 The optical system 20 is optically coupled to the light source unit 10, and outputs a first wavelength laser beam and a second wavelength laser beam output from the light source unit 10 to a plurality of objects that are discretely present on the living tissue 90. The irradiation areas 91a to 91e are condensed and irradiated. The optical system 20 includes an optical fiber bundle 21 including seven optical fibers 22a to 22g, a lens 23, a movable mirror 24, and a lens 25.
光ファイババンドル２１の集合端（出力端）２１Ａでは、図２に示されるように、光ファイバ２２ｇの周囲に６本の光ファイバ２２ａ〜２２ｆが細密構造で配置されていて、これらがスリーブ管２６の内部に樹脂等により固定されている。光ファイバ２２ｇは、シングルモード光ファイバであって、入力端がレーザダイオード１１およびファイバレーザ光源１２の何れかの光出力に光学的に接続されている。光ファイバ２２ａ〜２２ｆは、マルチモード光ファイバであって、入力端がレーザダイオード１３ａ〜１３ｆの光出力に光学的に接続されている。光ファイバ２２ｇのコア径は、光ファイバ２２ａ〜２２ｆそれぞれのコア径より小さい。 At the collecting end (output end) 21A of the optical fiber bundle 21, as shown in FIG. 2, six optical fibers 22a to 22f are arranged in a fine structure around the optical fiber 22g, and these are the sleeve tubes 26. It is fixed inside with a resin or the like. The optical fiber 22g is a single mode optical fiber, and its input end is optically connected to one of the optical outputs of the laser diode 11 and the fiber laser light source 12. The optical fibers 22a to 22f are multimode optical fibers, and their input ends are optically connected to the optical outputs of the laser diodes 13a to 13f. The core diameter of the optical fiber 22g is smaller than the core diameter of each of the optical fibers 22a to 22f.
また、光ファイババンドル２１の集合端（出力端）２１Ａ付近では、図３に断面が示されるように、７本の光ファイバ２２ａ〜２２ｇそれぞれの樹脂被覆が除去され、さらに、クラッドの一部がエッチングされて細くなっている。図３には、光ファイバ２２ａのコア２７ａおよびクラッド２８ａ、光ファイバ２２ｄのコア２７ｄおよびクラッド２８ｄ、ならびに、光ファイバ２２ｇのコア２７ｇおよびクラッド２８ｇ、が示されている。 Further, in the vicinity of the collecting end (output end) 21A of the optical fiber bundle 21, the resin coating of each of the seven optical fibers 22a to 22g is removed as shown in a cross section in FIG. It is etched and thinned. FIG. 3 shows the core 27a and the clad 28a of the optical fiber 22a, the core 27d and the clad 28d of the optical fiber 22d, and the core 27g and the clad 28g of the optical fiber 22g.
例えば、光ファイバ２２ａ〜２２ｆそれぞれは、非集合端（入力端）においてコア径４０μｍでありクラッド径８０μｍであってコア面積／クラッド面積の比が０.２５であり、一方で、集合端（出力端）２１Ａにおいてコア径４０μｍでありクラッド径５０μｍであってコア面積／クラッド面積の比が０.６４である。集合端におけるコア面積／クラッド面積の比は、非集合端における値の２.５６倍である。その結果、平均化された光パワー密度も約２.５６倍上昇し、集合端において高い輝度を実現することが可能となる。クラッド径５０μｍの７本の光ファイバ２２ａ〜２２ｇが蜂の巣状に集合された結果、集合端における光ビームの直径は約１５０μｍとなる。なお、７本の光ファイバ２２ａ〜２２ｇそれぞれのＮＡは０.１０〜０.１５である。 For example, each of the optical fibers 22a to 22f has a core diameter of 40 μm and a cladding diameter of 80 μm at the non-collecting end (input end), and the ratio of core area / cladding area is 0.25, while the collecting end (output) End) In 21A, the core diameter is 40 μm, the clad diameter is 50 μm, and the ratio of core area / cladding area is 0.64. The ratio of the core area / cladding area at the collective end is 2.56 times the value at the non-collective end. As a result, the averaged optical power density is also increased by about 2.56 times, and high luminance can be realized at the collecting end. As a result of the seven optical fibers 22a to 22g having a cladding diameter of 50 μm being gathered in a honeycomb shape, the diameter of the light beam at the gathering end is about 150 μm. The NA of each of the seven optical fibers 22a to 22g is 0.10 to 0.15.
レンズ２３，可動鏡２４およびレンズ２５は、光ファイババンドル２１の集合端（出力端）２１Ａから外部へ出力されるレーザ光を入力して、生体組織９０上に離散的に存在する複数の被照射領域９１ａ〜９１ｅの何れかに集光照射する。レンズ２３，２５の結像倍率は１倍であり、その結果、被照射領域におけるビームウエスト径は約１５０μｍとなる。レンズ２３，２５の結像倍率は１倍以外であってもよく、それによって被照射領域の深さや断面積を調整することができる。 The lens 23, the movable mirror 24, and the lens 25 receive a laser beam output from the collective end (output end) 21 </ b> A of the optical fiber bundle 21 to the outside and receive a plurality of irradiated objects that are discretely present on the living tissue 90. One of the regions 91a to 91e is condensed and irradiated. The imaging magnification of the lenses 23 and 25 is 1. As a result, the beam waist diameter in the irradiated region is about 150 μm. The imaging magnification of the lenses 23 and 25 may be other than 1, thereby adjusting the depth and cross-sectional area of the irradiated region.
光照射の結果、波長範囲４００ｎｍ〜２０００ｎｍに属する第１波長のレーザ光の照射によって、生体組織９０の一部の領域９１ａ〜９１ｅそれぞれが剥離される。また、波長範囲４００ｎｍ〜１３００ｎｍに属する第２波長のレーザ光の照射によって、その剥離された領域９１ａ〜９１ｅそれぞれの周囲の生体組織９０に存在する血管が凝固変性されて止血される。このとき、レンズ２３とレンズ２５との間に挿入された可動鏡２４を動かすことにより、被照射領域９１ａ〜９１ｅを移動させることができる。また、処置対象側のレンズ２５の位置を光軸方向に移動させることによって、生体組織９０内でのビームウエストの位置を調整し、最適な剥離および止血効果が得られるように最適化することも可能である。 As a result of the light irradiation, partial regions 91a to 91e of the biological tissue 90 are peeled off by irradiation with laser light having the first wavelength belonging to the wavelength range of 400 nm to 2000 nm. In addition, by irradiation with laser light having the second wavelength belonging to the wavelength range of 400 nm to 1300 nm, blood vessels existing in the living tissue 90 around each of the peeled regions 91a to 91e are coagulated and denatured to stop bleeding. At this time, the irradiated areas 91a to 91e can be moved by moving the movable mirror 24 inserted between the lens 23 and the lens 25. Further, by moving the position of the lens 25 on the treatment target side in the direction of the optical axis, the position of the beam waist in the living tissue 90 is adjusted, and optimization can be performed so as to obtain an optimum peeling and hemostatic effect. Is possible.
光検出部３０は、生体組織９０からの拡散反射光のパワーを測定する。記憶部４０は、過去の処置結果から得られた、処置後の出血の有無や治癒の速度、治癒の程度（外観）、痛みの有無と程度、など定性的項目を定量化したものを含む定量的な臨床結果と、光検出器３０により測定される光パワーの値と、処置に用いられたレーザ光パワーの値と、の間の関係を表すデータを記憶する。計算部５０は、記憶部４０により記憶されたデータと、処置中に光検出器３０により測定される光パワーの値とに基づいて、期待される臨床結果が最良となるよう出力すべきレーザ光パワーを計算する。このような光検出部３０，記憶部４０および計算部５０を備えることにより、生体組織９０に対して最適な処置が可能となる。 The light detection unit 30 measures the power of diffusely reflected light from the living tissue 90. The storage unit 40 includes quantitative values obtained by quantifying qualitative items such as the presence or absence of bleeding after treatment, the speed of healing, the degree of healing (appearance), and the presence and degree of pain, obtained from past treatment results. Data representing the relationship between the typical clinical result, the value of the optical power measured by the light detector 30 and the value of the laser light power used in the procedure. Based on the data stored in the storage unit 40 and the value of the optical power measured by the photodetector 30 during the treatment, the calculation unit 50 outputs a laser beam to be output so that the expected clinical result is the best. Calculate power. By providing such a light detection unit 30, a storage unit 40, and a calculation unit 50, it is possible to perform an optimal treatment on the living tissue 90.
図４は、生体組織９０の被照射領域９１ａ周辺の断面の模式図である。生体組織９０の皮膚組織は、表面から順に表皮９０ａ，真皮９０ｂおよび脂肪層９０ｃからなり、脂肪層９０ｃおよび真皮９０ｂには血管９０ｄ，９０ｅが存在する。 FIG. 4 is a schematic diagram of a cross section around the irradiated region 91a of the biological tissue 90. FIG. The skin tissue of the living tissue 90 includes an epidermis 90a, a dermis 90b, and a fat layer 90c in order from the surface, and blood vessels 90d and 90e exist in the fat layer 90c and the dermis 90b.
ＦＰ処置技術として公知のように、表皮と真皮の一部を剥離して治癒させることにより、皺やしみの除去といった生物学的効果を得ることができる。このとき、剥離された領域を短期間で治癒させるためには、剥離された領域の直径は３００μｍ以下であることが好ましい。一方で、真皮まで達する病変または異常を治療または改善させるためには、剥離された領域の深さは１.５ｍｍ以上であることが好ましい。従って、剥離された領域のアスペクト比（深さ／径の比）は５以上であることが好ましい。また、真皮には血管が存在するため、剥離と共に止血を行うことが深い剥離および早い治癒のために好ましい。 As is well known as an FP treatment technique, a biological effect such as removal of wrinkles and stains can be obtained by peeling and healing a part of the epidermis and dermis. At this time, in order to heal the peeled area in a short period, the diameter of the peeled area is preferably 300 μm or less. On the other hand, in order to treat or improve a lesion or abnormality reaching the dermis, the depth of the peeled region is preferably 1.5 mm or more. Accordingly, the aspect ratio (depth / diameter ratio) of the peeled region is preferably 5 or more. In addition, since blood vessels exist in the dermis, it is preferable to perform hemostasis together with exfoliation for deep exfoliation and rapid healing.
本実施形態では、深い剥離および止血を実現するために、剥離のための光（第１波長のレーザパルス光）および止血のための光（第２波長のレーザパルス光）を用いる。本実施形態では、近赤外レーザダイオードまたはファイバレーザが第１波長のレーザパルス光を発生させ、青紫レーザダイオードが第２波長のレーザパルス光を発生させる。 In this embodiment, in order to realize deep peeling and hemostasis, light for peeling (laser pulse light having a first wavelength) and light for hemostasis (laser pulse light having a second wavelength) are used. In this embodiment, a near-infrared laser diode or a fiber laser generates laser pulse light with a first wavelength, and a blue-violet laser diode generates laser pulse light with a second wavelength.
被照射領域９１ａの中心付近の領域９３では、第１波長のレーザパルス光によって主として水分が加熱されて蒸散する結果、組織の剥離が生じ、その周辺の領域９４では変性が生じる。本発明では、被照射領域の周辺部はレーザダイオード１３ａ〜１３ｆからの波長４００〜４６０ｎｍの光によって照明される。波長４００〜４６０ｎｍの光はヘモグロビンによって強く吸収されるため、血管９０ｅを中心とした領域が選択的に加熱される。その結果、剥離された領域９３の周辺であると同時に血管９０ｅの周辺でもある領域９５では、特に強い変性が生じ、タンパク質の凝固や血液の凝固などによって細血管および毛細血管が閉塞され、出血が抑制される。 In the region 93 near the center of the irradiated region 91a, the moisture is mainly heated and evaporated by the laser pulse light of the first wavelength. As a result, the tissue is peeled off, and the surrounding region 94 is denatured. In the present invention, the periphery of the irradiated region is illuminated with light having a wavelength of 400 to 460 nm from the laser diodes 13a to 13f. Since light having a wavelength of 400 to 460 nm is strongly absorbed by hemoglobin, a region centered on the blood vessel 90e is selectively heated. As a result, in the region 95 that is not only the periphery of the peeled region 93 but also the periphery of the blood vessel 90e, particularly strong degeneration occurs, and the fine blood vessels and capillaries are blocked by protein coagulation, blood coagulation, etc., and bleeding is caused. It is suppressed.
剥離された領域９３を短期間で治癒させるためには、剥離された領域９３の径は３００μｍ以下であることが好ましい。一方で、真皮９０ｂまで達する病変または異常を治療または改善させるためには、剥離された領域９３の深さは１.５ｍｍ以上であることが好ましい。従って、剥離された領域９３のアスペクト比（深さ／径の比）は５以上であることが好ましい。 In order to heal the peeled area 93 in a short period of time, the diameter of the peeled area 93 is preferably 300 μm or less. On the other hand, in order to treat or improve a lesion or abnormality reaching the dermis 90b, the depth of the peeled region 93 is preferably 1.5 mm or more. Accordingly, the aspect ratio (depth / diameter ratio) of the peeled region 93 is preferably 5 or more.
さらに、第１波長のレーザパルス光の照射から１０ｍｓから３ｓの時間差で、第２波長のレーザパルス光の照射を開始することが好ましい。第１波長のレーザパルス光の照射開始から１０ｍｓより後では、組織の一部が剥離され始めるため、止血すべき組織（剥離された領域の周囲の組織）へ光が到達でき、３ｓより前では、出血を効率的に止めることが可能である。図５はレーザ発光のタイミングを模式的に示す。第１波長のレーザパルス光の発光から第２波長のレーザパルス光の発光までの時間差は上記のようにΔＴ＝１０ｍｓ〜３ｓである。第１波長および第２波長のレーザパルス光のパルス幅はＴ１およびＴ２、ピークパワーはＰ１およびＰ２である。Ｔ１およびＴ２は典型的に１ｍｓ〜１ｓ、Ｐ１およびＰ２は典型的に１００ｍＷ〜１Ｗであり、対象組織の光学特性や必要とされる処置の内容に応じて調整されることが好ましい。 Furthermore, it is preferable to start the irradiation of the laser pulse light of the second wavelength at a time difference of 10 ms to 3 seconds from the irradiation of the laser pulse light of the first wavelength. After 10 ms from the start of the irradiation of the first wavelength laser pulse light, a part of the tissue starts to be detached, so that the light can reach the tissue to be hemostatic (tissue around the exfoliated region) before 3 s. It is possible to stop bleeding efficiently. FIG. 5 schematically shows the timing of laser emission. The time difference from the emission of the laser pulse light of the first wavelength to the emission of the laser pulse light of the second wavelength is ΔT = 10 ms to 3 s as described above. The pulse widths of the laser pulses of the first wavelength and the second wavelength are T1 and T2, and the peak powers are P1 and P2. T1 and T2 are typically 1 ms to 1 s, and P1 and P2 are typically 100 mW to 1 W, and are preferably adjusted according to the optical characteristics of the target tissue and the content of treatment required.
（第２実施形態） (Second Embodiment)
次に、本発明に係るレーザ処置システムおよびレーザ処置方法の第２実施形態について説明する。図６は、第２実施形態に係るレーザ処置システム２の構成図である。この図に示されるレーザ処置システム２は、処置対象である生体組織９０上に離散的に存在する複数の被照射領域９１ａ〜９１ｅに対して熱処理を行って生体組織９０に生物学的に有益な効果をもたらすものであって、光源部１０、光学系２０、光検出部３０、記憶部４０および計算部５０を備える。 Next, a second embodiment of the laser treatment system and the laser treatment method according to the present invention will be described. FIG. 6 is a configuration diagram of the laser treatment system 2 according to the second embodiment. The laser treatment system 2 shown in this figure is biologically beneficial to the biological tissue 90 by performing a heat treatment on the plurality of irradiated regions 91a to 91e that are discretely present on the biological tissue 90 that is a treatment target. The light source unit 10, the optical system 20, the light detection unit 30, the storage unit 40, and the calculation unit 50 are provided.
図１に示された第１実施形態に係るレーザ処置システム１の構成と比較すると、この図６に示される第２実施形態に係るレーザ処置システム２は、光源部１０が第１波長のレーザ光を出力する光源としてレーザダイオード１１およびファイバレーザ光源１２に替えてレーザダイオード１４を含む点で相違し、また、光学系２０に含まれる光ファイバ２２ｇがマルチモード光ファイバである点で相違する。 Compared with the configuration of the laser treatment system 1 according to the first embodiment shown in FIG. 1, the laser treatment system 2 according to the second embodiment shown in FIG. Is different in that a laser diode 14 is included in place of the laser diode 11 and the fiber laser light source 12, and the optical fiber 22g included in the optical system 20 is a multimode optical fiber.
レーザダイオード１４は、レーザダイオード１３ａ〜１３ｆと同様のものであり、ＧａＮ系の材料で構成され、４００〜４６０ｎｍの波長で１００〜３００ｍＷのパワーの光をマルチモードで発振する。光ファイバ２２ｇは、光ファイバ２２ａ〜２２ｆと同様のものであり、レーザダイオード１４から出力されるレーザ光を入力端に入力し、そのレーザ光をマルチモードで導波させて出力端から外部へ出力する。 The laser diode 14 is the same as the laser diodes 13a to 13f, is made of a GaN-based material, and oscillates light with a wavelength of 400 to 460 nm and a power of 100 to 300 mW in a multimode. The optical fiber 22g is the same as the optical fibers 22a to 22f. The laser light output from the laser diode 14 is input to the input end, and the laser light is guided in multimode and output from the output end to the outside. To do.
光ファイババンドル２１の集合端（出力端）２１Ａでは、図６に示されるように、光ファイバ２２ｇの周囲に６本の光ファイバ２２ａ〜２２ｆが細密構造で配置されていて、これらがスリーブ管２６の内部に樹脂等により固定されている。光ファイバ２２ｇは、マルチモード光ファイバであって、入力端がレーザダイオード１４の光出力に光学的に接続されている。光ファイバ２２ａ〜２２ｆは、マルチモード光ファイバであって、入力端がレーザダイオード１３ａ〜１３ｆの光出力に光学的に接続されている。光ファイバ２２ｇのコア径は、光ファイバ２２ａ〜２２ｆそれぞれのコア径と同程度である。 At the collective end (output end) 21A of the optical fiber bundle 21, as shown in FIG. 6, six optical fibers 22a to 22f are arranged in a fine structure around the optical fiber 22g, and these are the sleeve tubes 26. It is fixed inside with a resin or the like. The optical fiber 22g is a multimode optical fiber, and its input end is optically connected to the optical output of the laser diode 14. The optical fibers 22a to 22f are multimode optical fibers, and their input ends are optically connected to the optical outputs of the laser diodes 13a to 13f. The core diameter of the optical fiber 22g is approximately the same as the core diameter of each of the optical fibers 22a to 22f.
また、光ファイババンドル２１の集合端（出力端）２１Ａ付近では、図７に断面が示されるように、７本の光ファイバ２２ａ〜２２ｇそれぞれの樹脂被覆が除去され、さらに、クラッドの一部がエッチングされて細くなっている。図７には、光ファイバ２２ａのコア２７ａおよびクラッド２８ａ、光ファイバ２２ｄのコア２７ｄおよびクラッド２８ｄ、ならびに、光ファイバ２２ｇのコア２７ｇおよびクラッド２８ｇ、が示されている。 Further, in the vicinity of the collecting end (output end) 21A of the optical fiber bundle 21, the resin coating of each of the seven optical fibers 22a to 22g is removed as shown in FIG. It is etched and thinned. FIG. 7 shows the core 27a and the clad 28a of the optical fiber 22a, the core 27d and the clad 28d of the optical fiber 22d, and the core 27g and the clad 28g of the optical fiber 22g.
第２実施形態では、剥離および止血の両方を４００〜４６０ｎｍの波長の青紫のレーザ光によって行う。波長４００〜４６０ｎｍの青紫の光は、ヘモグロビンだけでなく、メラニンやコラーゲンなどの生体内物質や、光照射によって生じた炭化組織によって吸収されるため、青紫の光だけを使っても生体組織９０に十分な量の光エネルギーを吸収させることができ、組織の剥離を行うことができる。 In the second embodiment, both peeling and hemostasis are performed with blue-violet laser light having a wavelength of 400 to 460 nm. Blue-violet light having a wavelength of 400 to 460 nm is absorbed not only by hemoglobin but also by in vivo substances such as melanin and collagen, and carbonized tissue generated by light irradiation. A sufficient amount of light energy can be absorbed, and tissue can be exfoliated.
また、第１実施形態の項に記述したように、ヘモグロビンによる吸収によって血管を選択的に加熱して凝固することによって止血を実現できる。従って、図９のような発光タイミングを実現することで剥離と止血を共に行うことができる。レーザ光は、剥離のための第１波長のレーザパルス光と止血のための第２波長のレーザパルス光とからなり、前者および後者のパルス幅はＴ１およびＴ２、ピークパワーはＰ１およびＰ２である。Ｐ１およびＴ１は典型的には３００ｍＷ〜１Ｗおよび１ｍｓ〜０.３ｓであり、Ｐ２およびＴ２は典型的には１０ｍＷ〜３００ｍＷおよび１００ｍｓ〜１ｓであり、対象組織の光学特性や必要とされる処置の内容に応じて調整されることが好ましい。 Further, as described in the first embodiment, hemostasis can be realized by selectively heating and coagulating a blood vessel by absorption with hemoglobin. Accordingly, by realizing the light emission timing as shown in FIG. 9, both peeling and hemostasis can be performed. The laser light is composed of laser pulse light of the first wavelength for peeling and laser pulse light of the second wavelength for hemostasis. The former and latter pulse widths are T1 and T2, and the peak powers are P1 and P2. . P1 and T1 are typically 300 mW to 1 W and 1 ms to 0.3 s, and P2 and T2 are typically 10 mW to 300 mW and 100 ms to 1 s to determine the target tissue's optical properties and required treatment. It is preferable to adjust according to the content.
発明者らは、図６に示される構成のレーザ処置システム２を用いて、生体組織９０の切片に対して光照射実験を行った。光源部１０は、波長４００〜４２０ｎｍのレーザ光を出力する７個の青紫レーザダイオードを含み、光学系２０は、集光端２１Ａにおける各光ファイバのコア径が４０μｍでありクラッド径が５０μｍである光ファイババンドル２１と、１倍の結像レンズ２３，２５とを含んでいた。レーザ光は、パルス幅３００ｍｓでパルス間隔約１secのパルス波形で変調され、集光端での光パワーのピーク値は１Ｗであった。生体組織９０として、解凍されたマグロの肉が用いられた。照射結果が図１０に示されている。図１０（ａ）は、照射によって生じた剥離領域（細穴）の開口部の形状を示し、図１０（ｂ）は、その剥離領域の深さ方向の断面構造を示す。この図に示されているように、直径約１３０μｍで深さ約１４００μｍ（アスペクト比１０.８）の深い剥離が実現された。 The inventors conducted a light irradiation experiment on a section of the living tissue 90 using the laser treatment system 2 having the configuration shown in FIG. The light source unit 10 includes seven blue-violet laser diodes that output laser light having a wavelength of 400 to 420 nm. In the optical system 20, the core diameter of each optical fiber at the condensing end 21A is 40 μm and the cladding diameter is 50 μm. The optical fiber bundle 21 and the 1-fold imaging lenses 23 and 25 were included. The laser beam was modulated with a pulse waveform having a pulse width of 300 ms and a pulse interval of about 1 sec, and the peak value of the optical power at the condensing end was 1 W. As the biological tissue 90, thawed tuna meat was used. The irradiation result is shown in FIG. FIG. 10A shows the shape of the opening of the peeling region (thin hole) caused by irradiation, and FIG. 10B shows the cross-sectional structure in the depth direction of the peeling region. As shown in this figure, a deep delamination having a diameter of about 130 μm and a depth of about 1400 μm (aspect ratio of 10.8) was realized.
（第３実施形態） (Third embodiment)
次に、本発明に係るレーザ処置システムおよびレーザ処置方法の第３実施形態について説明する。図１１は、第３実施形態に係るレーザ処置システム３の構成図である。 Next, a third embodiment of the laser treatment system and the laser treatment method according to the present invention will be described. FIG. 11 is a configuration diagram of the laser treatment system 3 according to the third embodiment.
この図に示されるレーザ処置システム３では、光源部１０は、１セットのファイバレーザであって、種光源１５、増幅用光ファイバ１６および励起光源１７を含む。ファイバレーザである光源部１０は、ＭＯＰＡ（Master Oscillator / Power Amplifier）構成として知られる構成を有し、種光源１５において所定の変調波形を有するレーザパルス光を発生させ、励起光源１７により励起された増幅用光ファイバ１６に種光を通過させることで該種光を増幅し、その増幅した光を出力する。そして、光源部１０から出力された光は、光ファイバ２６を経てレンズ２３によりコリメートされる。 In the laser treatment system 3 shown in this figure, the light source unit 10 is a set of fiber lasers, and includes a seed light source 15, an amplification optical fiber 16, and an excitation light source 17. The light source unit 10, which is a fiber laser, has a configuration known as a MOPA (Master Oscillator / Power Amplifier) configuration. The seed light source 15 generates laser pulse light having a predetermined modulation waveform and is excited by the excitation light source 17. By passing seed light through the amplification optical fiber 16, the seed light is amplified and the amplified light is output. The light output from the light source unit 10 is collimated by the lens 23 via the optical fiber 26.
例えば、種光源１５は波長１０６０ｎｍの直接変調されたレーザダイオードであり、増幅用光ファイバ１６はＹｂ添加光ファイバであり、励起光源１７は波長９３０ｎｍの励起光を出力する。Ｙｂ添加光ファイバ１６から出力されるパルス光は、図９に示されたものと同様である。波長１０６０ｎｍのレーザ光は、組織による散乱および吸収の両方が低いことから、真皮の深い領域まで到達することができる。同時に、ＭＯＰＡ構成によりピークパワーの高いパルスが得られるため、効率的に剥離を行うことができると共に、ピークパワーを下げることで止血を行うこともできる。 For example, the seed light source 15 is a directly modulated laser diode having a wavelength of 1060 nm, the amplification optical fiber 16 is a Yb-doped optical fiber, and the excitation light source 17 outputs excitation light having a wavelength of 930 nm. The pulsed light output from the Yb-doped optical fiber 16 is the same as that shown in FIG. The laser light having a wavelength of 1060 nm can reach a deep region of the dermis because both the scattering and absorption by the tissue are low. At the same time, a pulse with high peak power can be obtained by the MOPA configuration, so that separation can be performed efficiently and hemostasis can be performed by reducing the peak power.
（第４実施形態） (Fourth embodiment)
次に、本発明に係るレーザ処置システムおよびレーザ処置方法の第４実施形態について説明する。図１２は、第４実施形態に係るレーザ処置システム４の構成図である。この図に示されるレーザ処置システム４は、処置対象である生体組織９０上に離散的に存在する複数の被照射領域９１ａ〜９１ｃに対して熱処理を行って生体組織９０に生物学的に有益な効果をもたらすものであって、光源部６０および光学系７０を備える。 Next, a laser treatment system and a laser treatment method according to a fourth embodiment of the invention will be described. FIG. 12 is a configuration diagram of a laser treatment system 4 according to the fourth embodiment. The laser treatment system 4 shown in this figure is biologically beneficial to the biological tissue 90 by performing a heat treatment on the plurality of irradiated regions 91a to 91c that are discretely present on the biological tissue 90 that is the treatment target. The light source unit 60 and the optical system 70 are provided.
光源部６０は、波長範囲４００ｎｍ〜２０００ｎｍに属する第１波長のレーザ光と、波長範囲４００ｎｍ〜１３００ｎｍに属する第２波長のレーザ光とを、出力するものである。光源部６０は、第１波長のレーザ光を出力する光源としてレーザダイオード６１を含む。また、光源部１０は、第２波長のレーザ光を出力する光源としてレーザダイオード６２を含む。 The light source unit 60 outputs laser light having a first wavelength belonging to a wavelength range of 400 nm to 2000 nm and laser light having a second wavelength belonging to a wavelength range of 400 nm to 1300 nm. The light source unit 60 includes a laser diode 61 as a light source that outputs laser light having a first wavelength. The light source unit 10 includes a laser diode 62 as a light source that outputs laser light having the second wavelength.
例えば、レーザダイオード６１は、近赤外域の波長のレーザ光を出力するものであって、ＩｎＧａＡｓＰ系の材料で構成され、１４００〜１５００ｎｍの波長で２００〜３００ｍＷのパワーの光を出力する。レーザダイオード６２は、青紫の波長のレーザ光を出力するものであって、ＧａＮ系の材料で構成され、４００〜４６０ｎｍの波長で１００〜３００ｍＷのパワーの光を出力する。 For example, the laser diode 61 outputs laser light having a wavelength in the near-infrared region, is made of an InGaAsP-based material, and outputs light having a power of 200 to 300 mW at a wavelength of 1400 to 1500 nm. The laser diode 62 outputs laser light having a blue-violet wavelength, is made of a GaN-based material, and outputs light having a power of 100 to 300 mW at a wavelength of 400 to 460 nm.
光学系７０は、光源部６０に光学的に結合され、光源部６０から出力される第１波長のレーザ光および第２波長のレーザ光を、生体組織９０上に離散的に存在する複数の被照射領域９１ａ〜９１ｃに集光照射するものである。光学系７０は、レンズ７１，レンズ７２，ダイクロイックミラー７３およびミラー７４を含み、その一方で、光ファイバを含んでいない。 The optical system 70 is optically coupled to the light source unit 60, and outputs a first wavelength laser beam and a second wavelength laser beam output from the light source unit 60. The irradiation areas 91a to 91c are condensed and irradiated. The optical system 70 includes a lens 71, a lens 72, a dichroic mirror 73, and a mirror 74, but does not include an optical fiber.
光学系７０は、レーザダイオード６１から出力された第１波長のレーザ光をレンズ７１によりコリメートし、また、レーザダイオード６２から出力された第２波長のレーザ光をレンズ７２によりコリメートして、これらコリメートされた２つのレーザ光をダイクロイックミラー７３により合波した後にレンズ７４により集光する。 The optical system 70 collimates the laser light of the first wavelength output from the laser diode 61 by the lens 71, and collimates the laser light of the second wavelength output from the laser diode 62 by the lens 72. The two laser beams are combined by a dichroic mirror 73 and then condensed by a lens 74.
本実施形態では、光学系７０に光ファイバを用いないため、被照射領域９１ａ〜９１ｃでのビーム品質はレーザダイオード出射端面でのビーム品質にほぼ等しい。通常の端面出射型レーザダイオードは、長方形の出射ビーム形状を有し、ビーム径およびＮＡが縦と横とで２〜５倍異なる。一方で、光ファイバを用いる場合には、光ファイバのコア径およびＮＡが通常は円対称であるため、レーザダイオードの出射光を光ファイバに入射させた場合、ビーム品質が低下する。光ファイバを用いる場合であっても、シリンドリカルレンズなどを用いてレーザダイオードの出射ビームを円対称に近づければ、ビーム品質の低下をある程度抑えることができるが、挿入損失および追加コストの問題が生じる。そこで、本実施形態では、光ファイバを用いない光学系によって、レーザダイオードの光を被照射領域に集光することで、レーザダイオード出射端面でのビーム品質を保持したまま、被照射領域にビームを集光することができる。 In this embodiment, since no optical fiber is used for the optical system 70, the beam quality in the irradiated areas 91a to 91c is substantially equal to the beam quality at the laser diode emission end face. A typical edge-emitting laser diode has a rectangular emission beam shape, and the beam diameter and NA differ by 2 to 5 times in length and width. On the other hand, when an optical fiber is used, since the core diameter and NA of the optical fiber are usually circularly symmetric, the beam quality is degraded when the light emitted from the laser diode is incident on the optical fiber. Even in the case of using an optical fiber, if the emitted beam of the laser diode is made nearly circularly symmetric using a cylindrical lens or the like, the beam quality can be reduced to some extent, but the problem of insertion loss and additional cost arises. . Therefore, in this embodiment, the light of the laser diode is condensed on the irradiated region by an optical system that does not use an optical fiber, so that the beam is irradiated on the irradiated region while maintaining the beam quality at the laser diode emission end face. It can be condensed.
１〜４…レーザ処置システム、１０…光源部、１１…レーザダイオード、１１…ファイバレーザ光源、１３ａ〜１３ｆ…レーザダイオード、１４…レーザダイオード、２０…光学系、２１…光ファイババンドル、２２ａ〜２２ｇ…光ファイバ、２３…レンズ、２４…可動鏡、２５…レンズ、３０…光検出部、４０…記憶部、５０…計算部、６０…光源部、６１，６２…レーザダイオード、７０…光学系、７１，７２…レンズ、７３…ダイクロイックミラー、７４…レンズ、９０…生体組織、９１…被照射領域。
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1-4 ... Laser treatment system, 10 ... Light source part, 11 ... Laser diode, 11 ... Fiber laser light source, 13a-13f ... Laser diode, 14 ... Laser diode, 20 ... Optical system, 21 ... Optical fiber bundle, 22a-22g DESCRIPTION OF SYMBOLS ... Optical fiber, 23 ... Lens, 24 ... Movable mirror, 25 ... Lens, 30 ... Light detection part, 40 ... Memory | storage part, 50 ... Calculation part, 60 ... Light source part, 61, 62 ... Laser diode, 70 ... Optical system, 71, 72 ... lens, 73 ... dichroic mirror, 74 ... lens, 90 ... biological tissue, 91 ... irradiated area.
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