JP4056091B2 - 皮膚科的治療方法及び装置 - Google Patents

Description

関連出願
本出願は、その主題を参考として引用し本明細書に含めた、1997年5月15日出願の仮明細書第60／046542号及び1998年3月12日出願の同第60／077726号に基づく優先権を主張するものである。
発明の分野
本発明は、皮膚科的障害を治療するため光学的放射線を使用する方法及び装置、より具体的には、連続波（ＣＷ）放射線（この語については以下に定義する）を使用することにより、低エネルギ及び／又は低コストの放射線源を必要とし、また、照射及び／又は放射線の利用を向上させる技術を使用する前に、治療領域を加熱することを必要とする、かかる方法及び装置に関する。
発明の背景
特に、光学的波長帯域におけるレーザ、ランプ及びその他の電磁放射線源は、色々な皮膚科的治療に益々、利用されており、特に、不要な毛、クモ状静脈、下肢静脈、患者の皮膚を通じて見ることのできるその他の静脈又は他の血管、外傷、ぶどう酒様血管腫、刺青等を除去するため利用されている。かかる治療を行うとき、その治療コストは所望の結果が得られるように、可能な限り低く保ち、また、患者への損傷の虞れを最小にすることが望ましい。
連続波（ＣＷ）レーザ及びその他のＣＷ放射線源は、典型的に、コスト上の理由のため、比較可能な波長及びエネルギのパルス源よりも実質的により低廉であるため、かかる皮膚科的治療のため、パルス発生源ではなくてＣＷ源を使用することが好ましい。しかしながら、患者への損傷を防止するため、患者の皮膚の所定の領域に対するエネルギの付与時間を制御しなければならず、その結果、一般に、色々な皮膚科的治療に使用される、より高価なパルス式光源となる。
更に、通常、皮膚内にある、治療が望まれる領域に放射線を当てる唯一の方法は、放射線をかかる領域に対し上方の表皮を通じて伝送することであるため、入射する放射線の一部分は、表皮内に吸収されて、表皮に損傷を与える可能性がある。このことは、例えば、色々な脱毛治療の場合のように、皮膚内のメラニンを標的とするとき、格別な問題点となる。それは、皮膚／表皮の（ＤＥ）接続部にて表皮の下方部分にメラニンの相当な集中部分があるからである。更に、治療が必要とされる皮膚が深く且つ／又は治療される要素が大きければ大きい程、より多くのエネルギを使用しなければならず、このことは、一般に、より強力なレーザ又は他の放射線源を使用し且つ／又はかかる源をより長時間に亙って使用することを含む。このこのは、表皮の損傷の可能性を更に増すことになる。
過去、レーザのようなＣＷ放射線源を治療領域に亙って走査する色々な試みが為されており、これらは、放射線源の動きを容易にし得るように放射線源を皮膚から隔たった状態にして行われている。しかしながら、皮膚を保護するために現在利用される技術は、皮膚を接触冷却させることを含むことが頻繁であり、また、脱毛のような特定の治療のためには、患者の皮膚に圧力を加えた状態で治療を行うことも望ましい。また、皮膚と接触したヘッドを使用して照射することは、患者の皮膚内にエネルギをより効率的に伝送し、これにより、所定の治療エネルギの密度に必要とされる放射線源の寸法を縮小し、このため、かかる放射線源のコストを削減することになる。放射線源が治療中の領域を加熱するために利用される唯一のものでないならば、このコストは、更に削減することが可能である。
レーザ皮膚科的治療を行うとき、特に、利用されるアプリケータの光学的開口よりも大きい領域に亙ってかかる治療が行われるときの別の問題点は、所望の治療を実現するため全ての領域部分に十分な放射線が付与されるように、その領域に亙って実質的に均一な照射を実現することである一方、その領域の何れの部分も皮膚に熱的損傷を生じさせるような多くの放射線が付与されないようにすることである。かかる均一な照射は、典型的に、円形の開口を利用するパルス式発生源では極めて困難である。典型的に、採用される方法は、所定のパルスにて１つの箇所を照射し、次に、ヘッドを照射のため隣接する箇所まで再位置決めすることである。その箇所が重なり合わない場合、治療中の領域の部分は放射線を受け取らず、不具合なことに、照射出力が光学的開口の全体に亙って均一ではなく、中央付近でより多く、縁部にてより少なくなることが頻繁である。このため、隣接する箇所の間にて一般に多少の重なり合いが生じる。しかしながら、その結果、治療中の領域の幾つかの部分は少なくとも２倍の放射線照射量を受けることになり、このことは、これら重なり合い領域内で熱的損傷が生じる可能性がある。このため、既存の技術を利用するパルス式放射線源で治療領域を実質的に均一に照射することは実質的に不可能である。
利用される放射線源から必要なエネルギを増大させる別の問題点は、既存の装置の場合、所望の治療効果を実現するため標的を加熱することは、放射線源からの放射線によってのみ行われることである。何らかの型式の標的容積の予熱により標的の温度を上昇させることができるならば、その作業を完成するため放射線源から必要なエネルギ量は実質的に削減されることになろう。しかしながら、かかる予熱は、かかる予熱コストが放射線源に課される必要条件を少なくすることにより達成される削除分を上廻らないような仕方にて行わなければならない。
このため、パルス式発生源ではなくて、ＣＷを利用可能とすることと、利用される放射線アプリケータの光学的開口よりも大きい治療中の領域を実質的に均一に照射することと、所望の治療を実現するために放射線源から必要とされるエネルギを軽減し得るように治療中の領域を少なくとも部分的に加熱すべく放射線源以外の手段を提供することと、及び／又は放射線源のコストを更に削減するため表皮保護及びエネルギの伝達の双方を向上させるべく接触冷却／予熱を許容することにより、コストを削減し且つ安定性を向上させる技術である、放射線、特に、光学的放射線を利用して、色々な皮膚科的状態を治療する、改良に係る方法及び装置が必要とされている。
発明の概要
上記に従い、本発明は、治療中の領域内にて患者の皮膚と接触するように形成された少なくとも１つの光学的に透明な通路を有するヘッドを配置することを含む、患者の皮膚の領域内にて選択された皮膚科的治療を行う方法及び装置を提供するものである。該少なくとも１つの通路は、治療中の領域よりも小さい患者の皮膚の一部分と接触した末端を有している。このヘッドは、患者の皮膚と接触した状態を保ちつつ、実質的に均一である、選択された速度にて治療領域の外側を移動し、選択された皮膚科的治療に適した波長のＣＷ放射線がヘッドがその外側を動くとき、患者の皮膚の少なくとも１つの通路を通じて付与される。
好適な実施の形態の場合、患者の皮膚と接触したヘッドの少なくとも部分は、熱伝導性材料から成っており、そのヘッドは、治療前、治療の間及び／又は治療後に、治療領域内の患者の皮膚の温度を制御するために利用される。特に、照射前に治療領域の外側を通るヘッド部分は、治療前に、皮膚への熱的損傷が生じる温度以下の温度まで治療中の領域の一部分を加熱し得るように加熱することができる。これと代替的に、このヘッド部分は、治療すべき部分又はその少なくとも表皮層を冷却し、この層を損傷から保護するように冷却してもよい。本発明の１つの実施の形態において、放射線を照射領域に付与するときに通る少なくとも１つの通路の前方におけるヘッド部分は、第一の部分及び第二の部分に分割され、これら部分は、互いに断熱され、第一の部分は第一の構成要素により加熱され、第二の部分は第二の構成要素に冷却されるようにする。その結果、治療すべき領域又は容積を予熱し、また、治療前にかかる治療領域の上方の表皮を冷却することができる。光学的通路自体又はその周りの領域の何れかは、照射中に患者の表皮を冷却し得るように冷却することができ、また、少なくとも１つの光学的通路に従うヘッド部分は表皮を更に保護し得るように冷却することもできる。
該装置は、操作者がヘッドを領域の外側で動かすのに使用するのに適したハンドルであって、ヘッドから突き出すハンドルと、ヘッドの移動速度の表示計とを含むことができる。光学的に透明な通路は、通路を貫通して少なくとも途中まで伸長する導波管又はレンズを有すると共に、ヘッドの低部から突き出す単一の細長い通路とすることができる。本発明の少なくとも１つの実施の形態について、この導波管は治療中に冷却される。これと代替的に、該少なくとも１つの光学的に透明な通路は、第一の角度にて角度を付けられた複数の第一の光導波管要素と、第二の角度にて角度が付けられた複数の第二の光導波管要素とを含むことができ、第一及び第二の角度は、第一及び第二の光導波管要素を貫通する光が選択された深さにて収斂し、その深さが、皮膚科的治療が行われる治療箇所（同様に、標的容積又は標的とも称される場合もある）の深さであることが好ましいように選択される。本発明の幾つかの実施の形態において、患者の皮膚と接触したヘッドの表面に凹所が形成され、該凹所は光導波管要素の末端に位置している。この実施の形態の場合、選択された深さすなわち標的は、凹所内の選択された位置にあることが好ましく、また、凹所がその上を通るとき、皮膚を治療領域内にて動かすための何らかの手段が提供される。例えば、凹所に対し負圧を付与し、又はヘッドの接触面が患者の皮膚と接触した状態でヘッドを領域の外側にて動かすとき、皮膚をその内部に連続的に折り重ね得るように凹所の形状を設定することにより、皮膚を凹所内に動かすことができる。装置が脱毛装置である実施の形態の場合、凹所は移動方向に対して略垂直な線に沿って配置された１つ以上の毛包を保持する患者の皮膚の折り重ね部分を通常受け入れ得るような寸法とすることができる。
本発明の更なる実施の形態の場合、透明な通路は、筒形レンズを有し、該筒形レンズは、静止型とし、又はヘッドが領域の外側を動くとき、回転し得るように取り付けることができる。また、該ヘッドは、ヘッドが治療領域の外側にて動くときの速度を測定する機構と、かかる機構に応答して、ヘッドが所定の範囲内の速度にて領域の外側を動いているか否かを決定する制御装置とを有することもできる。この測定機構は、例えば、光学式又は動力学式とすることができる。また、熱、電子及び磁気測定機構を使用してもよい。制御装置は、例えば、所望の範囲外の速度にて動いているとの決定に応答して選択された出力、例えば、聴覚的又は視覚的表示を操作者に提供し、操作者がヘッドの移動速度を所望の範囲内に調節することができるようにすることができる。ヘッドが治療領域の外側にて機械的に駆動されるとき、制御装置からの出力は、駆動機構に対するフィードバック制御として機能する。また、該制御装置は、患者を損傷させる虞れのある速度にてヘッドが動いているか否かを決定すべく測定装置に応答するようにしてもよい。患者の皮膚に対して少なくとも１つの通路を通じて放射線を付与することは、損傷の虞れありとの表示に応答して終了すようにすることができる。
ヘッドが治療領域の外側を移動するときの速度は、患者の皮膚の各部分における放射線エネルギの滞在時間を決定する。この速度は、患者の皮膚への熱的損傷を防止するのに十分な速さであるが、治療中の皮膚部分が所望の治療効果を実現するのに十分な放射線を受け取り得るように十分に遅くなければならない。更に、好適な実施の形態の場合、少なくとも１つの透明な通路の末端は、非点収差の形状を有し、ヘッドの移動に対して直角の方向よりもヘッドの移動方向に向けて狭小である。このことは、比較的大きい領域を所定の時点にて治療し、これにより、所定の治療領域を治療するのに必要な時間を短くする一方、所定の部分における滞在時間の妥当な制御／感度を提供する。
好適な実施の形態の場合、治療領域内の皮膚の予熱は、ＣＷ放射線を使用し且つヘッドを治療領域の外側で動かすことに伴って行われるが、これは本発明を限定するものではなく、治療領域を予熱することは、また、パルス式放射線源を採用するときにも好ましい。かかる適用例において、予熱は治療前、少なくとも治療が望まれる深さまで皮膚を加熱し、任意の深さにて熱的損傷が生じる温度以下の温度とすることにより、治療中の部分と接触した導波管又はヘッドの部分を加熱することにより行われる。また、照射が開始する前に表皮と接触した表面を冷却して、表皮を冷却する。その結果、治療中の領域は、照射が開始されたとき高温であり、このため、照射源から必要とされるエネルギを軽減する。これと代替的に、治療に使用されるものと同一又は異なるものとすることのできる低エネルギの放射線源は、予熱作業を行うために使用してもよい。
本発明の上記及びその他の目的、特徴及び有利な点は、添付図面に図示した本発明の好適な実施の形態のより具体的な以下の説明から明らかになるであろう。
図面
図１は、本発明の教示の実施に適した装置の半概略図的な斜視図である。
図２は、第１の実施の形態による本発明の教示の実施に有用なヘッドの断面図である。
図３は、第２の実施の形態による本発明の教示の実施に適したヘッドの断面図である。
図４は、第３の実施の形態による本発明の教示の実施に適したヘッドの断面図である。
図５は、第４の実施の形態による本発明の教示の実施に適したヘッドの斜視図的な断面図である。
図６ａ乃至図６ｂは、放射線エネルギを供給すべく色々な実施の形態のヘッド内で使用するのに適した非点収差の通路の２つの実施の形態の図である。
図７は、第５の実施の形態による本発明の教示の実施に適した使用中のヘッドの側面図である。
図８は、第６の実施の形態による本発明の教示の実施に適したヘッドの側面断面図である。
図９は、第７の実施の形態による本発明の教示の実施に適したヘッドの平面斜視図である。
図１０ａ及び図１０ｂは、第８の実施の形態による本発明の教示の実施に適したヘッドのそれぞれ側面断面図及び正面図である。
図１１ａ、図１１ｂ及び１１ｃは、第９の実施の形態による本発明の教示の実施に適したヘッドを示す、患者の皮膚と接触していないときの側面図、正面図及び患者の皮膚と接触しているときの正面図である。
図１２ａ及び１２ｂは、非点収差の放射線供給通路を横切って放射線源を走査する色々な技術を示すヘッドの部分の斜視図である。
図１３は、第１０の実施の形態による本発明の１つの形態を実施するのに適したヘッドの側面断面図である。
図１４は、本発明の教示を実施するとき、基部層における温度と走査速度との関係を示すグラフである。
図１５は、ヘッドの走査速度と選択された深さに配置された毛球の最高温度との関係を示すチャートである。
図１６は、単位長さ当たりの動力と毛球の２つの異なる寸法に対する選択された深さにある毛球の最高温度との関係を示すチャートである。
詳細な説明
図１には、本発明の教示の実施に適した全体的な装置が図示されている。図１は、選択した皮膚科的治療が行われる患者の皮膚の領域１０が図示されている。上述したように、この治療は、不要な毛、刺青、ぶどう酒様血管腫、クモ状血管又はその他の血管の病変等を除去するためのものとすることができる。患者の皮膚は、表皮層１２と、皮膚層１４と、その間の皮膚−表皮（Ｄ／Ｅ）接続部とを有している。一部の皮膚科的治療は、例えば、皮膚の表面の交換のような表皮１７の加熱を含むが、光学的放射線を使用することを含む殆どの皮膚科的治療は、皮膚層１４内の選択された容積内（以下、標的容積又は標的と称する）に存在する状態を治療する。例えば、皮膚科的治療が、脱毛である場合、毛包２０の球１８を加熱し且つ破壊することが望ましい。表皮１２は、例えば0.01ｃｍの深さである一方、球１８は、例えば、皮膚内に3.0乃至5.0ｍｍに入ることがある。本発明の教示を利用して、複数の毛包２０を同時に加熱し且つ破壊することができる。
本発明の装置は、機械的に駆動することができるが、以下の説明の目的のため、手動（すなわち、手で皮膚表面の上を移動させるもの）と想定するアプリケータ２２を備えている。アプリケータ２２は、治療領域内の患者の皮膚に接触するヘッド２４と、例えば、好ましくはヘッド２４と患者の皮膚との接触状態を保ちつつ、操作者が患者の皮膚を横切って方向２８に向けてヘッド２４を動かすべく把持することのできるハンドル２６とを備えている。かかる接触は、ヘッドの表面と皮膚の表面との間で十分な圧力下にて行われ、好適な実施の形態に対し、その間の良好な熱及び光学的接触状態を確実にする必要がある。かかる圧力は、ヘッドを皮膚に対して押し付けるか、又は負圧を使用して、皮膚をヘッドに対して押し付け、若しくはその２つを組み合せることにより実現することができる。
本発明の幾つかの実施の形態について、光学的放射線源３０が光パイプ３２に接続され、該光パイプは、図１の実施の形態に対し、ハンドル２６を貫通して伸長する状態で示してあるが、ヘッド２４に接続し、ヘッドに対し光学的放射線を選択的に提供し、以下に説明する仕方にて、放射線がヘッドを通じて患者の皮膚に付与されるようにすることができる。放射線源３０は、ルビー、アレキサンドライト、又はその他の固定レーザ源、ガス状レーザ源又はダイオードレーザ源のようなコヒーレントな光源とし、又は、閃光灯、蛍光灯、ハロゲン灯又はその他の適当な電灯のような非コヒーレントな光源とすることができる。所望の治療に依存して、放射線源エネルギは、単一波長とし、非コヒーレントな光源をろ過して、所望の波長又は選択した波長帯域を提供することができる。以下の説明において、放射線を選択した波長にて付与すべきことが示されたとき、このことは、単一波長又は波長帯域の何れか妥当な方を意味する。本発明の好適な実施の形態による放射線源３０は、また、ＣＷ源であり、このＣＷ源は、本発明の目的上、放射線を連続的に発生させる光源又は高反復速度／周波数のパルス状源、特に、ヘッドの接触面が患者の皮膚に接触する時間より小さいパルス間隔時間を有する光源として定義される。
図１において、源３０はヘッド２４の外側に図示されているが、ダイオードレーザ、ダイオードレーザバー又はその他の十分にコンパクトな放射線源を使用することを含む、本発明の幾つかの実施の形態について、該光源は、ヘッド２４内に配置し該源を制御し且つ励起する線は、ハンドル２６又はその他を通じてヘッドに接続される。また、例えば、患者の皮膚の外側のヘッド２４の移動速度又は表皮の温度に関する情報のような特定の情報を線３６を介してヘッド２４から受け取り、所望に応じて線３８を介してヘッドに制御信号を送ることのできる制御装置３４が提供される。線３６、３８は、ハンドル２６を通じてヘッド２４に接続され又はその他の方法でヘッドに接続することのできるケーブルの一部とすることができる。制御装置３４は、また、源３０の作動を制御する出力を発生させ、該源から情報を受け取ることができる。制御装置３４は、例えば、ブザー、光、振動器又はその他の操作者へのフィートバック制御のような選択された出力装置４０とし、又は用途に依存して、当該技術分野にて公知のその他の型式のものとすることができる。
ヘッド２４の特定の実施の形態について、及びかかる実施の形態に従って、色々な皮膚の状態を治療するために図１の装置１を利用することのできる方法について説明する前に、ＣＷ放射線源を源３０から付与しつつ治療する間に、ヘッド２４を患者の皮膚と良好な熱及び光学的接触状態に保つことは、図１に図示するように、源がヘッド２４の外側に位置するか、又はヘッド内に位置するかに関係なく、色々な皮膚の治療を行うとき、多数の顕著な利点をもたらすことを理解すべきである。第一に、上述したように、比較可能なエネルギレベルにて作動する同一の放射線源について、ＣＷ源は、比較可能なパルス源よりも略常に、著しく経済的である。このため、ＣＷ源を使用することが可能である結果、装置のコストが著しく削減される。第二に、ヘッド２４を略一定の速度にて患者の皮膚の面を横断するように動かした場合、ヘッド２４の移動経路に沿った各箇所にて患者の皮膚に付与された放射線は、略等しく、このことは、上述したように、パルス式放射線源では容易に実現し得ないものである。患者の皮膚と良好に光学的に接触したヘッドは、皮膚内へのエネルギの伝達効率を向上させ、必要とされるエネルギ源の寸法及びコストを更に削減する。更に、患者の皮膚に良好に熱的に接触したヘッド２４は、治療を為すべき患者の皮膚内の容積、例えば、脱毛法のため球１８の領域を加熱するために、ヘッドを使用することを可能にし、放射線源から必要とされるエネルギ量を少なくし、この容積にて所望の処置法を行い得るようにし、これにより、かかる放射線源のコストを更に削減することができる。また、良好な熱的接触は、照射前、照射中、照射後に、患者の表皮１２を冷却するために、ヘッドを使用することをも可能にし、表皮を熱的損傷から保護する。ヘッド２４が治療領域１０の表面を横断するように動かされるとき、ヘッド２４に圧力を付与すると、治療領域内の皮膚を延伸させ、このことは、ヘッドと標的容積との間の物理的距離を短くし、皮膚内への散乱係数を小さくし、付与された放射線の多くが標的容積に到達し、また、脱毛の場合、毛包を平坦にし、放射線に露呈される毛包の面積を増大させることを含む、多数の利点を提供することができる。こうした効果の全ては、源から必要とされる放射線の量を少なくし、これにより、装置のコストを更に削減することを可能にする。引用して本明細書に含めた、1998年３月12日出願の同時係属出願第60／077726号の温度プロファイルの検出技術を含んで、ヘッドと患者の皮膚との良好な熱的接触を測定し／検出するため色々な技術が利用可能である。
図２には、本発明の教示の実施に使用するに適したハンドピース２４Ａの一例としての実施の形態が図示されている。この実施の形態の説明及び以下の説明において、共通の要素に対して同一の参照番号が使用される。実質的に同一であるが、幾つかの特徴の点にて相違する要素については接尾辞を付する。このように、参照番号２４Ａ、２４Ｂ等は、ハンドピース２４の色々な実施の形態について使用する。
ハンドピース２４Ａは、図２に導波管として図示した光学通路５０と、導波管５０の前方にて治療領域１０の外側を通る前縁部分５２と、導波管５０の後方にて治療領域の外側を通る後縁部分５４という、３つの部分を有している。光学的放射線は、光ファイバ３２（又はファイバ束）又は他の適当な光学的伝送構成要素を通して導波管５０に付与され、又は、以下に説明するように、レーザダイオード又はその他の適当な構成要素を導波管５０と接触させることができる。また、導波管５０は、レンズ又はその他の適当な集束又は非集束型の光学的伝送構成要素（導波管、レンズ又は以下に集合的に、「光学的通路」と称されることがある、その他の適当な集束又は非集束型の光学的伝送構成要素）と交換することもできる。これらの光学的伝送構成要素は、適当な光学的伝送経路を通して利用される放射線源からの放射線を受け取る。また、放射線を光学的通路５０に向けるその他の構成も採用可能である。
部分５２、５４の各々は、良好な熱伝導性を有する金属又はその他の材料にて形成されている。部分５２、５４は、単一材料の単一のブロックにて形成することができ、光学的通路５０をブロックに形成し、又は、部分５２、５４が異なる温度プロファイルを有すべきとき、これらの部分は、以下に説明するように、その間に熱絶縁層が存在する状態にて、共に固着した同一又は異なる材料の２つの別個の部分とすることができる。図２において、熱的構成要素５６ａ、５６ｂ、５６ｃは、部分５２、導波管５０及び部分５４とそれぞれ接触した状態で示してある。１つの好適な実施の形態の場合、熱的構成要素５６の各々は、ペルチェ効果装置のような熱電気的要素である。しかしながら、所望の温度にて流動する水、流動するガス又は噴霧を含む、当該技術分野にて公知の温度の制御機構は、熱的構成要素５６について利用することができる。部分５２、５４が同一の温度プロファィルを有する適用例において、その双方の部分の温度を制御するため同一の熱的構成要素を使用することができる。しかしながら、特に、熱電気的構成要素が使用されるならば、これら構成要素を多数、利用し、部分５２、５４の外側に配分し、これら部分内にて実質的に均一な温度分布を実現し得るようにすることが好ましい。
図３には、図２にて図示したヘッド２４Ａと実質的に同一のヘッド２４Ｂが図示されている。その相違点は、ヘッド２４Ｂは、部分５２、５４に加えて、部分５２の前方に部分５８を有しており、また、部分５２、５８の間には、熱絶縁層６０が設けられている点である。部分５８は、また、良好な熱伝導性を有する金属又はその他の材料で出来ており、また、例えば、１つ以上の熱電気又は熱抵抗要素のような熱的要素５６ｄが、部分５８と熱的に接触する状態にて設けられる。簡単に説明するように、部分５８は、部分５２と異なる温度プロファイルを有することを目的としている。
図２の実施の形態の場合、治療領域内の患者の皮膚を予熱し又は予冷却する何れかのために、部分５２を利用することができる。方向２８に向けて速度Ｖにて移動するヘッド２４の場合、Ｖは、「走査速度」と称されることがあり、また、移動方向２８への部分５２の長さがＬ₁に等しい場合、部分５２が治療前に患者の皮膚の一部分の外側を移動する時間、従って、予熱又は予冷却時間Ｔ₁は、概ね、Ｌ₁に直接比例し且つＶに逆比例する。このため、次式のようになる。
Ｔ₁＝Ｌ₁／Ｖ （１）
温度波が皮膚内の深さｚに貫入するに要する時間は次式の通りである。
Ｔ₂＝ｚ²／４α （２）
ここで、αは皮膚の熱拡散係数（α＝1.5・10^-3ｃｍ²／ｓ）であるため、これら２つの時間（Ｔ₁、Ｔ₂）は概ね次式に等しくなる。

また、部分５２が皮膚の部分の外側にある時間の間、所望の熱的効果が所望の深さｚに達する。このため、照射前に皮膚内の所望の深さにて所望の熱的効果を実現し得るようにＬ₁、Ｖを選択することができる。以下に簡単に説明するように、Ｖは、また、所望の治療効果を実現するため照射時間を決定する１つのファクタであり、Ｌ₁は、所望の熱的効果が得られる深さを決定する主要なファクタとすることができる。予熱の場合、深さｚが治療が望まれる容積の深さとなる。例えば、図１を参照すると、ｚは、治療が脱毛である場合、毛包の球１８の深さとなる。予冷却の場合、ＤＥ接続部１６まで表皮１２の全体を冷却することが一般に望まれる。ＤＥ接続部よりも著しく下方まで冷却することは、一般に望ましくない。それは、このことは、治療容積又は標的容積に何らかの冷却効果を与えることにより、治療を妨害することになるからである。部分５２が果たす機能及び走査速度Ｖ₂に依存して、Ｌ₁は、所望の深さｚまで所望の熱的効果を実現し得るように選択される。
図３は、２つの前温度調整部分５２、５８が存在する点にて図２と相違する。この配置の場合、部分５８は、典型的に、標的容積の深さｚまで予熱される。部分５２は、冷却され且つその後に表皮を略ＤＥ接続部１６まで冷却することを目的とする。部分５８により行われる加熱は、部分５２により行われる冷却よりも深い深さまで及ぶため、Ｌ₄は、図３のＬ₁よりも長く示してある。部分５２、５８の組み合せにより、標的を加熱し且つ照射前に加熱されたままに保つ一方、表皮は照射前に冷却することにより熱的損傷から保護される。
深さｚにおける温度プロファイルは、皮膚の初期温度及びヘッド２４Ｂに対する部分５２、５８の温度の関数である。また、部分の長さＬ₁及び走査速度Ｖはまた、深さｚにおける最終温度を決定するファクタでもある。深さｚにおける皮膚温度の測定は、次のようなトンプソン等式を使用して行うことができる。

ここで、Ｔ₀は、皮膚の初期温度、Ｔ₁は、等式の目的のため部分５２と仮定する部分の初期温度である。約0.05乃至10ｃｍ／秒の範囲の走査速度、約0.125ｃｍの長さＬの場合、＋40℃乃至＋60℃の範囲の温度までの所望の予熱又は−30℃乃至＋20℃の予冷却が実現可能である。典型的に、表皮は、ＤＥ接続部まで−５℃乃至０℃の温度に冷却される。10ｃｍ／秒以内の走査速度が接触走査により実現可能でなければならないが、10ｃｍ／秒以上の走査速度を達成することはより困難である。
図３の実施の形態は、適正なパラメータの決定を複雑にする。それは、予熱が妥当な寸法のＬ₄にて所望の深さまで実現可能であり、また、ＤＥ接続部までの予冷却が妥当な寸法のＬ₁にて達成可能であり、また、所定の作用の放射線源を使用し且つ妥当に実現可能な値Ｌ₂を使用して、所望の治療効果が得られるように、全ての部分にて等しい走査速度Ｖを選択しなければならないからである。このことは、次の理由のため、多少、複雑なものとなる、すなわち、皮膚の深い（すなわち、３ｍｍ以上の深さの）層を加熱するためには、走査速度は、約0.1乃至0.2ｃｍ／秒を以上であってはならない一方、皮膚の表面下層（１ｍｍ以下）を走査する場合、走査速度は、２ｃｍ／秒までとすることができる。このことは、Ｌ₄が約５ｃｍ以下であると仮定する。
導波管又はその他の光学的に透明な構成要素５０を透過する放射線は、標的まで予め冷却されることが好ましい、表皮を通して向けられ、この標的は、所望の治療効果を実現し得るように予熱されている。標的を照射する時間を決定する際、患者の皮膚内の散乱のため、標的におけるビーム幅はＬ₂以上となり、皮膚表面における照射幅はΔ値となることを考慮しなければならない。Ｌ₂＋Δの値は、ビームを集束させることにより最小にすることができる。このように、ＣＷ放射線に対する標的の露出時間Ｔ₂は、次式で与えられる。
Ｔ₂＝（Ｌ₂＋Δ）／Ｖ （５）
標的は、全体として、その寸法及びその形状の関数である熱的弛緩時間を有する。全体として、標的の破壊が所望の治療効果を有すると仮定して、時間Ｔ₂は、標的の熱的弛緩時間に略等しいことが望ましい。それは、その結果、周囲の組織の加熱が最小の状態にて標的の最大の加熱状態となるからである。毛包を取り囲む小さい組織層への幾らかの損傷は、恒久的、又は少なくともより恒久的な脱毛を容易にすることが分かった、脱毛といった適用例において、時間Ｔ₂は、標的の熱的弛緩時間よりも僅かに長いことが好ましい。何れの場合でも、寸法又は直径ｄを有する標的の場合、標的における滞在時間がその熱的弛緩に略等しい臨界速度は、次式で与えられる。
Ｖ_c＝｛ｇ（Ｌ₂＋Δ）α}／ｄ² （６）
ここで、ｇは、形状ファクタである（層状標的、円筒状標的、球状標的それぞれに対してｇ＝８、16、24)。このように、毛包の球１８が標的であるとき、ｇは、約24となろう。最高走査速度が10ｃｍ／秒であり、また、深さｚ＝３ｍｍ、Ｌ₂＋Δが約３ｍｍであると仮定すると、等式（６）から、この方法は、190μｍ以上の厚さを有する肥厚な層のような層状標的、直径270μｍ以上の血管のような円筒状標的、及び直径320μｍ以上の毛球のような球状標的に対して最もよく機能することが分かる。しかしながら、上述したように、部分５２、５８に対する予熱及び／又は予冷却を行うために典型的に低速度が採用されるため、実際の装置における色々な形状に対して最小の標的容積を著しくより大きくすることが必要とされる。しかしながら、Ｖ_cは、単に一例であるため、また、ある治療においては、標的の熱的弛緩時間よりも短く又は長い時間が適当であるため、治療可能な標的の寸法も相違する。また、標的を予熱する効果は、所望の治療効果を実現するために必要とされる滞在時間を短くすることも可能である。
皮膚科的治療のため本発明の教示を採用するときの別の関心事は、標的における温度上昇は、所望の効果を実現するのに十分なことである。行われる治療が、1998年4月7日付けで付与された米国特許第5,735,844号に記載されたものと同様の技術を利用する脱毛である場合、毛球を約65℃乃至75℃の温度まで加熱することが必要である。放射線を受ける毛球の最高温度は次式で与えられる。

ここで、
ｚは、皮膚内の毛球１８の深さ、
Ｔ₀は、照射前の毛球の初期温度、
ａは、深さｚにおける走査方向に沿った皮膚内部の照射領域の寸法（上述したように、ａ＝Ｌ₂＋Δで表示）、
ｃ、ρは、毛球のそれぞれ熱容量及び密度、
ｋ（λ）は、メラニン色素の濃度及び型式により画定された毛球及び軸部の吸収能力であり、波長に依存する値（黒毛の場合大きく、淡色毛の場合、小さい）、
Ψ（ｚ、λ）は、単位長さ当たりの単位パワーの光束に起因する、深さｚにおける皮膚内のラジアンス。この値は皮膚内の散乱及び吸収の双方に依存する。
Ｐは、単位長さ当たりのパワー（すなわち、走査方向に対して直角な方向に向けて光ビームの幅当たり皮膚表面に付与された全パワーに等しい値。ＰはＷ／ｃｍの単位である）。
τ（ｄ）＝ｄ²／ｇαは熱的弛緩時間であり、この場合、ｄは毛球の直径、ｇは上述したように、毛球に対し24に等しく、αは毛球範囲の組織の熱拡散係数である。
毛球を破壊するためには、λは600乃至1200ｎｍの範囲にあり、特に、670乃至1100ｎｍの範囲にあることが好ましい。この範囲において、ｋ（λ）は１乃至0.1にて変化し、波長の増加に伴って減少する。この範囲のΨ（ｚ、λ）は、皮膚散乱特性の弱化のため波長に伴って増加し、深さに伴って減少する。その成長期段における毛球が典型的に位置する３乃至５ｍｍの深さにおいて、ラジアンス減衰と称されることがあるこの値は、0.1乃至0.5の範囲にある。この値は、以下に説明する集束技術が使用される場合著しく増大する可能性がある。集束により、皮膚からの光の反射率は20％乃至70％に達する。更に、以下に説明する色々な手段により皮膚から皮膚内部に散乱する光の反射は毛の膨張領域内又は毛球領域内でラジアンスを1.2乃至2.5倍増加させる。このように、本発明の装置は、Ψ（ｚ、λ）を0.5から１に増大させることができる。
上述のことから、装置の幾何学的形態が選択されたならば、毛球における温度は、付与された力Ｐに直接比例し且つより複雑な仕方にて速度Ｖに逆比例することが分かる。図１５には、典型的なパラメータに対し、毛球における最高温度が走査速度Ｖに依存する状態が示してある。図１５の曲線は、ａ＝0.3ｃｍ、ｋ＝0.5、Ψ＝0.5、Ｐ＝40Ｗ／ｃｍ²、ｄ＝0.03ｃｍであると仮定して計算したものである。図１５から、遅い走査速度のとき、Ｔ_mは、走査速度に依存せず、次式に等しいことが分かる。

走査速度が次式を越えるとき、

温度Ｔ_mは降下し始める。
ＶがＶ_m以下であるとき、毛球の平均温度は、速度の変化に伴って変化せず、熱的損傷の選択可能性が少なくなる。このように、走査速度を遅くすることにより、毛球の周りの熱的損傷の領域の直径を増大させることが可能となる。最高走査速度は毛球の寸法に依存し、毛包の寸法の増加に伴って遅くなる。図１６には、単位長さＰ当たりのパワーに毛球の温度Ｔ_mが依存する程度が示してある。１秒以下の治療時間に亙って、蛋白構造体の変性は65℃以上の温度で観察される。図１６から、毛球における最高Ｔ_mは、単位長さ当たりのパワーＰの関数でもあることが分かる。１秒以内の治療の場合、蛋白構造体の変性は、65℃以上の温度にて生ずることが観察される。また、図１６には、毛球にて熱的損傷を生じさせるのに必要なパワーは毛球の大きさに逆比例することも示してある（すなわち、熱的損傷は、小さい毛球よりも大きい毛球のほうがより小さいパワーにて生ずる）。
このように、脱毛の場合、また、利用される実施の形態に関係なく、次のパラメータが当てはまる。
１．波長：600乃至1200ｎｍ；
２．単位長さ当たりの平均パワー：５乃至150Ｗ／ｃｍ；
３．走査距離に沿ったビームの幅：0.05乃至５ｍｍ；
４．走査速度：0.01乃至10ｃｍ／ｓ；
５．冷却温度：−20℃乃至＋30℃
好適な実施の形態の場合、光学的に透明な部分５０は、また照射中治療領域内にて表皮１２の加熱を防止し又は少なくとも制限し得るように熱的要素５６ｂによっても冷却される。この冷却効果は、また、走査速度の関係であり、例えば、特定の脱毛治療のようにメラニンを優先的に標的とする波長が使用される照射の場合、特に臨界的である。ＤＥ接続部１６にてメラニンは高濃度であるため、速度Ｖは、ＤＥ接続部にて生じた熱を冷却した導波管又は冷却した光学的に透明なその他の要素５０を通じて除去し得るように十分に遅いことが望ましい。所定の深さｚにおいて冷却効果が顕著となる最高走査速度は、次式で与えられる。
Ｖ_max＝（４・Ｌ₂・α）／ｚ² （１０）
冷却すべき表皮１２が約100μｍの厚さを有し、長さＬ₂が約１ｍｍである場合、Ｖ_max＝６ｃｍ／ｓとなる。
更に、上述したように、一般に、ヘッド２４により、特に、要素５０の皮膚接触面により皮膚に加えられる圧力は皮膚を貫通する放射線の光学的伝送を向上させること（すなわち、散乱を減少させること）を含む、多数の有利な点を有する。また、皮膚の領域１０の外側で方向２８に向けて移動するヘッドは、走査方向に向けて皮膚を延伸させ、その結果、皮膚への伝送を更に増加させ、従って、皮膚内への電磁波の浸透深さが増す。更に、標的が例えば毛包である場合、皮膚が延伸すると、毛包は回転して放射線を毛包のより大きい部分に衝突させ、毛包を皮膚表面により近くまで動かす。
部分５４は、照射後表皮の冷却を続け、皮膚に対する熱的損傷から更に保護する。かなり臨界的である長さＬ₁、Ｌ₂、Ｌ₄と異なり、長さＬ₃は臨界的ではない。この部分の目的は、表皮が加熱されないことを確実にし、また、その前の部分が表皮の温度を低下した状態に保つのに効果的であるならば、部分５４は不要である。
全体として、要素５０が標的の外側にある時間を短くすることが望ましいため、全体として、長さＬ₂は短く保つことが望ましい。しかしながら、より迅速に治療するためには、顕著なビーム開口が望ましい。このことは、移動方向に対して垂直なビームの寸法は、比較的大きくなければならず、その結果、皮膚に対する開口が非点収差の形状であるが、非対称とすることもできる要素５０の面に接触する。図６には、かかる２つの形状体、すなわち、惰円形６６（図６ａ）と、図６ｂに図示するように一連の隣接する光パイプ７６ａ、７６ｂとを備えており、図６ｂの光パイプについては図４に関してより詳細に説明する。これらの形状体は、光学的開口の非点収差形状の単に一例に過ぎず、その他の多くの非点収差形状が本発明の範囲に属する。
更に、放射線を顕著な深さ（すなわち、１ｍｍ以上）まで効果的に供給するため、散乱効果を打ち消すべく一般により大きい直径のビームが必要とされる。このため、図６に図示した型式の非点収差ビームの場合、走査方向に対して垂直な方向にビームを集束することが望ましい。このため、これを実現する１つの方法は、小さい曲率半径（例えば、１０ｍｍ以下）を有する、図９に図示するような筒形レンズ７０を使用することである。しかしながら、かかる集束は、図４に図示するようなヘッド２４Ｃを使用することを通じて、多分一層良く実現することができよう。このヘッドは、治療中の領域を予冷却し又は予熱するためヘッド２４Ａの部分５２と同一の方法で機能する部分５２を有している。部分５２は、熱絶縁材料の層７４によりヘッドの部分７２から分離されている。また、部分７２は、良好な熱電動特性を有する金属又はその他の材料で形成されている。２列のマイクロ光学要素７６ａ、７６ｂが設けられ、これら光学要素は、部分７２を貫通して伸長し且つその集点が標的の深さに配置された共通の線に沿って組み合されるような角度とされている。集束を向上させ得るように要素７６の末端にマイクロレンズを含むことができる。この技術はより大きい角度にてビームを皮膚内に照射することを可能にし、また、光学系を使用して実現可能であり、皮膚内への放射線の散乱をより効果的に補償することができる。部分７２は、好ましくは、多数の熱電気的要素５６ｂにより冷却し、照射前に表層を予冷却すると共に、照射中表層を冷却し且つ表層を後冷却することの双方が可能である。このように、部分７２は、例えば図２の実施の形態の部分５０、５２、５４を冷却する機能を果たすことができる。このように、本発明のこの実施の形態の場合、部分５２は、プレヒータとして使用し又は省略することができる。
また、図４には、幾つかの更なる特徴が図示されている。第一に、図４には、ヘッド２８の走査速度を検出すべく制御装置３４内の適当な検出器に接続することのできる光学的通路７８が示してある。また、図１０に関して説明するその他の技術をこの機能を果たすため使用することもできる。走査速度の検出により、走査速度が所望の範囲外であることが検出されたならば、操作者に注意を促し、その速度を必要に応じて加速し又は遅くすることができるように制御装置３５が出力部４０を作動させることが可能となる。例えば、その出力は、アプリケータ２２又は該アプリケータと関係したコンソールのある部分における赤色灯又は緑色灯とし、又は操作者に注意する音声、ブザー又はその他の聴覚的警報とし、ハンドル２６内の振動器とし又は操作者に対する何らかの他の適当な警報とすることができる。患者への損傷の虞れを生じるような遅い速度であると検出された場合（又はまったく動かない）と検出された場合、制御装置３４は、患者を保護し得るように源３０を不作動にすることも可能であろう。
放射線治療に伴う１つの問題点は、皮膚に付与される放射線の相当な割合が皮膚により反射され又は後方に散乱され且つ失われることである。かかる放射線を皮膚内に戻すため従来から色々な方策が提案されており、例えば、ある型式の反射器を部分５０内に組み込むことである。部分５２、５４は、かかる放射線を皮膚内に反射すべくその皮膚接触面に反射性被覆を有することが考えられる。この部分の皮膚接触面８０の全体は、高反射性材料で形成することができ、又はその上に高反射性被覆を有することができるから、部分７２は、この目的に特に有効である。放射線の大部分を皮膚内に方向変更することにより、皮膚内の放射線の強度を1.2乃至2.5倍増すことができる。
図５には、図４に図示したものと異なる本発明の１つの実施の形態のヘッド２４Ｄが図示されており、その唯一の相違点は、部分７２の皮膚接触面８０に形成された凹状通路８４があること、及び光学的通路７６ａ、７６ｂが通路８４の反対側に終わり、その焦点が例えば、その実質的中心にて凹所の一点にあることである。ホース８６は、通路８４の頂部に一端が接続され、その他端が負圧源に接続されている。ヘッド２４Ｄが患者の皮膚を横断して方向２８に向けて動くとき、患者の皮膚の折り重ね部分は通路８４内に引き込まれる。通路８４の寸法は、標的が通路８４内に引き込まれた皮膚の折り重ね部分に含まれ且つ光学的通路７６に付与された放射線により両側部から照射されるように選択される。例えば、脱毛のためヘッド２４Ｄが使用されるならば、通路８４は、幅１乃至６ミリメートルとし且つ深さ１乃至６ミリメートルとし、その寸法の結果、全体として、折り重ね部分は図面に図示した面内にて単一の毛包のみを有するが、多数の毛包はその長さ寸法に沿って通路内に存在するであろう。図５の形態は幾つかの有利な点がある。第一に、該形態は、標的に達する放射線の距離を短くし、標的にて放射線をより効果的に集束させる。第二に、通路が光学的に反射性材料で出来ているならば、通路８４の壁は実質的に皮膚から出る全ての放射線を折り重ね部分に戻し、極めて効果的に照射する。
図５において、皮膚の折り重ね部分を通路８４内に吸引するため、真空又はその他の負圧源に接続された管が利用されると想定しているが、また、皮膚を通路８４内に吸引するためベローズ又はその他の適当な機構を利用することもでき、若しくは、図７に図示するように、熱伝導性材料で出来た本体７２′に形成された通路８４′を有するヘッド２４Ｅを提供することもでき、ヘッド２４Ｅが患者の皮膚の外側で方向２８に向けて移動するとき、標的９２を有する皮膚９０の折り重ね部分が通路８４′内に付勢されるような形状の通路とすることが考えられる。患者の皮膚の連続的な折り重ね部分は、ヘッドの移動に伴って通路８４′内に押し込まれ、治療領域１０内で皮膚を実質的に均一に照射することになる。プレヒータ部分５２が含まれない点を除いて、図７の実施の形態は、その他の点にて図５の実施の形態と実質的に同一の方法で作動し、また、実質的に同一の利点をもたらす。
図８には、４つの組の光学的通路７６、通路７６ａ、７６ｂ、７６ｃ、７６ｄを有する点にて上述したヘッドと相違するヘッド２４Ｆが図示されており、これらの光学的通路は、この実施の形態について、透明なブロックすなわち空気を通る光路にしかすぎず、その光学的通路の各々は、それぞれ対応する可撓性の導波管３２ａ乃至３２ｄにより供給される。光学的通路７６の全ては、標的深さ９２にて実質的に焦点決めされ得るような角度とされている。本体７２′′は、通路７６の配置を容易にし得るように湾曲しており、また、反射性上面９３を有している。上述した構成要素に加えて、図８は、また、面８０近く又は面８０内に取り付けられた熱電対又はその他の適当な温度センサから達する線９４も示している。温度センサの線９４は、制御装置３４に接続し、また、表皮の温度を制御し又はその他の適当な目的のために利用することができる。
図９には、放射線源９８が取り付けられる透明な窓部９６を有する筒形レンズ７０を利用する、上述した本発明の更に別の実施の形態が図示されており、該放射線源は、レーザダイオードバー、反射器を有するランプ、又はハンドピース内に取り付けるのに十分な小ささのその他の放射線源とすることができる。散乱光を戻す後方反射機能を果たし得るように反射板１００が設けられている。また、図９には、補助的な光学的動作センサ７３とし又は該センサに代えて使用可能な力学動作センサ１０２も示してある。力学動作センサ１０２は、例えば、筒形レンズ７０が皮膚の表面の外側で動くときに回転し、走査速度を表わす信号を制御装置３４に提供するホイールとすることができる。温度制御装置５６は、レンズ７０及び反射板１００の双方を冷却し得るようにこれらの双方の要素と接触した状態で示してあり、これにより、治療領域を予冷却し且つ照射中の冷却の双方を行なう。レンズの後側にて板１００と接触した筒形レンズ７０の反対側部に第二の要素５６があることが好ましく、該第二の要素は、レンズを更に冷却すると共に、反射板１００及びレンズの後方のその部分を冷却し、後冷却を可能にする作用がある。上述したように、筒形レンズ７０は、特に、例えば、２０ｍｍ以下の比較的小さい直径を有する場合、放射線を標的９２にて集束させ、また、皮膚の散乱効果を部分的に補償する機能も果たす。上述した点を除いて、図９の実施の形態は、その前の実施の形態と実質的に等しく機能し、走査したＣＷによる皮膚の治療を行う。また、図９は、光学的導線３２を通じて外部源３０から放射線がヘッドに付与される場合と異なり、ヘッド２４内に配置された放射線源９８を示す唯一の実施の形態である一方、ヘッドに対する外部源３０又は内部源９８は全ての実施の形態について互換可能であり、先の実施の形態の何れも図示した配置に代えて内部放射線源９８を有し、また図９の実施の形態は、透明な窓部９６に衝突する光学的導線３２を有する外部放射線源を備えることができることを理解すべきである。例えば、図８に図示したような実施の形態の場合、例えば、光学的通路７６ａ乃至７６ｄの各々に対し別個のレーザダイオードバー又は複数のバー９８を設けることも可能である。
図１０Ａ、図１０Ｂには、本発明の教示の実施に適した更に別のハンドピース２４Ｈが図示されている。このハンドピースは、次の点にて上述したものと相違している。すなわち、放射エネルギが光導波管、レンズ又はその他の透明な構成要素に直接付与され、該構成要素を通じて放射エネルギは患者の皮膚に付与されるのではなくて、光学的線３２は、良好な熱伝動特性を有する銅又は何らかの他の材料から成る本体１０８に形成されたキャビティ１０６にて終わっている点にて相違する。チャンバ１０６の壁は、高反射性であり且つ好ましくは全反射面を有するように研磨、被覆又はその他の処理が為されている。チャンバ１０６に関して図１０に図示した形態の有利な点は、皮膚内の所望の深さまでレンズ／マイクロ対物レンズにより集束させることのできる多岐に亙る角度にて放射エネルギが筒形レンズ又は非点収差マイクロ対物レンズ７０′に入る点であり、この集束動作が、光が単一の角度ではなく多岐に亙る角度にてレンズに入るとき、より効果的である。筒形レンズ７０′は、図９の実施の形態の場合のように堅固に本体１０８内に取り付け、又は本体内で回転可能に取り付けることができる。レンズの回転は、ヘッドが患者の皮膚の外側で動くのを容易にするが、皮膚の所望の延伸を防止する。しかしながら、回転するレンズとすることは本発明の範囲内である。熱的要素５６は、本体１０２を冷却し、表皮を予熱し、冷却し且つ後冷却し、また、筒形レンズ７０′を冷却し、このことは、照射中表皮を冷却することになる。本体１０８は、患者の皮膚からの後方散乱光を後方に反射すべく反射性の皮膚接触面８０を有している。図１０には、また、力学動作センサ１０２と、熱電対又はその他の適当な温度センサ９４とが示してある。上述した相違点を除いて、図１０の実施の形態は、上述した実施の形態と実質的に等しく機能する。
図１１ａ乃至図１１ｃには、ヘッドの更に別の実施の形態２４Ｉが示してある。この実施の形態において、例えば、サファイアで出来た筒形レンズ１１２は、通常、全内反射し得るように処理され、光学的線３２を通じてレンズに入る光又はその他の放射線はレンズを通じて反射され且つ光学的線３２′を通って出ていく。しかしながら、レンズ１１２が図１１ｃに示すように患者の皮膚に接触しているとき、皮膚接触面における全内反射は、この面における屈折率の変化のため損なわれ、光エネルギはレンズから患者の皮膚内に放出される。図１１の全内反射レンズ１１２を使用することは、ハンドピース２４が治療すべき領域内で患者の皮膚と接触していない限り、放射線が患者又は他の者に付与されないことを補償する安全面の特徴である。この相違点を除いて、図１１の実施の形態は、先の実施の形態について説明した方法にて機能し、この実施の形態と共に、予冷却及び後冷却用のハウジング、レンズの冷却装置、動作センサなどのような構成要素を使用することも可能である。
上述した本発明の実施の形態に対し、放射線エネルギは照射中ヘッドの長さに沿って平行に付与される一方、図１２ａ、図１２ｂには、光が迅速に走査される、本発明の実施の形態が図示されている。図１２ａにおいて、線３２を介してヘッドに付与された放射エネルギは偏向器１２０に衝突し、この偏向器は、衝突する放射線が筒形レンズ７０′′を横断して先に示した速度にて矢印１２２で示す方向に走査されるような速度で揺動する。図１２ｂにおいて、衝突する放射線３２は、また、揺動する偏向器１２０に付与され、該偏向器は、ビームを光ファイバ１２４内に走査する。各光ファイバは、高熱伝導性材料の板１２８内に取り付けられたマイクロレンズ１２６にて終わる。また、板１２８は、高反射性の皮膚接触面８０を有することが好ましい。偏向器１２０の走査速度が十分に速い限り、筒形レンズ７０′′又はマイクロレンズ１２６から出力される放射線は、この語について先に定義したようにＣＷ放射線であり、この装置は、先の実施の形態と実質的に同一に作用する。この場合にも同様に、図面を簡略化する目的のため、熱的要素５６、動作センサ７８、１０２及び温度センサ９４のような要素は図１２ａ、図１２ｂに図示されていない。
図１３は、上述のＣＷの実施の形態により一層容易とされる、治療領域の予熱状態を示すために含めてあり、かかる実施の形態にのみ限定されるものでなく、また、幾つかの従来技術の装置にて使用される型式の標準的なパルス式ヘッドと共に利用することができる。図１３において、源３０からのパルス式放射線とすることのできる放射線は、光学的線３２を通じて、熱的要素５６が接触する光導波管５０に付与される。集束皮膚接触端部１３２を有する導波管５０は、その一部１３０を図面に図示した適当なハウジング内に取り付けられる。図示した実施の形態の場合、熱電気的要素であるが、その他の冷却型式とすることのできる熱的要素５６は、標的の深さｚまで皮膚を加熱するのに十分な時間導波管５０を加熱するように作動可能である。次に、同一又は異なる組みの熱電気的要素５６を作動させ、表皮１２をＤＥ接続部１６まで冷却するのに十分な時間、導波管５６を冷却するように作動させることができ、この時点にて、源３０を励起させ、放射線を導波管５０を通じて標的に付与する。この時間の間、導波管５０の冷却が続けられ、照射中表皮を所望の温度に保ち、また、照射が停止した後、ある時間、導波管５０の冷却を続け、患者の皮膚を更に保護することができる。更に、予熱の後に表皮の冷却を行うとして図示し且つ説明したが、また、明らかに好ましい多数の適用例の場合、その後の冷却を行うことなく予熱を行うことも本発明の範囲に属する。図２、図４、図５（部分５２を有し又は有さず、全体として部分５２を有しない）、また、図８乃至図１２に図示したようなヘッドの設計は、パルスモードにて作動するときに使用することもできる。これらヘッドをパルスモードにて作動させることは、ヘッドの動作は連続的ではなく段階的である点を除いて、ＣＷモードにおける作動と同様である。
多数の実施の形態及び変形例を上述したが、これら実施の形態は、単に説明のためのみであり、本発明の教示内容を実施する一方にて、多数のその他の変形例が可能であることが明らかである。例えば、上記の説明において、ヘッド２４は治療領域の外側を手で移動させると想定するが、このことは、本発明を限定するものではなく、単独で又は手動の操作と組み合わせて、色々な型式の機械的スキャナを利用することが可能である。更に、光学的及び動力学的動作の測定機構を図示したが、適当な熱、電子及び磁力動作測定機構も採用可能である。制御装置３４は、かかるスキャナについて必要とされる走査速度を保つ働きをする。このように、本発明は、好適な実施の形態に関して特に図示し且つ上記に説明したが、添付した請求の範囲によってのみ限定される本発明の精神及び範囲から逸脱せずに、当業者は形態及び詳細の点で上記及びその他の変更が具体化可能である。

Claims (12)

1. 患者の皮膚の領域（１２）にて選択された皮膚科的治療を行う装置において、
   選択された皮膚科的治療に適した波長の連続波（ＣＷ）の放射線源（３０）と、
   貫通するように形成された少なくとも１つの光学的に透明な通路（５０、３２）を有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）であって、該通路の各々が、前記源（３０）からＣＷ放射線を受け取り得るように接続された基端（５２）と、
   前記患者の皮膚の領域（１２）よりも小さく、ヘッドが前記領域の外側で選択した速度にて移動するとき、患者の皮膚と接触するように形成された面（８０）にて終わる末端（８０）とを有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）とを備え、
   ヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）が、前記少なくとも光学的通路（５０、３２）の前にて前記領域の各連続的な部分の外側を移動する部分を備え、該部分が、熱伝導性材料で出来ており、また、前記部分の温度、従って、治療前の皮膚領域の温度を制御する熱的構成要素（５６ａ〜５６ｃ）を備え、
   ヘッドの前記部分が、互いに熱的に絶縁された第一の部分（５２）及び第二の部分（５４）に仕切られ、前記第一の部分（５２）が、前記第二の部分（５４）の前方にあり、前記構成要素（５６ａ〜５６ｃ）が、前記第一の部分（５２）を加熱する第一の構成要素（５６ａ）と、前記第二の部分（５４）を冷却する第二の構成要素（５６ｃ）とを備える、装置。
2. 患者の皮膚の領域（１２）にて選択された皮膚科的治療を行う装置において、
   選択された皮膚科的治療に適した波長の連続波（ＣＷ）の放射線源（３０）と、
   貫通するように形成された少なくとも１つの光学的に透明な通路（５０、３２）を有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）であって、該通路の各々が、前記源（３０）からＣＷ放射線を受け取り得るように接続された基端（５２）と、
   前記患者の皮膚の領域（１２）よりも小さく、ヘッドが前記領域の外側で選択した速度にて移動するとき、患者の皮膚と接触するように形成された面（８０）にて終わる末端（８０）とを有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）とを備え、
   更に、ヘッドの移動速度の表示計を備える、装置。
3. 患者の皮膚の領域（１２）にて選択された皮膚科的治療を行う装置において、
   選択された皮膚科的治療に適した波長の連続波（ＣＷ）の放射線源（３０）と、
   貫通するように形成された少なくとも１つの光学的に透明な通路（５０、３２）を有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）であって、該通路の各々が、前記源（３０）からＣＷ放射線を受け取り得るように接続された基端（５２）と、
   前記患者の皮膚の領域（１２）よりも小さく、ヘッドが前記領域の外側で選択した速度にて移動するとき、患者の皮膚と接触するように形成された面（８０）にて終わる末端（８０）とを有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）とを備え、
   前記少なくとも１つの光学的に透明な通路が、第一の角度にて角度が付けられた複数の第一の光学的通路（７６ａ）と、第二の角度にて角度が付けられた複数の第二の光学的通路（７６ｂ）とを含み、第一及び第二の光学的通路を貫通する光が選択された深さにて収斂するように前記第一及び第二の角度が選択される、装置。
4. 請求項３に記載の装置において、患者の皮膚と接触してヘッドの表面に形成された１つの凹所（８４）を含み、該凹所が、前記光学的通路の末端にあり、前記選択された深さが、前記凹所（８４）内の選択した位置にあり、前記凹所（８４）は、治療中に凹所（８４）が前記皮膚領域の外側を通るとき、該皮膚の折り重ね部分が前記凹所（８４）内に付勢されるような形状である、装置。
5. 請求項３に記載の装置において、患者の皮膚と接触してヘッドの表面に形成された１つの凹所（８４）を含み、該凹所（８４）が、前記光学的通路の末端にあり、前記選択された深さが、前記凹所内の選択した位置にあり、凹所がその外側を通るとき、治療中の前記領域内の皮膚を前記凹所内に負圧により吸引して動かす手段（８６）を含む、装置。
6. 請求項３に記載の装置において、前記ヘッドが、放射線を受け入れる部分にて患者の皮膚と接触した一部分を有し、また、ヘッドの前記部分を冷却する熱的構成要素（５６ａ〜５６ｃ）を含む、装置。
7. 患者の皮膚の領域（１２）にて選択された皮膚科的治療を行う装置において、
   選択された皮膚科的治療に適した波長の連続波（ＣＷ）の放射線源（３０）と、
   貫通するように形成された少なくとも１つの光学的に透明な通路（５０、３２）を有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）であって、該通路の各々が、前記源（３０）からＣＷ放射線を受け取り得るように接続された基端（５２）と、
   前記患者の皮膚の領域（１２）よりも小さく、ヘッドが前記領域の外側で選択した速度にて移動するとき、患者の皮膚と接触するように形成された面（８０）にて終わる末端（８０）とを有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）とを備え、
   前記透明の通路（５０、３２、７６ａ、７６ｂ）は、前記ヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）が前記領域の外側を移動するとき回転するように取り付けられた前記筒形レンズ（７０、７０′、７０′′、１２０）を含む、装置。
8. 患者の皮膚の領域（１２）にて選択された皮膚科的治療を行う装置において、
   選択された皮膚科的治療に適した波長の連続波（ＣＷ）の放射線源（３０）と、
   貫通するように形成された少なくとも１つの光学的に透明な通路（５０、３２）を有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）であって、該通路の各々が、前記源（３０）からＣＷ放射線を受け取り得るように接続された基端（５２）と、
   前記患者の皮膚の領域（１２）よりも小さく、ヘッドが前記領域の外側で選択した速度にて移動するとき、患者の皮膚と接触するように形成された面（８０）にて終わる末端（８０）とを有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）とを備え、更に、前記ヘッドが前記領域の外側を移動する速度を測定する機構（３４）を備える、装置。
9. 請求項８に記載の装置において、ヘッドが所定の範囲内の速度にて前記領域の外側を移動するかどうかを決定すると共に、ヘッドが前記範囲外の速度にて移動するとの決定に応答して選択された出力を提供する、前記機構に応答可能な制御装置（３４）を備える、装置。
10. 請求項８に記載の装置において、患者に損傷の虞れを与える速度にてヘッドが移動するかどうかを決定すると共に、損傷の危険性の表示に応答して、前記少なくとも１つの通路（３２）を通じて患者の皮膚（１２）への放射線の付与を停止する、前記機構に応答可能な制御装置（３４）を備える、装置。
11. 患者の皮膚の領域（１２）にて選択された皮膚科的治療を行う装置において、
    選択された皮膚科的治療に適した波長の連続波（ＣＷ）の放射線源（３０）と、
    貫通するように形成された少なくとも１つの光学的に透明な通路（５０、３２）を有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）であって、該通路の各々が、前記源（３０）からＣＷ放射線を受け取り得るように接続された基端（５２）と、
    前記患者の皮膚の領域（１２）よりも小さく、ヘッドが前記領域の外側で選択した速度にて移動するとき、患者の皮膚と接触するように形成された面（８０）にて終わる末端（８０）とを有するヘッド（２４、２４Ａ〜２４Ｈ）とを備え、
    前記少なくとも１つの透明な通路（３２）の末端が、ヘッドの移動方向に対して直角な方向よりも、ヘッドの移動方向に向けてより狭小な非点収差形状を有する、装置。
12. 請求項１１に記載の装置において、前記少なくとも１つの透明な通路（３２）を横断する前記ＣＷ放射線を走査する機構を含む、装置。

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