JP2012502677A - 高強度レーザー療法による再生医療のための装置及び方法 - Google Patents

Abstract

治療を必要とした患者の皮膚に対してパルスレーザービームを適用することによる患者における生物学的生組織の再生を刺激するための高強度レーザー治療の方法。

Description

本発明は、一般に、患者の組織を治療する方法及び装置に関する。

レーザーは、発見された時から、広範囲の医療用途に対する従来の臨床方法の代替物として支持されてきた。何年もの間、高出力及び高集束レーザーが、多くの外科技術において組織を切断及び分離するために使用されてきた。さらに最近では、レーザー放射の治療特性及びバイオスティミュレーション特性が発見された。レーザー放射は、細胞分裂、ヘモグロビン、コラーゲン及び他の蛋白質の合成、白血球の活性、マクロファージ細胞の産生、並びに、創傷治癒を含めたいくつかの代謝過程を刺激すると信じられている。この場合、レーザー放射は、細胞活性に対する刺激剤として作用し、それと共に体独自の治癒能力を活性化する。

レーザー療法は、急性痛も慢性痛も軽減し、炎症を消散させ、組織修復のスピード、質及び引っ張り強さを上げ、感染を消散させ、並びに、ダメージを受けた神経組織の機能を改善するために使用される場合が多い。この療法は、それらの組織内での治癒を刺激するために、外傷又は傷害に関して狭いスペクトル幅の光の適用に基づいている。レーザービームを用いた治療は無痛性であり、組織において巨視的化学変化もダメージも生じない。

現在までに、レーザー効果の根底にある作用の実際の機構は、まだ完全には理解されていない。１つの理論によると、レーザー放射のエネルギーは、植物光合成の反応の連鎖において光の「量子」が取り込まれる方法と類似の方法で自然な工程において取り込まれる。細胞及び組織が自由電荷のある種の蓄えを有し、また、生物、器官、機構、及び組織間での相互接続が上腕骨、神経、及び、化学的調節の機構のみによって決定されないだけでなく、より複雑なエネルギーの接続によっても決定されないように、前記細胞及び組織は特定の生物学的な場によって取り囲まれているという仮定に、別の理論は基づいている。

レーザー適用の効果の根底にある基本的な機構の理解の欠如によって、非常に異なる方法で異なる波長を用いたレーザーを使用する、種々の範囲の治療装置及びプロトコルを生じた。いくつかの米国特許品には、レーザー照射による生組織の治療に対するレーザー適用に基づく種々の装置及び方法に対して特許が与えられてきた。それらの特許の間で、全内容を本出願において援用する以下の：Ｗａｌｋｅｒに対する米国特許第４，６７１，２５８号；Ｄｉａｍａｎｔｏｐｏｕｌｏｓ等に対する米国特許第４，９３０，５０４号；Ｌ’Ｅｓｐｅｒａｎｃｅ，Ｊｒ．に対する米国特許第４，９３１，０５３号；Ｂｅｌｌｉｎｇｅｒに対する米国特許第５，４４５，１４６号及び第５，９５１，５９６号；並びに、Ｓｅｇａｌに対する米国特許第５，７５５，７５２号；が特に関連がある。

上記の特許全て、並びに、この分野における大部分の研究が、「低」又は「中」出力レベルでのレーザーの使用に言及している。この種の療法は現在、ＬＬＬＴ（低反応レベルレーザー療法）又はＬＩＬＴ（低強度レーザー療法）に広く言及されている。ＬＬＬＴに使用される出力領域は、数ｍＷから１，０００ｍＷである。

ＬＬＬＴは、種々の医療学問分野において人気の治療になってきている。この療法の使用はいくらか成功しているが、結果はただゆっくりと得られ、一貫性もない。達成される治療効果の程度にはむらがあり、発光波の用量、照射リズム、及び、レーザー源から治療組織の距離に激しく依存している。数分間の適用が、何日という間隔で繰り返され、何ヶ月間か繰り返される場合も多くある。

従って、本発明の実施形態は、高強度レーザー療法（ＨＩＬＴ）に対する装置及び方法を含む。

例として示す方法は、組織にパルスレーザービームを適用するステップを含み、レーザービームは、０．１（Ｊ／ｃｍ^３）^２から１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２のピーク強度フルエンスを有する。ピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）は：

によって定義され、Ｉ_ｐはパルスレーザービームのパルスのピーク強度であり、Ｅはパルスのエネルギーであり、τ_ｏｎはパルスの幅であり、τ_ｏｆｆはパルス間の幅であり、ｒは、患者上のパルスレーザービームによって形成されたスポットの半径であり、αは、パルスレーザービームの波長λでの吸水係数（ｃｍ^−１）である。

好ましい実施形態において、パルスのピーク出力は４００Ｗから５０ｋＷであり；パルスの幅は１マイクロ秒から５００マイクロ秒であり；パルスレーザービームのデューティサイクルは０．０１％から０．５％であり；治療中の組織上のパルスレーザービームによって形成されるスポットの直径は１ミリメートルから２０ミリメートルである。他の実施形態は、ＰＩＦが受け入れられる範囲内にとどまるという条件で、別のパラメータの組み合わせを含む場合がある。

パルスレーザービームは、経皮的に又は皮膚を通して適用することができる。例えば、患者の皮膚を通して挿入された光ファイバーを介して経皮的に適用することができる。治療中に組織上に形成されたスポットは、約１ｍｍから約２０ｍｍ、又は、約２．５ｍｍから約２０ｍｍの直径を有し得る。スポットの領域は、０．０５ｃｍ^２を超えるものであり得るか、約０．０５ｃｍ^２から３．１４ｃｍ^２までのものであり得る。スポットを明らかにするために使用される光ファイバーは、約３００μｍから約１．５ｍｍの外径を有することができ、０．６ｍｍ又は１．０ｍｍであり得る。光ファイバーに結合された円錐体の放出チップは、約０．３５ｃｍから１．００ｃｍの高さ、０．５０ｃｍの高さ、又は、０．８０ｃｍの高さを有することができ；円錐のチップは、約０．０１４ｃｍ^２から約０．５４ｃｍ^２の領域、約０．０５８ｃｍ^２の領域、又は、約０．２３ｃｍ^２の領域を有し得る。円錐体のチップ（ハンドプローブ）は、２．５ｍｍ以上の直径を有し得る。

パルスレーザービームは、患者の皮膚と接触した光チップを用いて経皮的に適用することができる。例として示す光チップは、光ファイバー結合器、及び、該光ファイバー結合器に結合された、組織内の約０．５ｃｍから約１０ｃｍの距離にて組織内のスポットにパルスレーザービームを集束させる集束要素を含む。例として示す光チップは、プレキシグラス、プラスチック、又は、強化ガラスから作製することができる。光チップの実施形態は使い捨てできるものであり、密封されたパッケージで届く場合がある。

ゲルで少なくとも部分的に覆われた集束要素は、円筒形要素及び曲面を含み得る。円筒形要素は、約３ｃｍ長から約４ｃｍ長でありえ、約１．５ｃｍから２．５ｃｍの直径を有し、皮膚に対して押し付けて、皮膚と治療される組織間で組織を加圧することができる。曲面は、約２ｃｍの直径及び約１０ｍｍから約１００ｍｍの曲率の半径を有し得る。

ゲルは、パルスレーザービームの波長にて光を透過し、パルスレーザービームの波長での光チップと皮膚との間の光インピーダンスのミスマッチを減らす。ゲルは、光チップと皮膚との接触の領域を滑らかにもする。さらに、パルスレーザービームの適用中に皮膚を冷やす。治療中に皮膚の境界面にて低温を維持するのに寄与するよう、ゲル及び光チップを予め冷やすか又は予め冷蔵することもできる。

前記のことは、異なる図を通して類似の参照記号が同じ部分を意味する付随の図面に例示されているように、本発明の例として示す実施例における以下のより特定の説明から明らかになるであろう。図面は、必ずしも縮尺で製図されているわけではなく、代わりに、本発明の実施形態を例示すると同時に強調している。

ピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）対生物学的効果のグラフである。 当該装置のハンドユニット、並びに、概略図でレーザー源及び制御システムを示している。 図２に示された装置と共に使用するに適した光チップの概略図である。 図２に示された装置と共に使用するに適した光チップの概略図である。 図２に示された装置と共に使用するに適した光チップの概略図である。 図２に示された装置と共に使用するのに適したスキャン送達システムの概念図である。 図２に示された装置と共に使用するのに適したスキャン送達システムの概念図である。 ６つの異なるスポットサイズでの４つの異なる波長の透過率を示したグラフである。 ２つの媒体間の境界面でのレーザー光のフォトメカニカル波又は光音響波への変換を示した概念図である。 硝子軟骨基質の分子構造を示した概略図である。 ヒアルロン酸の吸収スペクトルである。 本発明による高強度レーザー治療中の組織温度の傾向を示したグラフである。

例として示す本発明の実施形態の説明が続く。

本明細書において引用された全ての特許、公開特許出願、及び、参考文献の教示は、全内容を本出願において援用する。

ＬＬＬＴを用いて得られた不十分な結果を考慮して、より速く一貫して再生可能な結果を得ることができる、レーザー治療のより効率的な装置及びより良い方法の必要性がある。特に、ＬＬＬＴは、光化学効果、又は、光化学及び光熱効果のみを生じることができ、それら３つ全てを生じることはできない。パルス放出を使用して、光化学及び光熱効果と共にフォトメカニカル効果を誘発しなくてはならない。

非侵襲性の再生医療に対する高強度レーザー療法放射のための療法プロトコル及び関連する装置が、本明細書に提供されている。レーザー療法のための他の類似の方法及び装置が、Ｃｈｏ及びＭａｓｏｔｔｉによって２００５年４月５日に出願された米国特許出願第１１／０９９，２１６号；Ｃｈｏ及びＭａｓｏｔｔｉによって２００７年２月９日に出願された米国特許出願第１１／７０４，７１０号；並びに、Ｍａｓｏｔｔｉ及びＦｏｒｔｕｎａによって２００８年９月１２日に出願された米国特許出願第１２／２８３，６１２号；に開示されている。

ピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）
ＨＩＬＴは、特定のピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）により特徴づけられたパルスレーザー放出によって、フォトメカニカル効果、光熱効果、及び、光化学効果を誘発することができる。ＰＩＦは、パルスの時間及び空間形状についての十分な情報を供給しない平均出力密度よりも優れたパルス放出特徴を定める。ピーク強度（スポット領域に対するピーク出力の比）によって、３Ｄ空間分布のアイデアが与えられるが、パルスのエネルギーの量及びその時間分布に関する情報を提供することはできない。フルエンス（スポットサイズによって割られたエネルギーの量）は、時間における光子密度を示しているが、強度、又は、空間における光子密度は与えない。（例えば、同じフルエンスが、異なるピーク出力及びパルス幅τ_ｏｎを有する無数の異なるパルスに共通であり得る）。

従って、本発明者等は、空間要素も時間要素も含むＰＩＦを定めるために、パルス放出時間と共にピーク強度を増した。ＰＩＦは、

として表すことができ、以下に記述される３つの要素を含むとして考慮することができる。

標的領域内の光の強度を定める第１の要素は、１パルスあたりの二次元エネルギー、Ｉ_ｐ・τ_ｏｎであり、Ｉ_ｐは、ピーク強度（Ｗ_ｐ／ｃｍ^２）か又はスポットの表面積（ｃｍ^２）によって割られたピーク出力（Ｗ_ｐ）であり、τ_ｏｎはパルス幅である。

第２の要素は、パルスと照射組織との三次元の関係を定める。第２の要素、（Ｅ_ｐ／Ｖ_ｋｓ）αは、１パルスあたりのエネルギー、照射組織の容積Ｖ_ｋｓによって割られたＥ_ｐであり、αは水の吸収係数である。容積Ｖ_ｋｓは、レーザーによって放射される球部分の容積の一部、Ｖ_ｋｓ＝１０．０７・ｒ^３として近似させることができ、ｒはスポットサイズの半径である。球の中心座標からスポットの中心までの距離ｈは、スポットの半径の約三分の２である。

比Ｅ_ｐ／Ｖ_ｋｓは波長λに対して考慮するべきであるため、容積Ｖ_ｋｓは、λに対して変わる水の吸収係数αにほぼ等しい吸収を有して処理することができる。例えば、λ＝１０６４ｎｍにて、α＝２．２９ｃｍ^−１であり、λ＝９８０ｎｍにて、α＝３．５２ｃｍ^−１である。

前記式の第３の要素、τ_ｏｆｆ／Ｔは、パルス停止時間又は暗期τ_ｏｆｆと全パルス時間Ｔ＝τ_ｏｎ＋τ_ｏｆｆとの関係を記載している。ＰＩＦは、パルスオン時間及びパルスオフ時間の観点から以下の式、

で書くこともできる。（この関係は、その時間のパルス対パルス時間の比、τ_ｏｎ／Ｔであるパルスデューティサイクルによっても特徴づけることができる）。組織を過熱させることによって熱によるダメージが生じる場合があるため、暗期は、組織温度を維持するために重要である。

本発明の一態様は、生理的細胞分化の原因であるフォトメカニカル効果の誘発である。そのフォトメカニカル効果は、所与のスポットサイズに合うよう調整された時間的及び空間的形状のレーザーパルスに対して誘発することができる。パルスの強度が低すぎる場合、フォトメカニカル効果はほとんど又は全くない。

パルス強度が高すぎる場合、パルスは組織への毒性があり得る。

組織に対する再生効果及び細胞培養に対する細胞増殖効果を得るために、ＨＩＬＴが提供されたパルスは、約０．１（Ｊ／ｃｍ^３）^２から約１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２のピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）を有する。別の実施形態では、ＰＩＦは、０．２（Ｊ／ｃｍ^３）^２から０．８８（Ｊ／ｃｍ^３）^２であり得る。１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２を超えるＰＩＦは有毒であり得る。０．１未満のＰＩＦは、抗炎症効果のみを有し得る。これとは対照的に、疼痛管理に使用されるＬＬＬＴシステムは、０．０（すなわち、ビームは連続波ビームである）から０．００１５（Ｊ／ｃｍ^３）^２のＰＩＦ、又は、ＨＩＬＴに対するＰＩＦよりも約１００から１０００分の１のＰＩＦを有する。図１は、ＰＩＦ（Ｊ／ｃｍ^３）^２で表現されるＨＩＬＴパルスの特徴と実験的試みで観察された生物学的効果との相関性を示すグラフである。各データポイントは、特定の設定において、例えば、ニワトリ、ヒツジ、又はヒトにｉｎ ｖｉｖｏで適用されるパルスレーザービームのＰＩＦを表している。各ポイントから延びる垂直線はエラーバーである。水平の点線は、組織再生に対する受け入れ可能なＰＩＦの範囲：０．２（Ｊ／ｃｍ^３）^２のすぐ下から１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２のすぐ下までを示している。０．１（Ｊ／ｃｍ^３）^２より下では、再生効果ではなく抗炎症効果のみがありえ、１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２を超えるＰＩＦに対しては、組織毒性効果があり得る。

パルスレーザービームのパラメータ
ＰＩＦが０．１（Ｊ／ｃｍ^３）^２から１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２の範囲内に留まる場合、十分なＰＩＦは、受け入れ可能な値の広い範囲内にあるパルスレーザービームのパラメータを変えることによって達成することができる。パラメータの組み合わせによって、異なる方法で表現することができ、例えば、ピーク強度は、ピーク出力及びスポットサイズという観点からも表現することができる。同様に、パルス繰り返し周波数及びデューティサイクルは、パルス幅及びパルス間の時間によって固定される。

短いパルス幅は、組織における熱エネルギーの蓄積を回避することができる。パルスの間に組織に影響を与える熱エネルギーは、次のパルスが到着する前に放散される。このように、組織の温度調節が得られる。従って、本発明の実施形態は、１マイクロ秒から５００マイクロ秒のパルス幅を有したパルスレーザービームを利用することができる。同様に、パルスレーザービームは、０．２Ｈｚから１００Ｈｚのパルス繰り返し周波数を有する。そのような低い値のパルス周波数は、最適な熱放散を可能にする。

デューティサイクルは、Ｔ＝τ−ｏｎ＋τ−ｏｆｆ、すなわちパルスサイクルの合計時間である場合のレーザーパルスにおけるτ−ｏｎとＴとの比を示している。τ−ｏｎは、レーザービームがオンである時間間隔であり、τ−ｏｆｆは、レーザービームがオフである時間間隔である。τ−ｏｎの時間間隔が短いほど、デューティサイクルは低い。高い平均出力値と組み合わされた低デューティサイクルは、１パルスあたりに非常に高いピーク出力値を生じる。低デューティサイクルは、後のτ−ｏｎ期間とτ−ｏｎ期間との間に十分な時間を可能にし、極度に高いピーク出力値が各τ−ｏｎ期間に達成されるにも関わらず、その時間の間に、処理した組織から熱を除いて組織ダメージを回避することができる。従って、パルスレーザービームは、０．０１％から０．５％のデューティサイクルを有することができる。

パルスレーザービームの焦点をぼかして、４から２０ｍｍの直径を有した実質的に円形のスポットを生じることができる。あるいは、パルスレーザービームは、５から７ｍｍの直径を有した皮膚上のスポットを有する。例えば軟骨等の治療される組織上の焦点を合わされたスポットの半径は、０．０５ｃｍ^２から３．１４ｃｍ^２のスポット領域に対して、０．１２センチメートルから１センチメートルまでであり得る。本発明に従い焦点がぼかされたレーザービームによって生じるこれらのスポットサイズに反して、従来の方法は、本明細書において示唆された低い出力値を有した所望の出力密度を達成するために、焦点を合わせる手段を必要とする。

上記のように、パルスレーザービームの強度（Ｗ／ｃｍ^２）は、治療されている体の表面（スポットサイズ）でのレーザービームの出力に関する。表面上のスポットサイズを大きくすることによって、出力密度の減少が結果として生じる。従って、特に、スポットサイズが大きい場合に、治療されている組織及び／又は細胞にフォトメカニカル効果を及ぼすのに適した出力密度を得るために、非常に高い出力のレーザー光が使用されることが好ましい。本発明のさらに別の実施形態によると、パルスレーザービームは、少なくとも３５ｋＷ；少なくとも１ｋＷ；又は、４００Ｗから５０ｋＷ；のピーク出力を有する。同様に、パルスレーザービームは、１パルスあたり、０．０３から１０ジュール、より好ましくは、０．２から２ジュールのエネルギーを有する。パルスレーザービームは、５ｋＷ／ｃｍ^２から２５ｋＷ／ｃｍ^２のピーク強度も有し得る。

特に、慢性退行性症状治療のため等、高いピーク出力レベルが使用される場合に、治療条件の厳しい制御が重要であるということが、上記の記載から明らかになる。ピーク出力は、組織の熱ダメージを回避する必要性とできるかぎり両立できるぐらい高くあるべきである。実際の作動条件は、治療中の患者のフォトタイプ（皮膚色）に強く依存する。本発明のさらなる態様によると、皮膚の温度は、実際の皮膚の温度が制御された状態で保たれるように、連続又は不連続の様式で有利に検出することができる。照射条件は、例えば最も効果的な照射（すなわち、もっとも深い透過力及び最も高い出力レベル）を有するが、それにもかかわらず、例えば４０℃又は４２℃の皮膚の温度等、閾値温度の値を超えることのないように設定される。

これは、（以下で説明される）図２に示されたハンドピース等のハンドピース上に配置される温度センサによって達成することができる。治療中の患者の皮膚色（フォトタイプ）を決定するための光検出器も、ハンドピースに組み合わせることができる。治療中に適切な制御を提供することに加えて、温度センサ及び光検出器は、組織によって吸収されて熱に変換されるか、又は、皮膚によって反射されるエネルギーの量を決定するために有用である。供給源によって放出されて皮膚に衝撃を与える全エネルギーを知ることによって、治療されることになる深くに位置する組織に実際に到達するエネルギーの値を、十分正確に決定することができる。

本発明のレーザー光のピーク出力及び平均出力は従来の治療方法に使用されるもの、特に、上記の米国特許に開示されているものよりも大きいということが正しく理解されるべきである。一方、本発明のレーザー光のパルス幅ははるかに短い。

ＨＩＬＴ器具
本発明は、単一の治療レーザー放射線を生成する第１のレーザー源、レーザーエネルギーをハンドユニットまで運ぶための第１の運搬手段、及び、レーザービームの経路に配置されるレーザービームの焦点をぼかすための光焦点はずし手段を含むレーザー療法のための装置にも関する。

好ましい実施形態によると、光焦点はずし手段が配置される排出端の前に、運搬手段は光ファイバーによって形成される。光ファイバーを使用する場合、チップの放出面は、チップ周辺の組織へのダメージを回避するために０．０５ｃｍ^２よりも大きくあり得る。

レーザーの光経路が終わり、焦点ずらし手段が配置されるハンドユニットは、治療を受ける患者の表皮から適した距離にてオペレーターが手に持つことができる。しかし、オペレーターにとって使用をより安全及びより容易にするために、ハンドユニットには、好ましい実施形態において、治療が適用されている患者の体から所定の距離にて前記光焦点ずらし手段を持つための距離要素が提供され、最適な距離を決定する及び手動で維持する必要性を回避する。

ここでも、装置の使用を容易にするという目的のために、可視域の波長にて放出する第２のレーザー源、該第２の供給源によって生成されたレーザービームをハンドユニットの方向に運ぶための光ファイバー又は同等の手段が提供され得る。この第２のレーザー源はマーカーのみであり、治療特性は有さない。

図２において、１は、光ファイバー３によってハンドユニットに接続されたレーザー源を示しており、好ましくは１．０６４マイクロメートルで放出するＮｄ：ＹＡＧレーザーである。ハンドユニットの内側では、光ファイバー３の排出端３Ａが、弾性スリーブ７及びクランピングナット９によって固定されている。光ファイバー３の終端３Ａに面して配置されているのは、焦点はずし光学部品１１、１３である。

ハンドユニット５は、表面１５Ａを有するディスタンスピース１５が固定された集光端５Ａ内で終わり、表面１５Ａは、治療が適用されている患者の表皮Ｅと接触される。この方法で、焦点はずし光学部品１１、１３は、表皮から所定の距離にて常に保たれる。この方法で、一度固定されると、エネルギーはエネルギー密度によってのみ決定される。

可視域の波長にて連続的に放出する第２のレーザー源１７は、予備の光ファイバー１９、コネクター２１、及び、ミキサーによってファイバー３内にレーザービームを導入する。もう１つの手段及び同等のものとして、第２のレーザー源は、２つのレーザービームの同軸の混ぜ合わせのために既知の装置内にレーザービームを送ることができる。同軸で作製された２つのビームは、次に、ファイバー内への導入のために既知の装置に送られる。

この様式で治療ゾーンは例示されており、ディスタンスピース１５の存在下で、また、これが開いているか又は透明な材料から作製されている場合にもオペレーターは見ることができる。

ディスタンスピース１５に結合しているのは、抵抗測定装置２７に接続された２つの電極２３、２５である。これは、ハンドユニット５の適用ゾーンの領域内の表皮の抵抗を測定し、測定装置２７によって測定された抵抗が低いトリガーポイントの領域内にハンドユニット５がある場合に、レーザー源１が所望の周波数にて及び所望の幅のパルスを放出するようにレーザー源１に対する制御信号をトリガー信号発生装置２９によって生成する。

供給源１からのレーザー放出の特徴は、以下の通りであり得る。パルスレーザー放出の各期間Ｔの間、幅τのパルスが生成され、「オフ」間隔が続く。上記のように、パルスの幅と期間Ｔとの比Ｄは、レーザー放出のデューティサイクル（Ｄ＝τ／Ｔ）である。ピーク出力はＰｐで示され、上記のように期間Ｔ及びデューティサイクルＤを介した１パルスあたりの平均出力Ｐｍに関連づけられる。

本発明の実施形態によると、高出力パルスレーザービームは、固体レーザー源、すなわち、ドープ単結晶構造により形成されたレーザー源によって生成される。適した固体レーザー源は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザーである。このレーザーは、十分高い出力のパルスレーザーを放出することができ、本願において関心のある生物学的組織を介して前記の放射線を透過させ、組織再生が必要とされる深さの軟骨構造に達することができるため特に有利な波長である１０６４ｎｍの放出波長を有している。

本発明による特徴を有したパルスは、固体源（例えばＮｄ：ＹＡＧ）を用いて得られることが好ましい。ダイオードレーザー又はＬＥＤでは物理的に取得可能ではない。半導体レーザー、ランプ、又は、ＬＥＤは、本発明による特徴を有したパルスを放出することができない。

治療される患者の皮膚上にレーザービームによって生成されるスポットの寸法は、焦点はずし手段の光学的特徴、及び、光焦点はずし手段と皮膚との距離次第である。出力密度、すなわち、表面あたりの出力が限界値であると、スポットの寸法が、治療の方法を特徴づける重要なパラメータである。これは、出力密度が特定の用途に応じて上記で示された範囲内にあるように選択される。

光チップ
図３Ａ、３Ｂ、及び、３Ｃは、図２に示されたレーザー源１と共に使用するのに適した光チップ３００の透視図及び概略図を示している。図３Ａに示されているように、チップ３００は、円筒形要素３０６及び曲面３０４を含む焦点合わせ要素に接続される光ファイバーカプラ３０２を含む。曲面３０４は、カプラ３０２を出る発散ビーム３０８を集束ビーム３１０に変換し、その集束の面は、部分的に、曲面の曲率半径によって決定される。

使い捨てであり得る例として示す光チップ３００は、透明な固体のプレキシグラスのロッド又は予め成形したプラスチックから作製される。使い捨てではないチップ３００は、調節されたガラス又はプラスチックから作製することができる。円筒形要素３００は、約２ｃｍの直径及び３〜４ｃｍの長さを有し得る。曲面３０４は、１０ｍｍから１００ｍｍの曲率半径を有し得る。カプラは、集束要素と共に完全になるか、又は、集束要素に接続され得る。別のチップ３００は、曲面３０４の代わりにゾーンプレートを使用して発散ビーム３０８を焦点に集めることができる。

図３Ｂは、シールパッケージ３３０内の光チップ３００の斜視図を示している。シール３３４は、曲面３０４の少なくとも一部に被覆されたゲル３３２が乾燥する又は汚染されるのを防ぐ。好ましいゲル３３２は、治療波長にて透明であり、例として一般的な超音波ゲルが含まれる。チップ３００全体、又は、チップ３００のゲルで被覆された部分のみを覆うことができるシール３３４は、タブ３３６を引っ張ることによって取り除くことができる。チップ３００及びシールパッケージ３３０は、使用後に処理することができる。

図３Ｃは、光チップ３００を使用した軟骨３６４の経皮的治療の概略図である。光ファイバー３は、カプラ３０２を介してレーザー源１をチップ３００に結合する。チップの曲面３０４は、ファイバーから軟骨上の治療領域３６６までの発散ビーム３０８を焦点に集める。チップの曲率半径、並びに、チップ３００と軟骨３６４との間にある組織３６２、皮膚３６０、及び、ゲル３３２の指数に応じて、組織内の焦点距離は、組織３６２において０．５ｃｍから約１０ｃｍであり得る。

ゲル３３２は、治療波長にて光を透過させ、その結果、チップ３００と皮膚３６０との間のいかなる光インピーダンスの不一致も減らす。ゲル３３２は、また、皮膚を滑らかにする及び冷やし、熱ダメージを防ぐ。皮膚３６２は、治療中又は治療前に冷蔵するか又は冷やされたチップ３００を用いて冷やすこともできる。

スキャニング送達システム
自動又は手動のスキャニング送達システムを使用して、治療領域までパルスレーザービームを効果的及び安全に送達することができる。スキャニングは、レーザーの照射表面積（ハンドピースのスポットサイズ又は光ファイバーの放出面）よりも大きい表面領域を治療するのに有用である。治療領域における各位置での滞留時間等のスキャンパラメータは、所望の線量、パルス期間、及び、パルス繰り返し率によって固定することができる。滞留時間が受け入れ可能な範囲内にあり続ける限り、これらは、過度の加熱又は治療非能率のいかなるリスクであるはずもない。このように、スキャニングも組織温度の制御に寄与する。

図４Ａ及び４Ｂは、患者の膝に渡ってパルスレーザービームをスキャンするための異なるスキャン送達システムを示している。図４Ａは、図２に示されているハンドユニット５を用いて膝の上又は膝の中の所定の標的組織を治療するためのポート４０２を含むブレイシングシステム４００を示している。ポート４０２は、標的にされた領域のみにビームが透過されることも確実にしている。患者は、このシステム４００を使用して、医師による直接的な監視もなく患者自身を治療することができる。装具４００は、ハンドユニット５内で皮膚と接触していない限りハンドユニット５がビームを放出するのを防ぐフェイルセイフ等、ダメージを引き起こす信号を患者が誤って放出するのを防ぐ安全特徴を取り込むことができる。

図４Ｂは、レーザートランスミッター４３２を用いたパルスレーザービームの自動送達のためのコンピュータ制御システムの一部を示している。当該システムは、膝の中にある軟骨の領域に送達されるレーザービームの位置及び線量を制御する。トランスミッター４３２は、プレキシグラス、プラスチック、又は、ガラスから作製することができる透明な球表面４３０を介して膝の領域の上を横に又は上下に移動することができる。球体４３０は、治療ビームに対する誤った被曝を防ぐために、治療波長（例えば１０６４ｎｍ）にて吸収し、治療を容易にするために照準ビームの波長（例えば６３３ｎｍ）にて透明であり得る。

球体４３０は、膝の上に位置づけられ、レーザートランスミッターを位置づけるための指標付け参照ポイントを提供する。トランスミッター４３２が球体４３０上に適切に位置づけられ、球体４３０が膝の上に適切に位置づけられると、当該システムを使用し、医師によりプログラムされた治療パラメータに従って、適切な線量を適用することができる。当該システムを、患者による安全な自己治療のために使用することもできる。スキャニング送達システム４００もコンピュータ制御システムも、標的にされた組織以外に透過され得るビームを取り除く又は抑制することができる。

吸収係数
レーザービームが通過した組織又はレーザー治療を受けさせる容積を取り囲む組織にダメージを与えることなく、レーザービームの透過深度が治療中の患者の体内に深く配置された位置に到達するよう改善されるように、放出パラメータを選択することができる。レーザー放射の深い透過によって、例えば、体内の比較的深い所に位置した軟骨組織の傷のレーザー治療が、周囲の生物学的組織にダメージを与えることなく可能になる。

生物学的組織を通って伝わる光は、そのような組織を通り抜ける間にその振幅が指数関数的に減衰するように、ランベルト−ベールの法則に従う。生物学的組織を通るレーザーエネルギーの透過の程度は、組織吸収の係数及びレーザービームのフルエンス（表面あたりのエネルギーの単位：Ｌ／ｃｍ^２）、すなわち、ビームエネルギーの密度次第である。前記フルエンスは、出力密度に照射の時間を掛けることによって与えられる。組織吸収係数は、放射線の波長に応じて変わるパラメータである。従って、生物学的組織内へのレーザービームの透過の程度は、レーザービームの波長及びレーザービームの出力に直接依存し、ビームの出力が高いほど、治療中の組織内への透過の程度も高い。

生物学的組織内のレーザービームの透過深度に対するこれらのパラメータの効果における詳細は、Ｋ．Ｄｏｅｒｓｃｈｅｌ ｅｔ ａｌ．，“Ｐｈｏｔｏａｂｌａｔｉｏｎ，”ＳＰＩＥ，Ｖｏｌ．１５２５ Ｆｕｔｕｒｅ Ｔｒｅｎｄｓ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ Ｌａｓｅｒ（１９９１），ｐｐ．２５３−２７８において論議されている。Ｄｏｅｒｓｃｈｅｌ ｅｔ ａｌ．（１９９１）によると、光の光透過深度（ｘ）は、組織吸収の指標（α）に逆比例し、すなわち、ｘ＝１／αである。従って、組織吸収係数（α）が高いほど、組織内への透過は低くなる。上記のパラメータに対する透過深度の依存性は、Ｄｏｅｒｓｃｈｅｌ ｅｔ ａｌ．の２６１ページの図９に示されている。吸収係数が高いほど、組織を介した放射線の透過は乏しくなる。

表１に示されているように、正常軟部組織に対する吸収係数（α）は、波長（λ）の関数である。１，０６４ｎｍの波長は、最も低い吸収係数（α＝４ｃｍ^−１）、及び、最も深い透過（２，５００μｍ）を有している。これとは対照的に、Ｄｏｅｒｓｃｈｅｌ ｅｔ ａｌ．によって報告されたデータは、ＣＯ_２レーザー（波長１０，６００ｎｍ）が６００ｃｍ^−１の吸収係数及び非常に低い透過深度を有していることを示している。

αに対して本明細書において使用されるデータは、Ｋ．Ｆ．Ｐａｌｍｅｒ ａｎｄ Ｄ．Ｗｉｌｌｉａｍｓ，“Ｏｐｔｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｗａｔｅｒ ｉｎ ｔｈｅ ｎｅａｒ ｉｎｆｒａｒｅｄ，”Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．６４，１１０７−１１１０（１９７４）からきている。異なるレーザー源の透過深度に対するさらなる情報は、Ｊ．Ｔｕｎｅｒ ｅｔ ａｌ．，Ｌａｓｅｒ Ｔｈｅｒａｐｙ：Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｐｒａｃｔｉｃｅ ａｎｄ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｂａｃｋｇｒｏｕｎｄ，Ｐｒｉｍａ Ｂｏｏｋｓ，２００２，ｐａｇｅｓ４０−４３に提示されている。

できる限り最良の透過を達成するために、レーザー光放射は、組織発色団によって最小限に吸収されることが好ましく、すなわち、レーザー光の波長は、組織発色団のピーク吸収波長に一致するべきではない。最も重要な発色団には、水、メラニン、ヘモグロビン、オキシヘモグロビン、及び、核酸（ＤＮＡ）が含まれる。

図５は、３．３ｍｍの超優黒質組織を介した透過度対可視及び近赤外線の波長のビームに対するビーム直径のグラフである。透過度における変化は濃い色の皮膚、すなわち、超優黒質の皮膚（アフリカ人の皮膚）を有した被験者において特に重要であるけれども、類似の結果が、例えばヨーロッパ、アフリカ、及び、アジア人の被験者の皮膚等の明るい色のヒトの皮膚に当てはまる。一般に、透過度は、ビーム直径と共に、及び、独立して、波長と共に増す。最大の透過度は、λ＝１０６４ｎｍ及び１２ｍｍのビーム直径でのビームに対して生じる。この波長は、皮膚、メラニン、及び、皮下脂肪によって部分的にのみ吸収され、最も深い組織（すなわち、関節軟骨）内に進入することが可能である。

従って、本発明の一実施形態によると、パルスレーザービームは、０．７５から２．５マイクロメートルの波長を有している。あるいは、パルスレーザービームは、０．９から１．２マイクロメートルの波長を有している。あるいは、パルスレーザービームは、１．０６４マイクロメートルの波長を有している。

低い吸収係数によって特徴づけられる種々の波長を採用することができる。従って、本発明の別の実施形態によると、パルスレーザービームは、正常な生物学的軟組織において５０ｃｍ^−１以下の吸収係数（水の吸収係数）を有した波長を有している。あるいは、パルスレーザービームは、正常な生物学的軟組織において１５ｃｍ^−１以下の吸収係数を有した波長を有している。本発明のさらに別の実施形態によると、パルスレーザービームは、少なくとも２ｍｍの透過深度を有している。

フォトメカニカル効果
本発明の方法の根底にある１つの重要な態様は、高強度で使用される場合にレーザー光が、レーザー光によって治療されている組織及び／又は細胞に対して治療レベルにてフォトメカニカル効果を有し得ることである。フォトメカニカル効果を用いて、レーザー光のエネルギーの少なくとも一部を、レーザー光によって治療されている組織及び／又は細胞に対する１又は複数の形状の機械的力に変えることができる。そのような機械的力は、治療されている組織及び／又は細胞に対して物理的効果を有し、組織及び／又は細胞の形及び／又はサイズを変化させ、細胞代謝、細胞増殖、細胞分化、従って組織再生を刺激する等の効果を生じることができる。

第１の態様によると、適切に焦点をぼやかしたレーザービームを適用し、特にピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）の観点から特定の特徴を有することによって、患者の組織表皮の所与の領域にて、レーザービームは、治療されている組織及び／又は細胞、特に、治療中患者の体内に深く位置する組織及び／又は細胞、例えば軟骨組織に対する光熱及び光化学効果と共にフォトメカニカル効果を有し得る。

使用される高いＰＩＦにもかかわらず、高すぎる温度上昇は組織ダメージを生じるため、皮膚レベルでの温度上昇は、生理学的範囲（３７〜４１℃）に維持されなければならない。この結果を達成するために、本発明に従って、パルスレーザーが使用されることが好ましい。

一般的な用語において、生物学的組織との電磁放射の相互作用は、放射線波長及び組織の光学特性次第である。組織の表面に対して直交に向けられたレーザービームは、取り囲む環境（空気）から組織を通過する場合にインピーダンス指標の違いにより、部分的に反射され返される。レーザービームエネルギーの残りの部分は、組織まで及び組織を通って透過され吸収されて、組織内に含まれた種々の化学物質によって何回か拡散される。

図６は、どのようにしてパルスレーザービーム６０２が、音波６０４、第１の媒体６０１と第２の媒体６０３との境界６０５を生じるかを示した概略図である。パルスレーザービーム６０２が第２の媒体６０３に衝撃を与える場合、弾性の圧力波６０４が第２の媒体６０３自体において直ちに生じ、表面６０５から媒体６０３内に深く伝播する。波６０４の振幅は、光ビーム６０２の強度に直接比例し、パルス幅の時間に逆比例する。波の振幅は、第２の媒体６０３の光の特性（λ）及び物理学的化学的構造次第でもある。以下、

は、高強度パルスレーザービームによって打たれた組織内に生じる音波の形の関係を記載する式であり、熱拡散係数は、

であり；寸法係数は、

であり；Ｉはレーザーパルス強度であり；ｃ_ｉは比熱であり；β_ｉは線膨張係数であり；Ｋ_ｉは熱伝導率であり；ｐ_ｉは密度であり；ｖ_ｉは音速であり；αは組織の光吸収係数であり；ｚは深度であり、ｔは時間である。

入射レーザー光と組織内に生じるフォトメカニカル又は光音響波との関係には：（１）入射光の強度と組織内に生じる機械的波の強度との直接的な関係；及び（２）機械的波の周波数とレーザーのパルス幅（τ）との直接的な関係が含まれる。すなわち、音波の形は、レーザーパルスの形に関連している。機械的波の強度は、（例えば図６の媒体２等の）媒体の光学的、熱的、及び、機械的特徴次第でもあり得る。

フォトメカニカル効果の治療価値
高いピーク出力値（例えば、少なくとも１ｋＷのもの）及び高いピーク強度値（例えば、少なくとも１ｋＷ／ｃｍ^２のもの）は、フォトメカニカル効果が治療目的で利用されることを可能にする。フォトメカニカル効果の例としての上記の「光膨張」及び「光収縮」効果は、パルスのピーク出力、パルスデューティサイクル、及び、パルス周波数が適切に選択された場合に、照射を受ける組織におけるある種の細胞外マッサージを実質的に生じ得る。

軟骨組織に対するフォトメカニカル効果の限定しない例は、以下において詳細に与えられ、本発明によるパルスレーザービームのフォトメカニカル効果の治療価値の１つの例を与えている。

ヒアルロナン（ヒアルロン酸又はヒアルロナートとも呼ばれ；以下、「ＨＡ」と呼ばれる）は、結合性の上皮及び神経組織に渡り広く分布された、硫酸化されていないグリコサミノグリカンであり、細胞増殖及び細胞移動に著しく寄与する細胞外基質の主要な成分の一つである。ＨＡは、関節軟骨の重要な成分であり、各細胞（軟骨細胞）の周りをコーティングするものとして関節軟骨に存在する。リンク蛋白質の存在下でアグリカンモノマーがＨＡに結合する場合、大きな非常に負の電荷をもつ凝集体が形を成す。これらの凝集体は水を吸収し、軟骨のリジリエンス（その圧迫に対する抵抗）の原因である。細胞外基質で豊富であるけれども、ＨＡは、組織流体力学、細胞の移動及び増殖にも寄与し、特にその最も重要な受容体であるＣＤ４４を含むもの等、多くの細胞表面受容体相互作用に関与する。ＨＡは、水の容積を粘性の高いゼラチン様の基質にする能力がある。組織に圧縮性を提供することに加えて、プロテオグリカンは、（例えばｂＦＧＦ等の）ＥＣＭへの増殖因子に対する貯蔵所としても役に立つ。ＥＣＭに対するいかなるダメージも、従って、結合された増殖因子を解放し、治療工程を開始し得る。プロテオグリカンは必須の細胞膜蛋白質でもありえ、その能力において、細胞増殖及び分化を調節し得る。

図７は、細胞外軟骨基質（ＥＣＭ）におけるＨＡの分布を、ＥＣＭの最も重要な成分の１つとして示している。ＥＣＭと軟骨細胞との間に密接な接続が存在すると指摘することは非常に重要である。従って、ＥＣＭのいかなる空間的な変形も、機械的刺激として自動的に細胞に伝達される。

図８は、ＨＡの光スペクトルを示している。ＨＡの吸収ピークの１つにある適切な波長（例えば１０６４ｎｍの波長）を有したパルス高強度レーザービームを使用して軟骨組織を治療する場合、ＥＣＭ内のＨＡ含有量によって選択的に吸収される。この特定のレーザー光のパルス放出を介したこのＥＣＭ内のＨＡによる特異的な吸収は、即座の組織膨張、その後の冷却期中の収縮の原因である。この復元可能なＥＣＭの空間的変形は、機械的刺激として自動的に細胞に伝達される。

骨、軟骨、骨格筋、及び、靱帯を含む筋骨格系は、代謝、細胞骨格系、増殖の速度、及び、発生中の分化の状態における変化を用いてそのような機械的刺激に反応する（Ｏｎｏｄｅｒａ ｅｔ ａｌ．）。軟骨細胞も、その代謝、その分化の状態、及び、その増殖を変えることによって機械的力に反応し、機械的刺激の大きさ、頻度、及び、モードに応じてそれぞれ機械的力に反応する。

「インテグリン」を介したＥＣＭ接着は、異なる種類の間葉系細胞の細胞移動度、代謝、及び、増殖に対して重要であるということが一般的に知られている。インテグリンは、細胞内領域が細胞骨格要素と付随している膜貫通型（α−及びβ−鎖）ヘテロ二量体糖蛋白質のファミリーである。上皮細胞又は間葉系細胞上のインテグリンもＥＣＭに結合し；これらの相互作用は細胞付着を合図し、細胞遊走、増殖、又は、分化に影響を与え得る。インテグリン−ＥＣＭ相互作用は、増殖因子受容体によって使用される同じ細胞内シグナル伝達経路を利用することができ；例えば、インテグリンにより媒介されたフィブロネクチンへの接着は、ＭＡＰキナーゼ、ホスファチジルイノシトール３−キナーゼ、及び、プロテインキナーゼＣ経路の要素をトリガーし得る。この様式で、細胞外機械的力を、細胞内合成及び転写経路に結合させることができる。

分化している軟骨細胞はα５β１及びα２β１インテグリンを発現し、成熟した軟骨細胞も、α５β１、α２β１、及び、αｖβ５インテグリンを発現する。インテグリンにより媒介された細胞−ＥＣＭ接着の阻害は、ペレット培養系での胚性間葉系細胞における軟骨形成の分化を高める。一般的に、インテグリンを介した細胞−ＥＣＭ接着は、低分子量ＧＴＰａｓｅ及びマイトジェン活性化チロシンキナーゼ（ＭＡＰＫ）経路を活性化し、細胞骨格構造を変える。同時に、これらの経路を介したインテグリンの下流シグナル制御は、軟骨細胞内の有力なメカノトランスダクション経路であり得る。実際に、異なる種類の機械的負荷によって、軟骨細胞における細胞外調節キナーゼ経路（ＥＲＫ−１／２）が活性化され、それは、自由な膨張（ｆｒｅｅ ｓｗｅｌｌｉｎｇ）ではなく軟骨外植片に対する負荷の動的な構成要素である。Ｔａｋａｈａｓｈｉ ｅｔ ａｌ．は、拡張性の力がｉｎ ｖｉｖｏでのＥＲＫ−１／２のリン酸化及び核移行を誘発したと示した。従って、細胞−ＥＣＭ接着は、メカノトランスダクション、及び、後の機械的刺激に対する軟骨細胞の反応において重大な役割を果たし得る。

細胞増殖及び分化は、強調して作用する少なくとも２つの異なる種類のシグナルを含む。１つは、ポリペプチド増殖因子及び増殖抑制物質等の可溶性分子に由来する。もう１つは、細胞インテグリンと相互に作用するＥＣＭの不溶性要素を含む。

細胞は、関節軟骨等の最も深い組織に達することができる本発明による高強度レーザー光波長（例えば、１０６４ｎｍ）に対して実質的に透明であるため、本発明による高強度レーザー光は、ＨＡによって選択的に吸収されるレーザー光を機械的力に変えることができ、その力は、ＥＣＭに作用することによって、軟骨細胞を機械的に刺激することができる。

光熱効果
上記のように、組織透過は、使用される出力に比例し、その結果、強度（Ｗ／ｃｍ^２）又は出力密度に比例し、その結果、ピーク強度フルエンスに比例する。深い組織まで達するために、高い出力値を採用しなくてはならず、同時に、例えば光熱現象により生じる組織ダメージを回避する。

パワーレーザーシステムは、短期間でも多量のエネルギーを供給し、治療されている領域を必ず加熱する。組織内で生じる熱は、その組織に伝達されるエネルギーの量に直接相関する。

連続して放出するレーザーシステムにおいて、放出出力の増加は、放出されるエネルギーを増やし、時間における出力の積分である。前記エネルギーの一部は、照射された組織において熱に変換される。水中（生物学的組織は水によって主に形成される）での熱の伝播の速度は、組織中での電磁放射線の伝播の速度よりもはるかに遅い。結果として、組織においてレーザーエネルギーにより生じる熱は、温度上昇によって結果として生じる負の効果と共に、治療されている患者の皮膚の下の特定の深さにてたまる。

生物学的組織中での熱の拡散距離は、レーザー治療中に熱効果を制御するための重要なパラメータである。そのような距離Ｌは、Ｌ^２＝４Ｋｔによって与えられ、Ｋは、熱が伝播する物質の熱拡散率と呼ばれ、熱伝導率、比熱、及び、物質の密度の関数であり；ｔは、時間である。

上記の式から、水に対してＫ＝１．４３×１０^−３であると仮定すると、熱エネルギーは、水中を１秒あたり０．８ｍｍで伝播する。拡散距離Ｌをレーザー放射線の透過深度に等しいと見積もることによって、緩和時間が以下、ｔ_{ｒｅｌａｘ}＝１／４Ｋｘ^２のように得られ、ｔ_{ｒｅｌａｘ}は緩和時間であり、Ｋは組織の熱拡散係数であり、ｘは透過深度である。

１／４ｃｍに等しい透過深度を有するＮｄ：ＹＡＧレーザーに対して、及び、Ｋが０．００１４３という値（水の値）であると仮定して、緩和時間は３１２．５秒である。これは、Ｎｄ：ＹＡＧレーザーを使用して組織内の深い透過深度に達する場合に、かなり長い熱緩和時間が得られることを意味している。これは、治療中の組織においてゆるやかな温度上昇及びゆるやかな熱放散を生じる。そのようなゆるやかな放散は熱蓄積を生じ、結果として治療中の組織においてダメージを生じ得る。

上記のように、体内の深くに位置する組織を治療するために、低い水吸収係数によって特徴づけられる波長が使用されることが好ましい（光放射の組織吸収係数が低いほど、その組織透過は良くなる）。これは、例えば関節腔の内側等、体内の深くに光を運ぶことを可能にするけれども、照射される組織において生じる熱放散速度に関して起こりうる問題も生じる（組織中の光の伝播速度が速いほど、誘発される熱が奥底で「閉じ込められて」残り、熱蓄積現象が生じるリスクは大きくなる）。従って、治療中の組織における熱の蓄積及び過度の温度上昇を回避するため、熱が消散するよう、連続するレーザーパルスの間に十分な時間を提供することが必要な場合がある。

本質的に、レーザー光は少なくとも部分的に、４２℃までの明白な温度上昇によって観察される光膨張効果の原因である熱波に変えられる。τ−ｏｆｆ時間の間、急冷があり、（例えば組織等の）媒体は光収縮に移る。光膨張及び光収縮は、それぞれレーザー光から変換された熱の発生及び放散による媒体の膨張及び収縮であり得る。組織はいかなる強烈な変形も経ないため、膨張及び収縮は可逆的である。音波を生じることができ、従って、光音響効果としても知られるこのフォトメカニカル作用は、十中八九、これらのシステムにおいて観察されるミクロン尺度の表面質量輸送を含めた種々様々な奇妙なフォトモーションの発端である。

熱蓄積、従って温度上昇に対する影響を有したさらなる重要なパラメータは、治療中の組織の全容積である。照射される表面（すなわち、レーザースポット）及び照射されるエネルギーを一定に維持することによって、１パルスあたりのピーク出力の増加は、照射される容積を増やす。これに対する理由は、高いピーク出力が、組織におけるレーザーの深い透過を引き起こす、従って、レーザーエネルギーを吸収する全容積の増加を引き起こすからである。その透過深度は、レーザー放射の密度レベルが治療効果を及ぼすことができる深度として理解される。

等エネルギーの熱力学的変換において、以下の式：Ｃ_ｋ＝ｃ_ｋ×ｍに従い、熱容量（Ｃ_ｋ）によって、対応する容積は異なり、ｍ＝体重；及び、ｃ_ｋ＝各体の特色を示す比熱である。

Ｃ_ｋ＝ΔＱ／ΔＴであり、Ｑ＝エネルギー；及び、Ｔ＝温度であるため、ｃ_ｋ×ｍ＝ΔＱ／ΔＴであり、従って、ΔＴ＝ΔＱ／（ｃ_ｋ×ｍ）である。

上記の式から、同じ量の照射エネルギーは、照射される容積に反比例する温度上昇を引き起こし：照射される容積が大きいほど、温度上昇は小さくなることが明白である。従って、初めて見たときに現れるものに反して、各レーザーパルスのピーク出力の増加によって、組織温度制御の観点から治療の状態が改善される。

従って、より上皮及び周囲の組織にダメージを与えることなく、深い組織の効果的な治療を得るために、低いパルス周波数及び短いパルス（すなわち、低デューティサイクル値：短いτ−ｏｎ時間及び長いτ−ｏｆｆ時間）を、１パルスあたりの高いピーク出力値と組み合わせて有したパルスレーザー源が使用されることが好ましいということが認識されてきた。

レーザースポットの領域も、散乱の量を最小にしながら可能な限り透過を最大にするために非常に重要である。実験（Ｚｈａｏ，１９９８）において、スポットサイズの直径を大きくすることによって、散乱角の減少が生じる（スポットの直径が大きいほど、散乱角は小さい）ことが実証されてきた。これによって、より深い透過及び組織におけるより均一な放射線の拡散が生じ、従って、治療効果が増加される。

さらに、上記のようにΔＴ＝ΔＱ／（ｃ_ｋ×ｍ）であるため、同じパルスあたりのエネルギーでは、治療される容積が大きいほど、組織に対する熱の上昇は小さい。特に透過深度が一定の値で維持されることが好ましい場合に、治療される容積を増やすための１つの方法は、スポットサイズを大きくすることである。上記のパラメータを適切に選択することによって、治療される容積における組織温度は、例えば４２℃又はそれ以下、好ましくは４０度未満等の特定の温度未満に維持される。要求があった場合には、治療中の患者の皮膚の冷却をさらに提供することができる。

光化学効果
本発明によるパルス高強度レーザービームは、治療される組織及び／又は細胞に対して光化学効果も有することができる。光化学効果によって、レーザー光内のエネルギーの少なくとも一部が、そのレーザー光により治療されている組織及び／又は細胞によって直接吸収され得る。レーザー光内のエネルギーの直接的な吸収は、治療される組織及び／又は細胞において特定の化学的及び生化学的結果を有することができる。レーザー光で治療されている組織及び／又は細胞によって直接吸収されるエネルギーは、フォトメカニカル効果においてそうであったように機械的力に変えられることはない。

レーザー光の光化学効果における１つの限定しない例は、エネルギー閾値を超えて生化学的反応を開始するよう、酵素に運動エネルギーを提供することである。この例は、以下で詳細に説明される。

傷ついた生物学的組織に対するレーザー放射の作用方法を完全に理解する及び記載するためには、レーザー療法中に観察される臨床的現象を考慮することがきわめて重要である。臨床的レベル、生化学的レベル、分子生物学関連レベル、及び、物理学的レベルといった少なくとも４つの異なるレベルの調査が考慮されるべきである。

実際のところ、生化学的態様の前に物理学的考慮を入れることによって、例えば、１０，６００ｎｍの放射線（ＣＯ_２レーザー）の臨床的有効性を生物学的組織に関するその光学的性質と一致させることは可能ではない。従ってこれを前提に、この２０年間の文献に報告されているように、レーザーの治療効果：すなわち、抗炎症効果、生体刺激効果、鎮痛性効果、抗浮腫性効果、及び、脂肪分解性効果を第一に考慮することはきわめて重要である。

変形性関節症病理学の動物モデルにおいて、本発明による方法の適用によってＰＣＲ（反応性蛋白質−Ｃ）値の低下が生じることが発見されてきた。これは、ＩＬ−６、ＩＬ−１β、及び、ＴＮＦα等のサイトカインの内分泌の減少によるものである。内分泌は、その生じる生物の中で残る及び作用するよう意図された腺性分泌である。

サイトカインにわたり拮抗性効果を有するＴＧＦβ及びＩＧＦ−Ｉ等の特定の増殖因子に対するレーザーによって誘発される刺激に関しては、前記サイトカインの減少は、これら又は他の起炎性のサイトカインにわたるレーザー作用の直接的効果にそんなにたいしてよるものではない。サイトカインは、広範囲の細胞によって生じる蛋白質のホルモン様因子であり、細胞内メッセンジャーとして作用することによって、多くの異なる生物学的効果を及ぼし、その中には、宿主の炎症性、増殖、及び、細胞分化工程の制御、並びに、免疫反応工程の制御がある。最もよく知られたサイトカインは、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）、インターフェロン、及び、サイトカインである。組織破壊を生じる異化作用工程を活性化する起炎性タイプのサイトカイン、並びに、それどころか再生工程を促進する同化作用のサイトカインも知られている。

従って、レーザー放射は、いかなる細胞構造又は（例えば、ＩＬ−１β、ＴＮＦα，ＩＬ−６等の）産物に対していかなる遮断作用も提供しないが、容易に利用可能なエネルギーを用いて、進行中の異化作用工程を逆にすることができる同化作用のサイトカインを促進することができる。

この刺激は、内因性のチロシンキナーゼ（ｔｙｒｏｓｉｎｃｈｉｎａｓｉｃ）活性を有する細胞受容体に対しても、細胞質内のチロシンキナーゼ（ｔｙｒｏｓｉｎｃｈｉｎａｓｅ）に関する受容体を利用するものに対しても作用することによって実際に起こる。

前者のタイプに属することは、原型としてインシュリンを有した受容体のグループである。特に、前記グループは、インシュリン様増殖因子（ＩＧＦ−Ｉ）に対する受容体，変異増殖因子ベータ（ＴＧＦβ）に対する受容体、上皮細胞増殖因子（ＥＧＦ）に対する受容体、及び、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）に対する受容体を含む。受容体とホルモンとの相互作用による活性化に続き、細胞増殖に関与する他の分子の活性を調節することが可能である。

言い換えると、これらの受容体は、特異的ホルモン（例えばＩＧＦ−Ｉ）によって活性化されると、細胞活性を直接変えることが可能であるということに関してそのような構造を有する。

細胞質内のチロシンキナーゼを利用する第２のグループの受容体は、このグループに、ＧＨ、プロラクチン、エリスロポエチンの受容体、及び、多くのサイトカインの受容体が属するため、「ＧＨ／サイトカイン」の受容体とも呼ばれる。

レーザーは、まず第一に、内因活性を有した（従って、ＩＧＦ−Ｉ、ＴＧＦβ、ＥＧＦ、ＰＤＧＦ因子を増やす）受容体のチロシンキナーゼ活性を好み、第二に、（ＧＨ効果を改善することにより）細胞質内のチロシンキナーゼを有したものを好む。

レーザーにより生じる作動機構を理解するために、どのようにして酵素システムは機能するかを覚えるに値する。これらは、無機触媒と類似の方法で作動するが、はるかに高い作用の特異性を有する。実際、酵素は下層を選択的に吸着し、その上で作用して、そこと密接に結合するようになる。

一度反応すると、酵素により吸着された分子はより弱く結合し、酵素から移動して再び利用可能になる。酵素の主要な目的は（触媒と類似して）、分子が所与の反応サイクルに入るのに必要なトリガー（運動）エネルギーを減らすことであるということを心に留めておくべきである。触媒及び酵素は、従って、エネルギーの要求を減らす、すなわち、分子が反応を開始するのに超えなくてはならないエネルギー閾値を下げる。

慢性の感染により誘発されるもの等のストレス状態の下、起炎性のサイトカインの増加が起こり、ＧＨをめぐる競合的干渉と共に細胞質内のチロシンキナーゼ受容体の活性化をもたらす。この現象は、細胞の同化作用の現象が完全に遮断されず、実際は、酵素及びエネルギー競合の現象のため阻止される理由の説明を提供することができる。

この状況において、レーザーからの容易に利用可能なエネルギーは、（すでに起炎性のサイトカインにより結合された）細胞質内のものではなく、内因性のチロシンキナーゼ受容体の経路を好み、異化作用経路の代わりに同化作用経路を支持して恒常性細胞尺度を変える（ＩＧＦ−Ｉ）、変異増殖因子ベータ（ＴＧＦβ）、上皮細胞増殖因子（ＥＧＦ）、及び、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）等の増殖因子を好む。

このレベルにて、レーザーは２つの異なる方法で作動する。

直接、化学試薬に作動する：これはおそらく、治療処置の第１の経路であり；実際、慢性及び／又は悪化しやすい炎症の間に、細胞質のチロシンキナーゼの飽和が、同化作用のサイトカイン（ＧＨ、ＩＧＦ−Ｉ、ＴＧＦ等）に大きく勝る起炎性のサイトカイン（ＩＬ−１β、ＴＮＦα、ＩＬ−６等）により誘発された「ＧＨ／サイトカイン」の刺激により起こる。この条件の下、レーザー放射により送達された運動エネルギーの利用可能性は、チロシンキナーゼ酵素の不足（起炎性のサイトカインの作用による不足）の場合でも、同化作用のサイトカインにより誘発された代謝反応のサイクルに対する細胞試薬の直接的な利用を好むであろう。ルールとして、酵素作用無しでは、要求されるエネルギーが多すぎる：レーザーはそのようなエネルギーを提供しないため、同化作用反応を活性化することは可能ではない。このモードでは、炎症性の状態により中断された同化作用活性を再び開始する可能性を細胞は有するであろう。レーザーと抗炎症活性を有した薬との本質的な差は、その代謝有効性を再び取り戻し、何も促進することなく（起炎性サイトカインのものを含めた）一部の代謝経路を阻止する抗炎症性薬物とは逆にいかなる活性も遮断しないよう同化作用のサイトカインをレーザーが刺激するという事実にある。どのようにしてＴＮＦαの遮断は進行中の変性現象の減速のみを決定するが、レーザー放射を使用した場合にｉｎ ｖｉｖｏで観察することができるものとは逆の、反転傾向は決定しないと留意することは興味深い。ＴＮＦαの遮断にもかかわらず、反転傾向の欠如は、他の起炎性サイトカインがチロシンキナーゼに結合することによってその拮抗活性と共に進むことを考慮することによって説明することができる。

間接的に、チロシンキナーゼ（膜、細胞質）に作動する：この場合、レーザーは、その酵素前駆物質を活性化することによって、より多くの量のチロシンキナーゼを利用可能にする。そのようなさらなる量の細胞質内のチロシンキナーゼによって、ＧＨ（同化作用のサイトカイン）のパラクリンの役割により誘発される代謝活性の発生が可能になる。

要するに、上記の出力強度レベルでのレーザー放射は、第一に、増殖因子の代謝活性を促進することによって最初のバイパス効果を生じる。その後、ＧＨの経路に有用である、より多くの量の細胞質内チロシンキナーゼを利用可能にする。

ＴＧＦβは、高用量で、変形性関節症現象の起源において重要な役割を有するＴＮＦαに対して拮抗効果を有するということが知られている。ＩＬ−１β及びＴＮＦαがグルココルチコイドに対する受容体の利用可能性を増やすという事実も知られている。これらの全てが、炎症慢性の場合に、同化作用の経路ではなく異化作用の経路の方向に生物を向ける、従って、退行性現象を増やすことに寄与する。Ｌｏｐｅｚ Ｃａｌｄｅｒｏｎ等は、慢性炎症はＧＨの分泌を阻止し、ＩＧＦ−Ｉの血清レベルを変えると記載したｉｎ ｖｉｖｏでの実験の結果を報告した（Ｌｏｐｅｚ Ｃａｌｄｅｒｏｎ Ａ，Ｓｏｔｏ Ｌ．，Ｍａｒｔｉｎ Ａ Ｉ．Ｃｈｒｏｎｉｃ ｉｎｆｌａｍｍａｔｉｏｎ ｉｎｈｉｂｉｔｓ ＧＨ ｓｅｃｒｅｔｉｏｎ ａｎｄ ａｌｔｅｒｓ ｓｅｒｕｍ ｉｎｓｕｌｉｎ−ｌｉｋｅ−ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ ｓｙｓｔｅｍ．Ｌｉｆｅ Ｓｃｉｅｎｃｅ．１９９９：６５（２０）：２０４９−６０を参照）。

生物の恒常性尺度における軸ＧＨ−ＩＧＦ−Ｉによるいろいろな明確な効果が知られており、前記軸は、カヘキシー（ｃａｃｈｅｘｉｃ）又は退行性現象が起こる場合に変わる。

レーザー放射は、活性化閾値を超えるのに十分な強度で送達される場合に、いかなるタイプのいかなる「薬理学的妨害物」も誘発することなく、細胞活性を促進することが可能である。実際、遮断効果を用いていくつかの生物学的機能に対して作用することによって望まない副作用を常に生じる（例えば、ＴＮＦαは免疫系の深刻な衰弱を誘発する）という事実に抗炎症薬の重要な制限があることが知られている。

要するに、レーザーは、容易に利用可能な運動エネルギーを供給することによって、まず第一に、いかなる酵素欠乏にもかかわらず、内因性チロシンキナーゼ活性に対する受容体経路の活性化を好む。この促進は、一連の細胞内及び細胞外現象をトリガーし、それらを改善することによって増殖因子ＩＧＦ−Ｉ、ＴＧＦ、ＥＧＦ、ＰＤＧＦに影響を与える。第二に、細胞質内のチロシンキナーゼの活性化が起こり、軸ＧＨ／ＩＧＦ−Ｉを修復することによってＧＨの効果をブーストし、さらに、サイトカインの効果をブーストする。

これは、なぜ特定の条件下でレーザーは抗炎症効果を有さないが、免疫系を改善及び維持する起炎性効果を有するかを説明する。

レーザー光の光化学効果における別の限定しない例は、（例えばＣａ^２＋チャネル及びその細胞下流メッセンジャー等の）分子メッセンジャーの活性化である。この例は、以下で詳細に説明される。

細胞が細胞質のＣａ^２＋レベルを正確に管理していることは、よく知られている。生理的細胞内Ｃａ^２＋濃度は、細胞外Ｃａ^２＋濃度の２０，０００分の１である。膜貫通電気勾配（−６０、−９０ｍＶ）が存在するため、Ｃａ^２＋は自発的に細胞に入る傾向がある。細胞膜は、イオンＣａ^２＋に対して部分的に多孔質であり、細胞死を回避するために細胞内Ｃａ^２＋濃度を低く維持するという問題が存在する。従って、その有毒な細胞内Ｃａ^２＋濃度を回避するために、細胞は、細胞内Ｃａ^２＋濃度を制御することができる発振行動を仮定する。この機構によって、「化学波」と呼ばれるＣａ^２＋波の細胞内伝播が誘発される。これらの化学波は、細胞が浸漬される電磁場発振に対して感受性が高い。従って、これらの化学波は、パルスレーザービームによって送達されるレーザーエネルギーにも感受性が高い。化学波に影響を与えることによって、パルスレーザービームは、細胞内Ｃａ^２＋濃度に対する効果を有することができ、従って、一連の生化学的及び生物学的結果を有することができる。

フォトメカニカル効果と光化学効果の比較
全てのレーザーシステムが、治療されている組織及び／又は細胞に対するフォトメカニカル効果を有するために必要とされるエネルギーを送達することができるけれども、高強度レーザーのみが、治療価値のフォトメカニカル効果を及ぼすことができる。高いピーク出力値（例えば、少なくとも１ｋＷのもの等）及び高いピーク強度値（例えば、少なくとも１ｋＷ／ｃｍ^２のもの等）は、治療されている組織及び／又は細胞に対するフォトメカニカル効果も光化学効果もパルスレーザー光が有するのを可能にし、その組み合わせで、並外れた予想外の治療結果を達成することができる。

本発明の実施形態によると、組織再生は、細胞に対してレーザー光子により誘発される直接的な光化学効果と組み合わせて、治療されている組織に対して高い出力のパルスレーザービームにより誘発される前記フォトメカニカル効果を活用することによって高められる。軟骨組織は、組織細胞が含まれる細胞外基質によって特徴付けられる。パルス高強度レーザーにより誘発されるフォトメカニカル効果は、細胞外基質及びそこに含まれる細胞の繰り返される収縮並びに膨張を生じる。この機械的効果は、軟骨形成作用を刺激する。直接的な光化学効果、すなわち、細胞構造体によるレーザー光子からのエネルギーの直接的な吸収は、繊維軟骨組織ではなく健康な硝子軟骨組織が再生されるように細胞分化を制御する。

レーザー放射の線量と治療の効率との関係は、レーザーの治療作用にとって重要であると常に考慮されてきた。この事実は、ｉｎ ｖｉｔｒｏでの実験に基づき、文献において広く報告されてきた。

ネズミの膝関節に対して行われたｉｎ ｖｉｖｏでの実験によって、５．８Ｗ／ｃｍ^２の出力密度では活性化閾値を超えるのに十分ではない場合があると示されてきた。（Ｕｓｕｂａ Ｍ，Ａｋａｉ Ｍ，Ｓｈｉｒａｓａｋｉ Ｙ：Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｌｏｗ ｌｅｖｅｌ ｌａｓｅｒ ｔｈｅｒａｐｙ（ＬＬＬＴ） ｏｎ ｖｉｓｃｏｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ ｏｆ ｔｈｅ ｃｏｎｔｒａｃｔｅｄ ｋｎｅｅ ｊｏｉｎｔ：ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｗｉｔｈ ｗｈｉｒｌｐｏｏｌ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｉｎ ｒａｔｓ，Ｌａｓｅｒ Ｓｕｒｇ Ｍｅｄ １９９８，ｖｏｌ．２２ ｐｐ．８１−５）。

本発明は、組織に対するレーザー放射の「線量」ではなくその強度、すなわち、全治療中に適用された全エネルギーの重要性における驚くべき認識に基づいている。ＬＬＬＴはフォトメカニカル効果のみを有することができ、光熱効果も有することができる場合もあるため、フォトメカニカル効果だけでなく光化学効果も光熱効果も有する本発明による高強度レーザー療法（ＨＩＬＴ）とは概念的に異なる。本発明によるフォトメカニカル効果は、上記のように光熱効果及び光音響効果にも関する。

ここで説明する必要がある：１つは、組織に適用された場合に平均温度を上げ、従って、基礎代謝も上げるいかなるエネルギー源の光と熱に関する効果である。この現象も、長い間体の領域に連続して放出する簡略な低出力レーザーを用いて容易に得ることができる。代わりに、光力学効果と相関した熱効果は非常に異なる。この場合、非常にエネルギー値の高い非常に短いパルスを有したパルスレーザー、言い換えるとＨＩＬＴレーザーを有することが必要になる。照射された組織は、熱効果のため急速に膨張し、次に、１つのパルスと次にパルスとの間で、その後直ちに冷える。この場合でも、熱効果は直ちに機械的エネルギーに変換される。

これは、光熱効果とフォトメカニカル効果との関係に関して説明する理由である。しかし、これは、非常に特別のケースにすぎない。従って、同じレーザーが２つの熱効果を有することができ、１つは、光膨張に続いて冷却中の収縮を有した即座の効果であり、もう１つは、治療されている領域の平均温度の上昇を、結果として起こる基礎代謝の上昇を伴い決定する熱蓄積の現象のため、より全体的である。第１の現象はＨＩＬＴの典型にすぎないが、第２の現象は、体に適用されるエネルギー源全てに共通している。

ＨＩＬＴとＬＬＬＴとの区別
上記のことを考慮して、ＨＩＬＴは、達成されることになる目的、並びに、前記目的を達成するための作動条件及びパラメータの選択に関してＬＬＬＴと比較して区別する。目的が重要である限り、ＨＩＬＴの主な目標は、無痛で非侵襲性の治療システムを用いた非侵襲性再生医療である。ＨＩＬＴの第２の目標は、関節軟骨の傷等の深い傷の治療である。

これは、採用された高いピーク出力値；組織内の可能な限り深いレベルでの高エネルギー光子の移動；及び、４２℃未満、好ましくは４０℃未満の組織温度の制御；のおかげによる、光化学及び光熱効果に加えて、及び、光化学及び光熱効果と組み合わせたＨＩＬＴのフォトメカニカル効果のおかげで得ることができる。

上記の目標は、以下のいくつかの一般的なルールによって達成される。そのルールとは、レーザー放射の透過が深いほど、後のレーザーパルス間の時間は長く、熱放散を可能にする；１レーザーパルスあたりのエネルギー含有量が大きいほど、パルス周波数、すなわち、レーザーパルスが繰り返される周波数は低い；１パルスあたりの出力レベルが高いほど、フルエンスは低い；各パルスのピーク出力が高いほど、パルス幅は短くなる（低デューティサイクル）であろう；一定のスポット領域でのピーク出力が高いほど、放射の興味の対象となる容積は大きくなり、従って、熱蓄積による温度の上昇は小さくなる；１パルスあたりのエネルギーが高いほど、レーザー放射線に対する全被曝時間は短くなる；並びに、レーザー放射線に対する全被曝時間が短いほど、熱蓄積は少なくなる。

高いピーク出力及び１パルスあたりの多量のエネルギーによって特徴づけられる大きなパルスは、ランベルト−ベールの法則に従って深い部分に多量のエネルギーを伝達するのに有用である。組織温度の熱上昇は、供給されるエネルギーの量と直接関連がある。治療中にフォトメカニカル効果を達成しながら温度傾向の正確な制御を得るために、以下の値を、組織再生を刺激する方法の例として示すことができる（レーザー放出の種々のパラメータは本願を通して述べられる範囲内で変わり得るということに留意するべきである）。その値とは：
可能な限り高いピーク出力（例えば、少なくとも１ＫＷ）；
非常に短いパルス幅τ（例えば、１から３００マイクロ秒）によって特徴づけられる非常に長い送達時間Ｔ（例えば、０．１から１秒間）；従って、非常に低いパルス繰り返し周波数（例えば、１から４０Ｈｚ）、及び、非常に低いデューティサイクル（例えば、０．０１％以下）；
光がその通過中に経るいかなる散乱にもかかわらず標的に対する優れた光子の伝達を保証する非常に高いパルス及び優れた平均出力（例えば、何十Ｗ）を保証することができる、１パルスあたりの高いエネルギー含有量（例えば、０．０３から１ジュール）；
大きなレーザースポット直径（例えば、１０ｍｍ）；並びに、
０．１から１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２のＰＩＦ；
である。

この方法で送達される高いエネルギーは安全であり、光がついた場合に組織を通じて突然の劇的な容積の膨張を可能にし、光が消された場合に冷却ビート（ｃｏｏｌｉｎｇ ｂｅａｔ）が続き、その結果、フォトメカニカル効果を生じる。

評価研究
動物モデル及びヒトモデル両方に対するｉｎ ｖｉｔｒｏ及びｉｎ ｖｉｖｏでのＨＩＬＴを用いて実行した実験的試みは、ピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）のマップを描くことを可能にした。
ＬＬＬＴ ０．００１４６
ＨＩＬＴ
抗炎症効果（ｖｉｖｏ） ０．０４５
軟骨細胞（ｖｉｔｒｏ） ０．２４６
ＨＣＴ８（ｖｉｔｒｏ） ０．７７６
ニワトリの調査（ｖｉｖｏ） ０．５５３
ヒト（ｖｉｖｏ） ０．５５３
第１のヒツジの調査（ｖｉｖｏ） ０．５６６
ウマ／ヒツジの新たな調査 ０．８７９
中毒量、ニワトリの調査（ｖｉｖｏ） １．６８８
高強度レーザー療法（ＨＩＬＴ）は、ｉｎ ｖｉｔｒｏでの細胞増殖を刺激する。

背景及び目的：
Ｎｄ：ＹＡＧレーザー放出は、疼痛管理に対して理学療法及びスポーツ医学において広く使用されているが、細胞増殖に対するその効果に関してはほとんど知られていない。低い出力のダイオード（ｄｉｏｄｉｃ）レーザー放出は、細胞増殖効果を示すが、深刻な変性疾患を治療するよう安全又は効果的に使用することはできない。近年、新たな種類のＮｄ：ＹＡＧレーザー放出（ＨＩＬＴ、高強度レーザー療法）が考案され、その特徴は、深い所に位置する解剖学的位置まで多量のエネルギーを安全に送達することを可能にする。これは、原則として、変形性関節症のような変性疾患の治療を可能にし得る。この研究の目的は、従って、（ａ）ＨＩＬＴが細胞増殖効果を有しているかどうかを評価する、（ｂ）どの放出パラメータに対して、この効果を観察することができるか、及び、その効果は観察することができるかどうかを評価する、（ｃ）チロシンキナーゼシグナル経路との相互作用によるものであるかどうかを決定するために評価することであった。

材料及び方法：
ｉｎ ｖｉｔｒｏで培養したＨＣＴ８細胞を、種々の放出パラメータにて、ＨＩＬＴ放出で照射し、その増殖速度をＯＤアッセイ及び免疫組織化学的試験を介して決定し、最も一般的な有核細胞周期活性化マーカー（Ｋｉ６７、ＰＣＮＡ、サイクリンＤ１）のレベル、及び、増殖因子（ＩＧＦ Ｉ）合成のレベルを決定した。同じ実験を、細胞周期活性化を生じるチロシンキナーゼ経路の選択的阻害剤であるゲニステインで処理したＨＣＴ８細胞に対して繰り返した。

当該研究に使用されるレーザーシステムは、１０６４ｎｍの波長、２００マイクロ秒のパルス幅、１パルスあたり０，３０から１５０ｍＪのエネルギー、１から４０Ｈｚの繰り返し周波数、６ｍｍのスポットサイズ直径を有する。レーザーシステムに対する電源は、２３０Ｖ−５０／６０Ｈｚである。供給電力は１２Ａである。

１回の治療あたりのレーザーの設定は、以下の：
ピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）：０．７７６；
ピーク強度：２．７ｋＷ／ｃｍ^２；
１パルスあたりのエネルギー：１５０ｍジュール；
繰り返し周波数：１０Ｈｚ；
スポットサイズ直径：５ｍｍ；
１パルスあたりのフルエンス：０．７５９Ｊ／ｃｍ^２；
１回の治療あたりのエネルギー（線量）：２７−３６Ｊ；
である。

結果：
ＨＩＬＴ放出は、所与の放出パラメータでの細胞増殖を誘発することができた。エネルギーの総量及び送達された線量は増殖速度とは相関しなかったけれども、ＨＩＬＴパルス繰り返し周波数、被曝時間、並びに、平均出力は、きわめて重要な役割を果たした。さらに、ＨＩＬＴ治療は、ゲニステインによって選択的に阻害された細胞周期マーカーの発現を修復することができた。

結論：
ＨＩＬＴは、所与の放出パラメータにて細胞周期の活性化を修復する、及び、細胞増殖を刺激することができる。活性化の機構は、チロシンキナーゼシグナル経路との直接相互作用、又は、おそらくフォトメカニカル細胞刺激によって媒介される別の経路の誘発に依存し得る。アクティブパラメータにて、ＨＩＬＴは、ＩＧＦ Ｉ増殖因子によって媒介された増殖のオートクリン及びパラクリン活性化を刺激する。

ＨＩＬＴを使用した硝子軟骨再生ｉｎ ｖｉｖｏ動物モデル
序論：
本実施例において実行した研究の目的は、動物モデルを使用したｉｎ ｖｉｖｏでの関節軟骨の再成長を刺激するための新たな非侵襲性方法としてＨＩＬＴを評価することである。主要な目標は、ｉｎ ｖｉｖｏでのＨＩＬＴの安全性及び効果を評価することであった。他の目標は、ＨＩＬＴの軟骨の再成長及び抗炎症効果の評価を含んだ。

材料及び方法：
ヒツジは、試験した全ての動物種の中で、ヒトに最も近い基礎代謝率（ＢＭＲ）を有したため、この研究の動物モデルとしてヒツジを選んだ（Ｒ．Ｋ．Ｐｏｒｔｅｒ，“Ａｌｌｏｍｅｔｒｙ ｏｆ ｍａｍｍａｌｉａｎ ｃｅｌｌｕｌａｒ ｏｘｙｇｅｎ ｃｏｎｓｕｍｐｔｉｏｎ．”ＣＭＬＳ，Ｃｅｌｌ．Ｍｏｌ．Ｌｉｆｅ Ｓｃｉｅｎｃｅ．５８（２００１）：８１５−８２２）。

傷の部位として膝蓋骨の大腿骨滑車溝を選んだ。この部位は膝蓋骨によって部分的に覆われ、光は膝蓋骨と大腿骨の空間を通過しなければならない。皮膚と傷の中心との平均距離は、２２±１．７ｍｍ（内側）及び３０±１．５ｍｍ（外側）である。組織の内側の光の強度を計算するために、傷と同じ部位にて膝蓋骨の大腿骨滑車溝の骨（死んだヒツジの膝）の中にフォトダイオードを挿入した。データロガーを使用して、熱、光、及び、出力を追跡した。データロガーには、難しい条件での測定を可能にする（フォトダイオード、光ファイバー等）小さなセンサが装備されている。

ゼロ時間（Ｔ０）にて、肋軟骨下の骨に達する片側の（ｍｏｎｏｌａｔｅｒａｌ）軟骨全層外科的欠損が、膝蓋骨の大腿骨滑車溝に穴（φ＝１４ｍｍ）を開けることによって、６０±５ｋｇの重さである１０匹の雌の成体ヒツジにおいて生じた。

全対象（ｎ＝１０）が、手術後６日間、抗生物質予防を受けた。手術から一週間後、全対象を２つの群に分け：ＨＩＬＴ群は、１５のレーザー治療（Ｔｘ）を受け、未治療群はレーザーを受けなかった。

この研究に使用したレーザーシステムは、１，０６４ｎｍの波長、５０から１１０マイクロ秒のパルス幅、１パルスあたり２００から２０００ｍＪのエネルギー、１から１０Ｈｚの繰り返し周波数、１０ｍｍのスポットサイズ直径を有する。レーザーシステムに対する電源は２３０Ｖ−５０／６０Ｈｚである。供給電力は１２Ａである。システム全体で、９２ｃｍ×３３ｃｍ×７５ｃｍの寸法を有し、８０ｋｇの重さである。

１回の治療あたりのレーザー設定は、以下の：
ピーク強度フルエンス（ＰＩＦ）：０．５６６；
ピーク強度：１９ｋＷ／ｃｍ^２；
１パルスあたりのエネルギー：２ジュール；
繰り返し周波数：１０Ｈｚ；
スポットサイズ直径：１０ｍｍ；
１パルスあたりのフルエンス：２．５４Ｊ／ｃｍ^２；
１回の治療あたりのエネルギー（線量）：２５００Ｊ；
モード：スキャニング；
である。

各対象は、１週間あたり平均５回の治療で、合計１５回の治療を３週間にわたって受けた。治療した傷（ＨＩＬＴ群）並びに対照（未治療群及び健常群）に、治療の各ステップ（Ｔ／０からＴ／５）に沿って組織学的解析及び／又は目視検査を受けさせた。

ＨＩＬＴの効果を評価するために、外科的欠損の誘発の３０日後（Ｔ１）、４５日後（Ｔ２）、９０日後（Ｔ３）、１２０日後（Ｔ４）、及び、１８０日後（Ｔ５）に傷から回収した試料の組織学的及び免疫組織化学的（ＩＨＣ）発見を比較した。特に、前記試料を、Ｈ＆Ｅ、サフラニン−Ｏ、Ａｌｃｉａｎ Ｐａｓ、及び、Ｈｅｒｏｖｉｃｉ′ｓ ｓｔａｉｎで染色した。ＩＬ−１□、ＭＭＰ−９、ＴＩＭＰ−２、ＣＯＭＰ、ＩＧＦ−Ｉ、及び、Ｉ−ＩＩ型コラーゲンに特異的なモノクローナル抗体及びポリクローナル抗体を、ＩＨＣ評価に利用した。

結果：
前記欠損領域の巨視的観察は、治療群において、傷の縁から中心部までの新たな組織の進行性の再成長を示した。Ｔ１、２、３にて、軟骨細胞増殖の増加及び炎症性因子（ＩＬ−１□、ＭＭＰ−９）の減少を強調することが可能であった。それどころか、未治療群は、深刻な組織炎症を示した。Ｔ４及びＴ５にて、ＩＩ型コラーゲンの発現の存在に対して、又は、形態的外観に対して硝子様軟骨のいくつかの特徴を有した新たな組織の形成を観察した。Ｂｅｎｎｉｎｇｏｆｆ′ｓ ｓｃｈｅｍｅに従って、コラーゲン繊維の空間分布を観察することができた。

ＨＩＬＴ群は、傷が本質的に変化せずに残った未治療群と比較して、著しい軟骨組織再生（再成長）を有した。Ｔ／３から始めて、サフラニンＯ染色は、健常群と比較してＨＩＬＴ群が軟骨において類似のプロテオグリカン含有量を有し、未治療群が最小のプロテオグリカン染色を有したことを示した。ＩＩ型コラーゲンの免疫組織化学的検査（ＩＨＣ）も、健常の軟骨と比較してＨＩＬＴ群が類似のＩＩ型コラーゲン含有量を有し、未治療群がＩＩ型コラーゲンに対して最小の染色を有したことを示した。軟骨オリゴマー基質蛋白質（ＣＯＭＰ）のＩＨＣは、ＨＩＬＴ群が未治療群よりも有意に多くのＣＯＭＰを有したことを示した。典型的な炎症性マーカー（例えば、ＩＬ １β及びＭＭＰ）のＩＨＣは、ＨＩＬＴ群が未治療群よりも有意に低いレベルの炎症を有したことを示した。類似の結果をＴ／４にて得た。さらに、Ｔ／４にて、Ａｌｃｉａｎ ＰＡＳ染色は、健常の軟骨と比較してＨＩＬＴ群が類似のレベルの細胞外基質成分及び前駆物質を有し、未治療群が細胞外基質又は前駆物質に対して最小の染色を有したことを示した。

Ｔ／５では、ＨＩＬＴ群の傷は視覚的及び微視的に完全に治癒し、未治療群の傷は変化しないまま残った。サフラニンＯ及びＡｌｃｉａｎ ＰＡＳ染色は、ＨＩＬＴ群における治癒した領域が、正常の軟骨から観察されたものと類似の、大量のプロテオグリカン含有量並びに細胞外基質成分及び前駆物質を有し、未治療群の対応する傷におけるプロテオグリカン及び細胞外基質成分の染色が最小であったことを示した。さらに、Ｉ、ＩＩ、及びＩＩＩ型コラーゲンの組織化学的染色は、ＨＩＬＴ群の治癒した領域において、正常な軟骨から観察されたものと類似のしっかりとした染色を示し、未治療群の対応する傷における染色は最小であったことを示した。

治療の各ステージに沿ったＣＴスキャニングは、未治療群と比較してＨＩＬＴ群における軟骨の再成長を確認した。

考察：
炎症性マーカー（例えば、ＩＬ １β及びＭＭＰ）の非発現は、ＨＩＬＴが安全で耐容性がよいと立証している。未治療群における炎症性マーカーの過剰発現は、ＨＩＬＴの抗炎症効果の明瞭な証拠である。巨視的画像も微視的画像も、ＨＩＬＴの同化作用効果を明瞭に示している。結果として、ＨＩＬＴは、硝子様軟骨と同じ特徴を有した関節軟骨の生理学的再成長を刺激することができる。

本発明は、その例として示す実施形態を参考にして特に示され記載されてきたけれども、付随の特許請求の範囲に含まれる本発明の範囲から逸脱することなく、形態及び詳細な記述において種々の変更を本明細書において行うことができるということを当業者は理解するであろう。

本出願は、２００８年９月１６日に出願した米国仮特許出願第６１／０９７，２５１号、及び、同じく２００８年９月１６日に出願した米国仮特許出願第６１／０９７，３０１号に基づく優先権を主張するものである。上記出願の全内容を本出願において援用する。

Claims (48)

1. 患者の組織を治療するための方法であって、
   ０．１（Ｊ／ｃｍ^３）^２から１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２のピーク強度フルエンスを有したパルスレーザービームを前記組織に適用するステップを含み、前記ピーク強度フルエンスは、
   

   

   によって定義され、Ｉ_ｐは前記パルスレーザービームのパルスのピーク強度であり、Ｅは前記パルスのエネルギーであり、τ_ｏｎは前記パルスの幅であり、τ_ｏｆｆはパルス間の幅であり、ｒは、前記患者上の前記パルスレーザービームによって形成されたスポットの半径であり、αは、前記パルスレーザービームの波長λでの吸水係数（ｃｍ^−１）である、方法。
2. 前記パルスのピーク出力が、４００Ｗから５０ｋＷである、請求項１に記載の方法。
3. 前記パルスの幅が、１マイクロ秒から５００マイクロ秒である、請求項１に記載の方法。
4. 前記パルスレーザービームのデューティサイクルが、０．０１％から０．５％である、請求項１に記載の方法。
5. 前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの直径が、１ミリメートルから２０ミリメートルである、請求項１に記載の方法。
6. 前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの直径が、２．５ミリメートルから２０ミリメートルである、請求項１に記載の方法。
7. 前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの面積が、約０．０５平方センチメートルから約３．１４平方センチメートルである、請求項１に記載の方法。
8. 前記パルスのピーク出力が４００Ｗから５０ｋＷであり、前記パルスの幅が１マイクロ秒から５００マイクロ秒であり、前記パルスレーザービームのデューティサイクルが０．０１％から０．５％であり、前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの直径が１ミリメートルから２０ミリメートルである、請求項１に記載の方法。
9. 前記パルスレーザービームが皮膚を通して適用される、請求項１に記載の方法。
10. 前記パルスレーザービームが経皮的に適用される、請求項１に記載の方法。
11. 前記パルスレーザービームが、前記患者の皮膚を通して挿入された光ファイバーを介して経皮的に適用される、請求項１０に記載の方法。
12. 前記パルスレーザービームを適用するステップが、前記患者の皮膚と接触する光チップを介して前記組織まで前記パルスレーザービームを送達するステップを含み、前記光チップが：
    光ファイバーカプラ；
    該光ファイバーカプラに結合される集束要素；
    を含む、請求項１に記載の方法。
13. 前記光チップが、前記組織において約０．５ｃｍから約１０ｃｍの距離にて前記組織内のスポットに前記パルスレーザービームの焦点を合わせる、請求項１２に記載の方法。
14. 前記パルスレーザービームの波長での前記光チップと前記皮膚との光インピーダンスの不一致を減らすために、前記集束要素又は前記皮膚にゲルを適用するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
15. 前記光チップと前記皮膚との接触の領域を滑らかにするために、前記集束要素又は前記皮膚にゲルを適用するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
16. 前記パルスレーザービームの適用中に前記皮膚を冷却するために、前記集束要素又は前記皮膚にゲルを適用するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
17. 前記光チップを前記皮膚に対して押し付けることによって、前記皮膚と治療される前記組織の間の組織を加圧するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
18. 予め冷却した光チップを用いて前記皮膚を冷却するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
19. 前記パルスレーザービームを適用した後に前記光チップを処分するステップをさらに含む、請求項１２に記載の方法。
20. 患者の組織を治療するための装置であって：
    ０．１（Ｊ／ｃｍ^３）^２から１．０（Ｊ／ｃｍ^３）^２のピーク強度フルエンスを有したパルスレーザービームを生じるパルスレーザー源であり、前記ピーク強度フルエンスは、
    

    

    によって定義され、Ｉ_ｐは前記パルスレーザービームのパルスのピーク強度であり、Ｅは前記パルスのエネルギーであり、τ_ｏｎは前記パルスの幅であり、τ_ｏｆｆはパルス間の幅であり、ｒは、前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されたスポットの半径であり、αは、前記パルスレーザービームの波長λでの吸水係数（ｃｍ^−１）である、パルスレーザー源；及び
    前記パルスレーザービームを前記患者の組織に適用するための適用ユニット；
    を含む装置。
21. 前記パルスのピーク出力が、４００Ｗから５０ｋＷである、請求項２０に記載の装置。
22. 前記パルスの幅が、１マイクロ秒から５００マイクロ秒である、請求項２０に記載の装置。
23. 前記パルスレーザービームのデューティサイクルが、０．０１％から０．５％である、請求項２０に記載の装置。
24. 前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの直径が、１ミリメートルから２０ミリメートルである、請求項２０に記載の装置。
25. 前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの直径が、２．５ミリメートルから２０ミリメートルである、請求項２０に記載の装置。
26. 前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの面積が、約０．０５平方センチメートルから約３．１４平方センチメートルである、請求項２０に記載の装置。
27. 前記パルスのピーク出力が４００Ｗから５０ｋＷであり、前記パルスの幅が１マイクロ秒から５００マイクロ秒であり、前記パルスレーザービームのデューティサイクルが０．０１％から０．５％であり、前記組織上の前記パルスレーザービームによって形成されるスポットの直径が１ミリメートルから２０ミリメートルである、請求項２０に記載の装置。
28. 前記適用ユニットが、皮膚を通して前記パルスレーザービームを適用するよう構成される、請求項２０に記載の装置。
29. 前記適用ユニットが、前記パルスレーザービームを経皮的に適用するよう構成される、請求項２０に記載の装置。
30. 前記患者の皮膚を通して挿入されるよう構成された光ファイバーをさらに含む、請求項２７に記載の装置。
31. 光チップをさらに含み、前記光チップが：
    光ファイバーカプラ；
    該光ファイバーカプラに結合される集束要素；
    を含む、請求項２０に記載の装置。
32. 前記光チップが、前記組織において約０．５ｃｍから約１０ｃｍの距離にて前記組織内のスポットに前記パルスレーザービームの焦点を合わせる、請求項３１に記載の装置。
33. 前記集束要素が、円筒形要素及び曲面を含む、請求項３１に記載の装置。
34. 前記円筒形要素が、約３ｃｍ長から約４ｃｍ長であり、約１．５ｃｍから約２．５ｃｍの直径を有する、請求項３３に記載の装置。
35. 前記曲面が、約１．５ｃｍから約２．５ｃｍの直径、及び、約１０ｍｍから約１００ｍｍの曲率半径を有する、請求項３３に記載の装置。
36. 前記集束要素を少なくとも部分的に覆うゲルをさらに含む、請求項３１に記載の装置。
37. 前記ゲルが、前記皮膚と前記光チップとの光インピーダンスの不一致を減らす、請求項３６に記載の装置。
38. 前記光チップが予め冷却される、請求項３１に記載の装置。
39. 前記光チップがプレキシグラスを含む、請求項３１に記載の装置。
40. 前記光チップが使い捨てである、請求項３１に記載の装置。
41. レーザー療法のための使い捨てのチップであって：
    光ファイバーカプラ；
    該光ファイバーカプラに結合される集束要素；
    を含み、該集束要素がゲルにおいて少なくとも部分的に覆われている、使い捨てのチップ。
42. 前記集束要素が、組織において約０．５ｃｍから約１０ｃｍの焦点距離を有する、請求項４１に記載の使い捨てのチップ。
43. 前記集束要素が、円筒形要素及び曲面を含む、請求項４１に記載の使い捨てのチップ。
44. 前記円筒形要素が、約３ｃｍ長から約４ｃｍ長であり、約１．５ｃｍから約２．５ｃｍの直径を有する、請求項４３に記載の使い捨てのチップ。
45. 前記曲面が、約１．５ｃｍから約２．５ｃｍの直径、及び、約１０ｍｍから約１００ｍｍの曲率半径を有する、請求項４３に記載の使い捨てのチップ。
46. 前記集束要素がプレキシグラスを含む、請求項４１に記載の使い捨てのチップ。
47. 前記ゲルが、前記皮膚と当該使い捨てのチップとの光インピーダンスの不一致を減らす、請求項４１に記載の使い捨てのチップ。
48. 当該使い捨てチップの少なくとも一部を囲むシールパッケージと組み合わせた請求項４１に記載の使い捨てのチップ。

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