JP3241042U

JP3241042U - 皮膚レーザ治療器

Info

Publication number: JP3241042U
Application number: JP2022004257U
Authority: JP
Inventors: 勉高橋; 一哲高橋; 拓範平等
Original assignee: Inter University Research Institute Corp National Institute of Natural Sciences; Unitac Co Ltd
Current assignee: Inter University Research Institute Corp National Institute of Natural Sciences; Unitac Co Ltd
Priority date: 2022-12-27
Filing date: 2022-12-27
Publication date: 2023-02-24
Anticipated expiration: 2026-12-14

Abstract

【課題】ピコ秒オーダーの短いパルス幅と、高いピークパワーを有するパルスレーザ光を皮膚へ照射可能なために、高出力でありながら皮膚の熱損傷のリスクを軽減でき、しかも小型かつ安価な皮膚レーザ治療器を提供する。【解決手段】皮膚レーザ治療器１は、励起光源２と、励起光源２から放出された励起光を伝送する光ファイバ３と、伝送された励起光が入射して励起されることでパルスレーザ光が出射されるマイクロチップレーザ媒質５と可飽和吸収体６と、が内蔵され、かつ長軸方向に沿った長さが０．１～１００ｍｍである共振器４と、共振器４を内蔵し、手で保持可能なヘッド部９を備え、パルスレーザ光は、波長が１０６４ｎｍ及び５３２ｎｍである場合に、エネルギーがそれぞれ２０ｍＪ及び１０ｍＪであり、パルスレーザ光を皮膚の患部に照射する。【選択図】図１

Description

本考案は、皮膚の患部にレーザを照射して、皮膚疾患を治療する皮膚レーザ治療器に係
り、特に、ピコ秒オーダーのパルス幅を有するパルスレーザ光が繰り返し出射されて形成
されるバーストパルス光を照射可能であって、小型かつ安価な皮膚レーザ治療器に関する
。

従来、アザ、ホクロ及び血管病変等の皮膚疾患に対しては、それぞれの疾患に対応する
波長やパルス幅等を有するレーザ光を患部に照射するという治療が行われてきた。
このような治療に用いられる治療器として、例えば、Ｑスイッチパルスレーザを用いた
レーザ治療装置が用いられてきた。このレーザ治療装置として、例えば、ランプハウス内
に固体のレーザ媒質と、これを励起するための励起光源と、Ｑスイッチレーザであるレー
ザ発振器とを含み、ランプハウス内を冷却するための冷却水系と、パルスレーザ光を患部
に照射するためのハンドピース部と、レーザ発振器からのパルスレーザ光をハンドピース
部に導くための多関節導光路と、冷却水系の冷却によってレーザ媒質または共振器に発生
する結露を防止するための結露防止手段と、を備える（特許文献１）ものがある。

このような構成のレーザ治療装置によれば、冷却水系の冷却によってレーザ媒質の温度
を低くしても、レーザ媒質や共振器に発生する結露を防止することができる。そのため、
レーザ媒質や共振器などの劣化やレーザの出力の低下を防ぐ事が可能である。また、レー
ザ発振器としてＱスイッチレーザを用いることにより、レーザ光のパルス幅は十分短く、
ピーク値は大きくすることができる。したがって、例えば、アザの治療を行う場合に、メ
ラニン色素を有する細胞のみをより深くまで破壊し、正常な細胞を破壊しないようにする
ことができる。

また、これ以外の治療器として、例えば、手持ち可能なレーザ装置が開発されている。
このレーザ装置は、手持ち可能なハウジングと、ハウジング内に配置され、出力ビームを
放出する連続波レーザ部材と、装置を装着するためのパワー起動ボタンと、出力ビームの
単一の第１のパルスを発射し、中断の後、引き続いて出力ビームの単一の第２のパルスを
発射するためのパワー設定ボタンを含んだスイッチシステムを備える（特許文献２）。
このような構成のレーザ装置によれば、連続レーザがある繰り返しレートにおいてある
持続時間を有する第１及び第２のパルスに変換される。第１及び第２のパルスは、同じ特
定の皮膚上のスポットを連続して叩くことから、このスポットにレーザのエネルギーを効
率的に与えることができる。

さらに、特許文献２記載のレーザ装置と同様に、パルス状のレーザ光を連続的に発射可
能なレーザ治療装置が開発されている。このレーザ治療装置は、レーザと制御ユニットと
を含み、ポンプ源を備えた固体レーザであるレーザ治療装置であって、制御ユニットは、
第１パルス動作において、レーザの少なくとも１つの第１パルスを生成するように設計さ
れている（特許文献３）。
このような構成のレーザ治療装置によれば、その図３，４に示すように、連続した複数
の第１パルスが生成される。そして、この第１パルスのピーク出力は、ポンプ源の高速ス
イッチオンによって、従来の連続レーザの平均出力レベルの１０倍を超えて増加させられ
る。したがって、従来は出力不足のために不可能であった治療形態を可能とすることがで
きる。

特開平８－２６６６４９号公報特表２０１４－５２２７０４号公報特表２０１４－５２４２８６号公報

しかしながら、特許文献１に開示された発明においては、冷却水系や多関節導光路、結
露防止手段を備えるが故に装置が複雑化・大型化し、安価に導入できないという不利益も
あった。
また、特許文献２記載のレーザ装置は、パルス幅１０（ｍｓ）から１２０（ｍｓ）、出
力ビームが０．５（Ｊ／ｃｍ^２）から５（Ｊ／ｃｍ^２）までのエネルギーフルエンス範囲
の、波長１４２０（ｎｍ）から１４７０（ｎｍ）のレーザ光を皮膚に照射することで、皺
や色素沈着過度を治療することを目的としたハンディタイプの装置である。このようなレ
ーザ治療器においては、取り扱いは容易であるものの、Ｑスイッチレーザに比べるとピー
クパワーが非常に低く、波長も異なるため、本考案の治療対象であるアザ、ホクロ及び血
管病変等の皮膚疾患に対しては治療に用いることが困難であるという課題がある。
さらに、特許文献３記載のレーザ治療装置は、連続波（ＣＷ)レーザから得られる平均
出力２（Ｗ）であるところ、ポンプ源を高速にスイッチオンすることにより約３５(Ｗ)の
パルスピーク出力を有するパルスレーザ光を照射することで、「網膜の選択的光熱融解」
、「光凝固法」、「温熱療法」及び「目の生体刺激法」等の治療方法に用いることができ
る。したがって、特許文献３記載のレーザ治療装置も、特許文献２記載のレーザ装置と同
様にＱスイッチレーザに比べると非常に低いピークパワーのレーザ光を出射するレーザ治
療装置であることから、本考案の治療対象であるアザ、ホクロ及び血管病変等の皮膚疾患
に対しては治療に用いることが困難であるという課題がある。

本考案は、このような従来の事情に対処してなされたものであり、ピコ秒オーダーの短
いパルス幅と、高いピークパワーを有するパルスレーザ光が繰り返し出射されて形成され
るバーストパルス光を皮膚へ照射可能なために、高出力でありながら皮膚の熱損傷のリス
クを軽減でき、しかも小型かつ安価な皮膚レーザ治療器を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、第１の考案は、励起光源と、この励起光源から放出された励
起光を伝送する光ファイバと、伝送された励起光が入射して励起されることでパルスレー
ザ光が出射されるマイクロチップレーザ媒質及び可飽和吸収体と、が内蔵される共振器と
、を備え、パルスレーザ光は、繰り返し出射されてバーストパルス光を形成し、このバー
ストパルス光を皮膚の患部に照射することを特徴とする。
このような構成の考案においては、共振器で共振増幅されたレーザ光の強度が閾値を超
えると、可飽和吸収体が受動Ｑスイッチとして作用し、瞬間的にエネルギーＥｐ（ｍＪ）
で、ピークパワーが高く、かつパルス幅Ｗｐ（ｐｓ）の短いパルスレーザ光が時間間隔を
空けて繰り返し出射される。
そして、ｍ回出射されたパルスレーザ光から、１組のバーストパルス光が形成される。
この１組のバーストパルス光が、時間間隔を空けてｎ回形成される場合、ｎ組のバースト
パルス光が有するエネルギー（ｍＪ）は、これらの積、すなわち［Ｅｐ・ｍ・ｎ］となる
。

次に、第２の考案は、第１の考案において、パルスレーザ光は、パルス幅が１～７００
ｐｓであることを特徴とする。
このような構成の考案においては、パルス幅Ｗｐがピコ秒オーダーと極めて短いことか
ら、標的物質の熱緩和時間をかなり下回る。なお、標的物質とは、例えば、皮膚に含まれ
るメラニン色素である。また、熱緩和時間とは、レーザ照射で標的組織が最高温度に達し
た時点から、照射休止により熱放散が起こり最高温度の１／ｅ（約３７％、ｅは自然対数
の底）にまで冷却された時間をいう。そして、具体的な熱緩和時間は、メラニン色素では
５０～２８０（ｎｓ）とされている。

さらに、第３の考案は、第１又は第２の考案において、パルスレーザ光は、波長が１０
６４ｎｍ及び５３２ｎｍである場合に、ピークパワー密度がそれぞれ３９８ＭＷ／ｃｍ^２
及び１９９ＭＷ／ｃｍ^２以上であることを特徴とする。
このような構成の考案においては、第１又は第２の考案の作用に加えて、従来技術に係
るレーザ光のピークパワー密度の一例（１３３（ＭＷ／ｃｍ^２）、ピークパワー６７（Ｍ
Ｗ）、波長１０６４（ｎｍ）、スポット径８（ｍｍ）の場合）と比較すると、約３倍の最
大ピークパワーとなっている。したがって、皮膚に対する深達性が向上することになる。
なお、ピークパワーとは、［レーザ光のエネルギー／パルス幅］で表わされる値である。

そして、第４の考案は、第１乃至第３のいずれかの考案において、複数のパルスレーザ
光のうち、２回目以降のパルスレーザ光は、その出射が、直前のパルスレーザ光の出射が
終了した時から第１の時間間隔を空けて開始されることを特徴とする。
このような構成の考案においては、第１の時間間隔は、出射されるパルスレーザ光のエ
ネルギーＥｐやパルス幅Ｗｐに依存して変化する。具体的には、例えば、パルス幅Ｗｐ１
００（ｐｓ）のパルスレーザ光の場合、第１の時間間隔は１００（μｓ）である。また、
繰り返し出射されるパルスレーザ光の回数は、励起光のパルス幅及び共振器の特性に依存
する。
上記構成の考案においては、第１乃至第３のいずれかの考案の作用に加えて、バースト
パルス光は、複数のパルス幅の短いパルスレーザ光が、第１の時間間隔を空けて出射され
るため、皮膚における熱の蓄積が抑制されると同時に、共振器における熱負荷が抑制され
る。

そして、第５の考案は、第１乃至第４のいずれかの考案において、励起光が、繰り返し
周期の間で少なくとも１回出射され、バーストパルス光は、出射された励起光に伴って出
射され、複数のバーストパルス光が出射される場合に、２回目以降のバーストパルス光は
、その出射が、直前の励起光の出射が終了した時から第２の時間間隔を空けて開始される
ことを特徴とする。
このような構成の考案においては、第２の時間間隔は、励起光周期Ｔｅに依存し、例え
ば繰り返し周波数が１００（Ｈｚ）の場合には第２の時間間隔は１０（ｍｓ）となる。
上記構成の考案においては、第１乃至第４のいずれかの考案の作用に加えて、例えば、
励起光が、繰り返し周期の間で１回出射される場合に、バーストパルス光もほぼ同じタイ
ミングで１回形成される。また、励起光が、繰り返し周期の間で５回出射される場合に、
バーストパルス光もほぼ同じタイミングで５回形成される。すなわち、２回目乃至４回目
のバーストパルス光は、それぞれの出射が１回目乃至４回目の励起光の出射が終了した時
から第２の時間間隔を空けて開始される。なお、励起光の周期は、例えば、１０（ｍｓ）
である。

これに対し、従来技術に係るレーザ照射では、例えば、６（ｎｓ）のパルス幅を有する
パルス光が１００（ｍｓ）当たりに１回形成されるのみであった。したがって、本考案に
おいて、１個のバーストパルス光が４回繰り返し出射されるパルスレーザ光によって形成
される場合、１回の繰り返し周期の間で出射されるバーストパルス光の最大エネルギー［
Ｅｐ（本考案における１回のパルスレーザ光のエネルギー）×４×５］と、繰り返し周期
と同一の時間内で出射される従来のレーザ照射のエネルギー［Ｅｃ（従来技術における１
回のパルスレーザ光のエネルギー）×１］が同等の場合では、バーストパルス光が繰り返
し周期の間で時間的に分散されて出射されるため、皮膚や共振器における熱負荷は、本考
案の方が従来のレーザ照射よりも小さくなる。

第１の考案によれば、瞬間的にエネルギーＥｐ（ｍＪ）で、ピークパワーが高く、かつ
パルス幅Ｗｐ（ｐｓ）の短いパルスレーザ光が出射されるため、高出力でありながら皮膚
の熱損傷のリスクを軽減できる。したがって、従来では出力不足によって不十分であった
皮膚疾患の治療や複数種類の色素からなる刺青除去の治療成績を向上させることが可能で
あると同時に、安全性をも向上させることが可能である。

第２の考案によれば、第１の考案の効果に加えて、パルスレーザ光のパルス幅Ｗｐが標
的物質の熱緩和時間をかなり下回るため、患部周囲の正常組織への熱放散を抑制すること
ができる。したがって、熱拡散による皮膚の損傷に起因する瘢痕化といった副作用を防止
することができる。

第３の考案によれば、第１又は第２の考案の効果に加えて、パルスレーザ光の皮膚に対
する深達性が向上するため、患部において、標的物質が存在する深さまで、パルスレーザ
光を十分に到達させることが可能である。そのため、標的物質が吸収する熱エネルギーを
増加させ、これを破壊することができる。

第４の考案によれば、第１乃至第３のいずれかの考案の効果に加えて、皮膚における熱
の蓄積が抑制されると同時に、共振器における熱負荷が抑制されるため、共振器は、皮膚
と共振器を冷却するための冷却手段が不要であるか、もしくは小型の冷却装置で実現可能
となる。したがって、皮膚レーザ治療器の構成が簡易となるために小型化が可能であり、
ひいては導入コストを安価とすることができる。

第５の考案によれば、第１乃至第４のいずれかの考案の効果に加えて、皮膚や共振器に
おける熱負荷は、本考案の方が従来のレーザ照射よりも小さくなる。さらに、この状態を
維持したまま、マイクロチップレーザ媒質と可飽和吸収体の種類を選択することで、ピコ
秒オーダーの短いパルス幅を実現することにより、本考案における１回のパルスレーザ光
のピークパワーの方を、従来技術における１回のパルスレーザ光のピークパワーよりも大
きくすることができる。加えて、繰り返し周期の間で出射される励起光の回数やタイミン
グを調整することにより、バーストパルス光が出射される回数や第２の時間間隔を調整す
ることもできる。したがって、本考案によれば、皮膚へ照射されるバーストパルス光の最
大エネルギーや第２の時間間隔を自在に調整することが可能であることから、様々な患部
毎に最適な照射条件を細かく設定することができる。

実施例に係る皮膚レーザ治療器の構成図である。実施例に係る皮膚レーザ治療器を構成する共振器とその周辺部の構成図である。（ａ）及び（ｂ）は、それぞれ実施例に係る皮膚レーザ治療器が出射するバーストパルス光及び従来技術に係るパルスレーザ光の概念図である。（ａ）乃至（ｅ）は、それぞれ実施例に係る皮膚レーザ治療器が出射するバーストパルス光の概念図である。実施例に係る皮膚レーザ治療器と、従来技術に係るレーザ治療器との性能を比較した表である。

本考案の実施の形態に係る実施例の皮膚レーザ治療器について、図１乃至図４を用いて
詳細に説明する。図１は、実施例に係る皮膚レーザ治療器の構成図である。
図１に示すように、本実施例に係る皮膚レーザ治療器１は、励起光源２と、この励起光
源２から放出された励起光Ｌｅを伝送する光ファイバ３と、共振器４を備える。この共振
器４は、伝送された励起光Ｌｅが入射して励起されることでレーザ光が出射されるマイク
ロチップレーザ媒質５と、出射されたレーザ光Ｌからパルスレーザ光Ｌｐを生成する可飽
和吸収体６と、を備える。
また、共振器４は、ＳＨＧ（第二高調波発生モジュール）７と、ビームエキスパンダ８
とともに、ヘッド部９に内蔵される。なお、ヘッド部９が皮膚から一定以上の間隔を空け
て離れている場合に、レーザ光の照射を停止させるための検出手段として、非接触センサ
Ｓがヘッド部９に内蔵されている。
このような皮膚レーザ治療器１は、パルスレーザ光Ｌｐが、繰り返し出射されてバース
トパルス光Ｌｂを形成し、繰り返し周期Ｔｒ間にこのバーストパルス光Ｌｂを複数回皮膚
の患部に出射するものである。
実際の治療においては、繰り返し周期Ｔｒ毎に１ショットの治療用レーザ光を出射する
。この１ショットの治療用レーザ光とは、複数のバーストパルスレーザ光Ｌｂからなる一
連のバーストパルスレーザ光Ｌｂ群である。具体的には、使用者が、皮膚レーザ治療器１
をＲｅａｄｙ状態にし、フットスイッチを踏んだ状態にすると、例えば１００（ｍｓ）の
繰り返し周期Ｔｒ毎に一連のバーストパルスレーザ光Ｌｂ群を自動的に出射する。そして
、使用者は、同一治療箇所に一定数のショットを照射し部位をずらしながら治療用レーザ
光を照射し、治療を進行させるのである。

励起光源２としては、例えば、マイクロチップレーザ媒質５がＮｄ系であれば８０８．
５（ｎｍ）又は８８０（ｎｍ）又は８８５（ｎｍ）の励起光Ｌｅを発生させるダイオード
レーザが、Ｙｂ系であれば９４０（ｎｍ）又は９７０（ｎｍ）の励起光Ｌｅを発生させる
ダイオードレーザが使用される。
そして、共振器４から出射されるレーザ光Ｌの波長は、例えば、１０６４（ｎｍ）であ
る。この波長のレーザ光Ｌは基本波であって、ＳＨＧ７により、５３２（ｎｍ）の波長を
有する第二高調波に変換可能である。また、基本波及び第二高調波の切替は手動で行われ
る。

次に、実施例に係る皮膚レーザ治療器を構成する共振器とその周辺部について、図２を
用いながら、より詳細に説明する。図２は、実施例に係る皮膚レーザ治療器を構成する共
振器とその周辺部の構成図である。なお、図１で示した構成要素については、図２におい
ても同一の符号を付して、その説明を省略する。
図２に示すように、光ファイバ３と共振器４の間には、励起光Ｌｅを平行光に調整する
コリメートレンズ１０と、コリメートレンズ１０を通過した平行光を絞り込む集光レンズ
１１が設けられる。集光レンズ１１によって絞り込まれた励起光Ｌｅは、共振器４の一端
を構成する励起光反射防止膜１２へ入射する。

また、共振器４は、励起光反射防止膜１２と、励起光Ｌｅより長い波長の光を全反射す
る全反射鏡１３と、マイクロチップレーザ媒質５と、可飽和吸収体６と、共振増幅された
レーザ光の一部が透過する部分反射鏡１４と、から構成される。なお、共振器４の長軸方
向Ｙに沿った長さｌとは、マイクロチップレーザ媒質５の長軸方向Ｙに沿った長さｌ_１と
可飽和吸収体６の長軸方向Ｙに沿った長さｌ_２を合計した値である。

そして、共振器４のうち、マイクロチップレーザ媒質５としては、例えば、Ｎｄ：ＹＡ
Ｇ（Yttrium Aluminum Garnet）結晶が使用される。なお、「Ｎｄ：」はＮｄ（Neodymium
）でドープした結晶であることを意味している。後出の「Ｃｒ^４＋：」も同様である。
また、可飽和吸収体６は、強度が低い入射光に対しては光損失の大きい吸収体として働
くが、強度が高い入射光に対しては吸収体としての能力が飽和して、光損失の小さい透明
体として働く性質を有している。すなわち、可飽和吸収体６は、レーザ光を出射させるた
めの閾値を有しており、マイクロチップレーザ媒質５、全反射鏡１３及び部分反射鏡１４
によって共振増幅されたレーザ光の強度がその閾値を超えると、受動Ｑ（Ｑｕａｌｉｔｙ
ｆａｃｔｏｒ）スイッチとして作用する。その結果、瞬間的に高エネルギーの高いパル
スレーザ光Ｌｐが、共振器４の他端に設けられた部分反射鏡１４を透過して出射される。
なお、可飽和吸収体６としては、例えば、Ｃｒ^４＋：ＹＡＧ結晶が使用される。
このように、励起光反射防止膜１２へ入射した波長８０８．５（ｎｍ）の励起光Ｌｅは
、マイクロチップレーザ媒質５等によって波長１０６４（ｎｍ）のレーザ光Ｌとなり、可
飽和吸収体６によって波長１０６４（ｎｍ）のパルスレーザ光Ｌｐとして出射される。そ
して、出射されたパルスレーザ光Ｌｐは、ビームエキスパンダ１５によって、そのビーム
径が所望のとおりに拡大される。

さらに、実施例に係る皮膚レーザ治療器が出射するバーストパルス光について、図３を
用いながら、より詳細に説明する。図３（ａ）及び図３（ｂ）は、それぞれ実施例に係る
皮膚レーザ治療器が出射するバーストパルス光及び従来技術に係るパルスレーザ光の概念
図である。なお、図１及び図２で示した構成要素については、図３においても同一の符号
を付して、その説明を省略する。
図３（ａ）は、横軸を時間ｔ（ｍｓ）、縦軸を光のエネルギーＥ（ｍＪ）とした場合の
励起光Ｌｅ、パルスレーザ光Ｌｐ及びバーストパルス光Ｌｂの波形である。
まず、励起光Ｌｅの波形について説明すると、励起光Ｌｅは、１００（ｍｓ）の繰り返
し周期Ｔｒの間で、例えば５回出射される。そのパルス幅Ｗｅは４２０（μｓ）、励起光
周期Ｔｅは１０（ｍｓ）である。

次に、励起光Ｌｅの出射に伴い、共振器４を介して複数のパルスレーザ光Ｌｐが出射さ
れる。それぞれのパルスレーザ光Ｌｐは、パルス幅Ｗｐが共振器４の長さｌに正比例する
ことから、この長さｌを例えば０．１～７０（ｍｍ）に設計することによって、パルス幅
Ｗｐを１～７００（ｐｓ）に設定することが可能である。なお、図３（ａ）は、一例とし
て、１００（ｐｓ）のパルス幅Ｗｐを有するパルスレーザ光Ｌｐが出射される場合を示し
ている。この場合、長さｌは、およそ１１（ｍｍ）である。また、現在求められる出力に
対して技術的に実現可能なパルス幅Ｗｐの範囲は、例えば１００～１０００（ｐｓ）であ
る。
図３（ａ）に示すように、複数のバーストパルス光Ｌｂは、それぞれパルスレーザ光Ｌ
ｐが４回繰り返し出射されて形成されたものである。各バーストパルス光Ｌｂにおいて、
複数のパルスレーザ光Ｌｐのうち、２回目以降のパルスレーザ光Ｌｐは、その出射が、直
前のパルスレーザ光Ｌｐの出射が終了した時から第１の時間間隔τ_１を空けて開始される
。すなわち、２回目乃至４回目のパルスレーザ光Ｌｐは、それぞれ１回目乃至３回目のパ
ルスレーザ光Ｌｐの出射が終了した時から同一の第１の時間間隔τ_１を空けて開始される
。具体的には、第１の時間間隔τ_１は、例えば、１００（μｓ）である。

そして、バーストパルス光Ｌｂは、繰り返し周期Ｔｒの間で励起光Ｌｅが５回出射され
る場合に、これらの励起光Ｌｅに伴って５回出射される。
この場合、２回目以降のバーストパルス光Ｌｂは、その出射が、直前の励起光Ｌｅの出
射が終了した時から第２の時間間隔τ_２を空けて開始される。すなわち、２回目乃至４回
目のバーストパルス光Ｌｂは、それぞれ１回目乃至３回目の励起光Ｌｅの出射が終了した
時から同一の第２の時間間隔τ_２を空けて開始される。
具体的には、第２の時間間隔τ_２は、例えば、およそ１０（ｍｓ）である。より正確に
は、第２の時間間隔τ_２は、励起光周期Ｔｅ（１０（ｍｓ））から励起光Ｌｅのパルス幅
Ｗｅ（４２０（μｓ））を差し引いた値である。

また、パルスレーザ光Ｌｐは、波長が１０６４ｎｍ及び５３２ｎｍである場合に、エネ
ルギーＥｐはそれぞれ２０（ｍＪ）及び１０（ｍＪ）である。したがって、パルス幅Ｗｐ
が１００（ｐｓ）のとき、パルスレーザ光Ｌｐの最大ピークパワー[Ｅｐ／Ｗｐ]がそれぞ
れ２００（ＭＷ）及び１００（ＭＷ）と算出される。

続いて、図３（ｂ）を用いながら、従来技術に係るパルス光の波形について説明する。
図３（ｂ）は、横軸を時間（ｍｓ）、縦軸を光のエネルギー（ｍＪ）とした場合の従来技
術に係るパルスレーザ光の波形である。
図３（ｂ）に示すように、従来技術に係るパルスレーザ光Ｌｃは、１００（ｍｓ）の繰
り返し周期Ｔｃの間で、１回出射される。その波長は、１０６４（ｎｍ）及び５３２（ｎ
ｍ）であって、パルス幅Ｗｃはいずれの波長も６（ｎｓ）、エネルギー［Ｅｃ］はそれぞ
れ４００（ｍＪ）及び１６０（ｍＪ）、ピークパワー[Ｅｃ／Ｗｃ]はそれぞれ６７（ＭＷ
）及び２６（ＭＷ）である。なお、パルスレーザ光Ｌｃの繰り返し周期Ｔｃは、励起光Ｌ
ｅの繰り返し周期Ｔｒと等しい。

次に、実施例に係る皮膚レーザ治療器が出射するバーストパルス光のバリエーションに
ついて、詳細に説明する。図４（ａ）乃至図４（ｅ）は、それぞれ実施例に係る皮膚レー
ザ治療器が出射するバーストパルス光の概念図であって、異なる回数出射されるバースト
パルス光をそれぞれ示したものである。
図４（ａ）乃至図４（ｅ）は、それぞれ横軸を時間ｔ（ｍｓ）、縦軸を光のエネルギー
Ｅ（ｍＪ）とした場合のパルスレーザ光Ｌｐ及びバーストパルス光Ｌｂの波形である。
図４（ａ）に示すように、繰り返し周期Ｔｒの間で５回出射される励起光Ｌｅに伴い、
バーストパルス光Ｌｂも５回出射される。
また、図４（ｂ）乃至図４（ｅ）では、繰り返し周期Ｔｒの間で４回から１回出射され
る励起光Ｌｅに伴い、バーストパルス光Ｌｂもそれぞれ４回から１回出射される場合を示
している。
したがって、１個のパルスレーザ光ＬｐのエネルギーＥｐが２０（ｍＪ）の場合、図４
（ａ）乃至図４（ｅ）においては、繰り返し周期Ｔｒの間で、バーストパルス光Ｌｂの最
大エネルギーＥｂは、それぞれ４００（ｍＪ）、３２０（ｍＪ）、２４０（ｍＪ）、１６
０（ｍＪ）、８０（ｍＪ）というように段階的に変化したものとなる。

続いて、実施例に係る皮膚レーザ治療器の作用について、図５を用いながら、より詳細
に説明する。図５は、実施例に係る皮膚レーザ治療器と、従来技術に係るレーザ治療器と
の性能を比較した表である。この従来技術に係るレーザ治療器（以下、従来器という。）
は、ＱスイッチＮｄ：ＹＡＧレーザ治療器である。
図５に示すように、波長が１０６４（ｎｍ）の場合、皮膚レーザ治療器１と従来器は、
同一の最大エネルギー４００（ｍＪ）でありながら、ピークパワーはそれぞれ２００（Ｍ
Ｗ）、６７（ＭＷ）と異なっており、皮膚レーザ治療器１の方が従来器の約３倍の値とな
っている。これは、皮膚レーザ治療器１の１個のパルスレーザ光Ｌｐ当たりのエネルギー
２０（ｍＪ）が従来器の１個のパルスレーザ光Ｌｃ当たりのエネルギー４００（ｍＪ）と
比較して２０分の１と小さいが、皮膚レーザ治療器１のパルス幅Ｗｐが１００（ｐｓ）と
従来器のパルス幅Ｗｃの６（ｎｓ）に比較して６０分の１と小さいことに起因するもので
ある。
また、この場合における皮膚レーザ治療器１と従来器のエネルギー密度は、いずれも１
２．７（Ｊ／ｃｍ^２）と同等である。なお、ピークパワーは、レーザ光が到達する皮膚の
深さを示す指標であり、エネルギー密度は、レーザ光照射によるメラニン色素等の破壊の
程度を示す指標である。

ここで、メラニン色素等が破壊される現象について、より詳細に述べる。メラニン色素
等にレーザ光が吸収された場合、光熱効果のみならず、断熱膨張が起こり熱弾性波（光音
響波）が発生する。すなわち、光音響波により、メラニン色素等が粉砕され、これが貪食
細胞によって除去されることで、皮膚のシミやアザが完全に消去される。このような破壊
効果を発揮する光音響波の応力は、エネルギー密度に正比例すると考えられている。
一方、レーザ光の皮膚内への透過性はピークパワーに従って高まるので、皮膚レーザ治
療器１と従来器においては、エネルギー密度が同等である場合に、皮膚レーザ治療器１の
方が深在性の色素に対する破壊効果が強いと言える。

続いて、図５に記載のパルス幅に注目すると、皮膚レーザ治療器１において、励起光周
期Ｔｅの間で、１００（ｐｓ）というパルス幅Ｗｐの短いパルスレーザ光Ｌｐが、第１の
時間間隔τ_１（１００（μｓ））を空けて複数回出射される場合、第１の時間間隔τ_１は
１個のバーストパルス光Ｌｂのパルス幅Ｗｐの１００万倍の長さとなる。すなわち、パル
スレーザ光Ｌｐが出射されない時間の方が、出射される時間よりもかなり長いという状態
になっている。
さらに、繰り返し周期Ｔｒの間で、励起光Ｌｅが第２の時間間隔τ_２を空けて複数回出
射される場合、第２の時間間隔τ_２（約１０（ｍｓ））は１個のバーストパルス光Ｌｂの
時間的幅（約４００（μｓ））の２５倍の長さとなる。すなわち、複数のバーストパルス
光Ｌｂが出射される場合においても、バーストパルス光Ｌｂが出射されない時間の方が、
出射される時間よりも長くなる。別の言い方をすれば、各バーストパルス光Ｌｂは、１回
の繰り返し周期Ｔｒの間で時間的に分散されて出射される。
以上のことから、皮膚レーザ治療器１においては、第１の時間間隔τ_１と第２の時間間
隔τ_２が確保されることによって、皮膚における熱の蓄積が抑制されると同時に、共振器
４における熱負荷が抑制される。

加えて、皮膚レーザ治療器１においては、パルスレーザ光Ｌｐのパルス幅Ｗｐはピコ秒
オーダーであって、従来器のナノ秒オーダーのパルス幅Ｗｃよりも極めて短くなっている
。そこで、次に、パルス幅Ｗｐがピコ秒オーダーであることの利点について、レーザ光を
用いた皮膚疾患治療の基礎理論とされる選択的光熱融解理論に基づき、詳細に説明する。
選択的光熱融解理論によれば、選択的に病変の標的物質（例えばメラニン色素、血管）
を破壊し、周囲の正常組織への熱損傷を最小限にするためには、レーザ光が（１）標的物
質に選択的に吸収され、かつ標的物質が存在する深さまで到達する波長であって、（２）
標的物質の熱緩和時間より短いパルス幅を有し、（３）標的物質に非可逆的損傷が生じる
のに十分な照射エネルギー（エネルギー密度（Ｊ／ｃｍ^２））であること、の３条件が必
要である。

まず、上記条件（２）について検討すると、パルスレーザ光Ｌｐのパルス幅Ｗｐは、１
～７００（ｐｓ）であり、メラニン色素における最短の熱緩和時間５０（ｎｓ）の１／５
００００～１／７０に短縮され、極めて短くなっている。よって、皮膚レーザ治療器１は
、上記条件（２）を十分充足する。さらに、パルス幅Ｗｐは、従来器に係るパルスレーザ
光Ｌｃのパルス幅Ｗｃ（６（ｎｓ））の１／６０００～１／９に短縮されていることから
、パルスレーザ光Ｌｐが標的物質に吸収されることによって発生する正常組織への熱放散
は、従来器と比較して強く抑制されるものと考えられる。

次に、条件（１）について検討すると、本実施例の皮膚レーザ治療器１においては、パ
ルスレーザ光Ｌｐの波長が１０６４（ｎｍ）及び５３２（ｎｍ）である。このうち、１０
６４（ｎｍ）波長はメラニン色素に選択的に吸収され、５３２（ｎｍ）の波長はメラニン
色素の他、刺青の赤や黄といった色素にも吸収される性質を有している。これらの波長は
、従来より、いずれも皮膚への到達性が良好であることが知られている。よって、皮膚レ
ーザ治療器１は、上記条件（１）を充足する。

続いて、条件（３）については、図５を用いて前述した、複数のバーストパルス光Ｌｂ
が有する最大エネルギー密度によれば、メラニン色素等を細かく破壊し、非可逆的損傷を
生じさせることができる。よって、皮膚レーザ治療器１は、上記条件（３）をも充足する
。

以上説明したように、本実施例に係る皮膚レーザ治療器１によれば、１個のパルスレー
ザ光Ｌｐ当たりのピークパワーが２００（ＭＷ）と高出力であり、かつパルス幅Ｗｐがピ
コ秒オーダーであるために、皮膚の深部に至るまで光音響効果を発生させることができる
。
また、パルス幅Ｗｐがピコ秒オーダーであることによれば、例えば、メラニン色素の熱
緩和時間よりも極めて短いため、周囲の正常組織への熱損傷を最小限とすることができる
。したがって、レーザ光を使用した皮膚治療における安全性を向上させることができると
ともに、皮膚の冷却手段を設ける必要がない。
さらに、皮膚レーザ治療器１では、ＳＨＧ７によって、１０６４（ｎｍ）及び５３２（
ｎｍ）という二種類の波長のパルスレーザ光Ｌｐが出射されるため、様々な皮膚疾患や複
数種類の色素からなる刺青除去の治療に使用することが可能である。

加えて、皮膚レーザ治療器１によれば、繰り返し周期Ｔｒの間で出射される励起光Ｌｅ
の回数やタイミングを調整することにより、バーストパルス光Ｌｂが出射される回数や第
２の時間間隔τ_２を調整することもできる。したがって、皮膚レーザ治療器１によれば、
皮膚へ照射されるバーストパルス光Ｌｂの最大エネルギーや第２の時間間隔τ_２を自在に
調整することが可能であることから、様々な患部毎に最適な照射条件を細かく設定するこ
とができる。

さらに、皮膚レーザ治療器１によれば、治療用レーザ光を単一のパルスレーザ光ではな
く、複数のパルスレーザ光Ｌｐから形成されるバーストパルス光Ｌｂを複数回出射するこ
とで形成するため、単一のパルスレーザ光で実施する場合には共振器４から出射されるレ
ーザの最大エネルギーが例えば４００（ｍＪ）必要であるが、皮膚レーザ治療器１の場合
には共振器４から出射されるレーザの最大エネルギーを例えば２０（ｍＪ）に低減させる
ことができる。したがって、共振器４の小型化を可能にし、熱負荷も抑制することが可能
である。このため共振器４は冷却手段が不要であるか、もしくは小型の冷却装置で実現可
能となる。これに加え、共振器４は、長さｌを例えば０．１～１００（ｍｍ）に設計可能
であり、小型化が可能なため、使用者が手で保持可能なヘッド部９に内蔵することができ
る。このため、励起光源２から共振器４へ光ファイバ３により伝送し共振器４からのレー
ザを直接治療光として使用することが可能であり、従来の共振器からヘッド部へ多関節導
光路によるミラー伝送方式と比較して、非常にシンプルな構造での実現が可能である。こ
れらにより図５に示した従来器の寸法（８２０Ｈ×４１５Ｗ×６４５Ｄ（ｍｍ））及び重
量（約１００（ｋｇ））と比較して、皮膚レーザ治療器１の小型化（１５０Ｈ×２００Ｗ
×３１０Ｄ（ｍｍ））及び軽量化（１１（ｋｇ））を実現することができる。したがって
、皮膚レーザ治療器１の取り扱いが容易になるとともに、安価に製造可能である。よって
、皮膚レーザ治療器１の導入が容易になることが期待できる。

なお、本考案の皮膚レーザ治療器１の構造は、実施例に示すものに限定されない。例え
ば、マイクロチップレーザ媒質５として、Ｎｄ：ＹＶＯ_４結晶、Ｎｄ：ＹＬＦ結晶、Ｙｂ
：ＹＡＧ結晶が使用されても良い。また、共振器４の長さｌを調整することで、１～１０
００（ｐｓ）の範囲内で、１００（ｐｓ）以外のパルス幅Ｗｐを有するパルスレーザ光Ｌ
ｐを出射させても良い。

本考案は、皮膚の患部にレーザを照射して、皮膚疾患を治療する皮膚レーザ治療器とし
て利用可能である。

１…皮膚レーザ治療器２…励起光源３…光ファイバ４…共振器５…マイクロチ
ップレーザ媒質６…可飽和吸収体７…ＳＨＧ８…ビームエキスパンダ９…ヘッド
部１０…コリメートレンズ１１…集光レンズ１２…励起光反射防止膜１３…全反
射鏡１４…部分反射鏡１５…ビームエキスパンダＳ…非接触センサ

Claims

励起光源と、
この励起光源から放出された励起光を伝送する光ファイバと、
伝送された前記励起光が入射して励起されることでパルスレーザ光が出射されるマイク
ロチップレーザ媒質及び過飽和吸収体と、が内蔵され、かつ長軸方向に沿った長さが０．
１～１００ｍｍである共振器と、
前記共振器を内蔵し、手で保持可能なヘッド部を備え、
前記パルスレーザ光は、波長が１０６４ｎｍ及び５３２ｎｍである場合に、エネルギー
がそれぞれ２０ｍＪ及び１０ｍＪであり、
前記パルスレーザ光を皮膚の患部に照射することを特徴とする皮膚レーザ治療器。
前記パルスレーザ光のパルス幅は、前記共振器の前記長さに正比例し、前記長さを０．
１～７０ｍｍとすることで、１～７００ｐｓに設定されることを特徴とする請求項１に記
載の皮膚レーザ治療器。
前記共振器の冷却手段が不要であるとともに、
前記パルス幅は、１～７００ｐｓであり、メラニン色素における最短の熱緩和時間５０
ｎｓの１／５００００～１／７０に短縮されることで、前記皮膚の冷却手段が不要である
ことを特徴とする請求項２に記載の皮膚レーザ治療器。
前記長さが１１ｍｍであることで前記パルス幅が１００ｐｓに設定されるとともに、
前記皮膚レーザ治療器のエネルギー密度と従来器のエネルギー密度が同等であり、かつ
前記従来器のピークパワーに対する前記皮膚レーザ治療器のピークパワーが３倍であるこ
とを特徴とする請求項２又は請求項３に記載の皮膚レーザ治療器。