CN102202731B

CN102202731B - 透过高强度激光治疗的再生治疗的装置和方法

Info

Publication number: CN102202731B
Application number: CN200980143213.7A
Authority: CN
Inventors: 戴米安诺·佛图纳; 李奥纳多·玛索堤
Original assignee: El En SpA
Current assignee: El En SpA
Priority date: 2008-09-16
Filing date: 2009-09-15
Publication date: 2014-07-23
Anticipated expiration: 2029-09-15
Also published as: US20110208273A1; JP2012502677A; EP2358436B1; WO2010031777A2; WO2010031777A3; JP5860940B2; CN102202731A; JP2015006443A; EP2358436A2; US8480719B2

Abstract

本发明涉及一种高强度激光治疗方法，其通过施加脉冲激光束至需要所述治疗的患者的皮肤来刺激患者的活生物组织再生。

Description

透过高强度激光治疗的再生治疗的装置和方法

相关申请案

本申请案主张于2008年9月16日申请的美国临时申请案第61/097,251号和也于2008年9月16日申请的美国临时申请案61/097,301的权益。上述申请案的全部教示内容以引用的方式并入本文中。

技术领域

本发明涉及医疗领域，特别是指一种透过高强度激光治疗的再生治疗的装置和方法。

背景技术

自发现激光以来，已经倡导将其作为常规临床方法的替代方案用于广泛医学应用。多年来，已经在许多外科技术中使用高功率和高度聚焦的激光来切割和分离组织。最近，发现激光照射具有治疗和生物刺激性质。相信激光照射可刺激若干代谢过程，包括细胞分裂、血红蛋白、胶原蛋白和其它蛋白质的合成、白血球活性、巨噬细胞产生和伤口愈合。在此情况下，激光照射充当细胞活性的刺激剂，并由此活化身体自身的愈合能力。

激光治疗常常用以减轻急性疼痛与慢性疼痛，消除炎症，提高组织修复的速度、品质和抗张强度，消除感染和提高受损神经组织的功能。此治疗是基于将窄谱宽的光施加于损伤或病变上以刺激那些组织内的愈合。用激光束治疗无痛苦，并且既不会引起常量化学变化，也不会在组织中造成损伤。

到目前为止，还没有完全了解激光效应的根本实际作用机制。根据一种理论，以类似于光的“量子”并入植物光合作用的反应链中的方式，激光照射的能量并入自然过程中。另一理论是基于如下假定：细胞和组织具有一定的自由电荷储备，且被特定的生物场围绕，使得生物体、器官(organs、apparatus)和组织间的相互联系不仅仅由肱骨、神经和化学调节机制决定，而且也由更复杂的能量联系决定。

缺乏对激光施加效应的根本基础机制的了解导致以截然不同的方式和不同的波长使用激光的多种治疗装置和方案产生。已颁予若干关于基于施加激光以通过激光照射来治疗活组织的不同设备和方法的美国专利。在所述专利中，尤其相关的是以下专利：沃克(Walker)的美国专利第4,671,258号；迪亚曼托普洛斯(Diamantopoulos)等人的美国专利第4,930,504号；艾斯普伦(L′Esperance，Jr.)的美国专利第4,931,053号；贝林格(Bellinger)的美国专利第5,445,146号和第5,951,596号；和西格尔(Segal)的美国专利第5,755,752号，所有专利都以全文引用的方式并入本文中。

所有上述专利以及这个领域内的大多数工作都涉及使用“低”或“中等”功率水平的激光。这种治疗现在一般称为LLLT(低水平激光治疗)或LILT(低强度激光治疗)。LLLT中所用的功率范围在几毫瓦与1,000mW之间。

LLLT已经成为多种医学学科中的普及治疗。使用此治疗获得一些成功，但结果获得缓慢并且不一致。所实现的治疗效果的程度不同，并在很大程度上与发光波的剂量、曝光节奏和所治疗组织离激光源的距离有关。相隔若干天重复施加若干分钟，并且常常重复此操作持续数月。

发明内容

因此，本发明的具体实例包括用于高强度激光治疗(HILT)的设备和方法。例示方法包括向组织施加脉冲激光束，其中激光束的峰值强度流量为0.1(J/cm³)²至1.0(J/cm³)²。峰值强度流量(PIF)定义为：

PIF = I_{p} τ_{on} \cdot \frac{E}{10 r^{3}} α \cdot \frac{τ_{off}}{(τ_{on} + τ_{off})}

其中I_p为脉冲激光束的脉冲的峰值强度，E为脉冲的能量，τ_on为脉冲的持续时间，τ_off为脉冲之间的持续时间，r为脉冲激光束在患者上形成的点的半径，且α为在脉冲激光束的波长λ下的水吸收系数(cm^-1)。

在优选具体实例中，脉冲的峰值功率在400W与50kW之间；脉冲的持续时间为1微秒至500微秒；脉冲激光束的占空比为0.01％至0.5％；且脉冲激光束在所治疗组织上形成的点的直径为1毫米至20毫米。其它具体实例可涉及参数的替代性组合，但是PIF要保持在可接受的范围内。

脉冲激光束可经皮或透皮施加。举例来说，其可通过插入穿过患者皮肤的光学纤维透皮施加。在所治疗组织上形成的点可具有约1mm与约20mm之间或约2.5mm与约20mm之间的直径。点面积可大于0.05cm²，或可在约0.05cm²与约3.14cm²之间。用以投射点的光学纤维的外径可在约300μm与约1.5mm之间，且可为0.6mm或1.0mm。耦接至光学纤维的锥形发射尖端可具有在约0.35cm与1.00cm之间、0.50cm或0.80cm的高度；锥形尖端可具有约0.014cm²与约0.54cm²之间、或约0.058cm²或约0.23cm²的面积。锥形尖端(手持探针)可具有2.5mm或2.5mm以上的直径。

脉冲激光束可用光学尖端与患者皮肤接触来经皮施加。例示光学尖端包括光学纤维耦合器和耦接至光学纤维耦合器的聚焦元件，所述聚焦元件使脉冲激光束聚焦至组织中距离约0.5cm至约10cm之间的组织中的点。例示光学尖端可由普列克斯玻璃(plexiglass)、塑料或钢化玻璃制成。光学尖端的具体实例可为一次性的，并可密封包装。

聚焦元件至少部分地用凝胶覆盖，其可包括圆筒形元件和弯曲表面。圆筒形元件的长度可在约3cm与约4cm之间，且直径在约1.5cm与2.5cm之间，并且所述元件可推压皮肤以压缩皮肤与所治疗组织之间的组织。弯曲表面的直径可为约2cm，且曲率半径在约10mm与约100mm之间。

凝胶可透过脉冲激光束波长的光，并降低脉冲激光束波长下光学尖端与皮肤之间的光学阻抗失配。凝胶也润滑光学尖端与皮肤之间的接触区域。另外，其在施加脉冲激光束期间冷却皮肤。凝胶和光学尖端也可预先冷却或预先冷冻，以有助于治疗期间在皮肤界面处维持低温。

附图说明

图1为峰值强度流量(PIF)对生物效应的曲线图；

图2展示装置的手持单元和图解表示激光源和控制系统；

图3A-3C为适用于图2中所示的装置的光学尖端的示意图；

图4A-4B为适用于图2中所示的装置的扫描传递系统的图；

图5为展示在6种不同点尺寸下4种不同波长的透射率的图；

图6为展示在两种介质之间的界面处入射激光转变成光机械波或光声波的图；

图7为展示透明软骨基质的分子结构的示意图；

图8为透明质酸的吸收光谱；

图9为展示在根据本发明的高强度激光治疗期间组织温度趋势的图。

具体实施方式

以下描述本发明的例示具体实例。

本文引用的所有专利、公开申请案和参考文献的教示内容都以全文引用的方式并入本文中。

鉴于LLLT获得的结果不能令人满意，因此需要更有效的激光治疗装置和更好的激光治疗方法，使用所述装置和方法可获得更快且更一致的可再现结果。具体地说，LLLT只能产生光化学效应或光化学与光热效应，而非全部三种效应。必须使用脉冲式发射来诱发光机械效应以及光化学与光热效应。

本文提供用于高强度持续治疗(HILT)辐射以进行非侵入性再生治疗的治疗方案和相关装置。用于激光治疗的其它类似方法和装置揭示于曹(Cho)和马索迪(Masotti)于2005年4月5日申请的美国申请案第11/099,216号、曹和马索迪于2007年2月9日申请的美国申请案第11/704,710号、和马索迪和福耳图娜(Fortuna)于2008年9月12日申请的美国申请案第12/283,612号中。

峰值强度流量(PIF)

HILT可借助于特征为特定峰值强度流量(PIF)的脉冲激光发射来诱发光机械、光热和光化学效应。PIF定义优于平均功率密度的脉冲发射特征，平均功率密度不能提供有关脉冲的时间和空间形态的足够信息。虽然峰值强度(峰值功率与点面积的比率)得出3D空间分布的概念，但其未能提供有关脉冲的能量含量和其时间分布的信息。流量(能量含量除以点尺寸)表示时间上的光子密度，但未给出强度或空间上的光子密度。(举例来说，同一流量可为无数具有不同峰值功率和脉冲持续时间τ_on的不同脉冲所共有)。

因此，我们将峰值强度与脉冲发射时间综合在一起来定义PIF，其包括空间分量与时间分量。PIF可表示为

PIF = I_{p} τ_{on} (\frac{E_{p}}{V_{ks}}) α (\frac{τ_{off}}{T}),

可认为其包含下文所述的三个要素。

第一要素定义目标区内的光强度，为每一脉冲的二维能量I_p·τ_on，其中I_p为峰值强度(W_p/cm²)或为峰值功率(W_p)除以点表面积(cm²)，且τ_on为脉冲持续时间。

第二要素定义脉冲与受照射组织之间的三维关系。第二要素(E_p/V_ks)α为每一脉冲的能量E_p除以受照射组织体积V_ks，且α为水的吸收系数。体积V_ks可近似为激光所辐射的球体部分的体积的分数，V_ks＝10.07·r³，其中r为点尺寸半径。球体原点至点中心的距离h约为点半径的三分之二。

因为比率E_p/V_ks认为与波长λ有关，所以体积V_ks可经处理，使得吸收大致等于随λ变化的水吸收系数α。举例来说，λ＝1064nm时，α＝2.29cm^-1，而λ＝980nm时，α＝3.52cm^-1。

上式的第三要素τ_off/T描述脉冲停止周期或黑暗期τ_off与总脉冲周期(T＝τ_on+τ_off)之间的关系。PIF也可根据脉冲开启和停止周期来书写，

PIF (\frac{J}{{cm}^{3}}) = I_{p} τ_{on} \cdot \frac{E}{10.07 r^{3}} α \cdot \frac{τ_{off}}{(τ_{on} + τ_{off})}

(此关系也可表征为脉冲占空比，脉冲占空比为脉冲开启时间与脉冲周期的比率，τ_on/T)。黑暗期对于维持组织温度来说是重要的，因为组织过热可能会引起热损伤。

本发明的一个方面为诱发负责生理学细胞分化的光机械效应。可通过具有根据给定点尺寸调整的时间与空间形态的激光脉冲，来诱发光机械效应。如果脉冲强度过低，那么几乎没有光机械效应。

如果脉冲强度过高，那么脉冲可能对组织造成毒性。

为获得组织的再生效应和细胞培养物的细胞增殖效应，具备HILT的脉冲具有约0.1(J/cm³)²与约1.0(J/cm³)²之间的峰值强度流量(PIF)。在一个替代性具体实例中，PIF可在0.2(J/cm³)²与0.88(J/cm³)²之间。PIF超过1.0(J/cm³)²可能造成毒性。PIF低于0.1可能仅仅具有消炎作用。相比之下，用于处理疼痛的LLLT系统具有在0.0(亦即光束为连续波束)与0.0015(J/cm³)²之间的PIF，或约为HILT的PIF的1/100至1/1000。

图1为展示以PIF(J/cm³)²表示的HILT脉冲特征与在实验性试验中观测到的生物效应之间的相关性的图。各数据点表示在特定环境中，例如向鸡、羊或人类活体内施加的脉冲激光束的PIF。从各点延伸出的垂直线为误差线。水平虚线表示组织再生可接受的PIF的范围：正好不足0.2(J/cm³)²至正好不足1.0(J/cm³)²。低于0.1(J/cm³)²可能只有消炎作用而非再生作用；而PIF超过1.0(J/cm³)²，可能会有组织毒性作用。

脉冲激光束参数

足够的PIF可通过在可接受值的宽范围内改变脉冲激光束参数来实现，但是PIF要保持在0.1(J/cm³)²至1.0(J/cm³)²的范围内。参数的不同组合可用不同的方式表示；举例来说，峰值强度也可用峰值功率和点尺寸表示。类似地，脉冲重复频率和占空比由脉冲持续时间和脉冲之间的时间决定。

脉冲持续时间短可避免组织中热能积累。在一个脉冲期间对组织有影响的热能在下一个脉冲到达之前散逸。因此实现对组织的温度控制。故本发明的具体实例可采用脉冲持续时间在1微秒至500微秒之间的脉冲激光束。类似地，脉冲激光束具有在0.2Hz与100Hz之间的脉冲重复频率。如此低的脉冲频率值使热散逸最佳。

占空比表示激光脉冲中τ-on与T之间的比率，其中T＝τ-on+τ-off，且为脉冲周期的总持续时间，τ-on为激光束开启期间的时间区间，且τ-off为激光束停止期间的时间区间。τ-on时间区间越短，占空比越低。低占空比与高平均功率值组合可产生每一脉冲极高的峰值功率值。尽管在各τ-on周期期间达到极高峰值功率值，但低占空比允许随后的τ-on周期之间有足够的时间使热从所治疗组织中移走，避免组织损伤。因此，脉冲激光束可具有0.01％至0.5％的占空比。

可使脉冲激光束散焦以产生实质上呈圆形的点，直径在4与20mm之间。或者，脉冲激光束在皮肤上产生直径在5与7mm之间的点。所治疗组织(例如软骨)上聚焦点的半径可为0.12厘米至1厘米，点面积在0.05cm²与3.14cm²之间。与本发明的散焦激光束所产生的这些点尺寸相反，现有技术方法需要聚焦构件以在其中所建议的低功率水平下达到所需功率密度。

如上文所提及，脉冲激光束的强度(W/cm²)与所治疗身体的表面(点尺寸)上激光束的功率有关。通过增加表面上的点尺寸，功率密度随之降低。因此，为获得适合的功率密度来对所治疗组织和/或细胞产生光机械效应，尤其在点尺寸大时，优选使用极高功率的激光。根据本发明的又一个具体实例，脉冲激光束具有至少35kW、至少1kW或400W与50kW之间的峰值功率。类似地，每一脉冲的脉冲激光束能量在0.03与10焦耳之间，或更优选在0.2与2焦耳之间。脉冲激光束也可具有5kW/cm²与25kW/cm²之间的峰值强度。

从上文清晰可见，尤其在使用高峰值功率水平时，例如治疗慢性变性病变时，对治疗条件的严格控制为重要的。峰值功率应达到尽可能与避免组织热损伤所需要相容的高程度。实际操作条件主要视治疗患者的光型(phototype)(肤色)而定。根据本发明的另一个方面，皮肤温度宜以连续或间歇方式检测，以便使实际的皮肤温度处于控制下。照射条件经设定，例如以具有最有效的照射(即最深穿透和最高功率水平)，而不超过皮肤温度的阈温度值，例如40℃或42℃。

这可以通过安置在机头(例如图2(下文所述)中所示的机头)上的温度传感器来实现。用于测定所治疗患者的肤色(光型)的光检测器也可与机头组合。除在治疗期间提供适当控制外，温度传感器和光检测器适用于测定为组织所吸收并变成热或被皮肤反射的能量的量。如果知道了光源所发射和照在皮肤的总能量，那么就可足够精确地确定实际到达待治疗的深处组织的能量值。

应了解，本发明激光的峰值功率和平均功率大于现有技术治疗方法中所用的峰值功率和平均功率，尤其先前引用的美国专利中所揭示的峰值功率和平均功率。另一方面，本发明激光的脉冲持续时间短得多。

HILT设备

本发明也涉及一种激光治疗装置，其包含产生单一治疗激光辐射的第一激光源、输送激光能量至手持单元的第一输送构件、和用于散焦激光束的光学散焦构件，这些构件位于激光束的路径中。

根据一个优选具体实例，输送构件由光学纤维形成，在其输出端前方安置光学散焦构件。在使用光学纤维时，尖端的发射表面可大于0.05cm²，以避免损伤尖端周围的组织。

手持单元可由操作者固持在离进行治疗的患者的表皮适当距离处，激光光径末端和散焦构件安置在此手持单元中。然而，为使操作者更安全并更容易地使用，在一个优选具体实例中手持单元装备有间隔元件，以将所述光学散焦构件固持在离正施加治疗的患者的身体预定距离处，从而无需测定和人工维持最佳距离。

此外，出于便于使用此装置的目的，其可装备有在可见区中的波长下发射的第二激光源和用于输送此第二光源所产生的激光束至手持单元的光学纤维或等效构件。此第二激光源仅仅为标记且其不具有治疗性质。

在图2中，1表示激光源，优选为在1.064微米下发射的Nd:YAG激光，其借助于光学纤维3连接至手持单元5。在手持单元内部，光学纤维3的输出端3A借助于弹性套筒7和夹紧螺母9来固定。散焦镜片11、13面向光学纤维3的末端3A安置。

手持单元5终止于会聚末端5A，间隔片15固定于此会聚末端5A，其表面15A与正施用治疗的患者的表皮E接触。以此方式，散焦镜片11、13始终固持于离表皮预定距离处。以此方式，一旦固定，能量就仅由能量密度决定。

在可见区的波长下不断发射的第二激光源17借助于辅助光学纤维19、连接器21和混合器将激光束引入纤维3中。作为替代和等效物，第二激光源可发送激光束至已知用于同轴混合两个激光束的装置中。成为同轴的两个光束接着发送至已知用于引入纤维中的装置。

以此方式，照亮治疗区域，且在间隔片15存在下，并且如果间隔片15打开或由透明材料制成，那么操作者可看见此治疗区域。

与间隔片15相关联的是两个连接至电阻测量装置27的电极23、25。此装置测量在手持单元5的施加区域附近表皮的电阻，并借助于触发信号产生器29，在手持单元5在触发点附近时，用使激光源1发射所需频率和历时所需持续时间的脉冲的方式产生激光源1的控制信号，其中测量装置27所测得的电阻低。

来自光源1的激光发射的特征可如下。在脉冲激光发射的各周期T期间，产生持续时间τ的脉冲，接着为“停止”时间区间。如上所述，脉冲持续时间与周期T之间的比率D为激光发射的占空比(D＝τ/T)。峰值功率称为Pp，并且如上文所指出，通过周期T和占空比D，与每一脉冲的平均功率Pm相关联。

根据本发明的一个具体实例，高功率脉冲激光束由固态激光源(即由掺杂型单晶结构形成的激光源)产生。适合的固态激光源为Nd:YAG激光器。此激光器可发射足够高功率的脉冲激光并具有1064nm的发射波长，此波长为特别有利的波长，因为此辐射可穿透本申请案中的相关生物组织并到达需要在上面进行组织再生的深处软骨结构。

具有本发明特征的脉冲优选用固态光源(例如Nd:YAG)获得。物理上无法用二极管激光器或LED获得。半导体激光器、灯或LED不能发射具有本发明特征的脉冲。

由激光束在所治疗患者的皮肤上产生的点的尺寸取决于散焦构件的光学特征和光学散焦构件与皮肤之间的距离。功率密度(即每一表面的功率)为关键值，点尺寸为表征治疗方法的重要参数。此经选择，以使得功率密度在如上所述的范围内，视具体应用而定。

光学尖端

图3A、3B和3C展示适用于图2中所示的激光源1的光学尖端300的透视图和示意图。如图3A中所示，尖端300包括光学纤维耦合器302连接至聚焦元件，所述聚焦元件包括圆筒形元件306和弯曲表面304。弯曲表面304将从耦合器302出来的发散光束308转变成聚焦光束310，此聚焦光束310的聚焦平面在某种程度上由弯曲表面的曲率半径决定。

例示光学尖端300可为一次性的，由透明固体普列克斯玻璃或预制塑料制成。非一次性的尖端300可由钢化玻璃或塑料制成。圆筒形元件300可具有约2cm的直径和3-4cm的长度。弯曲表面304可具有在10mm与100mm之间的曲率半径。耦合器可与聚焦元件形成整体或连接至聚焦元件。替代性尖端300可使用波带片(zone plate)而非弯曲表面304来聚焦发散光束308。

图3B展示处于密封包装330中的光学尖端300的透视图。密封件334可防止涂在弯曲表面304的至少一部分上的凝胶332变干或被污染。优选凝胶332在治疗波长下为透明的；实例包括一般超声波凝胶。密封件334可覆盖整个尖端300或仅仅覆盖尖端300的涂有凝胶的部分，其可通过拉扯突出部336来除去。尖端300与密封包装330在使用后可丢弃。

图3C为使用光学尖端300来经皮治疗软骨364的示意图。光学纤维3通过耦合器302将激光源1耦接至尖端300。尖端的弯曲表面304使来自纤维的发散光束308聚焦至软骨上的治疗区域366。视尖端的曲率半径和组织362、皮肤360和尖端300与软骨364之间的凝胶332的指数而定，组织中的焦距可在组织362中0.5cm至约10cm之间。

凝胶332可透过治疗波长下的光，从而降低尖端300与皮肤360之间的任何光学阻抗失配。凝胶332也润滑和冷却皮肤362，防止热损伤。皮肤362也可用在治疗期间或治疗前冷冻或冷却的尖端300冷却。

扫描传递系统

可使用自动或人工扫描传递系统有效并安全地传递脉冲激光束至治疗区域。扫描适用于治疗比激光器的照射表面积(机头的点尺寸或光学纤维的发射表面)大的表面积。诸如在治疗区域中的各位置上的停留时间等扫描参数可由所需剂量、脉冲周期和脉冲重复率决定。只要停留时间保持在可接受的范围内，其就不会有过热或治疗低效的任何风险。因此，扫描也有助于控制组织温度。

图4A和4B展示用于在患者膝盖上扫描脉冲激光束的不同扫描传递系统。图4A展示包括端口402的支撑系统400，其用图2中所示的手持单元5来治疗膝盖上或膝盖内的预定目标组织。端口402也确保光束仅透射至目标区域。患者可使用此系统400自己治疗，而不用临床医师直接监督。支架400可包含防止患者意外地发射引起损伤的信号的安全性元件，诸如除非手持单元5与皮肤接触，否则不会让手持单元5发射光束的故障安全防护装置。

图4B展示用激光传送器432自动传递脉冲激光束的电脑控制系统的一部分。此系统控制传递至膝盖中软骨区域的激光束的位置和剂量。传送器432可通过可由普列克斯玻璃、塑料或玻璃制成的透明球体表面430在膝盖区域上方横向或上下移动。球体430可在治疗波长(例如1064nm)下具有吸收性以防止意外曝露于治疗光束，并在对准光束的波长(例如633nm)下透明以便于治疗。

球体430定位于膝盖上并为激光传送器定位提供指引参考点。一旦传送器432适当定位于球体430上，且球体430适当定位于膝盖上，则系统即可用以根据临床医师所计划的治疗参数施加适当剂量。系统也可用于患者进行安全的自我治疗。扫描传递系统400与电脑控制系统可消除或抑制可能传送到目标组织外部的光束。

吸收系数

发射参数可经选择，以提高激光束的穿透深度，从而到达位于所治疗患者的身体深处的位置，而不会损伤激光束所穿过的组织或在进行激光治疗的体积周围的组织。激光辐射的深度穿透可允许激光治疗例如位于身体内相对深位置的软骨组织的病变，而不会损伤周围生物组织。

传播穿过生物组织的光遵循朗伯-比尔定律(Lambert-Beer′s law)，使得其振幅在穿过此组织期间呈指数衰减。激光能量穿透生物组织的程度取决于组织吸收系数和激光束的流量(每一表面单位的能量：J/cm²)，即光束能量密度。功率密度乘以照射时间得到流量。组织吸收系数为视辐射波长而变化的参数。因此，激光束穿透至生物组织中的程度直接取决于激光束的波长和激光束的功率：光束功率越高，穿透至所治疗组织中的程度越高。

有关这些参数对激光束在生物组织中的穿透深度的影响的详情讨论于K.多舍尔(K.)等人，“光吸收(Photoablation)”，SPIE，第1525卷，激光生物医学应用的未来趋势(Future Trends in Biomedical Applications of Laser)(1991)，第253-278页中。根据多舍尔等人(1991)，光的光学穿透深度(x)与组织吸收指数(α)成反比，即x＝1/α。因此，组织吸收系数(α)越高，穿透至组织中的程度越低。穿透深度与上述参数的相关性展示于多舍尔等人第261页上的图9中。吸收系数越高，辐射穿透组织的能力越差。

如表1中所示，正常软组织的吸收系数(α)为波长(λ)的函数。1,064nm的波长具有最低吸收系数(α＝4cm^-1)和最深穿透(2,500μm)。相比之下，多舍尔等人所报导的数据显示CO₂激光(波长10,600nm)具有600cm^-1的吸收系数和极低的穿透深度。

表1

正常软组织的常规吸收系数(α)和有效吸收系数(α^*)(相对于散射校正)随波长(λ)而变

本文关于α所用的数据是来自K.F.帕默(K.F.Palmer)和D.威廉姆斯(D.Williams)，“近红外线中水的光学性质(Optical properties of water in the nearinfrared)”，美国光学协会期刊(J.Opt.Soc.Am.)64，1107-1110(1974)。有关不同激光源的穿透深度的其它信息呈现于J.特纳(J.Tuner)等人，激光治疗：临床实践与科学背景(Laser Therapy：Clinical Practice and ScientificBackground)，第一书籍出版社(Prima Books)，2002，第40-43页中。

为实现最大可能的穿透，激光辐射优选最低程度地被组织发色团吸收，即激光的波长不应对应于组织发色团的峰值吸收波长。最重要的发色团包括水、黑色素、血红蛋白、氧合血红蛋白和核酸(DNA)。

图5为可见光波长和近红外线波长的光束通过3.3mm深暗色组织的透射率对光束直径的图。类似结果适用具有较浅颜色的人类皮肤，例如来自欧洲、非洲和亚洲个体的皮肤，不过透射率的变化在较黑皮肤中尤其显著，即具有深暗色皮肤(非洲皮肤)的个体。一般说来，透射率随光束直径而增加且独立地随波长而增加。最大透射率出现在λ＝1064nm且光束直径为12mm的光束。此波长仅仅部分被皮肤、黑色素和皮下脂肪所吸收并能够进入最深的组织(即关节软骨)中。

因此，根据本发明的一个具体实例，脉冲激光束的波长在0,75与2.5微米之间。或者，脉冲激光束的波长在0.9与1.2微米之间。或者，脉冲激光束的波长为1.064微米。

可采用特征为低吸收系数的不同波长。因此，根据本发明的另一个具体实例，脉冲激光束具有在正常软生物组织中的吸收系数等于或低于50cm^-1(水的吸收系数)的波长。或者，脉冲激光束具有在正常软生物组织中的吸收系数等于或低于15cm^-1的波长。根据本发明的另一个具体实例，脉冲激光束的穿透深度为至少2mm。

光机械效应

作为本发明方法的基础的一个重要方面为，激光在以高强度使用时，对激光所治疗的组织和/或细胞产生治疗水平的光机械效应。在光机械效应下，至少一部分的激光能量可转变为激光所治疗的组织和/或细胞上的一或多种形式的机械力。这些机械力可对所治疗的细胞和/或组织产生物理效应，并引起细胞和/或组织改变形状和/或尺寸，产生诸如刺激细胞代谢、细胞增殖、细胞分化、和因此组织再生等作用。

根据第一方面，通过在患者的组织表皮的给定区域施加具有尤其峰值强度流量(PIF)方面的特定特征的适当散焦激光束，激光束可对所治疗的组织和/或细胞(尤其位于所治疗患者体内深处的组织和/或细胞，例如软骨组织)产生光机械效应以及光热与光化学效应。

尽管使用高PIF，但皮肤水平上的温度升高必须保持在生理学范围(37-41℃)内，因为过高的温度升高会导致组织损伤。为实现此结果，根据本发明，优选使用脉冲激光。

一般地说，电磁辐射与生物组织的相互作用与辐射波长和组织的光学性质有关。与组织表面正交的激光束在从周围环境(空气)和组织穿过时由于阻抗指数变化而部分反射。剩余部分的激光束能量传送至并通过组织且被组织中所含的不同化学物质吸收和扩散若干次。

图6为展示脉冲激光束602如何在第一介质601与第二介质603之间的边界605上产生声波604的示意图。当脉冲激光束602照在第二介质603时，立即在第二介质603自身中产生弹性压力波604，并从表面605向下传播至介质603深处。波604的振幅与光束602的强度成正比，并与脉冲持续时间成反比。波幅也取决于光的性质(λ)和第二介质603的物理-化学结构。下面是描述在高强度脉冲激光束所照射的组织中产生的声波形状之间的关系的公式：

p_{2} (z, t) = ρ_{2} v_{2}^{2} (\frac{α \sqrt{{\hat{k}}_{1} {\hat{k}}_{2}}}{K_{1} \sqrt{{\hat{k}}_{2}} + K_{2} \sqrt{{\hat{k}}_{1}}} - \frac{1}{v_{2} + {rv}_{1}} (β_{1} \sqrt{{\hat{k}}_{1}} + β_{2} \sqrt{{\hat{k}}_{2}})) I (t - \frac{z}{v_{2}})

其中热扩散系数为；尺寸系数为I为激光脉冲强度；c_i为比热；β_i为线性膨胀系数；K_i为热导率；ρ_i为密度；v_i为声速；α为组织的光学吸收系数；z为深度；以及t为时间。

入射激光与组织中产生的光机械波或光声波之间的关系包括：(1)入射光强度与组织中产生的机械波强度之间的直接关系；和(2)机械波频率与激光脉冲持续时间(τ)之间的直接关系。即，声波的形状与激光脉冲的形状有关。机械波的强度也可能与介质(例如图6中的介质2)的光学、热和机械特征有关。

光机械效应的治疗价值

高峰值功率值(例如至少1kW的值)和高峰值强度值(例如至少1kW/cm²的值)可使光机械效应用于治疗目的。当适当选择脉冲的峰值功率、脉冲占空比和脉冲频率时，上文提及作为光机械效应的实例的“光致膨胀”和“光致收缩”效应实质上可对经受照射的组织产生一种细胞外按摩。

下文详细给出软骨组织上光机械效应的一个非限制性实例，其给出本发明脉冲激光束的光机械效应的治疗价值的一个实例。

透明质素(Hyaluronan)(也称为透明质酸或透明质酸盐；下文中为“HA”)为一种广泛分布在结缔组织、上皮组织和神经组织中的非硫酸化粘多糖。其是细胞外基质的主要组分之一，显著影响细胞增殖和迁移。HA为关节软骨的重要组分，其中其以外膜形式存在于各细胞(软骨细胞)周围。当在连接蛋白存在下聚集蛋白聚糖单体结合于HA时，形成大型带高负电荷的聚集体。这些聚集体吸收水并使软骨具有弹性(其抗压强度)。虽然HA在细胞外基质中很丰富，但HA也有助于组织的流体动力学、细胞的运动和增殖，并参与大量细胞表面受体的相互作用，特别是包括其初级受体CD44在内的受体。HA能够结合大量水，形成明胶样粘性基质。除为组织提供可压缩性外，蛋白聚糖也充当ECM中生长因子(例如bFGF)的储积库。因此任何ECM损伤都会释放出所结合的生长因子，所述生长因子可起始愈合过程。蛋白聚糖也可为整合型细胞膜蛋白，并且凭借这种能力，调节细胞生长和分化。

图7展示作为细胞外软骨基质(ECM)最重要组分之一的HA在ECM中的分布。指出ECM与软骨细胞之间存在密切关系是非常重要的。因此，ECM的任何空间变形都会作为机械刺激自动地转移至细胞。

图8展示HA的光谱。当使用具有在一个HA吸收峰值内的适当波长(例如1064nm的波长)的脉冲高强度激光束来治疗软骨组织时，其被ECM中的HA内含物选择性地吸收。脉冲发射的此特定激光被ECM中的HA特异性吸收会引起组织立即膨胀，接着在冷却期期间收缩。ECM的此可逆空间变形会作为机械刺激自动地转移至细胞。

包括骨头、软骨、骨骼肌和韧带在内的肌肉骨骼系统对此机械刺激作出反应，伴随代谢、细胞骨架组织、增殖速率和发育期间分化状态发生变化(小野寺(Onodera)等人)。软骨细胞也通过改变其代谢、其分化状态和其增殖对机械力作出反应。其视机械刺激的幅度、频率和模式而定对机械力作出不同程度的反应。

一般已知ECM通过“整合素”的粘附对各种间叶细胞的细胞运动、代谢和增殖来说是重要的。整合素是一类跨膜(α和β链)杂二聚体糖蛋白，其细胞内结构域与细胞骨架元件缔合。上皮或间叶细胞上的整合素也结合于ECM；这些相互作用发出细胞附着的信号，并可影响细胞移动、增殖或分化。整合素-ECM相互作用可利用生长因子受体所用的相同细胞内信号传导路径；举例来说，整合素介导的与纤维结合蛋白的粘附可触发MAP激酶、磷脂酰肌醇3-激酶和蛋白激酶C路径的元件。以此方式，细胞外机械力可与细胞内合成和转录路径偶联。

正分化的软骨细胞表达α5β1和α2β1整合素，且成熟软骨细胞也表达α5β1、α2β1和αvβ5整合素。抑制整合素介导的细胞-ECM粘附可增强团块培养系统中胚胎间叶细胞的成软骨分化。一般说来，通过整合素的细胞-ECM粘附活化小的GTP酶和有丝分裂原活化酪胺酸激酶(MAPK)路径，并改变细胞骨架结构。同时，整合素通过这些路径的下游信号传导可成为软骨细胞中有效的机械转导路径。实际上，各种机械负荷可活化软骨细胞中细胞外调节的激酶路径(ERK-1/2)，此路径为软骨外植体上负荷的动态组分，而非自由膨胀。高桥(Takahashi)等人指示膨胀力会诱发活体内ERK-1/2的磷酸化和核转位。因此，细胞-ECM粘附可在机械转导和随后软骨细胞对机械刺激的反应中起到至关紧要的作用。

细胞生长和分化涉及至少两种协同作用的不同类型的信号。一种来源于可溶性分子，诸如多肽生长因子和生长抑制剂。另一种涉及与细胞整合素相互作用的ECM的不溶性成分。

因为细胞近乎完全可透过本发明能够到达最深组织(例如关节软骨)的高强度激光波长(例如1064nm)，所以本发明的高强度激光可将被HA选择性吸收的激光转换成机械力，这些机械力通过作用于ECM，能够机械刺激软骨细胞。

光热效应

如上所述，组织穿透与所用功率成比例，因此与强度(W/cm²)或功率密度成比例，因此与峰值强度流量成比例。为到达深部组织，必须采用高功率值，同时避免由例如光热现象所引起的组织损伤。

高功率激光系统甚至在短时间内也可提供大量的能量，此不可避免地加热所治疗的区域。组织中所产生的热与转移至此组织的能量的量直接相关。

在连续发射的激光系统中，发射功率增加导致发射能量增加，发射能量为时间上功率的积分。此能量的一部分转变成受照射组织中的热。热在水(生物组织主要由水形成)中的传播速度比电磁辐射在组织中的传播速度低得多。因此，激光能量在组织中产生的热在所治疗患者的皮肤下的一定深度处累积，随之由于温度升高而发生负面影响。

生物组织中热的扩散长度为控制激光治疗期间热效应的重要参数。此长度L由下式给出

L²＝4Kt，

其中K称为传播热的材料的热扩散率，并为材料的热传导率、比热和密度的函数；且t为时间。

从上式可知，假使对于水来说，K＝1.43×10^-3，那么热能在水中以每秒0.8mm传播。通过使扩散长度L等于激光辐射的穿透深度，如下获得弛豫时间，

t_弛豫＝1/4Kx²，

其中t_弛豫为弛豫时间，K为组织的热扩散系数且x为穿透深度。

对于穿透深度等于1/4cm的Nd:YAG激光，且假定K值为0.00143(水的值)，则弛豫时间为312.5秒。此意味着如果使用Nd:YAG激光实现深度穿透至组织，那么可获得相当高的热弛豫时间。此使得所治疗的组织中温度缓慢升高且热散逸缓慢。这样缓慢的散逸可能引起热积累，随之引起所治疗的组织损伤。

如上文所提及，为治疗位于体内深处的组织，优选使用特征为低水吸收系数的波长(组织对光辐射的吸收系数越低，光辐射的组织穿透越大)。虽然此使得可将光传输至体内深处，例如关节腔内，但其也产生一个有关在受照射组织中产生的热散逸速度的潜在问题(组织中光的传播速度越大，所诱发的热保持“陷”在深处的危险越大，从而引起热积累现象)。因此，为避免所治疗组织中出现热积累和过量的温度增加，可能需要在连续激光脉冲之间提供足够的时间来散逸热。

实质上，激光至少部分地转变成热波，造成所观测到的光致膨胀效应，其中温度立即增加至高达42℃。在τ-off时间期间，快速冷却且介质(例如组织)趋向光致收缩效应。光致膨胀和光致收缩可分别为介质分别由于从激光转化的热产生和散逸所导致的膨胀和收缩。因为组织不进行任何剧烈的变形，所以膨胀和收缩为可逆的。此光机械行为能够产生声波，因此也称为光声效应，其很可能是在这些系统中观测到的包括微米规模的表面质量传递在内的多种古怪光激活动的根源。

对热积累有影响从而对温度升高有影响的另一个重要参数为所治疗组织的总体积。在保持受照射表面(即激光点)和照射能量恒定下，每一脉冲的峰值功率增加可增加受照射体积。原因在于更高的峰值功率使激光穿透至组织中更深处，且因此吸收激光能量的总体积增加。应了解穿透深度为激光辐射的密度水平能够发挥治疗作用的深度。

在等能热力学转化中，根据以下方程式，不同的热容量(C_k)对应于不同的体积：

C_k＝c_k×m，

其中：m＝体重；且c_k＝比热，为各身体所特有。

因为C_k＝ΔQ/ΔT，其中Q＝能量，且T＝温度，所以得出：

c_k×m＝ΔQ/ΔT。

因此ΔT＝ΔQ/(c_k×m)。

从上面的方程式显而易见，相同量的照射能量引起与受照射体积成反比的温度升高：受照射体积越大，温度升高越小。因此，且与乍一看可能呈现的情况相反，从组织温度控制的观点来说，各激光脉冲的峰值功率增加改良治疗条件。

因此，已经认识到，为实现深部组织的有效治疗并且不损伤更多的表面和周围组织，优选使用具有低脉冲频率和短脉冲(即低占空比值：短τ-on时间和长τ-off时间)的脉冲激光源，与每一脉冲高峰值功率值组合。

激光点的面积也是非常重要的，以达到最大可能地穿透，同时散射量最小。已经在实验(赵(Zhao)，1998)中证明，通过增加点尺寸的直径，可减小散射角(点的直径越大，散射角越小)。此可引起辐射更深地穿透至组织中且在组织中更均一扩散，因此增强治疗作用。

另外，因为如上所示，ΔT＝ΔQ/(c_k×m)，所以在每一脉冲的能量相同下，所治疗的体积越大，组织的热增加越低。一种增大治疗体积的方式为增大点尺寸，尤其当穿透深度优选保持在恒定值下时。通过适当地选择以上论述的参数，所治疗体积中的组织温度保持在一定温度以下，例如42℃或甚至42℃以下，且优选40℃以下。需要时，可另外提供对所治疗患者的皮肤进行冷却。

光化学效应

本发明的脉冲高强度激光束也可对所治疗的组织和/或细胞产生光化学效应。在光化学效应下，激光中的至少一部分能量可直接被激光所治疗的组织和/或细胞所吸收。直接吸收激光中的能量可能在所治疗的组织和/或细胞中产生某些化学和生物化学后果。用激光治疗的组织和/或细胞直接吸收的能量并非如光机械效应中一般转化为机械力。

激光的光化学效应的一个非限制性实例为提供动能给酶克服能阈，从而启动生物化学反应。本实例在下文中作详细说明。

为充分了解和描述激光辐射对受损生物组织的作用方式，关键是考虑在激光治疗期间所观测到的临床现象。应考虑至少4种不同层面的研究：临床、生物化学、分子生物学相关和物理学。

实际上，将物理学考虑放在生物化学方面之前，不可能例如在10,600nm辐射(CO₂激光)的临床功效与其与生物组织相关的光学性质之间达成共识。即如所述，因此关键是考虑激光的治疗作用，如过去二十年的文献中所报导：即消炎、生物刺激、止痛、消水肿和脂肪分解作用。

在骨关节炎病变的动物模型中，发现应用本发明的方法会引起PCR(活性蛋白-C)值下降。这是因为诸如IL-6、IL-1β和TNFα等细胞因子的内分泌减少。内分泌是意图保留在产生其的生物体内并起作用的腺分泌。

细胞因子减少可归因于激光作用对这些或其它致炎细胞因子的直接作用，但程度不如激光对诸如TGFβ和IGF-I等对这些细胞因子具有拮抗作用的某些生长因子上所诱发的刺激。细胞因子为多种细胞产生的激素样蛋白质因子。其发挥许多不同的生物作用，其中有通过充当细胞内信使，控制宿主的发炎、生长和细胞分化过程以及免疫反应过程。最著名的细胞因子为肿瘤坏死因子(TNF)、干扰素和细胞激素。也已知活化分解代谢过程从而引起组织破坏的致炎型细胞因子，以及相反地，促进再生过程的合成代谢细胞因子。

相应地，激光辐射不提供对任何细胞结构或产物(例如IL-1β、TNFα、IL-6)的任何阻断作用，而是可在易于获得的能量下，促进能够逆转正在进行的分解代谢过程的合成代谢细胞因子。

此种刺激实际上通过作用于具有固有酪氨酸激酶活性的细胞受体与利用胞质内酪氨酸激酶相关受体的受体两者而发生。

属于前一类型的是一组具有胰岛素作为原型的受体。明确地说，此组包括胰岛素样生长因子(IGF-I)受体、转化生长因子β(TGFβ)受体、表皮生长因子(EGF)受体和血小板衍生生长因子(PDGF)受体。在通过受体与激素之间的相互作用活化后，可调节参与细胞增殖的其它分子的活性。

换句话说，这些受体具有一种一旦被特定激素(例如IGF-I)活化，就能够直接改变细胞活性的结构。

因为GH、泌乳素、红细胞生成素和许多细胞因子的受体属于利用胞质内酪氨酸激酶的第二组受体，所以此组也称为“GH/细胞因子”受体。

激光首先有利于具有固有活性的受体的酪氨酸激酶活性(因此增加IGF-I、TGFβ、EGF、PDGF因子)，其次才有利于具有胞质内酪氨酸激酶的受体的酪氨酸激酶活性(通过提高GH作用)。

为了解激光所产生的工作机制，值得记住酶系统工作的方式。虽然这些酶以类似于无机催化剂的方式工作，但其具有高得多的作用特异性。实际上，酶选择性地吸附子层，在子层上起作用并与其密切联接。

一旦两者反应，酶所吸附的分子就不太强地键结，并从酶处离开，酶又可使用。必须记住，酶的主要目标(类似于催化剂)是降低分子进入给定反应循环所需要的触发(动)能。因此，催化剂和酶降低能量需求，即分子必须克服以启动反应的能阈。

在应力状况(例如慢性感染所诱发的应力状况)下，出现致炎细胞因子增加，引起胞质内酪氨酸激酶受体活化，对GH产生竞争性干扰。此现象可解释细胞的合成代谢现象未完全阻断，但因酶和能量竞争的现象而实际上被阻止的原因。

在这种情况下，易于从激光获得的能量有利于固有酪氨酸激酶受体的路径，而非胞质内酪氨酸激酶受体的路径(已经由致炎细胞因子占据)，优选为诸如(IGF-I)、转化生长因子β(TGFβ)、表皮生长因子(EGF)和血小板衍生生长因子(PDGF)等生长因子，此暗示稳态细胞天平(cellular scale)有利于合成代谢路径而非分解代谢路径。

在此层面上，激光以两种不同的方式起作用。

直接作用于化学试剂：此可能为介入的第一路径；实际上，在慢性和/或变性炎症期间，由于致炎细胞因子(IL-1β、TNFα、IL-6等)基本上压倒合成代谢细胞因子(GH、IGF-I、TGF等)，诱发对“GH/细胞因子”的刺激，所以细胞质酪氨酸激酶饱和。在此情况下，激光辐射所传递的动能可用于使细胞试剂直接进入合成代谢细胞因子所诱发的代谢反应周期，在酪氨酸激酶不足的情况下也是如此(不足归因于致炎细胞因子的作用)。一般说来，没有酶作用，不可能活化合成代谢反应，因为所需的能量过高：激光提供此能量。以此模式，细胞将可能再次启动由发炎性病状中断的合成代谢活性。激光与具有消炎活性的医药之间的本质区别在于，激光刺激合成代谢细胞因子再继续其代谢功效且不阻断任何活性，这与消炎药物抑制某些代谢路径(包括致炎细胞因子的代谢路径)而不促进任何事情相反。注意TNFα的阻断如何只决定正在进行的变性现象放慢速度，而不是逆转倾向是很有意思的，这与使用激光辐射时可在活体内观测到的情况相反。尽管阻断TNFα，但不逆转倾向的现象可通过考虑其它致炎细胞因子通过结合酪氨酸激酶继续其拮抗活性来解释。

间接作用于酪氨酸激酶(膜、细胞质)：在此情况下，激光通过活化其酶前驱体，制造更大量的可用酪氨酸激酶。这么大量的胞质内酪氨酸激酶允许出现GH(合成代谢细胞因子)的旁分泌作用所诱发的代谢活性。

总之，在以上揭示的功率密度水平下的激光辐射最初通过促进生长因子的代谢活性来引起开始的旁路效应。后来，其制造更大量的可用于GH路径的可用胞质内酪氨酸激酶。

众所周知，TGFβ在高剂量下对TNFα具有拮抗作用，后者在骨关节炎现象的发生中起重要作用。也已知IL-1β和TNFα增加糖皮质激素受体的可用性。在慢性炎症的情况下，所有这些都促进生物体朝向分解代谢路径发展，而非合成代谢路径，从而增加变性现象。洛佩兹·卡尔德隆(Lopez Calderon)等人(参见洛佩兹·卡尔德隆A(Lopez Calderon A)，索图L(Soto L)，马丁A I.(MartinA I.)，慢性炎症抑制GH分泌和改变血清胰岛素样生长因子系统(Chronicinflammation inhibits GH secretion and alters serum insulin-like-growth factorsystem).生命科学(Life Science).1999：65(20)：2049-60)已经报导描述慢性炎症抑制GH分泌和改变IGF-I血清含量的活体内实验的结果。

已知生物体的稳态天平中由轴GH-IGF-I所引起的整个一连串正面效应，此轴在出现恶病质或变性现象时改变。

激光辐射在以足以通过活化阈的强度传递时，能够促进细胞活性，而不诱发任何类型的任何“药理学阻断”。已知实际上，消炎药物的重要限制在于，通过起作用对一些生物功能产生阻断效应，其始终引起不良副作用(例如TNFα诱发免疫系统严重削弱)。

简单地说，尽管缺乏任何酶，但激光通过提供易于获得的动能，首先促进固有酪氨酸激酶活性的受体路径活化。此促进会触发一系列细胞内和细胞外现象，通过改善这些现象来影响生长因子IGF-I、TGF、EGF、PDGF。其次，出现胞质内酪氨酸激酶的活化，此通过恢复轴GH/IGF-I来增强GH的作用，以及增强细胞因子的作用。

此解释了在特定条件下，激光不具有消炎作用，但具有改善和维持免疫系统的促发炎作用的原因。

激光的光化学效应的另一个非限制性实例为分子信使(例如Ca²⁺通道和其细胞下游信使)的活化。本实例在下文中作详细说明。

众所周知，细胞严格地管理细胞质的Ca²⁺含量。生理学细胞内Ca²⁺浓度为细胞外Ca²⁺浓度的1/20,000。因为存在跨膜电梯度(-60、-90mV)，所以Ca²⁺倾向于自发地进入细胞。细胞膜部分地渗透离子Ca²⁺，且保持细胞内Ca²⁺浓度低以避免细胞死亡存在问题。因此，为避免毒性细胞内Ca²⁺浓度，细胞采取振荡行为，此行为能够控制细胞内Ca²⁺浓度。此机制引发称为“化学波”的Ca²⁺波在细胞内传播。这些化学波对浸渍细胞的电磁场振荡敏感。因此，这些化学波也对脉冲激光束传递的激光能量敏感。通过影响化学波，脉冲激光束可对细胞内Ca²⁺浓度产生影响，从而可产生一系列生物化学和生物学后果。

光机械效应与光化学效应的比较

虽然所有激光系统都可传递对所治疗组织和/或细胞产生光化学效应所需的能量，但只有高强度激光可发挥有治疗价值的光机械效应。高峰值功率值(例如至少1kW的峰值功率值)和高峰值强度值(例如至少1kW/cm²的峰值强度值)允许脉冲激光对所治疗组织和/或细胞产生光机械效应与光化学效应，两者组合在一起可实现异乎寻常且意外的治疗效果。

根据本发明的一个具体实例，通过利用由高功率脉冲激光束在所治疗组织上诱发的所述光机械效应与由激光光子在细胞上诱发的直接光化学效应组合，增强组织再生。软骨组织的特征为含有组织细胞的细胞外基质。由脉冲高强度激光诱发的光机械效应引起此细胞外基质和其中所含的细胞重复收缩与膨胀。此机械效应刺激软骨生成作用。直接光化学效应(即细胞结构直接从激光光子吸收能量)控制细胞分化，以使得健康的透明软骨组织得以再生，而非纤维化软骨组织。

始终认为激光辐射剂量与治疗功效之间的关系对于激光治疗作用来说是重要的。此事实已在基于试管内实验的文献中广泛报导。

在大鼠的膝关节上进行的活体内实验显示5.8W/cm²的功率密度可能不足以通过活化阈。(臼庭M(Usuba M)，雅佳M(Akai M)，白崎Y(ShirasakiY)：低水平激光治疗(LLLT)对收缩膝关节的粘弹性的作用：与大鼠中的涡流治疗比较(Effect of low level laser therapy(LLLT)on viscoelasticity of thecontracted knee Joint：comparison with Whirlpool treatment in rats)，激光外科与内科学(Laser Surg Med)1998，第22卷第81-5页)。

本发明是基于意外地认识到组织上激光辐射强度的重要性，而非其“剂量”，即在整个治疗期间所施加的总能量。因为LLLT只能具有光化学效应，且有时也具有光热效应，所以其在概念上不同于具有光机械效应以及光化学效应以及光热效应的本发明的高强度激光治疗(HILT)。本发明的光机械效应也与如上文详述的光热效应和光声效应有关。

此处有必要澄清一下：一者为任何能源的光热效应在施加于组织时都会升高平均温度，且因此也提高基础代谢。此现象也可通过在身体区域上长时间使用简单的低功率激光连续发射容易地获得。与光动力效应相关的热效应却截然不同。在此情况下，需要使用具有极高能量和极短脉冲的脉冲激光，换句话说，HILT激光。受照射的组织由于热效应而迅速膨胀，接着过后在一个脉冲与下一个脉冲之间立即冷却。同样，在此情况下，热效应立即转换成机械能。

这就是谈论光热效应与光机械效应之间的关系的原因。但这仅仅是一种非常特别的情况！因此，同一激光具有两个热效应，一者紧接着发生光致膨胀，接着在冷却期间收缩，而另一者更一般是因为决定所治疗区域的平均温度增加，随之发生基础代谢提高的热积累现象。第一个现象仅仅为HILT所特有，而第二个现象为所有施加于身体的能源所共有。

HILT与LLLT之间的差别

鉴于以上，就待实现的目的和实现所述目的和目标的操作条件和参数的选择而论，HILT比LLLT优良。就所关注的目的而言，HILT的主要目标为使用无痛非侵入性的治疗系统进行非侵入性再生治疗。HILT的第二目标为治疗深部病变，诸如关节软骨的病变。

由于除光化学效应和光热效应外，还有HILT的光机械效应，且HILT的光机械效应与光化学效应和光热效应组合，以及采用高峰值功率值；高能光子传输至组织内可能的最深程度；和控制组织温度在42℃以下且优选在40℃以下，所以可实现此目标。

以上目标通过遵循一些一般规则来实现：激光辐射穿透越深，则随后的激光脉冲之间的时间越长，以允许热散逸；每一激光脉冲的能量含量越高，则脉冲频率(即重复激光脉冲所在的频率)越低；每一脉冲的功率水平越高，则流量越低；每一脉冲的峰值功率越高，则脉冲持续时间越短(低占空比)；在恒定的点面积下峰值功率越高，则辐射相关的体积越大，且因此归因于热积累所造成的温度增加越低；每一脉冲的能量越高，则激光辐射的总曝露时间越短；且激光辐射的总曝露时间越短，则热积累越低。

特征为每一脉冲高峰值功率和高能量的大型脉冲适用于根据朗伯比尔定律(Lambert Beer’s law)深入传输高能量。组织温度的热增加直接与所供应的能量相关。为正确地控制温度趋势，同时在治疗期间实现光机械效应，以下值可表示为刺激组织再生的方法的一个实例(应注意，激光发射的各个参数可在整个本申请案中所提及的范围内变化)：

最高可能的峰值功率(例如至少1kW)；

极长传递时间T(例如0.1与1秒之间)，特征为极短脉冲持续时间τ(例如1与300微秒之间)；因此，极低脉冲重复频率(例如1与40Hz之间)和极低占空比(例如至多0.01％)；

每一脉冲高能量含量(例如0.03与1焦耳之间)，其能够确保极高脉冲和良好平均功率(例如几十瓦)，从而确保光子充分传输至目标，尽管光在通过期间进行任何散射；

大的激光点直径(例如10mm)；和

0.1与1.0(J/cm³)²之间的PIF。

以此方式传递的高能量为安全的，且允许在光打开时整个组织的体积突然急剧膨胀，接着在光关闭时即冷却，从而产生光机械效应。

评估研究

使用HILT在试管内和活体内在动物与人类模型上进行的实验性试验能够使我们绘制出峰值强度流量(PIF)的图。

高强度激光治疗(HILT)在试管内刺激细胞增殖。

背景和目标：Nd:YAG激光发射广泛用于物理治疗和运动医学以处理疼痛，但很少知道其对细胞增殖的作用。较低功率的二极管激光发射显示细胞增殖作用，但其不能安全或有效地用以治疗深部的变性病症。近来，已经发明一种新的Nd:YAG激光发射(HILT，高强度激光治疗)，其特征使其可安全地传递高量的能量至深处的解剖位置。此在原则上可允许治疗如骨关节炎等变性病症。因此，此研究的目标为评估a)HILT是否具有细胞增殖作用；b)可观测到此作用时的发射参数，且是否可观测到此作用；c)确定其是否是因为与酪胺酸激酶信号传导路径的相互作用。

材料与方法：用不同发射参数下的HILT发射照射试管内培养的HCT8细胞，且通过OD分析和免疫组织化学测试来测定其增殖速率，所述分析和测试测定最常用的核细胞周期活化标记(Ki67、PCNA、周期素D1(Cyclin D1))和生长因子(IGF)合成的水平。在用染料木素(genistein)(引起细胞周期活化的酪胺酸激酶路径的选择性抑制剂)处理的HCT8细胞上重复相同实验。

用于此研究中的激光系统具有1064nm的波长、200微秒的脉冲持续时间、每一脉冲0.30与150mJ之间的能量、1与40Hz之间的重复频率、6mm的点尺寸直径。激光系统的电源为230V-50/60Hz。输入为12A。

每一处理的激光设置如下：

峰值强度流量(PIF)：0.776

峰值强度：2.7kW/cm²；

每一脉冲的能量：150mJ；

重复频率：10Hz；

点尺寸直径：5mm；

每一脉冲的流量：0.759J/cm²；

每一治疗的能量(剂量)：27-36J；

结果：在给定发射参数下HILT发射能够诱导细胞增殖。虽然所传递的能量和剂量的总量与增殖速率无关，但HILT脉冲的重复频率、曝露时间和平均功率具有至关紧要的作用。此外，HILT治疗能够恢复染料木素选择性抑制的细胞周期标记的表达。

结论：在给定发射参数下HILT能够恢复细胞周期的活化并刺激细胞增殖。活化机制可能同与酪氨酸激酶信号传导路径的直接相互作用有关，或同可能由光机械细胞刺激介导的旁路路径的诱导有关。在有效参数下，HILT刺激由IGFI生长因子介导的增殖的自分泌和旁分泌活化。

使用HILT的活体内动物模型的透明软骨再生

导言：本实施例中进行的研究的目标为使用动物模型评估HILT作为一种新的非侵入性方法，刺激活体内关节软骨再生长。主要目标为评估HILT在活体内的安全性和有效性。其它目标包括评估软骨的再生长和HILT的消炎作用。

材料与方法：挑选羊作为此研究中的动物模型，因为在所有测试的动物物种中，羊具有最接近人类的基础代谢率(BMR)(R.K.普特(R.K.Porter)，哺乳动物细胞氧消耗的异率测定(Allometry of mammalian cellular oxygenconsumption).CMLS，细胞分子生命科学(Cell.Mol.Life Science).58(2001)：815-822)。

挑选髌骨的股骨滑车沟作为病变部位。此部位由髌骨部分覆盖，且光须穿过髌骨与股骨之间的间隙。皮肤与病变中心之间的平均距离为22±1.7mm(内侧)和30±1.5mm(外侧)。为计算组织内的光强度，将光电二极管插入髌骨(死羊的膝盖)上与病变相同的部位的股骨滑车沟的骨头中。使用数据记录器跟踪热、光和功率。数据记录器装备有允许在不利条件中测量的小传感器(光电二极管、光学纤维等)。

由零时间(T0)，在10只60±5kg重的成年母羊中，通过钻凿髌骨的股骨滑车沟，造成到达软骨下骨头的单侧软骨全厚度外科缺陷。

所有个体(n＝10)都在手术后6天接收抗生素防治。在外科手术后一周，所有个体分成两组：HILT组接收15次激光处理(Tx)，而未处理组不接收激光。

用于此研究中的激光系统具有1,064nm的波长、50与110微秒之间的脉冲持续时间、每一脉冲200与2000mJ之间的能量、1与10Hz之间的重复频率、10mm的点尺寸直径。激光系统的电源为230V-50/60Hz。输入为12A。整个系统具有92cm×33cm×75cm的尺寸，且重80kg。

每一治疗的激光设置如下：

峰值强度流量(PIF)：0.566；

峰值强度；19kW/cm²；

每一脉冲的能量：2焦耳；

重复频率；10Hz；

点尺寸直径；10mm；

每一脉冲的流量：2.54J/cm²；

每一治疗的能量(剂量)：2500J；

模式：扫描。

每个个体都接收历经3周总数15次的处理，平均每周处理5次。随处理的每个步骤(T/0至T/5)对经处理病变(HILT组)和对照组(未处理组和健康组)进行组织学分析和/或目测。

为评估HILT的作用，比较在诱发外科缺陷后30(T1)、45(T2)、90(T3)、120(T4)和180(T5)天从病变收集的样品的组织学和免疫组织化学(IHC)发现结果。明确地说，样品用H&E、番红O(Safranin-O)、阿尔新帕斯(AlcianPas)和海罗维奇染剂(Herovici′s stain)染色。IHC评估中使用对IL-1β、MMP-9、TIMP-2、COMP、IGF-I和I-II型胶原蛋白具有特异性的单克隆和多克隆抗体。

结果：缺陷区域的宏观观测显示处理组中，从边缘至病变中心区，新的组织正在进行再生长。在T1、2、3，可能关注到软骨细胞增殖增加和发炎因子(IL-1β、MMP-9)减少。相反，未处理组显示严重的组织炎症。在T4和T5，关于II型胶原蛋白表达的存在和形态学外观，观测到具有透明样软骨的一些特征的新组织形成。可观测到根据本宁霍夫图(Benningoff′s scheme)的胶原纤维空间分布。

相较于病变基本上保持不变的未处理组，HILT组具有显著的软骨组织再生(再生长)。从T/3开始，番红O染色显示相较于健康软骨，HILT组的软骨中具有类似的蛋白聚糖含量，而未处理组具有最少的蛋白聚糖染色。II型胶原蛋白的免疫组织化学(IHC)也显示相较于健康软骨，HILT组具有类似的II型胶原蛋白含量，而未处理组具有最少的II型胶原蛋白染色。软骨寡聚基质蛋白(COMP)的IHC显示HILT组的COMP显著比未处理组多。典型发炎标记(例如IL1β和MMP)的IHC显示HILT组的炎症程度显著低于未处理组。在T/4获得类似结果。另外，在T/4，阿尔新帕斯染色显示相较于健康软骨，HILT组具有类似的细胞外基质组分和前驱体的含量，而未处理组具有最少的细胞外基质或前驱体染色。

在T/5，在目测和显微镜下HILT组的病变完全愈合，而未处理组的病变保持不变。番红O和阿尔新帕斯染色显示HILT组中的愈合区域具有丰富的蛋白聚糖含量和细胞外基质组分与前驱体，类似于在正常软骨中所观测到，而未处理组中相应病变的蛋白聚糖和细胞外基质组分的染色最少。另外，I、II和III型胶原蛋白的组织化学染色显示HILT组中愈合区域中强烈的染色，类似于在正常软骨中所观测到，而未处理组中相应病变中的染色最少。

随处理的各阶段进行的CT扫描证实相较于未处理组，HILT组中的软骨再生长。

讨论：发炎标记(例如IL1β和MMP)未表达证明HILT为安全的且耐受性良好。未处理组中发炎标记的过度表达明显证明HILT的消炎作用。宏观与微观图都明确显示HILT的合成代谢作用。因此，HILT可刺激特征与透明样软骨相同的关节软骨的生理学再生长。

以上所述是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明所述原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims

1.一种用于治疗患者选择性的组织的装置，其特征在于，所述装置包含：

产生脉冲激光束的脉冲激光源；

聚焦尖端；和

从所述脉冲激光源传送所述脉冲激光束至所述聚焦尖端的光学纤维；其中

所述聚焦尖端经配置以将所述脉冲激光束聚焦到目标的组织以达到形成具有半径r的点；和

所述脉冲激光束对所述组织具有0.1(J／cm³)²至1.0(J／cm³)²的峰值强度流量，所述峰值强度流量定义为：

PIF = I_{p} τ_{on} \cdot \frac{E}{{10 r}^{3}} α \cdot \frac{τ_{off}}{(τ_{on} + τ_{off})},

其中I_p为所述脉冲激光束的脉冲的峰值强度，E为所述脉冲的能量，τ_on为所述脉冲的持续时间，τ_off为脉冲之间的持续时间，且α为在所述脉冲激光束的波长λ下的水吸收系数(cm^-1)。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述脉冲的峰值功率为400w至50kW之间，所述脉冲的所述持续时间为1微秒至500微秒，和所述脉冲激光束的占空比为0.01％至0.5％。

3.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，所述脉冲激光束的波长在0.75与2.5微米之间。

4.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，所述组织为关节软骨。

5.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，所述脉冲的峰值功率，所述脉冲的所述持续时间和所述脉冲激光束的占空比是被选择以产生在所述组织上的合并的光机械效应和光化学效应。

6.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，在所述组织上通过所述聚焦尖端所形成的所述点的直径为1毫米至20毫米。

7.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，所述聚焦尖端使所述脉冲激光束聚焦至离皮肤的表面0.5cm至10cm之间的深度的所述组织中的点。

8.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，所述光学纤维和所述聚焦尖端经配置以经皮或透皮施加所述脉冲激光束。

9.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，其进一步包括至少部分地覆盖所述聚焦尖端的凝胶，其中所述凝胶降低皮肤与所述聚焦尖端之间的光学阻抗失配。

10.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，所述聚焦尖端包括圆筒形元件和弯曲表面，所述圆筒形元件的长度在3cm与4cm之间且直径在1.5cm与2.5cm之间，所述弯曲表面的曲率半径在10mm与100mm之间。

11.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，当施加所述治疗时，所述聚焦尖端被使用于暂时地压缩皮肤。

12.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，通过所述脉冲激光束所诱导的光机械效应刺激在所述组织上的软骨细胞的作用。

13.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，通过所述脉冲激光束所诱导的光化学效应控制细胞分化，致使健康的透明软骨组织再生。

14.根据权利要求1或2所述的装置，其特征在于，其进一步包括光学纤维耦合器，其将所述光学纤维耦接至所述聚焦尖端。