JP2008500846A - 組織中にｅｍｒ処理孤立点の格子を作製するための方法および生成物、ならびにその使用 - Google Patents

組織中にｅｍｒ処理孤立点の格子を作製するための方法および生成物、ならびにその使用 Download PDF

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Abstract

【解決課題】組織内に電磁放射線（EMR）処理した孤立点(islet)の格子を作る電磁放射線による組織の処理に関する。また、組織内にEMR処理された孤立点の格子を作るための装置およびシステム、ならびにこれら装置およびシステムの美容および医療応用に関する。
【解決手段】電磁放射線を用いて組織を処理し、組織内にEMR処理孤立点を作る方法を開示する。さらに、組織にEMR処理した孤立点の格子を作るための装置およびシステム、ならびにそのような装置およびシステムの美容および医学的応用も開示する。
【選択図】図１

Description

発明は、組織内に電磁放射線（EMR）処理した孤立点(islet)の格子を作り出す、電磁放射線による組織の処理に関する。発明はまた組織内にEMR処理された孤立点の格子を作り出すための装置およびシステム、ならびにこのような装置およびシステムの美容および医療応用にも関する。
関連出願
本出願は、2004年4月9日に提出した米国仮出願第60/561,052号、2004年9月29日に提出した米国仮出願第60/614,382号、および2005年1月5日に提出した米国仮出願第60/614,616号の便益を主張し；2002年6月19日に提出した米国仮出願第60/389,871号の優先権を主張する、2003年6月19日に提出した米国特許出願第10/465,137号の一部継続出願であり；2000年12月28日に提出した米国仮出願第60/258,855号の優先権を主張する、2001年12月27日に提出した米国特許出願第10/033,302号の一部継続出願であり；そして2001年3月2日に提出した米国仮出願第60/272,745号の優先権を主張する、2002年2月22日に提出した米国特許出願第10/080,652号の一部継続出願である。
電磁放射線、特にレーザー光の形をした電磁放射線は、皮膚科学、歯科学、眼科、婦人科、耳鼻咽喉科および内科学を含む様々な美容および医学応用に用いられている。大部分の皮膚科学応用では、EMR処理はEMRを標的組織の表面に送達させる装置を用いて実施できる。内科学の応用では、EMR処理は内視鏡またはカテーテルと組合せて作動する装置を用いて、内面および組織にEMRを送達することが一般的である。一般的には、EMR処理は、（a）一または複数の特定波長（または特定の連続波長域）のEMRを組織に送達して特定の化学反応を誘発すること、（b）EMRエネルギーを組織に送達させて温度上昇を起こすこと、または（c）EMRエネルギーを組織に送達して細胞または細胞外構造を損傷もしくは破壊するように設計されている。
最近になるまで、医学への光の輻射熱の応用は全てこれら三つの方法のいずれか一つに基づくものであった。選択的光熱の原理として知られる最初の方法には、使用する波長（標的領域内の発色団によってもっぱら吸収されることが求められる）および光パルスの長さ（標的領域特有の熱減衰時間よりも短いことが求められる）について特別な条件がある。この方法はその後拡張され、しばしば選択的光熱の拡張理論と呼ばれ、標的領域および標的発色団が物理的に分離しているような状況も包含するようになった。第二の方法は、標的発色団から標的領域への熱拡散に拠るものである。第三の方法は、組織内に実質的に均一に存在する発色団（例えば水）による吸収に拠るものである。この最後の例では、損傷域は、原則的に波長、フルエンス、入射ビームのサイズ、パルス幅および冷却パラメータを操作することによって制御される。これら三つの方法全てに欠点があり、最大の欠点は不要な副作用を排除するのが困難なことである。通常、水による光エネルギーの一次吸収が、大きな組織損傷を引き起こす。
光皮膚科学の典型的応用例としては、皮膚色異常（皮膚色調）および皮膚リモデリングの治療が挙げられる。皮膚色異常を治療する標準的方法は、色素沈着病変内のメラニンまたは血管内のヘモグロビンによる光の選択的吸収を利用する。このような治療には、複数のレーザーと分光学的フィルタリングがかけられるアーク放電ランプが用いられる。通常、治療のエンドポイントは血管および色素沈着病変部の凝固である。これら標的への熱ストレスは血管を虚脱させて死滅させ、また色素沈着病変部を瘡蓋にし、その後死滅した皮膚は剥落する。いずれの場合も皮膚の色調は改善するが、血管および色素沈着病変周囲の組織への熱ストレスが新たなコラーゲン産生を刺激することがあるために、このような治療の副作用として皮膚のリモデリングが起こることがある。このような治療応用は、その損傷が血管およびメラニン含有スポットのような小構造物に限定されることから一般的には安全である。
選択的光熱分解の一つの問題は、放射のために選択される波長が、一般的には発色団の吸収特性によって決められ、その他の目的にとっては最適でない可能性があることである。皮膚は散乱媒体であるが、このような散乱は他の波長に比べてある波長でより大きくなる。残念なことに、例えば、メラニンがもっぱら吸収する波長は、実質的な散乱が起こる波長でもある。このことは、血管傷害の治療に一般的に利用する波長にも当てはまる。皮膚の光子吸収も可視波長域全体で変化し、選択的光熱分解に一般的に用いられる幾つかの波長は、皮膚が強い吸収性を示す波長である。選択的光熱分解に一般に用いられる波長が強く散乱および／または強く吸収されるという事実は、体部構成要素を選択的に標的にする能力を制限し、特に、治療を効果的および効率的に実施できる深度を制限する。さらには、標的領域に加えるエネルギーの多くが散乱するか、または治療中の体部構成部分に達しないか、あるいは被覆しているか、または取り囲んでいる組織に吸収される。このような治療について、このように効率が低いということは、所望する治療結果を達成するには、より大型で強力なEMR源が必要であることを意味している。しかしながら、パワーの増加は、一般に望ましくない、そして潜在的に危険な組織の加熱を招く。かくして、効率の向上は安全性を低下させることが多く、表面の冷却またはその他適当な技術によってこの望ましくない組織加熱の効果を軽減するために、追加のコストおよびエネルギーを用いなければならなくなる。より強力なEMR源の熱管理もまた問題であり、一般的には高価で嵩張る水循環または他の熱管理機構が必要である。このような理由から、効率的なパワーレベルを可能にし、且つ望ましくない加熱を最小限にする技術が望まれている。
光皮膚治療は、標的中の発色団の濃度（例えば毛嚢中のメラニン）が標的間、および患者間で大きく異なっており、ある標的の治療に効果的な最適なパラメータ、または適当なパラメータさえ決定することを難しくしているため、光皮膚治療をより困難なものとしている。ある種の皮膚、例えば皮膚が黒い個人または非常に日焼けした人々の皮膚は吸収が強く、ある種の治療を困難にするか、または安全に行うのを不可能にさえする。このようなことから、あらゆるタイプおよび色素を持った皮膚を安全に治療できる、好ましくは痛みが殆どないかまたは全く、そして好ましくは実質的に同一のパラメータを用いる技術が望まれている。
水による光エネルギーの吸収は、皮膚のリモデリングのための二つの方法：一般的にはCO2（10.6μ）またはEr:YAG（2.94μ）レーザーを用い手行われる剥離的な皮膚剥削術、およびNd:YAG（1.34μ）、Er:ガラス（1.56μ）またはダイオードレーザー（1.44μ）の光を用いた深部皮膚の加熱と上皮下組織の選択的損傷に対する皮膚表面の冷却との組合せを用いる非剥離的皮膚リモデリングに広く用いられている。しかしながら両例とも、体部の治癒反応は限定的な熱損傷の結果として始まり、最終的に新規のコラーゲンの形成および皮膚コラーゲン／エラスチンマトリックスの修飾をもたらすものである。これらの変化それ自体は皺皮切除によるスムージングに見られ、皮膚の外観および肌触りを一般的に改善するものである（「皮膚の若返り」と呼ばれることが多い）。二つの技術の主な違いは、損傷が始まる体部域である。剥削術では、上皮の全幅および一部の上部真皮を切除および／または凝固する。非剥離的方法では、凝固域はより深い組織に移り、上皮は無傷のまま残る。実際には、これは様々な波長：剥離技術では極めて浅い貫通波長（CO2およびEr.YAG波長それぞれについて〜900cm-1および〜13000cm-1の吸収係数）が、そして非剥離的療法ではより深い貫通波長（5〜25cm-1の間の吸収係数）を用いて達成される。これに加えて非剥離的技術では、皮膚表面に接触または噴霧冷却が施され、上皮を熱から保護する。剥削技術は、有意に高い臨床的有効性を実証している。近年、この治療の受け入れを大きく制限している一つの欠点は、手術後長期間、継続してケアが必要なことである。非剥離的技術は副作用のリスクが明らかに低く、手術後のケアへの要求もはるかに少ない。しかしながら、非剥離的方法の臨床有効性は満足できないことが多い。二つの方法の臨床結果のこの様な差の理由は完全には解明されていない。しかしながら、一つの可能性は上皮への損傷（またはそれが無いこと）が安全および有効な結果の両方を決定する重要な要因であることである。明らかに剥離的な皮膚剥削術における、保護を役割とする外部上皮バリア（特に角質層）の破壊は創傷汚染の機会および合併症の可能性を高める。同時に、上皮細胞による増殖因子（特にTGF-α）の放出は、創傷治癒のプロセス、従って最終的な皮膚のリモデリングにおいてに重要な役割を果たすことが示されている。上皮が無傷であれば、明らかにこのプロセスは起こらない。
本発明は、電磁放射線（EMR）を用いて組織を処理した時に、EMR処理した組織の、大型の連続する領域よりはむしろ組織内にEMR処理孤立点の格子を生ずる実質的利点があるという発見に一部依存している。格子とは、孤立点が組織のEMR処理の極大点に対応する、一、二または三次元の孤立点の周期的パターンである。孤立点は、非処理組織（または別の処理もしくはより弱く処理され組織）によって相互に分離している。EMR処理は、EMRの特定波長またはスペクトルに暴露したEMR処理孤立点の格子を生じ、そしてそれは本明細書の中では「光学孤立点」と呼ぶ。EMRエネルギーの吸収がEMR処理孤立点の温度の有意な上昇をもたらす場合、前記格子は本明細書の中において「熱孤立点（thermal islet）」の格子と呼ばれる。細胞または細胞内構造を有意に破壊するのに十分な量のエネルギーが吸収された場合、格子は本明細書の中においては「損傷孤立点（damage islet）」の格子と呼ばれる。特定の光化学反応を開始するのに十分なエネルギー量（通常は特定波長において）が送達された場合、格子は本明細書の中において「光化学孤立点（photochemical islet）」の格子と呼ばれる。EMR処理された連続する領域ではなくむしろEMR処理された孤立点を生ずることによって、熱孤立点または損傷孤立点を生ずることなしに孤立点により多くのEMRエネルギーを送達することができ、および／または大きな組織損傷のリスクを下げることができる。
かくして、様々な局面において、発明は組織内にEMR処理孤立点の格子を作り出すための改良された装置およびシステム、ならびにこのような装置およびシステムの改良が加えられた美容および医学的応用を提供する。
一つの局面では、発明はEMR線を角質層に作用させることによってEMR処理孤立点の格子を作り出すことで、被験者の皮膚角質層の化合物に対する透過性を増すための方法を提供する。特には、発明は、角質層にEMR処理孤立点の格子を作り出すEMR処理装置を用いて角質層を処理し、この時EMR処理孤立点の格子が化合物に対する角質層の透過性を高めるのに十分な温度に加熱されることによって角質層の透過性を高める方法を提供する。いくつかの態様では、化合物はホルモン、ステロイド、非ステロイド系抗炎症薬、抗腫瘍薬、抗ヒスタミン薬または麻酔薬といった治療薬である。特定の態様では、治療薬はインスリン、エストロゲン、プレドニゾロン、ロテプレドール、ケトラック、ジクロフェナック、メトトレキセート、ヒスタミンH1アンタゴニスト、クロルフェニラミン、ピリラミン、メピリラミン、エメダスチン、レボカルバスチンまたはリドカインである。いくつかの態様では、化合物は顔料、反射剤、または光保護剤のような化粧剤である。一般的に、EMR処理孤立点の格子は、少なくとも角質層無いのクリスタリン結晶細胞外マトリックスを部分的に溶解するのに十分な温度まで熱せられる。いくつかの態様では、透過性の上昇は不可逆的である。いくつかの態様では、角質層は新規増殖で置き換えられるまで損傷した状態のままである。
別の局面では、発明は被験者の角質層の一部をEMR処理孤立点の格子を生ずるEMR処理装置で処理して、化合物に対する角質層の透過性を挙げるのに十分な温度に熱することによって化合物を被験者に経皮的送達する方法を提供する。
いくつかの態様では、発明は組織内の内因性発色団（例えば水、脂質、タンパク質）にEMRエネルギーを送達するEMR処理装置を用いることによって、角質層の透過性を上げるための方法を提供する。別の態様では、EMR処理装置は、組織と接触している外因性のEMR吸収粒子にEMRエネルギーを送達する。
別の局面では、発明はEMR処理孤立点内の組織を損傷するのには十分であるが、嵩高の組織は損傷しない量のEMRを吸収するEMR処理孤立点の格子を生ずるEMR照射を施すことによって、被験者の組織の一部を選択的に損傷するための方法を提供する。いくつかの態様では、損傷はEMR処理孤立点内の細胞内または細胞外タンパク質の凝固または変性である。別の態様では、損傷は細胞の殺滅または組織の剥離である。
別の局面では、発明は組織の様々な病的状態を治療するために、組織内に損傷孤立点の格子を作り出す方法を提供する。例えば、いくつかの態様では、損傷孤立点の格子はイボ、タコ、乾癬プラーク、皮脂腺（にきび治療のため）、汗腺（体臭治療）、脂肪組織またはセルライトの組織に損傷を起こすために作られる。
別の局面では、発明は色素を含有する少なくとも一塊りの組織の中にEMR処理孤立点を作り出すEMR処理装置を用いて皮膚の一部を処理し、それにより色素を含む細胞を殺すことなく色素を破壊することによって、被験者の皮膚内の色素を減らす方法を提供する。別の局面では、発明は色素を含有する少なくとも一塊りの組織の中にEMR処理孤立点の格子を作り出すEMR処理装置を用いて皮膚の一部を処理し、それにより色素を含む細胞を破壊することによって被験者の皮膚内の色素を減らす方法を提供する。これらの態様のいずれでも、色素は入れ墨、ポートワイン母斑、母斑、またはソバカスに在るものでもよい。
別の局面では、発明は、所望する治療領域にEMR処理損傷孤立点の格子を作り出し、それにより所望の組織特性を改善する自然治癒および／または修復のプロセスを活性化するEMR処理装置を用いて被験者の組織の一部を処理することによって皮膚の若返り、皮膚の平滑化、肥厚した瘢痕の除去、シワ取り、伸展裂創除去、皮膚以外の表面の平滑化（例えば唇の拡大）、ならびに創傷および火傷治癒の改善のための方法を提供する。
別の局面では、発明は所望する治療領域にEMR処理孤立点の格子を作り出して孤立点内に存在する光力学的作用物質を活性化するEMR処理装置を用いて被験者の組織の一部を処理することによって、光力学的治療を必要としている被験者のための光力学的治療法を提供する。いくつかの態様では、光力学的作用物質は治療前に被験者に投与される。幾つかの態様では、光力学的作用物質は、抗腫瘍薬またはソラレンである。
発明の様々な態様においてEMR処理孤立点の格子は、各孤立点が1μm〜30μm、1μm〜10μm、μm〜100μm、100μm〜1mm、1mmから10mmまたはそれより大きな最大寸法を有する複数の孤立点を含むことができる。これに加えて格子は、0.01〜90%、0.01〜0.1%、0.1%〜1%、1〜10%、10〜30%、30〜50％、またはそれより大きなフィルファクターを持つことができる。さらにまた、孤立点の格子は0〜4mm、0〜50μm、50〜500μm、または500μm〜4mm、ならびにこれらの中に入る小範囲の、組織表面からの最小深度を持つことができる。
発明の様々な態様においてEMR処理孤立点の格子は、35〜40℃、40〜50℃、50〜100℃、100〜200℃、または200℃を超える温度まで熱することができる。いくつかの態様では、痛みを防止するために、乳頭真皮は40〜43℃を超える温度には熱されない。いくつかの態様では、組織上層を冷却してこれらの層の加熱を下げ、そして／あるいは表面下に熱を作り出すか、または孤立点を損傷する。
別の一連の局面では、発明は発明の方法を実施するための装置およびシステムを提供する。
発明の一つの局面では、これは治療孤立点を作るために患者の皮膚の標的領域に治療を実施するための装置である。この局面によれば、装置は、患者の皮膚近くに置いたとき患者の皮膚の標的治療領域を画定するハウジング、およびハウジング内に据付られたLEDもしくはダイオードレーザーバーを特徴とする。LEDもしくはダイオードレーザーバーを用いて、標的領域に光エネルギーを作用させることができる。LEDもしくはダイオードレーザーバーは、患者の皮膚に治療孤立点を作り出すための光エネルギーのエミッターを複数含む。エミッターは、様々な間隔を開けて離すことができる。一つの局面では、エミッターは約50〜900μmの間隔で離れている。エミッターの幅も変えることができる。いくつかの局面では、幅は約50μm〜150μmである。いくつかの局面では、エミッターは患者の皮膚から約50m〜1000ミクロンの範囲内でよく、エミッターは治療孤立点を作ることができる。エミッターは、例えば約290〜10,000nmの波長域に含まれる様々な波長の光を発することができる。ダイオードレーザーバーはどのような数のエミッターも含むことができる。いくつかの態様は10〜25個のエミッターを用いる。別の態様は、ハンドピース内に複数のLEDまたはダイオードレーザーバーを組み込みスタックを形作ることができる。
上記の装置はまた、例えばハウジングに取付けられた冷却要素または加熱要素のような様々なその他構成部分を包含できる。冷却要素は、患者の皮膚を冷やすのに使用する場合には、ダイオードレーザーバーと患者の皮膚の間に配置できる。一方加熱要素は、患者の皮膚を暖めることができる。いずれの場合も前記要素はLEDもしくはダイオードレーザーバーからの光エネルギーの少なくとも一部を通過させることができる。冷却もしくは加熱要素は、例えばサファイアもしくはダイヤモンドから作ることができる。
上記装置はまた、ダイオードレーザーバーをハウジングに対し稼働するためのモータを含むことができる。装置はモータ制御を変えて、ダイオードレーザーバーまたはLEDを患者の皮膚を横断してハウジングの運動とは反対方向に動かすための回路を含むことができる。
上記装置は、いくつかの局面では、患者の皮膚内に処理孤立点を作り出すためのエミッターに連結するメカニズムを含んでもよい。このメカニズムは、例えばレンズアレイでよい。メカニズムはまた、光ファイバーの束でもよく、この場合ファイバーはそれぞれ少なくとも一つのエミッターに接続している。
上記装置は、いくつかの局面では携帯装置でよい。携帯装置は、例えばコントロールスイッチおよびダイオードレーザーバーもしくはLEDを作動するボタンを含む携帯型皮膚科学措置でよい。携帯装置は独立型装置でも、または供給線を介してベースユニットと連絡する装置でもよい。
発明の別の局面は、標的領域に光エネルギーを作用させることによって、患者の皮膚の標的領域に処理を施す装置である。この局面によれば、装置は光エネルギー供給源、光エネルギーを標的領域に作用させるために、患者皮膚の標的領域近くまで移動できるアプリケータ、および光エネルギー供給源からの光エネルギーをアプリケータまで伝達するための一もしくは複数の光ファイバーを含む。アプリケータは、処理孤立点をつくるために光エネルギーを標的領域に送達するメカニズムを含むことができる。前記メカニズムは、例えば全反射要素でよい。光エネルギー供給源は、干渉性または非干渉性光源のいずれでもよい。
発明の別の局面は、携帯型皮膚科学装置である。この局面では、装置は、手動操作によってハウジングのヘッド部分を患者の皮膚近くに配置できるハウジング、および放射源からの放射線をヘッドピースを通して患者の皮膚に誘導するためのハウジング内に在る複数の光ファイバーを含む。この局面では、光ファイバーは空間的に離れた状態で処理孤立点を作り出す照射を出力することもできる。
発明の別の態様は、皮膚を処理するための、スピードセンサーを含む装置である。この局面では、装置は患者の皮膚の標的領域に光エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリを特徴とし、前記光放射アッセンブリは患者の皮膚の標的領域を横断できるヘッド部分および光放射アッセンブリから光エネルギーを出力するための光エネルギー供給源を含んでいる。前記供給源はヘッドに対して可動式に取付けられており、センサーが患者の皮膚の標的領域を横切るヘッド部分の運動測度を測定する。装置は、患者の皮膚の標的領域を横切るヘッド部分の運動測度に基づいて、ヘッド部分に対する供給源の動きを制御して、処理孤立点を患者の皮膚の標的領域上に作り出すようにするためのセンサーと連絡した回路を含むことができる。回路は、例えば供給源がヘッド部分の第一位置からヘッド部分の第二位置への運動方向とは概ね反対方向に、且つ概ねヘッド部分の動きと等速に動くように、また供給源が第二位置に達したときには第一位置に引き返すように供給源の動きを制御することができる。供給源は、例えばヘッド部分のリニアトランスレータに取付けることができる。幾つかの局面では、センサーは容量性のイメージングアレイまたは光学エンコーダでよい。供給源は、干渉性または非干渉性光源のいずれでもよい。
発明の別の局面によれば、患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置は、装置が患者の皮膚に接触していない場合、患者の皮膚に光を通過することを防ぐことができる。このような装置は、標的領域に光エネルギーを作用させるための非干渉性光源を含む光放射アッセンブリ、および光放射アッセンブリの出力端にある複数の光方向指示要素を特徴とすることができる。光方向指示要素は、出力端部が患者の皮膚に接触しないとき、実質的に光が端部を通過しないように形成することができる。さらに光方向指示要素は、使用中に患者の皮膚に処置格子を作成することができる。光方向指示要素は、例えば角錐、円錐、半球、溝、またはプリズムのアレイを含む群から選択されることができる。
発明の別の局面によれば、患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置は、標的領域に光エネルギーを作用させるための非干渉性光源、および出力光を空間変調するための、光透過性スポットを備えた光拡散表面を含む光放射アッセンブリ出力端部の要素とを特徴とすることができる。光透過性スポットは、一または複数の円形、スリット、矩形、楕円形、または不定形でよい。
発明の別の局面は、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに使用する光放射アッセンブリである。この局面によれば、光放射アッセンブリは、非干渉性光源および光源からの光エネルギーを標的領域に伝達するための光ガイドを含む。光ガイドは、光ファイバーの束を包含してよく、光ファイバーの束は使用中に患者の皮膚に処理の孤立点を作り出す。ファイバーは、例えば、処理孤立点を作り出すために、光放射アッセンブリの出力口で間隔を開けて存在してもよい。さらに光ガイドの出力端部にマイクロレンズを取付け光の焦点を合わせる、および／または光を変調してもよい。光源は、例えば、リニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯、またはハロゲンランプでよい。
発明の別の局面は、複数の非干渉性光源および複数の光ガイドを含む光放射アッセンブリを特徴とする。光ガイドはそれぞれ異なる一つの光源からの光エネルギーを患者の皮膚の標的領域に送達できる。この局面では、複数の光ガイドが光空間変調を提供する。光ガイドの出力端部は、患者の皮膚に治療の孤立点を作り出すのに用いることができる。この局面では、光源はリニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯またはハロゲンランプでよい。
発明の別の局面は、光放射アッセンブリおよびマスクを含む、患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置である。光放射アッセンブリは、光エネルギー源からの光エネルギーを患者の皮膚の標的領域に作用させるためのものである。マスクは光放射アッセンブリに取り付けられ、またマスクは、装置使用時には光エネルギー供給源と標的領域の間に配置される。マスクは光エネルギー源からの光エネルギーを標的領域に通すための開口部を複数持つ、一または複数の誘電層を含む。これにより装置は患者の皮膚に処理孤立点を作り出すことができる。この局面では、誘電層は光エネルギー源から放射されるスペクトルバンド全体について高い反射率を有することができる。マスクの開口部は形態がことなっても、または同一でもよい。例えば、開口部は線、円、スリット、矩形、楕円形または不定形でよい。いくつかの局面では、装置は使用中にマスクを冷却または暖めるための冷却または加熱要素を含んでよい。光エネルギーは、広い波長帯にわたってよい。一つの態様では、赤外光が用いられる。光エネルギーは、100fsec〜1秒のパルス幅で作用させることができる。
別の局面では、皮膚科学装置は、手動で操作してハウジングのヘッド部分をヒトの皮膚近くに配置することができるハウジング、エネルギー源とヘッド部分との間の光路、および孔が開けられた鏡を含むことができる。鏡は光路内に在り、孔によりエネルギー源からの光エネルギーを標的処理領域に通すことができる。このような装置は、ヒトの皮膚に処理孤立点を作り出すのに用いることができる。エネルギー源は、装置内または別のユニット内に在ってもよい。
発明の別の局面では、患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置は、標的領域に光エネルギーを作用するための光放射アッセンブリおよび光放射アッセンブリにとり付けられたエレメントを含む。エレメントは、装置使用時には光放射アッセンブリと患者の皮膚の標的領域との間に配置され、またエレメントは光放射アッセンブリからの光エネルギーを光放射アッセンブリに反射して戻すための反射部材、およびその中を光放射アッセンブリからの光エネルギーが通過できるようにしている反射部材開口部を含む。
発明の別の局面によれば、装置はシワ取り器具または真空源を含むことができる。一つの局面によれば、このような装置はシワ取り器具の下にある皮膚の標的領域を引き上げて伸ばすシワ取り器具、および標的領域に光エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリを特徴とする。使用中、光放射アッセンブリは光を患者の皮膚に放射するよう向きを定め、患者の皮膚を処理することができる。光放射アッセンブリは、一つの態様では、患者の皮膚内に処理孤立点を作り出すことができる。
発明の別の局面は、皮膚のシワの下にある患者の皮膚の標的領域に処理を施すための方法である。この局面によれば、方法は患者の皮膚を持ち上げて皮膚の隆起を作ること、および一般的には前記皮膚の反対側から光線を当てて前記光が患者の皮膚の前記標的領域で交差することを含む。
発明の別の局面は、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いる組成物である。組成物は、患者の皮膚の標的領域部分の上に選択的に適用できる物質を特徴とする。物質は吸収性の外因性の発色団を含んでよい。材料へ光エネルギーを作用させると、標的領域部分を選択的に加熱する。一つの局面では、組成物は処理により患者の皮膚内に処理孤立点が作られるような高濃度の発色団を含むことができる。発色団は、光エネルギーを作用させたとき発色団を有する組成物部分だけ加熱するように組成物の中に分散させることができる。
発明の別の局面は、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いる物質を特徴とする。物質は、患者の皮膚の標的領域一面に適用できるフィルム、および吸収性の外因性発色団を含有する組成物を特徴とする。組成物はフィルム部分に、組成物へ光エネルギーが作用すると組成物に隣接する標的領域部分を選択的に加熱されるように選択的に添加されている。発色団は炭素、金属、有機色素、非有機顔料、またはフラーレンでよい。一つの局面では、組成物は患者の皮膚上に印刷ヘッドを用いて印刷することもできる。フィルムは、例えば光学的に透明なポリマーでよい。
発明の別の局面は、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに使用するためのキットである。キットは、患者の皮膚の標的領域部分一面に適用できる物質、および患者の皮膚の標的領域に光エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリを含んでよい。物質は、吸収性の外因性発色団を含んでよい。この局面では、光放射アッセンブリからの光エネルギーが物質に作用すると、外因性発色団が熱せされて、患者の皮膚の標的領域部分を選択的に熱する。一つの局面では、光エネルギーは、吸収性外因性発色団の吸収スペクトルに一致する一または複数の波長帯を有する。いくつかの局面では、物質は患者の皮膚に適用するためのパッチまたはローションでよい。
発明の別の局面は、手動操作が可能で、患者の皮膚近くにハウジングのヘッド部分を配置でき、患者の皮膚と接触した時にヘッド部分が患者の皮膚の標的処理領域を画定することができるハウジングを特徴とする皮膚科学装置である。装置はまた複数の吸収要素を有する基材も含み、このときエネルギー源からの入射放射線が吸収性要素を熱し、吸収性要素が患者の皮膚の角質層に処理孤立点を作り出す。基材は、例えば吸収性要素を持たないマスク域内の入射放射線を遮断するマスクでよい。マスクは、いくつかの態様では、冷却板として働く接触板でよい。吸収性要素は様々な物質でよく、例えば炭素または金属である。
発明の別の局面は、皮膚科学送達装置である。この局面によれば、装置は複数の吸収性要素を有する基材、および前記基材の少なくとも１面上に含まれる組成物とを包含する。エネルギー源からの入射放射線は吸収性要素を加熱し、吸収性要素は患者の皮膚の角質層内に処理孤立点を作り上げる。基材を取り除いた後、組成物の少なくとも実質的部分は患者の皮膚に残る。
発明の別の局面は、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための光放射アッセンブリである。この局面によればアッセンブリは、固体レーザー、レーザーからの光エネルギーを受け取るためのファイバー束、およびファイバー束の各ファイバーからの光エネルギーを標的領域の上に投射するためのファイバー束出力端にある焦点光学要素を特徴とすることができる。ファイバー束は、レーザーからの光エネルギーを空間変調して、患者の皮膚に処理の孤立点を作ることができる。
発明の別の局面によれば、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに使用するための光放射アッセンブリは、固体レーザー、レーザーからの放射を伝達するための複数の開口部を持つフェーズマスク、およびフェーズマスクの出力端部にあって、標的領域に光の空間変調を提供する焦点光学要素とを含む。光放射アッセンブリは、患者の皮膚に処理の孤立点を作り出すのに用いることができる。
発明の別の局面は、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための光放射アッセンブリを包含する。前記光放射アッセンブリは、ファイバーレーザーの束、および束の出力端部にあって各レーザーの放射を標的領域に集束するための焦点光学要素とを含むことができる。ファイバーレーザーの束および焦点光学要素は、患者の皮膚に治療の孤立点を作り出すことができる。
発明の別の局面は、光放射アッセンブリおよび複数の光方向指示要素を含む患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置である。前記光放射アッセンブリは光エネルギーを患者の皮膚の標的領域に作用させるための光源を含む。光方向指示要素は、出力光を空間変調および集中するために、光放射アッセンブリの出力端部に配置される。光エネルギーは、残りの小領域の間にある標的領域の実質的部分に影響を及ぼすこと無しに、複数の小領域に作用させることができる。光源は、一つの態様では、リニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯またはハロゲンランプから選択される。別の態様では、光源は固体レーザー、ファイバーレーザーおよび色素レーザーでよい。一つの局面では、光方向指示要素は反射器、マスク、または光ダクトでよい。別の局面では、光方向指示要素は、マイクロレンズ、あるいは角錐、円錐、半球、溝、またはプリズムのアレイでよい。別の局面では、光方向指示要素は、ファイバー束の各ファイバーからの光エネルギーを標的領域に投射するための、ファイアー束の出力端部にある焦点光学要素である。
本発明は、電磁放射線（EMR）を用いて組織を処理する時、目的が光力学治療、光脱色、光生体調整、光生体刺激、光生体抑制、熱刺激、熱凝固、熱剥離またはその他応用であるかに関わらず、組織内には、EMR処理組織の大規模な連続する領域ではなくEMR処理孤立点の格子ができるという実質的な利点があるという発見に一部依存している。EMR処理組織は、このような処理が有用であり、且つ適当である皮膚組織、粘膜組織（例えば口腔粘膜、胃腸粘膜）、眼組織（例えば網膜組織）、膣組織および腺組織（前立腺組織）を含むが、これらに限定されないいずれの組織でもよい。
格子は、孤立点の一、二または三次元の周期的パターンであり、その中において孤立点は組織のEMR処理の極大点に対応する。孤立点は非処理組織（または異なる、もしくはより低い処理を受けた組織）によって相互に隔てられている。EMR処理は、特定の波長またはスペクトルのEMRに暴露したEMR処理孤立点の格子を生じ、またそれは本明細書の中では「光学孤立点」の格子と呼ばれる。EMRエネルギーの吸収によりEMR処理孤立点の温度が有意に上昇した場合、本明細書では格子を「熱孤立点」の格子と呼ぶ。細胞または細胞内構造を有意に破壊するのに十分な量のエネルギーが吸収された場合、本明細書では格子を「損傷孤立点」と呼ぶ。特定の光化学反応を開始するのに十分なエネルギー量（通常は特定波長において）が送達された場合、本明細書では格子を「光化学孤立点」の格子と呼ぶ。
EMR処理された連続する領域ではなくむしろEMR処理された孤立点を生ずることによって、孤立点を取り囲む未処理領域（または異なる処理もしくはより低い処理を受けた領域）が熱エネルギーシンクとして働き、EMR処理孤立点内の温度上昇を小さくし、および／または熱孤立点または損傷孤立点を生ずることなしに孤立点により多くのEMRエネルギーを送達することができ、および／または大きな組織損傷のリスクを下げることができる。よりさらには、孤立点の損傷に関係して、創傷の縁部（即ち損傷領域と無傷領域間の境界面）では体部の再生および修復反応が起こるが、容積に対する創傷縁部の比率がより高くなるより小さな損傷孤立点では、損傷組織の治癒がより効率的であることに注意しなければならない。
以下より詳しく記載するように、EMR処理を受けた組織と未処理（または異なる処理もしくはより低い処理）の組織の容積のパーセンテージは、光学孤立点が熱孤立点、損傷孤立点、または光化学孤立点になるかを決定する。このパーセンテージは、「充填率」と呼ばれ、一定容積当たりの孤立点中心点間距離を大きくすることにより、および／または一定の中心点間距離を持つ孤立点の容積を小さくすることにより小さくなる。
未処理の組織容積は熱シンクとして働くため、これらの容積は、それ自体が熱または損傷孤立点になることなしに処理容積からのエネルギーを吸収できる。かくして比較的低い充填率は、いくつかの容積に高いフルエンスエネルギーを送達することを可能にする一方で、大きな組織損傷の発生を防ぐことができる。最終的には、未処理組織容積は熱シンクとして働くことから、充填率が下がると、光学孤立点が臨界温度に達して熱孤立点または損傷孤立点を生ずる確率も下がる（孤立点領域についてEMRの出力密度および総照射線量が一定であっても）。
最終的には、以下詳しく記載するように、本発明はまたEMRおよび熱エネルギー吸収に関係した発見の応用、ならびに組織の放散特性にも一部依存している。発明は、これらの発見に一部基づいて、組織中にEMR処理孤立点の格子を作り出すための改良された装置およびシステム、ならびにこのような装置およびシステムの、内視鏡およびカテーテル技術と組み合わせた、皮膚科学、歯科学、眼科学、婦人科学、耳鼻咽喉科学および内科学におけるこれら装置およびシステムの改良された美容および医学的応用を提供する。発明の装置、システムおよび方法は皮膚科学の応用について詳しく記載するが、それらはEMRを送達することができるいずれの組織表面または小表面領域の処理にも用いることができる。
参照および定義
本明細書に参照する特許、科学および医学刊行物は、発明が実施された時点において当業者が入手可能な知識を画定する。交付された米国特許、公開および係属特許出願、ならびに本明細書に引用したその他参照物は、参照により本明細書に組み入れられる。
本明細書に用いる全ての技術および科学用語は、以下に別途定義しない限り、当業者が通常に理解する意味と同一の意味を有するものとする。本明細書で用いた技術の参照は、それら技術の変形または均等物の代用、あるいは当業者に明らかである後に開発された技術を含め、当技術分野で一般的に理解される技術を指すものとする。これに加えて、発明の主題をより明瞭且つ簡潔に記載するために、明細書および添付の特許請求の範囲で用いられる特定の用語について、以下の定義を与える。
数値範囲。 本明細書で使用する場合、変数の数値範囲の記載は、発明がその範囲内にあるいずれかの数値に等しい変数で実施できることを意味するものである。かくして、本来不連続である変数については、変数は範囲の末端値を含む、数値範囲内のいずれかの整数値に等しくなければならない。同様に本来連続している変数については、変数は範囲の末端値を含む、数値範囲内のいずれかの実数に等しくなければならない。例を挙げると、0〜2の間の数値を有するものとして記載された変数は、変数が本来整数である場合は、数値0、1または2を採ることができ、また変数が本来連続的である場合には≧0且つ≦2である0.0、0.1、0.01、0.001または他の実数も採ることができる。最終的には、変数は引用した範囲内にある数値の小範囲を含む、範囲内の複数の数値を採ることができる。
または（もしくは、あるいは）。本明細書で使用する場合、特に別途記載しない限り、語「または」は、「および（ならびに）／または（もしくは、あるいは）」を含めて用いられ、そして「どちらか／または（もしくは、あるいは）」の排他的意味には用いない。
皮膚構造。発明の装置およびシステム、ならびに発明の一般的方法は、体部の多くの組織で実施できるが、目下のところ最も一般的なEMR処理の組織への適用は皮膚科学の分野にある。それゆえに、皮膚の構造を、その構成要素の組織を含めて以下若干詳しく記載し、残りの開示では皮膚を例に用いることとする。これに加えて、皮膚に固有に適合した（例えば入れ墨の除去、角質層の浸透化）特定の応用についても記載する。しかしながら、一般的方法は他の組織にも応用が可能であること、および当業者は、通常の実験だけで開示技術を別の器官および組織に適合できることが了解できる。
皮膚は人体の中で最も大きな器官であり、異なる特性を持った複数の異なる組織層から成っており、その厚みは約0.5mm〜約4mmである。図1が皮膚150の典型的な断面図を描いており、異なる細胞および細胞内構造を持った多様な層を示している。
皮膚は、より密度の高い繊維性筋膜を覆っている脂肪組織の層である浅筋膜または皮下組織160の最上部の上に在る。
皮下組織の上には真皮170があり、真皮は繊維性弾性結合組織を含み、目蓋の約0.3mmから背中の約3.0mmまでの厚みを持っている。真皮は血管に富み、そして血管およびリンパ管に沿って上行する小さな神経束に組織化され、上皮の下で交錯している神経網、即ち乳頭真皮の表在性神経叢を形成している、温度、圧および疼痛レセプターを持つ様々な感覚神経を含んでいる。いくつかの神経は短い距離皮膚を貫通していると考えられている。真皮は二つの層：網状層171および乳頭層172を含む。網上層171は、コラーゲン繊維の密集した、目の粗い束のマトリックスの中に細胞を含んでいる。乳頭層172は、まばらなコラーゲン繊維および弾性繊維のマトリックスの中に細胞を含んでおり、上皮に向かって突き出した隆起または乳頭がある。
上皮180は皮膚の最も外側の重複層を含み、厚みは目蓋の約0.05mmから掌および足裏の約1.5mmの範囲にわたる。上皮には血管がなく、主に上皮細胞からなっており、上皮細胞は最も内側の円柱細胞の層から最外層のタイル状の扁平細胞に移動する間に成熟し、外側に向かうに従って細胞は扁平さを増し、またケラチン化される。最内層は基底層、基底細胞層、または胚芽層181と呼ばれ、正常上皮では細胞分裂が起こる唯一の層である。次の層の有棘層182は、有棘細胞およびケラチノサイトを含み、ケラチンの産生を始める。次の層、顆粒層183は、細胞内顆粒を持ち、ケラチン産生が盛んな黒ずんだ層である。肥厚した皮膚では、追加の移行層である淡明層184がある。最後に、最も外側の層は角質層（SC）185で、高度にケラチン化された扁平細胞の角層である。
角質層185の細胞（および存在する場合には淡明層184）は、高度にケラチン化（「角化」）されており、周囲を主にクリスタリン脂質からなる細胞外マトリックスで囲まれている。結果として角質層は、水の移動に対する、硬い、弾力性のあるバリアーを形成し、殆どの水性溶媒または有機溶媒あるいは溶質を透過しない。角質層185は殆どの解剖学的部位において約15μmの深さがあるが、10〜300μmの範囲にわたる（例えば前腕部では20μm、そして手首では50〜60μm）。
皮膚の中には、毛嚢190、血管191、神経繊維192、汗腺193、皮脂腺194、および立毛筋195を含む、一般的器官および構造物も示されている。
正常な皮膚温度は約29〜37℃である。40〜43℃を超えるような温度に曝されると、殆どのヒト被験体において真皮の感覚神経は疼痛反応を伝える。
図2は、ヒトの皮膚断面150の横断面図である。表面から皮膚の深度をμm単位で示している。角質層185および淡明層184は、皮膚表面の下約15μmの深さまで伸びて描かれている。上皮180の残りの層（即ち層181〜183）は、淡明／角質層184/185から表面からの深度約50〜150μmにある真皮との境界線まで伸びている。淡明／角質層184/185に作用する例示的な浅在性の孤立点、淡明／角質層184/185およびより深い上皮層180に作用する、より深い位置の孤立点、ならびにより深い上皮部分180および上部真皮170に広がる表面下孤立点198も描かれている。
図2に示す深さは例示に過ぎない。一般的な人体の他の部位では角質層／淡明層、上皮および真皮の厚さのプロフィールは異なっている。これに加えて、以下記載するように、図に示していない、極めて多様なその他の孤立点の構成が可能である（例えば真皮全体の孤立点；皮下組織全体の孤立点；真皮および皮下組織に広がる孤立点；上皮、真皮および皮下組織部位に広がる孤立点）。
EMR処理孤立点のカテゴリー
本発明は、部分的には、未処理容積によって隔てられた皮膚の処理容積を多重的に作り出すことに依存している。容積の多重性は「格子」を定義するものとして記述することができ、処理容積は、それらが未処理容積によって隔てられていることから皮膚内にある「孤立点」として記述できる。処理の性質、特に孤立点に運ばれるエネルギー量、組織の加熱度、またはエネルギーの波長に依存して、４つのカテゴリーの格子：光学的孤立点（LOI）の格子；熱孤立点の格子（LTI）、損傷孤立点の格子（LDI）、および光化学孤立点の格子（LPCI）を作り出すことができる。これらの各種カテゴリーのEMR処理孤立点、このようなEMR処理孤立点を作り出すための装置およびシステム、ならびにこのような装置およびシステムの美容および医学的応用について、以下別々に論じる。本明細書で用いる場合、用語「処理孤立点」、「処理の孤立点」および「EMR処理孤立点」は互換的に用いられ、以下記載のいずれかのカテゴリーの孤立点を意味する。
A.光学孤立点
本発明によれば、完全または部分的に分離された組織容積または孤立点をEMR処理すると、未処理容積に取り囲まれたEMR処理孤立点の格子ができる。孤立点はいずれの形態のEMRでも処理できるが、発明の多くの態様が紫外、可視および赤外スペクトル内のEMRを使用することから、本明細書ではそれらを便宜的に「光学」孤立点と呼ぶ。発明に有用なその他形状のEMRとしては、マイクロ波、高周波、低周波および直流誘導EMRが挙げられる。
上記のように、単位断面積当たりの総転移エネルギー（即ちフルエンス）、または単位面積当たりのエネルギー転移測度（即ち流量）が十分に高い場合には、光学孤立点の組織は加熱されて、熱孤立点を生じるだろう。温度の上昇が十分高ければ、熱孤立点の組織は損傷を受け、損傷孤立点を生ずる。このように、全ての熱孤立点および損傷孤立点は光学孤立点でもあるが、全ての光学孤立点が熱孤立点または損傷孤立点であるわけではない。いくつかの態様では、以下記載するように、熱または損傷孤立点を作ることなしに光学孤立点を作ることが望ましい場合もある。このような態様では、熱シンクとして働く未処理組織の容積を大きくするために、充填率を小さくできる。
以下の実施例で詳しく記載するように、皮膚のタイプおよび光源の特性を考慮に入れた皮膚内への光の伝播を記述する光学孤立点のモデルを開発した。以下使用する具体的な方法は、広い範囲の孤立点の寸法（例えば側面で10〜30,000μm）に応用でき、組織光学に一般的に受け入れられ、そして光輸送理論と呼ばれるものである（Chandrasekhar (1960), Radiative Transfer(University Press, Oxford); Ishimaru (1978), Wave Propagation and Scattering in Random Media, Volume 1 (Academic Press, New York); Jaques et al. (1995), in Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue, Welch et al., eds. (Plenum Press, New York), pp.561-606）。簡単に述べると、皮膚を、各層が光を吸収と同時に多重散乱する、混濁した媒体である多層構造体であると考える。この方法では、回折およびスペックル形成といった巨視的干渉効果は無視している。組織内の光輸送の問題を解決するのに、いくつかの技術を用いることができる。そのうちのいくつか、特に2-フラックスおよび拡散の近似法は、入力ビームが十分に細いか組織内に焦点が当てられる場合には成立せず、孤立点形成問題を取り扱うのには不適である。以下記載のモンテカルロ法にはこのような限界はなく、各種組織構造、スポットプロフィール、波長スペクトルおよび入射光の角分布のモデル化が可能である（Jacques et al. (1995), 上記）。
B.熱孤立点
本発明の別の局面によれば、組織の孤立容積または孤立点のEMR処理は、周囲の未処理容積の温度に比べ高い温度を持つ熱孤立点の格子を生ずることができる。熱孤立点は、エネルギーがEMR処理光学孤立点によって、散逸するより有意に速く吸収され、それによって有意な加熱が起こった時に生ずる。
加熱は処理組織の容積全体に存在する水による、選択した細胞または組織中に存在する内因性の発色団（例えばメラニン、ヘモグロビン）による、組織内の外来性発色団（例えば入れ墨のスミ）または、以下記載するように、組織表面に塗布された外来性発色団によるEMRの吸収によって起こすことができる。
皮膚に関しては、被験者への痛みを与えないようにするために、乳頭真皮の神経末端近くにある基底膜の最高温度は40〜45℃を超えないものとする。皮膚表面を積極的に冷却しない場合、基底膜の温度上昇、ΔT2は高温孤立点の温度上昇ΔT1に相関し、次式で近似できる：
式中ｆは皮膚表面の光学格子の充填率である。この式は、充填率が十分低い場合には、体部疼痛反応を誘発することなしに、SCの温度を比較的高い値にできることを示している。
例えば、ΔT2を12℃、そしてｆを0.3とするとΔT1は40℃となる。実際、温度上昇ΔT1は別の要因、例えばSCに対する構造損傷の閾値、または望まれる損傷孤立点の大きさといった要因によって制限を受けることがある。
熱孤立点モデルは、時間依存的な熱方程式に一部基づいている。具体的には、以下詳細に記載するように、皮膚層の熱定数はTakataの比較式（Takata et al. (1977), in Report SAM-TR-77-38(San Antonio, TX:US Air Force School for Aerospace Medicine)）から得られ、該当する層の水容積画分の関数である。生体熱方程式に関係する具体的な効果、例えば代謝による熱生成および生組織加熱中の血液潅流測度の変化は、短時間のEMRパルスについては無視することができる（Sekins et al. (1990) Thermal Science for Physical Medicine, in Therapeutic Heat and Cold, 4th edition, Lehmann, ed. (Baltimore: Williamis & Wilkins) pp.62-112）。実際にEMRによる加熱は、代謝の発熱や血流による熱輸送をはるかに上回るものである。さらにまた、血液潅流測度の変化は、組織温度が変化した場合には約1分遅れて起こり（Sekins et al. (1990), in Therapeutic Heat and Cold, 4th edition, Lehmann, ed. (Baltimore: Williamis & Wilkins) pp.62-112）、そして組織が物理的要因（例えば高い、もしくは低い外部圧力、超音波、高いまたは低い皮膚表面温度）との複合作用を同時に受けない限り孤立点形成の動態に影響することはない。
熱孤立点の格子は時間依存的な現象であることを強調しなければならない。吸収加熱が速すぎるか、または長時間すぎれば、熱はEMR処理孤立点から拡散し、周囲の未処理組織容積内に広がり始めるだろう。このようなことが起こると、熱孤立点は未処理容積内に拡大し、最終的には熱孤立点が融合して大きな加熱体になるだろう。標的の温度緩和時間に対し十分短いパルス幅を用いることによって、格子内の熱孤立点の融合または重複を避けることができる。
C.損傷孤立点
本発明の別の局面によれば、組織の孤立した容積または孤立点のEMR処理は、損傷を受けていない（または損傷が異なるか、またはその程度が低い組織）組織によって取り囲まれている損傷孤立点を作り出すことができる。EMR処理温度孤立点の温度上昇がタンパク質凝固、熱傷害、光破壊、光剥離、または水の蒸発を生ずるのに十分な時には、損傷孤立点が生じる。使用の目的に応じて、より傷害度の低い（例えばタンパク質凝固、熱損傷）またはより損傷度の高い（例えば光破壊、光剥離、または水の蒸発）損傷孤立点が適当な場合もある。既述したように損傷は、処理された皮膚の容積全体に存在する水により、皮膚にある選択した細胞または組織中に存在する内因性の発色団（例えばメラニン、ヘモグロビン）による、皮膚内の外来性発色団（例えば入れ墨のスミ）または、以下記載するように、組織表面に塗布された外来性発色団によるEMRの吸収によって起こすことができる。
以下詳しく記載するように、発明のいくつかの態様では、損傷孤立点は構造タンパク質の凝固を伴う熱損傷である。このような損傷は、例えば光パルス時間を数マイクロ秒から約1秒まで変化させた時に生ずることがあるが、それでも最高組織温度を組織内の水の蒸発閾値より低く保たれる（Pearce et al. (1995), in Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue, Welch et al., eds. (Plenum Press, New York), pp.561-606）。損傷の程度は組織温度と熱パルス時間の関数であり、当技術分野で知られているいくつかの損傷関数によって定量化できる。以下の記載では、例えば、アレニウス（Arrhenius）損傷積分に従う損傷関数（Pearce et al. (1995), in Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue, Welch et al., eds. (Plenum Press, New York), pp.561-606; Henriques(1947), Arch. Pathol. 43:480-502）を用いる。比較的短く、強いパルスを用いた態様には、特に光破壊、光剥離および水蒸発と結びついた態様には、損傷孤立点の形成に関するその他のメカニズムおよびモデルを適用できる。
D.光化学孤立点
本発明の別の局面によれば、組織の孤立した容積または孤立点のEMR処理は、光化学反応が誘発されなかった組織容積によって囲まれた光化学孤立点の格子を作り出すことができる。光化学反応は、内因性の生体分子または外因性の分子を含むことができる。例えばある波長のEMRへの皮膚の暴露は、内因性の生体分子および生物学的経路の活性化を通してメラニンの産生増加および「日焼け」を起こすことができる。または、例えば外因性分子を光力学治療として投与することができ、そして特定波長のEMRによるこれら分子の活性化によって全身または局所的な治療効果をもたらすことができる。
治療パラメータ
発明の実施では、作用させるEMRに関係する様々な種類の処理パラメータを、特定の美容および医学的応用に従って制御および変化させることができる。これらのパラメータとしては、以下のものが挙げられるが、これに限定されるものではない。
A.EMR処理孤立点の形状
光学孤立点は、組織内のEMRビームを制御できる限りにおいて、以下記載の装置によって作り出すことできるいずれの形状に作ることができる。かくして波長、時間特性（例えば連続送達対パルス送達）、およびEMRのフルエンス； EMRビームの外形、入射角度および焦点；ならびに組織層の屈折率、吸収係数、散乱係数、異方性ファクター（散乱角度の平均コサイン）および構造；ならびに外因性発色団およびその他物質の有無に応じて、孤立点は皮膚表面から一または複数の層を通して広がるか、または皮膚表面直下から一もしくは複数の層を通して広がるか、あるいは単層内に存在するといった様々な形状をもつ容積である。ビームが非収束性である場合、ビームは光軸直交面に実質的に一定の断面積を持つ容積を画定する（例えば円筒形、長方形）。または、ビームは収束性でもよく、ビーム中心軸の直交面に徐々に小さくなる断面積を持つ容積を画定する（例えば円錐、三角錐）。断面積は規則的な形態（例えば楕円、多角形）または任意の形態でもよい。これに加えて、EMRビームの波長およびフルエンス、ならびに前記波長に対する組織の吸収および散乱特性に応じて、EMRビームは最初または完全に吸収されるか散逸する前に一定の深度まで貫通することから、EMR処理孤立点は皮膚の全幅にわたることはなく、むしろ表面と特定の深度の間、または表面下2つの深度の間にわたるだろう。
一般的に格子は、一、二または三次元の孤立点の周期構造である。例えば、二次元（2D）格子は二次元では周期的であるが、三次元では推移不変か無周期である。周期性のタイプはボクセル型を特徴とする。例えば、これらに限定されるものではないが、層状、四方、六方または矩形格子が考えられる。格子の次元数は、個々の孤立点と違ってよい。等間隔の無限円柱の単独列は、2D孤立点の1D格子の例である（円柱が有限長の場合、これは3D孤立点の1D格子である）。格子の次元数は、その孤立点の次元と等しいか、それより小さい（この事実は、格子がその孤立点が推移不変である次元では周期的になれないという事実からくるものである）。従って、合計6つのタイプの格子が存在し、各タイプは孤立点および格子の次元数の許容された組合せである。ある応用については、無傷組織の孤立点がEMR処理された組織の領域によって分離されており、処理領域が未処理の隔絶域を持った連続する処理組織の集合である「逆」格子を用いることができる。
図3Aを参照すると、各処理容積は例示したような比較的薄いディスクか、比較的細長い円柱（例えば第一深度から第二深度に伸長しているもの）、またはその幅および深さを実質的に超える長さを持ち、皮膚の表面と実質的に平行に配向している実質的に線状である容積でよい。例示の応用では、孤立点214のラインの方向は全て同一でなくともよく、いくつかのラインは、例えば他のラインに対し直角でもよい（例えば図4Aおよび4Bを参照）。ラインはまた、より効率を上げるために、処理標的の周囲を回るように向けることもできる。例えば、ラインは血管に対し直角でもよく、またはシワに対し平行でもよい。孤立点214は、選択した厚みを持つ球、楕円、立方体、または長方体のような形をした皮下容積でよい。孤立点はまた、実質的に直線もしくは平面容積でもよい。孤立点の形は、ビームサイズ、増幅度および位相分布、適用時間、および程度は小さいが波長を含む、ビームの光学パラメータの組合せによって決まる。
特定の孤立点の形状を得るためのパラメータは、通常の実験だけから経験的に決定できる。例えば約0.005〜2ジュールおよび0.5〜2msのパルス幅で作動する低変換ビーム1720nmレーザーは、一般的に円柱形の孤立点を作ることができる。または、約0.5〜10ジュールの高変換ビームと0.5〜3秒のパルス幅を持つ1200nmレーザーは、一般に楕円形の孤立点を作ることができる。
波長、焦点合わせ、表面の入射ビームおよびその他パラメータを適当に制御することによって、形状に関係なく、孤立点を容積全体に広げるか、嵩を持った薄い単層にするか、または隣接する孤立点が別の嵩のある薄層の中に存在するようにずらすことができる。孤立点の格子の大部分の構造は連続的または同時に形作ることができる。容積中の複数の薄層内にある孤立点の格子は、例えばスキャナーを用いて、または異なる波長を持つ複数のエネルギー源を用いて、容易に連続的に形作ることができる。同一または異なる深さの孤立点を作ることができ、また皮膚表面から見たときに様々な深さにある孤立点は空間的に分離もしくは重複させることができる。
孤立点の幾何学は処理領域の熱損傷に影響する。球は最も勾配が大きく、従って最も空間的に小さなものであることから、最も局在化された生物学的損傷を与えることとなり、それゆえに局所的損傷が望ましい応用にとっては好ましいだろう。
B.EMR処理孤立点のサイズ
発明のEMR処理孤立点の格子内にある個々の孤立点のサイズは、目的とする美容または医学的応用に極めて大きく依存する。以下より詳しく論じるように、いくつかの態様では、本質的な損傷を引き起こし、組織の構造または領域（例えば皮脂腺、毛嚢、入れ墨した部分）を破壊することが望まれるが、別の態様では特定波長のEMRの有効量を施しながらも損傷を殆どか全く与えないことが望ましい（例えば光力学治療）。しかしながら、孤立点の損傷に関して上述したように、損傷した組織の治癒は損傷孤立点が小さいほど効果的であり、このとき容積に対する創傷縁部の割合はより大きくなる。
一般的には、本発明のEMR処理孤立点のサイズは、いずれの特定次元についても、1μmから30mmの範囲で変化できる。例えば実質的に直線である孤立点の格子は、長さ約30mm、幅が約10μmから1mmの平行する孤立点からなることができるが、もとよりこれらに限定されるものではない。別の例としては、円柱の軸が組織面に対し直交している実質的に円柱である孤立点については、深さは約10μm〜4mmでよく、直径は約10μm〜1mmでよいが、もとよりこれらに限定されるものではない。実質的に球または楕円形の孤立点については、直径または主軸は、例えば約10μm〜1mmでよいが、これらに限定されるものではない。かくして、いくつかの態様では、孤立点は1μm〜10μm、10μm〜100μm、100μm〜1mm、1mmから10mm、または10mm〜30mm、ならびに1μmから30mまでに入る全ての可能な範囲で最大寸法を採ることができる。
発明の光学、熱、損傷または光化学孤立点のサイズを考えるとき、孤立点の境界線が明瞭に画定できないことがあること、あるいはむしろ極めて連続的であるか、または未処理の組織（または処理が異なるか、その程度が低い組織）と混在することがあることを記すことは重要である。例えば、EMRビームは様々な組織で散乱を受けるため、干渉光のビームでさえ、細胞または組織の複数の層を通過する場合には拡散するだろう。その結果、光学および光化学孤立点は、一般的には処理容積と未処理容積との間に明瞭な境界線を有していない。同様に、熱孤立点は一般に、孤立点の中心からその境界に向かって温度勾配を示し、また孤立点を取り囲んでいる未処理組織もまた熱伝導による温度勾配をしめすだろう。最後に損傷孤立点は、部分的に損傷を受けた細胞または構造、あるいは部分的に凝固したタンパク質によって不定形または不明瞭な境界線を持つこともある。それゆえに本明細書で用いる場合、孤立点格子内の孤立点のサイズとは、送達されたEMRエネルギーの、意図した最小または閾値量によって画定される孤立点のサイズを指す。以下より詳細に論じるように、この量は最小フルエンス、Fminとして表され、またそれは美容または医学的応用の性質によって決められる。例えば、光力学治療では、Fminは所望の光化学反応を引き起こすのに必要な最小フルエンスによって決められる。同様に、角質層の透過性を上げる場合には、Fminは所望のSC温度を達成するのに必要な最小フルエンスによって決めることができ、組織を破壊する場合には、Fminは組織を剥離するか、または水を蒸発させるのに必要な最小フルエンスによって決めることができる。それぞれの例では、EMR処理孤立点のサイズは、所望の最小フルエンスを受け取る組織容積のサイズによって画定する。
組織の散乱作用により、EMR処理孤立点の最小サイズは、組織内での目標深度に伴って増加し、角質層の場合の数ミクロンから皮下組織の数ミリメートルまで及ぶ。被験者の組織約1mmの深度では、孤立点の最小直径または幅は約100μmであるが、さらに大きな孤立点（例えば1〜10mm）も可能である。損傷孤立点のサイズは、対応する光学孤立点のサイズよりも小さくても、または大きくてもよいが、一般には熱拡散を理由に光学孤立点にはより多くのEMRエネルギー量が加えられるため大きくなる。皮膚内のいかなる深度にある最小サイズの孤立点についても、波長、ビームサイズ、集束、エネルギーおよびパルス幅を最適化しなければならない。
C.EMR処理孤立点の深度
発明のEMR処理孤立点は、表面および表面下位置、比較的限定された深度の位置、ならびに相当な深さまで広がっている位置を含む、組織内の様々な点に配置できる。孤立点の所望深度は、標的とする分子、細胞、組織または細胞内構造を含む、目的とする美容または医学的応用に依存する。
例えば光学孤立点は、波長およびビームサイズに一部依存するEMRエネルギーの透過深度に応じて、組織または器官の様々な深度に導くことができる。かくして、孤立点は組織表面層（例えば0〜50μm）のみに在る表在孤立点でも、複数の組織層にわたって存在する（例えば50〜500μm）深部孤立点、または極めて深い、表面下孤立点（例えば500μm〜4mm）。光エネルギーを用いた場合、波長1,000〜1,300nmを利用すると最大25mmの深さまで到達できる。マイクロ波および高周波EMRを利用した場合には、数センチメートルの深さまで到達できる。
熱孤立点または損傷孤立点の場合、所望深度だけに存在する発色団を標的とすることによってか、またはEMRを送達する間組織上層を冷却することによって表面下孤立点を作ることができる。深部熱または損傷孤立点を作る場合は、表面冷却を組み合わせた長いパルス幅が特に有効である。
D.EMR処理格子の充填率
EMR処理孤立点の任意の格子において、EMR処理を受けた組織容積のパーセンテージは「充填率」またはｆと呼ばれ、光学孤立点が熱孤立点、損傷孤立点または光化学孤立点になるかに影響する。充填率は、孤立点全てを含有する参照容積に対する孤立点の容積によって画定する。充填率は均一なサイズを持ったEMR処理隔絶点内処理孤立点の周期性の格子については均一でよく、または処理領域全体では変化してもよい。ローションまたは懸濁液としてEMR吸収粒子を局所に適用することによる熱孤立点の作成を含むが、これに限定されるものではない状況で作成することができる（以下を参照）。このような状況については、平均充填率（favg）は、全EMR処理孤立点の容積Vi isletを処理域内の全組織容積Vi tissueで除する
ことで計算できる。
一般的に充填率は、一定容積の孤立点の中心間距離を増加させることによって下げることができる。このように充填率の計算は、EMR処理孤立点の容積だけでなく、孤立点間の間隔にも依存するだろう。最も近い孤立点の中心間の距離がdである周期性の格子では、充填率は最も近い孤立点間の距離dに対する孤立点のサイズの割合に依存するだろう。例えば、並列する円柱孤立点の格子では、充填率は次のようになるだろう：
式中dは最も近い孤立点の中心間の最短距離であり、rは円柱EMR処理孤立点の半径である。球形孤立点の格子では、充填率は孤立点の隣接する中心によって画定される立方体の容積に対する球形孤立点の容積の割合であろう：
式中dは最も近い孤立点の中心間の最短距離であり、rは球形EMR処理孤立点の半径である。線、ディスク、楕円、直方体またはその他の形状といった様々な形状を持つ孤立点の格子の充填率を計算するための、同様の公式が得られる。
未処理組織の容積は熱シンクとして働くことから、これらの容積は、そのものが熱または損傷孤立点になることなしに、処理容積からのエネルギーを吸収できる。かくして、充填率が比較的小さいことにより、組織が大きく損傷を受けるのを防止しつつ、高いフルエンスエネルギーを幾つかの容積に送達することができる。結局は、未処理組織の容積が熱シンクとして働くため、充填率が下がると同時に、光学孤立点が臨界温度に達して熱孤立点または損傷孤立点を生ずる確率も下がる（孤立点領域に対するEMRパワー密度および総暴露量が一定を保つ場合でさえ）。
孤立点の中心間の距離は、孤立点のサイズおよび実施される処理を含む複数の要因によって決まる。一般的には、隣接孤立点間の距離は、組織を保護しそれに加わった損傷の治癒を促進し、同時に所望する治療効果を達成するのに十分なものでなければならない。一般的には、充填率は0.1〜90%の範囲であり、別の応用では0.1〜1%、1〜10%、10〜30%および30〜50％の範囲である。EMR処理孤立点の充填率と熱減衰時間の相互作用について以下詳細に説明する。熱孤立点の格子の例では、孤立点を過度に熱しして損傷しないほど充填率が十分に小さいことが重要であり、一方損傷孤立点の格子の例では、それぞれの損傷孤立点の回りに未損傷組織が十分に存在して、大がかりな組織損傷を防止し、また損傷を受けた容積が治癒可能にする程度に十分小さいことが重要である。
EMR処理孤立点の応用
EMR処理孤立点は、様々な種類の器官および組織での様々な応用に用いることができる。例えば、EMR処理は、皮膚、粘膜組織（例えば口腔粘膜、胃腸粘膜）、眼組織（例えば結膜、角膜、網膜）および腺組織（例えば涙嚢、前立腺）を含むが、これらに限定されるものではない組織に応用できる。一般的事項として、方法は傷害（例えばただれ、潰瘍）、にきび、赤鼻、無駄毛、望ましくない血管、過形成増殖（例えば腫瘍、ポリープ、良性前立腺過形成）、肥厚性増殖（例えば良性前立腺肥大）、血管新生（例えば腫瘍に関係する血管新生）、動脈もしくは静脈の形成異常（例えば血管種、火炎状母斑）、ならびに望まれない色素沈着（例えば色素性母斑、入れ墨）を含むが、これらに限定されない状態の治療に用いることができる。
A.熱孤立点
いくつかの局面では、発明は熱孤立点の格子を作ることによって組織を治療する方法を提供する。これらの方法は、例えば治療薬および化粧品を含む様々な作用物質に対する角質層の透過性を増す方法、ならびに治療的ハイパーサーミアを作り出すための方法に用いることができる。
1.角質層の可逆的透過
一つの態様では、熱孤立点の格子は、組織の孤立点を35〜100度の温度まで加熱することにより、角質層の透過性を可逆的に高めるために作られる。透過性の上昇は、角質層および存在する場合には淡明層の細胞を取り囲んでいる結晶性の脂質の細胞外マトリックスを溶解することによって生ずる。マトリックスが溶解すると（即ちその結晶構造が緩むと）、SCは皮膚表面の分子に対しより透過性になり、一部の分子はその内側に拡散できるようになる。層の温度を正常域（即ち29〜37℃）に戻すと、細胞内マトリックスは結晶化し、SCはより不透過性となり、SCの下に既に拡散した分子はそこに残り、周辺組織にさらに拡散するか、または全身の血流に入る。かくして、ここで使用の場合、脂質性の細胞内マトリックスは再結晶化することから、透過性の亢進は「可逆的」である。別の態様では、透過性の亢進はEMR処理を中止した後1秒から2時間の間に戻る。このようにいくつかの態様では、透過性の上昇はEMR処理を中止した後15分、30分、1時間または2時間以内に戻る。
これらの態様では、熱孤立点は角質層および淡明層を通って、または大部分が通り広がることができる透過経路を画定し、皮膚の外面に用いた化合物、例えば化粧品または治療薬が効果的に角質層／淡明層の中に浸透することができる。この浸透は表在的でも、また角質層の直下または内部に留まってもよく、またはより深く上皮または真皮の内層中に浸透してもよく、真皮内の血管を介して血流に入ることができるかもしれない。これにより、皮膚または真皮に、化粧品または治療薬を経皮的に、局所に送達することができる。処理部位から化合物が拡散すれば、化合物の局所送達を広げることができる（例えば関節領域への送達）。さらにまた、化合物が真皮の血管に到達できれば、送達は全身性となる。
いくつかの態様では、化合物は治療薬である。治療薬の例としては、ホルモン、ステロイド、非ステロイド系抗炎症薬、抗癌剤、抗ヒスタミン薬および麻酔薬が挙げられるが、これらに限定されるものではない。具体的な例としては、インスリンおよびエストロゲンのようなホルモン、プレドニゾロンおよびロテプレドノールのようなステロイド、ケトラックおよびジクロフェナクのような非ステロイド系抗炎症薬、メトトレキセートの様な抗癌剤、ならびにヒスタミンH1アンタゴニスト、クロルフェニラミン、ピリラミン、メピラミン、エメダスチン、レボカバスチンおよびリドカインのような抗ヒスタミン薬が挙げられるが、これらに限定されるものではない。
別の態様では、化合物は化粧品である。化粧品の例としては、顔料（天然および合成発色団、色素、着色剤またはインクを含む）、反射剤（光散乱化合物を含む）および光保護剤（日焼け止めを含む）が挙げられるが、これらに限定されるものではない。このような化粧品は、異なる色彩の顔料または反射剤を加えることによって、皮膚を着色するのに、または既存の色の遮蔽（たとえば母班、色素沈着障害、入れ墨）するのに用いることができる。発明は、（a）作用物質が角質層内に含まれること、そして塗布したりこすったり、または洗い流されないこと、および（b）作用物質が、その層の細胞が基底層からの正常な増殖プロセスを通して置き換わるまで（たとえば、おおよそ21〜28日間）は角質層内にとどまることから、改良された化粧品適用法を提供する。かくして、一回のみの化粧品の使用が数週間持続することもあり、毎日使用しなければならない化粧品に比べ有利である。逆に、化粧品の適用は数週間に限定されるが、これは光脱色または組織剥離によって取り除かれるまで通常永続する入れ墨に比べて有利である。一つの態様では、希望する一時的な入れ墨のために色素を皮膚に作用させ（例えばフィルム、ブラシ、プリンティングにより）、角質層をEMR処理して透過性を高めることができ、色素は皮膚の中に拡散して一過性の入れ墨を作ることができる。別の態様では、着色剤を送達することによって人工的な日焼けを作り出すことができ、または逆に日焼け止めを皮膚内に送り込むことによって日焼けを防ぐことができる。
角質層の透過性の増加は、連続的な加熱領域よりもむしろ熱孤立点（または損傷孤立点）の格子を用いることで、被験者に対し無痛またはより少ない痛みで行うことができる。皮膚全域および全幅が加熱されないため、40〜43℃の等温線を、真皮のより深い位置ではなく、上皮／真皮境界線近くに留めることができる。従って乳頭真皮内に在る神経終末は40〜43℃の温度に曝されることはなく、疼痛反応を伴うことはない。結果として、熱孤立点によって画定された透過性亢進経路が、SCを40〜43℃より有意に高い温度に曝すことなしに作ることができる。
SCの細胞外脂質の温度が、脂質状態が中間（脂質結晶）状態から液体状態に変化する遷移温度Tmまで上昇すると（ラットのSCではTm=64℃、Ogisoら、(1996）、Biochem. Biophys. Acta 1301(102):97-104参照）、角質層の透過性の大きな上昇（位数の規模）が起こる。この温度に達し、それによって角質層の脂質層が不可逆的に溶解するのに必要な熱流束の単純推定値は、次のようにして得ることができる。
例えば、この計算を行うためには、SCの厚みを、掌側の前腕に見出すことができるようなd=15μmとすることができる。角質層（SC）は、水、脂質およびタンパク質がおおよそ次の重量比で混合してできていることが分かっている：W1=20%水、W2=50%脂質およびW3=30%タンパク質。SCの脂質は次のものからできている：セラミド（50%）、コレステロール（28%）、遊離脂肪酸（17%）および硫酸コレステロール（5%）。SCの熱パラメータは決定され、適当な重率因子W1、W2およびW3で荷重された、構成要素の対応するパラメータの荷重合計となる：
一般的な初期SC温度はT0=30Cである。SCの脂質の融解潜熱、λ、（溶解について）は、脂質のDPPC（ジパルミトイルホスファチジルコリン）について知られている値に近いと仮定する。このパラメータはλ=14500J/mol＝2J/gmであり、このとき分子量は734gm/moleである。断熱状態（熱損失を無視する）および構成要素間の熱平衡状態を仮定すると、脂質を溶解するための閾値フルエンス、Fは次のように見積もられる：
上記パラメータ推定値を用いると、SCの脂質を溶解するのに必要なフルエンスの値はFm=0.07J/cm2である。このフルエンスは、本明細書に記載するように様々な方法で達成できる。例えば、EMRは直接吸収しても、またはSCの内因性発色団として働く一または複数の構成要素により熱に変換してもよく、あるいはEMRは皮膚表面の外因性発色団（例えばカーボンドット）により吸収してもよい。実際に脂質を溶解するエネルギーの相対寄与率は小さく（〜3%）、エネルギーの大部分はSCを周囲温度T0から、融点Tmまで上げるのに必要とされることに注意せよ。
SCの熱減衰時間TRTは次のように見積もられる：
例えば、70μs間の〜1kWcm-2の熱流束は、この条件を満たすだろう。融点温度をTRTを超えて維持しなければならない場合、必要となる熱流束は、必要温度に達した後、熱損失と平衡を保たねばならない。
透過性亢進路の大きさは、細胞内脂質空間の直径（例えば1μm）または角質細胞の厚さ（例えば0.5μm）から、ほぼSCの厚さ（例えば10〜500μm）の範囲に及ぶ。しかしながら透過性亢進路は、生上皮層への損傷をさけることと疼痛および不快感を減らすか、もしくは排除するために、直径は約20μm〜1mmであり、深さは50μm未満である。それでもなおいくつかの態様については、熱孤立点は、体内へ薬物をより迅速に吸収させるために、上皮および真皮のより深い層にまで広がり、それらを変性し、血液の微小循環を刺激することができる。しかしながらより高い温度で、より深い組織を標的とする場合は、患者の疼痛管理が必要になるだろう。
一般的に、熱孤立点の間隔は可能な限り密にして透過性を最大化し、それにより送達の効率を最大化すべきである。しかしながら、経路が高密過ぎると、深度−温度選択性に有害な影響が及ぶ。例えば、間隔がゼロであれば熱は放射状ではなく下方にのみ効率的に拡散し、角質層を十分に加熱して透過性亢進路を作り出すと同時により深い上皮および真皮層への傷害および疼痛を防止することが難しくなる。このようなことから一般的には、この応用にはそれより大きいか、または小さい充填率も用いられることを排除するものではないが、充填率は30%未満であるが、1%より大きい。
2.深部組織の熱孤立点
本発明によれば、そして以下より詳しく記載するとおりに、組織表面から組織のより深い層に広がるか、または表面下の層全体に存在する熱孤立点を作ることができる（例えば図2、孤立点198を参照）。このような熱孤立点は、熱亢進光生体変調、光生体刺激および光生体抑制、ならびに以下記載するような損傷孤立点の作成といった応用に用いることができる。
C.損傷孤立点
いくつかの局面では、発明は損傷孤立点の格子を作り出すことによって組織を治療する方法を提供する。これらの方法は、例えばとりわけても皮膚の若返り、入れ墨除去（例えば墨粒子を含む細胞を殺すこと、入れ墨の墨粒子の剥離）、にきび治療（例えば皮脂腺の損傷または破壊、細菌の殺滅、炎症の緩和）、色素沈着傷害の治療、血管損傷の治療、および火炎状母斑（「ポートワイン母斑」の除去（例えば異常な血管を減らす）に用いることができる。損傷孤立点の格子は、角質層の透過性を上げるのにも用いることができる。このような損傷の回復または治癒にかかる時間は、損傷孤立点のサイズおよび格子の充填率を変えることによって制御できる。
1.組織リモデリング
一つの態様では、発明は管理された組織損傷に基づく組織リモデリング法を提供する。
組織リモデリングの一つの態様は、（a）皮膚異常変色（即ち不均一な色素）の低下、（b）毛細血管拡張症（即ち血管形成異常）の軽減、（c）皮膚の肌理の改善、および（d）皮膚の張りの改善（例えば弾力性、持ち上げ、引っ張りの増加）の一つまたは複数が関係する複雑なプロセスである、皮膚の「若返り」である。皮膚の若返りに用いる技術は大きく次の3つに分類できる：剥離技術、非剥離技術および分別技術（本発明の孤立点の格子を包含する）。
剥離による剥削法では、上皮の全幅と上部真皮部分が剥離され、同時に／または凝固する。剥離技術は、一般的にはより顕著な臨床結果をもたらすが、より多くの手術後回復時間およびケア、苦痛および感染リスクを伴う。皮膚剥削術（例えば吸収係数〜900cm-1のCO2レーザー、または吸収係数から3,000cm-1のEr:YAGレーザーを用いたもの）では、数週間の回復期間が必要であり、その後数ヶ月間は治療を受けた皮膚に紅斑が残る。
非剥離性の方法では、凝固領域は組織内のより深い場所に移行し、上皮は無傷のまま残る（例えば、吸収係数5〜25cm-1のレーザーを用いた方法）。非剥離的技術では、手術後に求められる回復時間およびケア、苦痛ならびに感染リスクは非常に小さくなる。
分別的方法も非剥離的であるが、処理領域または損傷域全体を凝固するのに替わって治療領域を部分的または分別的に傷害することが求められる。即ち、処理領域内に損傷孤立点の格子が作られる。
本発明は、熱および損傷孤立点が真皮および皮下組織内の比較的深くに在る（例えば深度＞皮膚表面から500μm）不覚に皮膚若返りの方法を提供する。上皮の損傷を防ぐために、上皮の能動的または受動的な冷却を用いることができる。
2.皮膚の釣り上げおよび引っ張り
損傷孤立点の格子の作成は、高温に曝されたコラーゲン繊維が収縮（即時効果）または（b）真皮または皮下組織内の局所的に凝固する結果として皮膚を釣り上げ、または引っ張ることができる（即時から短期の効果）。
3.皮膚の肌理の平滑化
損傷孤立点の格子の作成は、真皮および皮下組織内の局所を凝固する結果として、皮膚の肌理を平滑にすることができる（即時から短期の効果）。この技術はまた、真皮／上皮以外の肌理を持った組織または器官にも用いることができる（例えば唇の拡大）。
4.コラーゲン産生の促進
損傷孤立点の格子の作成は、熱ストレスまたは熱ショックに対する組織の治癒反応の結果としてコラーゲン産生の促進を生ずることができる（中期から長期の効果）。
5.入れ墨の除去
損傷孤立点の格子の作成は、入れ墨の墨粒子を含んだ細胞（一般的には上部真皮の細胞）を殺すことによって入れ墨を除去するのに用いることができる。これら細胞を殺した後、入れ墨の墨は正常な排除プロセスによって組織部位から取り除かれる。これに替わって、またはこれに加えて、損傷孤立部位の格子は、EMR処理の波長を選択して入れ墨の墨粒子にEMRエネルギーを選択的に吸収させることによって、入れ墨を取り除くのに用いることもできる。いくつかの態様では、入射パルスのパルス幅を、墨粒子の熱減衰時間に一致するように選ぶ。入れ墨の墨粒子によるEMRエネルギーの吸収は、細胞を加熱して殺すことができる；墨粒子を光脱色するかまたは正常プロセスによって除去されるより小さな分子に破壊することができるか；あるいは別の方法で墨を破棄することができる。
6.角質層の透過性上昇
損傷孤立点の格子の作成は、組織の孤立点を100℃を超える温度まで加熱してSCに小さな穴を開けるために用いることができる。かくしてこのような態様では、EMR処理は結晶化細胞内脂質構造もしくは細胞を含むSCの一部分を凝固、剥離、蒸発、またはその他の形で損傷もしくは除去し、SC全体に損傷孤立点の格子を作る。この方法は、細胞層が基底層からの正常な増殖プロセスを通して交換されるまで損傷を受けた領域または孔がSC内に留まるために、上記の熱孤立点法よりも長期間SCの透過性を上げる（例えば約21〜28日間）。
7.にきび治療
損傷孤立点の格子の作成は、EMR処理の波長を選択し、皮脂によるEMRエネルギーの選択的吸収を起こすことによって、または皮脂腺を選択的に損傷または破壊するために、皮脂腺を標的として格子を作成することによって、にきびを治療することに用いることができる。EMR処理は、にきび潰瘍内の細菌を標的にすることもできる。
8.肥厚性瘢痕の治療
損傷孤立点の格子の作成は、瘢痕組織の収縮および密着を誘発すること、および正常結合組織による異常結合組織の置換によって、肥厚性瘢痕を治療するのに用いることができる。
9.体臭の軽減
損傷孤立点の格子の作成は、エクリン腺を選択的に標的とし、それによってエクリン汗の産生を減らすか、またはその組成を変えることによって体臭を治療するのに用いることができる。
10.イボおよびタコの除去
損傷孤立点の格子の作成は、病的組織を選択的に標的として細胞を殺すか、または組織を剥離させることによって、イボおよびタコを治療するのに用いることができる。
11.乾癬治療
損傷孤立点の格子の作成は、適当な波長のEMRを用いて乾癬斑を選択的に標的とし、それによって斑形成を停止または逆戻りさせることによって乾癬を治療するのに用いることができる。病的組織は、普通の生物学的プロセスによって、正常組織で置換えることができる。
12.創傷改善および火傷治癒
損傷孤立点の格子の作成は、容積を実質的に増やすことなしに創傷または火傷の外縁を増加することによって、創傷または火傷（凍傷を含む）の治癒に必要な時間を短縮するのに用いることができる。
13.セルライトまたは脂肪の容積縮小
損傷孤立点の格子の作成は、真皮／皮下組織境界線の機械ストレスの分布を変化させることによってセルライトを減らすのに用いることができる。これに替わって、損傷孤立点の格子は、孤立点内の脂肪細胞を加熱して損傷することにより、皮下組織（皮下の組織）内の脂肪を減らすのに用いることができる。
14.体毛の減少
損傷孤立点の格子の作成は、損傷孤立点の格子で皮膚の毛嚢を標的とすることによって、体毛の量または存在感を減らすのに用いることができる。方法は、毛髪または毛嚢内に在るメラニンまたはその他発色団を選択的に標的にすることができ、あるいは毛嚢内の水を非選択的に標的してもよい。
15.内皮の剥離または融合
損傷孤立点の格子の作成は、内皮を損傷または破壊して良性の前立腺肥大もしくは過形成、または再狭窄化といった状態を治療するのにために用いることができる。方法は、組織界面に損傷領域を作り出すことによって組織を一つに融合するのにも用いることができる。
16.識別パターンの作成
損傷孤立点の格子の作成は、組織もしくはその他構造物の剥離によって生ずるか、または組織治癒プロセスから生ずる識別パターンを組織内に作成するために用いることができる。例えば、パターンは損傷孤立点の格子で毛髪を「エッチング」することによって、毛幹に作ることができる。または異なる外観を持つ画定領域を作成する治癒プロセスを用いることによって真皮、上皮もしくはその他上皮組織に模様を付けることができる。
D.光化学孤立点
いくつかの局面では、発明は光化学孤立点の格子を作成することによって組織を治療する方法を提供する。これらの方法は、例えばEMR依存的生物反応（例えばメラニン産生もしくは「日焼け」）の活性化、および光力学治療（例えば白斑もしくは低色素症）に用いることができる。例えば、白斑、白色の伸展裂創（即ち白線）および低色素症は、光力学薬と一緒またはまたは無しに、処理領域の色素沈着形成を増加する光化学孤立点をつくることによって治療できる。具体的には基底層を標的とすることによって、メラノサイトの増殖および分化を促進できる。
EMR処理孤立点の格子を作るための生成物および方法
図5は、発明の一つの態様で用いることができる、患者の皮膚に処理孤立点を作り出すための装置100の概略図である。この装置230では、適当なエネルギー源234からの光エネルギー232は光学装置236、フィルター238、冷却機構240、242および、冷却または加熱プレート244を通り、組織246（即ち被験者の皮膚）に達する。これら構成要素はそれぞれについて、以下に詳しく記載する。しかしながら一般的には、エネルギー源234からのEMRは、被験者の皮膚の上に治療の孤立点を作り出すために、光学装置236によって集束し、マスク、オプティクス、またはその他要素により形作られる。発明のいくつかの態様では、例えば単色性エネルギー源を用いているフィルター328、またはオプティクス236のような、これら構成要素のうちのあるものは、必ずしも存在しなくてよい。別の態様では、装置は皮膚と接しなくともよい。さらに別の態様では、冷却機構4は存在せず、接触プレートと皮膚の間を受動的に冷却するだけである。
プレート244と組織246の間には、一般的にはローションまたはその他適合物質に一致する適当な光学インピーダンスが用いられ、光学および熱のカップリングを高める。図5に示すように組織246は、電磁線放射が皮膚に加えられる応用では、上皮および真皮となる上部領域248、ならびに前記の例では真皮下領域となる下部領域250に分けられる。領域250は、例えば皮下組織である。
図6は、図5に結びつけて記載した装置230の構成要素を含むことができるハンドヘルド装置260を示している。特にハンドヘルド装置260のハウジング264は、エネルギー源264、光学装置236、フィルター238、ならびに冷却機構240および冷却プレート244（図6には冷却プレート244のみを示す）を含むことができる。使用時には、光エネルギーは冷却プレート244を通り患者の皮膚と接する。いくつかの態様では、ハウジング264は、エネルギー源を作動させるボタンも備えている。
図6のハンドヘルド装置260はまた、制御信号を通してハンドヘルド装置260と通信できる制御またはベースユニットと接続する供給線またはケーブル用接続部266も含んでいる。制御ユニットは、例えば冷却機構244の用冷却材の供給を包含してもよい。別の態様では、制御ユニットは形態型装置260の中にエネルギー源（図6には示していない）のための電源設定等を含むことができる。これに加えて、制御ユニットは発明の特定の特徴を制御するマイクロプロセッサおよび制御装置を含むことができ、以下に詳細に説明する。制御ユニットとハンドヘルド装置260の接続部266とを接続するケーブルは、冷却材用の供給ラインおよびハンドヘルド装置260の制御および電力供給のためのワイヤーを含んでよい。別の態様では、エネルギー源はベースユニットの中に納めてもよく、エネルギーは供給線を通してハンドヘルド装置に送られる。例えば、光エネルギーは供給線内の光ファイバーを通して送ることができる。別の態様では、全ての構成要素をハンドヘルド装置に収納し、ベースユニットを無くしてもよい。
図3Aおよび3Bは、治療の孤立点を作るための別のシステム例208の概略図を示している。図3Aおよび3Bは、患者の皮膚の深さdに位置する処理容積Vに光放射を送達するためのシステムを示している。図3Aおよび3Bはまた、患者皮膚200内にある処理または標的部位214（即ち処理孤立点）も示している。患者皮膚の一部200が示されており、その部分は真皮204を覆う上皮202、真皮−上皮（DE）接合部206と呼ばれる上皮と真皮の接合を含んでいる。処理容積は、患者皮膚表面（即ちd=0）に在って、処理孤立点は角質層内に形成される。これに加えて、処理容積Vは皮膚表面下の一または複数の処理層の中に在るか、または処理容積は皮膚表面から一または複数の皮膚層を通り広がってもよい。
図3Aおよび3Bのシステム208は、図6に描かれている装置260のようなハンドヘルド装置の中に組み入れることができる。システム208は、電磁放射線（EMR）を作り出すエネルギー源210を含む。エネルギー源210からの出力は、図3Bに示すような患者の皮膚表面に接する送達ヘッドの形をしていることが好ましい光学システム212に送られる。送達ヘッドは、例えば図6にも示したような（番号244）患者の皮膚に接する接触プレートまたは冷却要素216を含むことができる。システム208はまた、検出器216および制御装置218も含むことができる。検出器は、例えば皮膚との接触および／または患者の皮膚の上での装置の運動測度を検出でき、また例えば患者の皮膚を画像表示できる。制御装置218は、例えば皮膚との接触、および／またはハンドピースの運動測度に関連してEMR源のパルス発生を制御するのに用いることができる。
本明細書を通して、用語「ヘッド」、「ヘッドピース」および「ハンドヘルド装置」は相互交換的に用いることができる。
これら各構成要素を以下に詳しく論じる。
A.電磁放射線源
エネルギー源210は、干渉および非干渉供給源を含む、所望の波長または所望の波長帯、または複数の波長帯の光エネルギーを発生することができるいずれの好適な光エネルギー源でもよい。正しいエネルギー源210、および正しいエネルギーの選択は、実施する処理のタイプ、加熱対象となる組織、処理が望まれる組織内の深度、および処理を施す所望領域のエネルギー吸収の関数である。例えば、エネルギー源210は、放射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯、蛍光灯、発光ダイオード、レーザー（ダイオードおよびファイバーレーザーを含む）、太陽光、またはその他好適な光エネルギー源でよい。これに加えて、同一または異なる複数のエネルギー源を用いることができる。例えば複数のレーザー源を用いることができ、それらは同一波長または異なる波長を持つ光エネルギーを発生させることができる。別の例としては、複数のランプ源を用いることができ、それらはフィルターを通して同一または異なる波長帯を有する光エネルギーを発生させることができる。これに加えて、同一の装置に異なるタイプの供給源を、例えばレーザーとランプの両方を一緒に組み込むこともできる。
エネルギー源210は、発光ダイオードまたはレーザーによって生み出されるような、広域スペクトルにわたる、限定されたスペクトルの、または単一波長の近赤外または可視光放射のような電磁線放射を生み出すことができる。ある例では、エネルギー源が作り出す波長を特定組織のタイプに標的を合わせることができるか、または選択した深度に達するように合わせることができることから、スペクトルの狭い供給源が好ましい。別の態様では、例えば組織に作用させる波長を、例えば適用に応じて異なるフィルターを用いることによって変更できるシステムでは、スペクトルの広い供給源が好ましい。適合した応用には、音、RFまたはその他のEMF源も用いることができる。
例えば、血管および色素障害、小さなシワ、皮膚の肌理、および毛穴のような表在性の標的の処理には、UV、紫、青、緑、黄色の光、近赤外光の放射（例えば290〜600nm、1400〜3000nm）を用いることができる。皮膚下約1ミリメートルまでの深さにある標的の処理には、約450〜約1300nmの範囲の青、緑、黄色、赤および近赤外光を用いることができる。より深い標的（例えば皮膚表面の下約3ミリメートルまで）の処理には、約800〜約2350nm、約1500〜約1800nmの範囲、または約2050nm〜2350nmの範囲にある近赤外光を用いることができる−（表1B参照）。
1.干渉光源
エネルギー源210は、固体レーザー、色素レーザー、ダイオードレーザー、ファイバーレーザーのような様々な干渉光源、またはその他干渉光源でよい。例えば、エネルギー源210はNd:YAGレーザーのようなネオジウム（Nd）レーザーでよい。この例示的態様では、エネルギー源210としては、1064nm付近の波長を有する放射線を発生するネオジウム（Nd）レーザーが挙げられる。このようなレーザーは、レイジング媒体、例えば本態様ではネオジウムYAGレーザーロッド（Nd+3イオンでドープしたYAG主晶）、およびレーザーロッドと連携してレーザー照射光を発生させるための光共振器を形作る関連光学系（例えば鏡）を含む。別の態様では、処理放射線の発生には、クロミウム（Cr）、イッテルビウム（Yt）またはダイオードレーザーのような別のレーザー源、あるいは例えばランプのような広域光源を用いることができる。
レーザーおよびその他干渉光源は、100〜100,000nmの範囲の波長を変換するのに用いることができる。干渉エネルギー源の例は、固体、色素、ファイバー、およびその他のタイプのレーザーである。例えば、ランプまたはダイオードポンピングを用いた固体レーザーを用いることができる。このようなレーザーが発生する波長は、400〜3,500nmの範囲内にある。この範囲は、非線形変換を用いることで100〜20,000nmに拡張することができる。固体レーザーは、フェムト秒から連続波までの範囲のパルス幅を持つ、最大の柔軟性を提供できる。
干渉光源の別の例は、非干渉または干渉ポンピングを用いた色素レーザーであり、波長可変型の光放射を提供する。色素レーザーは液体または固体マトリックス内に溶解した色素を利用できる。一般的な可変波長帯は、400〜1,200nmおよび約0.1〜10nmのレーザー帯域幅をカバーする。異なる色素を混合することで複数の波長の放射が可能となる。色素レーザーの変換効率は、非干渉ポンピングについては約0.1〜1%であり、また干渉ポンピングについては最大約80%である。レーザー放射は、光導波管によって処理部位に送達することでき、または、別の態様では、複数のレーザー源（ランプ）を用いて複数の導波管もしくはレーザー媒体を処理部位のすぐ近くにポンピングできる。このような色素レーザーは、最大数百J/cm2のエネルギー暴露と、数ピコ秒から数十秒までのパルス時間、および約0.1%〜90%の充填率を生ずることができる。
干渉光源の別の例は、ファイバーレーザーである。ファイバーレーザーは、干渉または非干渉ポンピングを行う、ドーピングした、またはドーピングしていないコアを持つ能動導波管（ラーマンレーザー）である。希土類金属イオンをドーピング材料として用いることができる。コアおよびクラッディング材料は水晶、ガラスまたはセラミックでよい。コアの直径は、数ミクロンから数百ミクロンでよい。ポンピング光は、コアファセットまたはクラッディングを通してコアの中に発射される。このようなファイバーレーザーの光変換効率は最大で約80%に達し、波長域は約1,100〜3,000nmとなる。ラーマン変換を追加するか、追加しないに関わらず複数種類の希土類イオンを混合すると、異なる波長を同時に発生させることができ、これは処理結果に有益である。ファイバーレーザーと光学的に連結した第二次高調波発生（SHG）または光学パラメトリック振動子（OPO）の助けをかりて、この領域を拡張することができる。光出力は、以下記載する様々な光学要素の助けをかりて標的に向けることができるか、または保護／冷却インターフェイスウインドウを用いて、または用いずに皮膚と直接接触させることができる。このようなファイバーレーザーは、最大で約数百J/cm2のエネルギー暴露と約数ピコ秒から数十秒のパルス時間を生ずることができる。
ダイオードレーザーは、400〜100,000nmの範囲について用いることができる。多くの光皮膚科学の応用が高出力光源を必要とすることから、ダイオードレーザーバーを用いた、以下に記載する構成は約10〜100W、1cm長、cwダイオードレーザーバーを前提としている。ダイオードレーザーバー使用例について記載した構成については、光学サブシステムおよび機械サブシステムに相当する変更を加えることで、他の光源（例えばLEDおよびマイクロレーザー）に置換えられることに注意せよ。
他のタイプのレーザー（例えばガスレーザー、エキシマー等）も用いることができる。
2.非干渉光源
電磁放射線の非干渉光源（例えばアーク灯、白熱灯、ハロゲンランプ、電球）は、エネルギー源210として本発明で用いることができる。例えば中空陰極ランプ（HCL）および無電極放電ランプ（EDL）のような、利用可能な単色ランプがいくつかある。HCLおよびEDLは、化学元素由来の輝線を発生できる。例えば、ナトリウムは550nmの明るい黄色の光を発する。出力放射光は、反射器と集光器によって標的に集めることができる。約数十J/cm2のエネルギー暴露、約数ピコ秒から数十秒のパルス時間、そして約1%〜90%の充填率が達成できる。
リニアアーク灯は光源として、パルス電気放電により過熱した希ガスのプラズマを用いる。一般に用いられるガスはキセノン、クリプトン、およびその各種比率の混合物である。充填圧は、約数トルから数千トルまである。リニアフラッシュランプ用のランプエンベロープは、融解シリカ、ドーピング処理シリカもしくはガラス、またはサファイアから作ることができる。放射帯域は透明なエンベロープでは約180〜2,500nmであるが、これはランプエンベロープ内のドーピングイオン材、ランプエンベロープへの誘電コーティング、吸収フィルター、蛍光変換器、またはこれら手段の適当な組合せを適当に選ぶことで変更できる。
いくつかの態様では、BK7ガラスで作られた台形型の集光器を備えたキセノン充填リニアフラッシュランプを用いることができる。以下のいくつかの態様で記載するように、光学列の遠位端部は、例えば集光器の外面に取り付けられたマイクロプリズムの並びでよい。このようなランプから発生したEMRのスペクトル域は、約300〜2000nmになり、エネルギー暴露量は最大で約1,000J/cm2、そしてパルス時間は約0.1msから10sになる。
白熱灯は、最も一般的な光源の一つであり、フィラメント温度が約2,500℃のとき300〜4,000nmの放射帯域を持つ。出力放射光は、反射器と集光器によって標的に集めることができる。白熱灯は、約数百J/cm2のエネルギー暴露と約数秒から数十秒のパルス時間を達成できる。
ハロゲンタングステンランプは、ハロゲンサイクルを利用してランプの寿命を延ばしており、それが高フィラメント温度（約3,500℃まで）での作動を可能にし、これが光学出力を大きく向上している。このようなランプの放射帯域は、約300〜3,00nmの範囲である。出力放射光は、反射器と集光器によって標的に集めることができる。この様なランプは、約数千J/cm2のエネルギー暴露と約0.2秒から連続放射までのパルス時間を達成できる。
290〜2,000nmの領域の光を放射する発光ダイオード（LED）を用いて、ダイオードレーザーが直接扱うことができない波長をカバーすることができる。
図3Aおよび3Bを参照すると、エネルギー源210または光学システム212は、エネルギー源210から特定波長または波長帯を選択、または少なくとも一部選択できる好適フィルターを含むことができる。あるタイプのフィルターでは、フィルターは特定の組みの波長を遮断できる。エネルギー源210からのエネルギー内にある望ましくない波長を、当技術分野で知られているやり方で波長をシフトし、望ましい波長帯の、利用可能なエネルギーを高めることもできる。このようにフィルターは、電磁放射線の特定波長を吸収、反射または変更することをもくろむ要素を含むことができる。例えばフィルターを用いて、周囲の組織によって吸収される特定タイプの波長を取り除くことができる。例えば真皮、皮下組織および上皮組織は、他の体部と同様に主に水から出来ている。水分子を励起する波長を選択的に取り除くフィルターを用いることによって、これら波長の体部による吸収を大きく減らすことができ、このことはこれら分子への光の吸収によって生ずる熱の量を減らすことに役立つだろう。かくして放射線を水ベースフィルターに通すことによって、これら水分子を励起する放射線の周波数は水フィルターに吸収され、組織の中に伝わることはなくなるだろう。このように水ベースフィルターを用いて、処理領域の上にある組織に吸収されて熱に変換する放射線量を減らすことができる。他の処理についても、水による放射線の吸収が望まれるか、処理にとって必要であることがある。
B.光学システム
一般的に、図3Aおよび3Bの光学システムは、エネルギー源210からの放射線を受け取り、一または複数のビーム222を、容積Vの選択された一または複数の標的部分214に向けて収束／集中させるのに働き、焦点は領域A内の深度dおよび空間の両方に向けられる（図3Bを参照）。いくつかの発明の態様では、このような光学システム212を用い、別の態様は光学システム212を用いない。いくつかの態様では、光学システム212は、収束も発散もしない、一または複数のビームを作り出す。複数のエネルギー源を用いた態様では、光学システム212は、それぞれのエネルギー源からのエネルギーを一または複数のビームに収束／集中でき、このようなビームはそれぞれ一つのエネルギー源からのエネルギー、または複数のエネルギー源からのエネルギーの組合せだけを含むことができる。
光学システム212を用いれば、放射された光エネルギーを集中させて、より多くのエネルギーを標的部分214に送ることができる。システムパラメータに応じて、部分214は、上記のような様々な形状と深さを採ることができる。
図3Aおよび3Bに示すような光学システム212は、エネルギーを部分214または部分214の選択した部分集合に同時に収束することができる。または、光学システム212は深度dに焦点を当てた放射線を連続する部位214まで動かすための光学式または機械光学式スキャナを具備できる。別の代替態様では、光学システム212は、深度dに焦点を当てた出力を作り出すことができ、容積V上の皮膚表面を、手動によってか、または好適な二次元もしくは三次元（深度を含む）位置取り機構によって物理的に移動し、所望する連続部分214に放射線を向けることができる。後者二つの態様については、運動は焦点を当てる位置から位置に直接向かっても、または標準の所定のパターン、例えばグリッド、螺旋またはその他のパターンで行ってもよく、EMR源は所望位置214の上にきた時にだけ作動する。
音、RFまたはその他非光EMR源をエネルギー源210として用いる場合には、光学システム212はそのようなEMRを集中または収束するのに適したシステム、例えば整相列でよく、また用語「光学システム」は、該当する場合には、このようなシステムを包含すると解釈するものとする。
C.冷却要素
上述したように、システム208は処理容積V上の皮膚200の表面を冷やす冷却要素215も具備できる。図3Aおよび3Bに示すように、冷却要素215は光学システム212に働いて、患者の皮膚と接触しているこのシステムの部分を冷やすことができ、これによりこのような要素と接触している患者の皮膚の部分を冷却することができる。角質層への使用を意図するいくつかの発明の態様では、冷却要素215は用いないか、または処理中は冷却されない（例えば処理の前および／または後にのみ使用する）ことがある。いくつかの態様では、冷却を皮膚表面の一部分（冷却孤立点）、例えば光学孤立点の間に分断的に加えることができる。いくつかの態様では、皮膚の冷却は必要なく、また冷却要素がハンドピース上になくともよい。別の態様では、対比を明瞭にするために、冷却は処理孤立点の間の組織部分にだけ加えられる。
冷却要素215は、光学システム（従って、皮膚と接触する部分）を冷却するためのシステム、ならびに使用中患者の皮膚に触れる接触プレートを具備できる。接触プレートは、例えば平坦なプレート、一連の誘導パイプ、被覆ブランケット、または空気、水、オイル、またはその他流体もしくは気体を通すための一連の導管でよい。例えば、一つの態様では、冷却システムは水冷式接触プレートでよい。例えば図6は、使用中に患者の皮膚と接触する冷却プレート244を示す。別の態様では、冷却機構は、冷却液または冷媒液（例えばクライオジェン）を運ぶ一連の導管でよく、導管は患者の皮膚200、または患者の皮膚と接触している装置208のプレートとに接触している。さらに別の態様では、冷却システムは患者の皮膚200の表面を横切る水もしくは冷媒液（例えばP134A）スプレー、冷気スプレーまたはエアフローを含むことができる。別の態様では、冷却は化学反応（例えば吸熱反応）を通して、またはペルティエ冷却のような電気的冷却によって達成できる。さらに別の態様では、冷却機構215は、一つより多いタイプの冷却液を有してよく、あるいは、例えば組織を低温またはその他相応のスプレーを用いて能動的または直接に冷却する場合には、冷却機構215および／または接触プレートは無くともよい。センサーまたはその他のモニタリング装置を、例えば温度のモニタリングのため、または患者の皮膚200が必要とする冷却の程度を決定するために、ハンドヘルド型装置の冷却機構215またはその他部位に組み込んでもよく、あるいは手動または電気的に制御してもよい。
ある例では、冷却機構215は、患者の皮膚200の表面温度を、加熱する組織のタイプに応じた正常温度、例えば37または32℃に保つために用いることができる。別の態様では、冷却機構215は患者の皮膚200の表面温度を、そのタイプの組織の正常温度より低い温度に下げるのに用いることができる。例えば、冷却機構215は、組織の表面温度を、例えば25℃から-5℃の範囲まで下げることができるだろう。他の態様では、プレートを加熱プレートとして機能させ、患者の皮膚を加熱することができる。いくつかの態様は、冷却と加熱に用いることができる加熱プレートを具備できる。
冷却要素215の接触プレートは、相応の熱伝導材料から作ることができ、またプレートが患者の皮膚200と接触する場合には、組織と光学的に良好に適合する材料から作ることができる。サファイアは接触プレートの好適材料の例である。接触プレートが高い熱伝導率を有する場合は、冷却機構215によって組織表面の冷却が可能となる。別の態様では、接触プレートは冷却機構215の一体式の部分でよく、また無くともよい。図3Aおよび3Bに示すように、発明のいくつかの態様では、エネルギー源210からのエネルギーを接触プレートに通すことができる。この様な構造の場合、接触プレートは少なくともエネルギーの一部を伝播できる材料、例えばガラス、サファイア、または透明プラスチックから作ることができる。これに加えて、接触プレートは、例えば接触プレート内の一連の孔、通路、マスクのアパーチャ、レンズ等を介してエネルギーの一部が接触プレートを通るように作ることができる。発明の別の態様では、エネルギーは冷却機構215を通過しないだろう。
発明のある態様では、システム208の様々な構成要素を冷却する必要があるだろう。例えば、図3Aおよび3Bに示した態様では、エネルギー源210、光学系212、およびフィルターは冷却機構（未表示）で冷却してもよい。冷却機構の設計は、装置組み立てに用いる構成要素に関係する。患者の皮膚200のための冷却要素215およびシステム208の構成要素のための冷却要素は、同一システムの一部、別々のシステム、または一方もしくは両方が無くともよい。システム208の構成要素のための冷却機構は、当技術分野で知られている相応の冷却機構でよい。構成要素の冷却は、対流性または電導性の冷却によって達成できる。いくつかの態様では、冷却要素はEMRの吸収による過熱から光学系212を守ることができる。
D.複数の処理孤立点を作成するための装置
複数の異なる装置および構造を用いて、皮膚に処理孤立点を作り出すためにEMRを空間的に変調および／または集中することができる。例えば装置は、入射光の反射、屈折、干渉、回折および偏向を利用して処理孤立点を作り出すことができる。いくつかのこれら装置を以下簡単に説明するが、より詳しい装置に関する説明は明細書の他の部分、特に処理孤立点を作成するための装置およびシステムと題した章、実施例４に関連している。処理孤立点の作成方法、および処理孤立点を作るための多くのその他の方法および装置は、本明細書のいたるところに記載されている。これに加えて、処理孤立点を作成するためのいくつかの装置および方法を以下に記載するが、発明はこれら具体的な方法および装置に限定されるものではない。
光の反射を利用したEMRの分割は、1より高い屈折率を持つ表面からの光のスペクトルまたは拡散反射を用いて達成できる。屈折によるEMRの分割は、角度面または局面での屈折を用いて達成できる。回折分割は、光が角を回り曲がることができるという事実に基づいている。偏向分割は、光が屈折率が一様でない媒体の中を伝播するとき達成できる。
1.EMRビームの部分的遮断
いくつかの態様では、マスクを用いてEMR源で生じたEMRの一部が組織に達するのを遮断できる。マスクには複数の孔、線、スリットを開けることができ、これらはEMRを空間的に変調して処理孤立点を作るように働く。図7および8は、処理孤立点が孔またはその他通過性部分を持つ鏡を用いて一般的に作られる発明の二つの態様を例示している。光は鏡の孔を通過して患者に皮膚に当たり、処理孤立点を作る。鏡に反射された光は反射システムを通して光学システム内にとどまり、孔を通して再度方向付けして効率を上げてもよい。一つの有効なマスクは、遮蔽光について高い反射性と最小限の吸収性を持った接触冷却マスク（即ちそれは処理中に皮膚に接触する）である。
2.EMRビームの集束、方向付け、または集中
いくつかの態様では、EMRの空間変調および集中は、光ガイド端部を角柱、角錐、円錐、溝、半球等に成形することによって出力光を空間変調して集中させることで達成でき、それにより患者の皮膚に処理孤立点を形作ることができる。例えば、図9Aから10Aにはこの様な態様が描かれている。発明のこの態様で用いることができる、多くの例示的な画像光学および／または回折光学のタイプを、下記孤立点を作成するための装置およびシステムと題する章（実施例２）に記載する。
これに加えて、いくつかの態様では、図10A〜10Cの態様のように、光ガイドの端部を成形して、装置の遠位端部が空気に接した場合には光を全内反射（TIR）させ、一方遠位端部がローションまたは皮膚表面と接触した時にEMRが通過できるようにすることができる。
または、いくつかの態様では、空間的に変調した位相列を用いて、入射ビームの異なる部分の間に位相ずれを起こすことができる。前記部分間の干渉の結果として、出力ビームの中に振幅変調がもたらされる。
3.EMR源のアレイ
EMRを複数のビームに分割する代わりに、複数の光源またはシリアルもしくはパラレル光学マルチプレクサーを装備した単一光源を用いて、ヒトの皮膚に処理孤立点を作ることができる。例えば、図11の態様は、非干渉EMR源のラインまたはアレイを用いて、処理孤立点を作っている。図12Cに示すような本発明の別の態様は、処理孤立点を形成するためにダイオードレーザーバーを用いている。さらに別の態様では、光ファイバーの束を用いて、患者の皮膚に空間変調EMRを送達している。図12E、13B〜Dおよび14Aは、光ファイバーの束を用いた例示的態様である。
4.EMR源のパルシング
いくつかの態様では、発明は患者の皮膚の標的領域を横切るハンドピースの運動測度を測定するためのセンサーを具備できる。ハンドピースは、処理孤立点を作るために、光エネルギーを制御するための、センサーとの通信回路を更に含んでよい。回路は、例えば処理孤立点を作るために、皮膚を横切るヘッド部分の運動測度に基づいて光エネルギー源のパルシングを制御できる。別の態様では、回路は、処理孤立点を作るためにヘッドが皮膚の上を動き、皮膚の特定域だけをEMRエネルギーに曝すために、エネルギー源、スキャナ、または園が装置内の機構の運動を、皮膚を横切るヘッド部分の運動測度基づいて制御することができる。図15および16は、発明のこの局面の例示的態様である。
5.外因性発色団の格子
別の態様では、空間的に選択された処理孤立点は、好ましい吸収を示す外因性発色団を含有する局所組成物を所望のパターンに塗布することで作ることができる。発色団は、針、例えば入れ墨に使用されるような極微針を用いて組織内に導入することもできる。この例では、EMRエネルギーは、そのような局所組成物のパターンが加えられた皮膚表面全体に照射してよい。適当なEMRを作用させると、発色団は加熱し、それによって皮膚に処理孤立点を作る。本発明では、炭素、金属（Au、Ag、Fe等）、有機色素（メチレンブルー、トルイジンブルー等）、非有機色素、ナノ粒子（フラーレンのような）、シェル付きナノ粒子、炭素繊維など様々な物質が発色団として用いることができるが、これらに限定されるものではない。所望パターンはランダムでもよく、規則的または事前に決定されている必要もない。それは所望する処理領域の皮膚の状態に関係して変わってもよく、また場当たり的に描いてもよい。
いくつかの態様では、発明は、フィルムの表面またはフィルムに埋め込まれた点、線またはその他形状の格子を持つフィルムまたは基材を提供するが、その点、線またはその他形状はEMR源に適した発色団を含んでいる。点、線、またはその他形状はサイズが同じでも同じでなくともよく、またフィルムに別の形状が含まれてもよい。
点、線、またはその他形状は、角質層に接着、溶着またはその他の方法で結合して孤立点を作ることができる材料から作ってもよく、このような結合は皮膚からフィルムを剥がすことができるが、同時にドット、線またはその他形状を皮膚に残すことができるものである。例えば、点、線またはその他形状は、フィルムを皮膚に貼り、紫外線をフィルムに当てた時に、点、線またはその他形状が皮膚に結合し、またフィルムはEMRエネルギーを作用させる前に剥がすことができるような、紫外線硬化性化合物から作ることができる。別の例では、点、線またはその他形状は、溶着に用いることができる、好適な相変化材料（例えばアルミニウム）から作ることができる。別の例では、フィルムは剥がされず、EMRエネルギーはフィルムを通して加えられる。
別の方法では、点、線、またはその他形状は用手法的に皮膚に個別に塗布されるか、またはスプレーもしくはその他技術によって塗布される。別の態様では、ハンドピースを用いて、EMRエネルギーを加える前に皮膚に形状が加えられ。一つの例として、形状はローション、ゲル、粉末またはハンドピースを使ってEMRエネルギーを加える前に皮膚に手で塗られるその他局所組成物の中に含めてもよい。あるいは、ハンドピースでEMRエネルギーを送達する前に、ハンドピースを使ってローションを施してもよい。別の例としては、形状を含有するフィルムを皮膚に手またはハンドヘルド装置（例えばテープディスペンサー）を使って貼ってもよい。
6.パターン冷却を用いた熱格子の作成
いくつかの態様は、均一なEMRビームおよび空間変調冷却装置を用いることによって、熱（および損傷）格子（または処理孤立点）を作ることができる。このような例で生じた熱格子は、元の冷却マトリックスに対し逆転しているだろう。
E.制御装置およびフィードバックシステム
発明のいくつかの態様は、患者の皮膚にEMRを作用させる様々な機能を補助する測度センサー、接触センサー、イメージングアレイ、および制御装置も具備できる。図3Aのシステム208は、光検出器216を備えており、それは例えば容量イメージングアレイ、CCDカメラ、光検出器、または選択した患者の皮膚の特性に適したその他の検出器でよい。検出器216からの出力は、制御装置218に送られ、制御装置は一般的にはそれに合わせてプログラムされたマイクロプロセッサもしくは同様のその他回路であるが、特殊目的用ハードウエアもしくはハードウエアとソフトウエアのハイブリッドでもよい。制御装置218は、例えば光源210または皮膚に光を照射するためのその他機構（例えばシャッター）の作動および停止を制御でき、または制御装置218は放射線の電力プロフィールも制御できる。制御装置218はまた、例えば光学システム212の焦点深度を制御するのにも、またある時点で放射線が焦点を当てる／集中する場所214を制御するのにも用いることができる。さらには、制御装置218は、冷却要素215を制御し、容積Vの上の皮膚温度および冷却温度の両方を、冷却前および照射中の両方について制御するのに用いることができる。
F.非光学的EMR源を用いた格子の作成
発明の格子は、非光学源を用いても作ることができる。例えば上記のように、マイクロ波、高周波および低周波、もしくはDC EMR源をエネルギー源として用い、EMR処理孤立点の格子を作ることができる。これに加えて、組織表面を処理するために、組織表面を所望の格子のパターンをした加熱要素に直接接触させることもできる。
次の例は、本発明を実施するいくつかの好ましい様態を例示しているが、請求の発明の範囲を限定するものではない。別の材料および方法を用いて、同様の結果を得ることができるだろう。
孤立点および孤立点形成のコンピュータおよび理論モデル
上記の光学、熱および損傷孤立点モデルを、コンピューターモデルを用いて分析した。三次元の光学孤立点を皮膚表面下に作り、また各方面から限定するために、ビームの焦点を皮膚内部に当てることができる。皮膚表面下の三次元の熱または損傷孤立点は、三次元の光学孤立点を用いるか、変換、発散または平行ビームを含む光学ビームと組み合わせて皮膚表面の冷却を用いることによって作ることができる。一方、皮膚表面下の二次元および一次元の孤立点は、皮膚表面に通常入射角の平行ビームを用いて得ることができる。このため、平行ビームおよび集束ビームの両方の作用を考慮に入れた。さらにまた、本明細書で力説する手順は、熱および損傷孤立点が、他の発色団（即ちメラニンおよびヘモグロビン）によるというよりむしろ、組織の水による光吸収によると考えられる手順である。この機構は、近赤外光（NIR）域での処理に特徴的である。標準的な例としては、Fitzpatrickの分類（Fitzpatrick (1998), Arch. Dermatol. 124:869-71）によるタイプIIの皮膚を使用し、また光の波長は800nm以上と仮定した。光パルスは一般的には矩形型と仮定した。
孤立点の周期性を操縦するために、ボクセル（即ち格子を構成する周期的に反復するセルで、各セルは一つの孤立点とその孤立点を取りまく空間部分とを含んでいる）間の該当境界面に光および温度に関する周期的な境界条件を適用した。より正確には、ボクセル境界面は光の完全屈折を示す断熱面と考えた。この技術によって、一つのボクセルの中だけで光輸送方程式と熱方程式の解を評価することができ、つぎにそれを格子全体に規則的に広げることができる。
A.皮膚のコンピューターモデル
皮膚は図63に示すように、円柱対称性を示す平坦な四層構造で近似される。モデル内に含まれる具体的な相は、角質層を組み入れている上層、および上皮の上部三層：上皮基底層、上部血管叢を持つ網状真皮、および真皮である。
可視およびNIRスペクトル域では、各層の吸収係数は三種類の基本発色団：血液、メラニンおよび水からの影響を受ける。これを表すと次のように書くことができる：
式中k=1…4は層の番号であり、Mk、BkおよびWkは層中のメラニン、血液および水のメラニンの容積分率であり（Mkはメラニン含有層についてまとめたものであり、上層および基底層を含み、またMkは他の層についてはゼロである）、Ckは補正係数であり、μab（λ）、μaM（λ）、μaW（λ）およびμaT（λ）はそれぞれ血液、メラニン、水およびバックグランド組織吸収の吸収係数である。後者の吸収係数は、波長に無関係であり、0.015mm-1に等しいことが示唆されている。この値は800nm付近の皮膚反射の実測スペクトルと理論スペクトルとの比較から得たものであり、主要３種類の発色団の吸収は非常に小さい。
補正係数は、ゼロから、血液が組織全体に均一に分布するのではなく、血管に限定しているという事実を考慮した単位元までの数である。血管が十分に厚ければ、光はその内部までとどかず、それ故に血管の内部は吸収体として働かないだろう。このような場合、補正係数は一単位より明らかに小さくなるだろう。逆に、極めて薄い血管の場合、補正係数は単位元に近い。従って、補正係数は血管の平均直径および特定波長における血液の吸収係数に依存している。これらの係数を評価するために、（Verkrysse et al. (1997), Physics in Medicine and Biology 42:51-65）からの数値データを用いた。
いくつかの刊行物が血液の吸収スペクトルを扱っている（例えばRoggan et al.(1999), Biomedical Optics 4:36-46; Yaroslavsky et al. (1996), Proc. SPIE 2678: 314-24; Svaasand et al. (1995), Lasers in Medical Science 10:55-65を参照）。一般的に受け入れられている関係は次の通りである：
式中Hはヘマトクリット値（即ち赤血球が占める血液の容積パーセンテージ）であり、OSは酸素飽和度、μaHb(λ)およびμaHbO2(λ)はそれぞれヘモグロビンおよびオキシヘモグロビンの波長に依存した吸収係数である。本発明では、一般値としてヘマトクリットには0.4、OSには0.8を用い、後者は静脈血（0.7）と動脈血（0.9）の平均値である。次に、ヘモグロビンとオキシヘモグロビンの吸収スペクトルはガウス帯域の合計によって近似できるだろう。帯域の強度と幅は（Douven et al. (2000), Proc SPIE 3914:312-23）に見いだせる。
濁った媒体の場合、血液が存在する場合、それは層の散乱係数に影響する。全散乱係数に及ぼす血液の影響は、次の相関式（Douven et al. (2000), Proc SPIE 3914:312-23）によって導かれる：
この時の血液の全散乱係数は次式から得られ、
また、血液散乱の異方性ファクターは、可視およびNIR波長域全体を通して一定であると想定される：
無血液組織の全散乱係数、μsTκは波長が長くなるに従って低下する。文献にはこの依存性を記載した経験的関係がいくつか報告されている（Douven et al. (2000), Proc SPIE 3914:312-23; Jacques (1996) In Advances in Optical Imaging and Photon Migration eds. Alfano et al. 2:364-71）。これらの関係は、散乱係数の減少が極めて遅くなる1000nmを超えると崩壊する（Troy et al. (2001), Journal of Biomedical Optics 6: 167-176）。可視およびNIR域の両方をカバーするために、無血組織の全散乱係数を表す式は次のように並び替えた：
ここではμsOκは表1に掲載した参照波長577nmのときの散乱係数である。
散乱の異方性を、式(A3)と同じ様式の血液の関与を含めるように表した：
ここでのgT(λ)は無血組織の異方性係数である。後者の因子は、1000nmより短い波長の増加関数であり、積分球技術を用いた測定はgt(λ)が1000nm＜λ＜1900nmでは0.9を超えないことを示唆している（Troy et al. (2001), Journal of Biomedical Optics 6: 167-176）。それ故に、無血組織の異方性係数の波長依存性を記載するために、上記（Tsai et al. (1999), Proc. SPIE 3601:327-334）からの対応式はgt(λ)=0.9に限定し、次式を得た：
メラニンは完全に上皮に限定されており、その全体濃度は皮膚のタイプに依存している。本発明で用いている四層モデルの関係では、メラニンを含む層は二層：上層および基底層である。この二層間のメラニンの配分もまた皮膚のタイプに依存している。白っぽい皮膚では、メラニンは基底層に主に限定されているが、黒っぽい皮膚では上皮内のメラニンの分布は若干より均一である。基底層のメラニン分画は皮膚タイプVおよびVIについては50%、そしてその他の皮膚タイプについては70%と推定されている（Fitzpatrick (1998), Arch. Dermatol. 124:869-71）。メラニンの総量は上皮の光学密度（OD）、即ちメラニン吸収係数と上皮の厚みの積によって特徴付けられる。本発明が記載するモデルでは、全ODは上層および基底層の寄与率の合計である。例えば日焼けといった多くの要因によってODは変動するものの、ここでは表1に掲載した一般的なODを使用した。これらの値は、参照波長λth=800nmに合わせたものである。
赤外域のメラニンのODは、次関係で記載できる：
可視および近IRでの水の吸収スペクトルは、文献に見いだせる（Hale et al.(1973), Applied Optics 12:555-63; Querry et al. (1978), Applied Optics 17:3587-92）。皮膚層内の水の容積分率は表1に掲載されている。層の屈折率は、可視およびNIR領域を通して一定であると仮定し、表1に掲載する。
皮膚層の熱パラメータは、Takataの関係（Takata et al. (1977) Laser induced thermal damage in skin. Report SAM-TR-77-38 Brooks Air Force Base (X: US Air Force School for Aero-space Medicine)）を適用することで評価し、水含有量の関数として軟組織の密度、比熱、および熱伝導率を得た。この用法で得た値を表1に、サファイアウインドウの熱パラメータと一緒に掲載する。
損傷の程度は、特定部位にある損傷を受けていないが凝固している組織の分画と比較することで定量化した。c(t)を損傷を受けていない組織の時間ｔの率とすると、c(0)=1となる。凝固組織の率は1-c(t)で表される。組織損傷の動態モデルからは、関係
が得られたが、式中
であり、F(T)は損傷関数と呼ばれる絶対温度（ケルビン温度）の関数である（Pearce et al. (1995), In Optical-thermal response of laser-irradiated tissue eds. Welch et al. (NY and London: Plenum Press）pp.561-606）。本研究で用いた損傷関数は次式であり（Pearce et al. (1995) In Optical-thermal response of laser-irradiated tissue eds. Welch et al. (NY and London: Plenum Press）pp.561-606; Henriques (1947), Arch. Pathol. 43:480-502; Henriques et al.(1947), Am. J. Pathol. 23:531-49; Moritz et al. (1947), Am. J. Pathol. 23:695-720; Wright (2003), J. Biomech, Eng. 125:300-04):
式中R=8.31J/(mole-K）は一般ガス定数であり、Aは速度定数、そしてEaは凝固プロセスの活性化エネルギーである。損傷関数（A10）を仮定すると、アレニウス損傷積分が得られる：
これは損傷度の尺度である（Pearce et al.(1995) In Optical-thermal response of laser-irradiated tissue eds. Welch et al. (NY and London: Plenum Press) pp.561-606）。この尺度を使用した場合の見かけ上の不都合は、組織を完全に凝固させたときアレニウス積分が無限大になる、即ちc(t)→0になることである。本明細書で用いるより実際的な尺度は、非損傷組織の相対率の変化である：Ω1=[c(0)−c(t)]/c(0)＝1−exp（−Ω）。後者のパラメータは常に正であり、単位元を決して超えない。明らかにΩ1＝0は損傷がないことを示し、一方Ω1=1は組織が完全に凝固していることを意味する。損傷度が単位元に比べ小さい場合は、パラメータΩ1とΩが非常に近いことは、注目に値する。ここでのシミュレーションに用いたパラメータ値は次の通りである：A=3.1・1098s-1およびEa=6.28・105J/mole（Pearce et al.(1995) In Optical-thermal response of laser-irradiated tissue eds. Welch et al. (NY and London: Plenum Press) pp.561-606）。
B.孤立格子緩和の理論モデル
選択的光熱分解の理論では、個々の標的の緩和時間（TRT）を過熱した標的が、その環境と熱平衡状態に達するに必要な特徴的な時間と考えている。TRTは、dが標的の幅（一次元）または直径（二次もしくは三次元）である平面（一次元）、円柱（二次元）および球（三次元）標的ではd2/(8α)、d2/(16α)、およびd2/(24α)であることが示唆されている。
この定義は、孤立格子に拡張することができる。明らかに、格子が非常に散在性である場合、即ち充填率が1より極めて小さい場合、LTRTは個々の孤立点のTRTにほぼ等しくなる。しかしながら密な格子は、散在性の格子に比べより早く平衡状態に達するだけでなく、LTRTが格子の次元数、その充填率および孤立点のTRTから主に決定されることが予想される。
LTRTの正確な定義は次のように公式化された：孤立点を組織温度はTb＜T0として、ゼロゼロ時間に温度T0まで加熱した。外的作用が加わらない場合、格子内の温度勾配は時間とともに消滅して定常期には熱的平衡状態Tst=Tb+(T0-Tb）・fに達するだろう。定常温度に到達する時間を無限大にすることはできないため、LTRTは孤立点が中間温度まで冷やされるのに必要な時間
として定義したが、このときeは自然対数根である。
LTRTは格子の充填率ｆに依存しており、具体例として二次元格子を第一に考えることで描くことができる。正確なボクセルの影響および孤立点の形状を無視すると、孤立点およびボクセルはそれぞれ半径がr0およびR=r0/√fの円柱と仮定できる。明らかに、円柱のパターンを空間的に拡張して格子にすることはできない。しかしながら、実際のボクセルを同一断面積の円柱に変形することで、LTRTを評価可能な形に変えることができる。この変形の意義は、問題の次元数を1まで減らすことである。円柱ボクセル内の時間依存的な熱方程式は、その外面に周期的（対称性）境界条件を適用することによって、数学的に解いた。
それゆえに、円柱フレーム内の熱方程式、初期条件および境界条件は次のように書くことができる：
ここでのρ、cおよびκは、組織の密度、比熱および熱伝導率である。Tb=0で、これは分析の普遍性を制限しないことが示唆されている。無限時間τ=t/TRTおよび無限座標
（このとき
は円柱孤立点のTRTであり、α=κ/(ρc)は熱拡散率である)を導入して、次の方程式を得た：
方程式(A15)〜（A17）は、数値的に解いてLTRT、即ちボクセル中心の温度が
まで下がる時間を評価することができる。(A15)〜（A17）のセットは温度に関して線形であり、またLTRTはその初期温度に依存しないことは注意するに値することである。その結果、孤立点TRTに対するLTRTの比率は格子充填率にだけ依存する。この単純化は、明らかに問題の次元数を減らすために行った仮定に由来するものである。
C.格子温度緩和時間（LTRT）
熱孤立点の格子（LTI）を得るためには、まず対応する光学孤立点（LOI）の格子を作らなければならない。次の段階は隣接する熱孤立点との重複をさけるのに十分な短いパルス幅を作ることである。LTIは時間依存的構造であることを強調すべきであり、この後者の要求条件は、温度が最高に達した週間に孤立点が重複してはならないことを意味している。
パルス幅に対する制限は、選択的光熱分解の理論の中に明記されている（Anderson et al.(1983), Science 220: 524-26; Altshuler et al. (2001), Lasers in Surgery and Medicine 29: 416-32）。その元の定式化では、この理論は組織内の単離された標的を取り扱っている。理論は、パルス幅が、標的の時間間隔特性であり温度緩和時間（TRT）と呼ばれるものよりも小さければ、標的を選択的に過熱することが可能であることを指摘されている。TRTは、本質的には標的の冷却時間であり、それは即時的に過熱された標的をその初期温度の1/eまで冷却するのに必要な時間である。この概念は容易に個々の孤立点に応用できる。平面孤立点（組織層、一次元）のTRTは、dおよびαがそれぞれ標的の幅と組織の熱伝導率である、d2/(8α）である。円柱（二次元）および球（三次元）の標的では、該当する関係は次の通りである：d2/(16α)、およびd2/(24α)であり、dは孤立点の直径である（Altshuler et al. (2001), Lasers in Surgery and Medicine 29: 416-32）。この概念は、以下論じるように光学孤立点の周期的格子に一般化した。
格子の温度動態は、孤立点およびベクセルの正確な形状よりもむしろ孤立点とベクセルの面積間の関係に依存していると仮定されている。このことはベクセルが極端な異方性、即ち一方向に長く別の方向に短い場合でない場合に有効である。次に異方性の格子は、より小さな次元数の格子として考えることができる。具体的には、ボクセルが非常に細長い長方形をしている場合には、格子の次元数を2から1に減らす：このような長方形を、幅が同じだが長さが無限であるものに変えて、一次元の格子にすることができる。
LTIの熱動態は皮膚へのLOIの導入方法に依存する。第一の方法は「連続法」または「連続LOI」である。この場合は、いずれの瞬間においても、ちょうど一つ（または複数の離れた）の光学孤立点を組織内につくるものである。連続LOIは、レーザービームスキャナを使って作ることができる。第二の方法は「平行法」または「平行LOI」である。この場合は、光パルスの間に、組織内に複数の光学孤立点が同時に作られる。連続LOIの孤立点間の熱相互作用は最小である。平行LOIの場合、異なる孤立点間の熱相互作用は非常に意味のあることがある。平行LOIについて、格子の熱緩和時間（LTRT）を評価する際の前提は、個々の孤立点のTRTを見つけ出す際のものと同じである。孤立点を、それ以外の空間を接触背景温度Tb＜T0に保ちながら瞬間的に温度T0まで過熱する。周囲組織へ熱を電導して孤立点を冷却することによって、格子は充填率に依存した定常温度
の熱平衡に向かうだろう。LTRTは孤立点の温度（より正確には、孤立点内の最高温度）が初期温度と平衡温度の中間値に達するまでの特性冷却時間：
として定義できる。
この定義を採用すると、極めて散在性の格子のLTRTは個々の孤立点のTRTに等しくなる。このような格子については、各孤立点は他の孤立点とは無関係に冷える。しかしながらより密な格子の場合は異なる孤立点の温度プロフィールが重複して、LTRTを下げる。この協調硬化については、本明細書に記載するように、円柱孤立点の格子を具体例としてTRTに対するLTRTの割合を充填率の関数として評価することで調べられた。LTRTは充填率の増加に従って単調に増加する。それゆえに、孤立点の格子が密になるほど、格子が周囲組織と熱平衡に達して緩和する時間は短くなる。充填率が単位元に達すると、LTRTはTRTに近くなるが、若干大きい。この差は、本明細書で用いているLTRTの定義と、TRTの通常の定義との違いによるものである。真の温度遅延は、周囲組織の加熱のために指数関数的でない。それゆえに標的がその温度を初期値の1/eに達するまでに必要とする時間は、常にTRTより長く、その時間はLTRTの実際の上限値である（LTRTは充填率がゼロのときにこの限界値に近づく）。
TRTに対するLTRTの比率の充填率への依存度の概算として、次の単純な関係式を用いることができる：
f＞0.1についての数値データへの適合は良好であった。実際には、方程式（A24）はLTRTが時間間隔、Δ2/(2-α)に比例するが、同時に熱先端は孤立点間の距離Δ=d/√fをカバーすることを意味している。ボクセルサイズが孤立点の直径に比べはるかに大きい場合には、熱格子のコントラストは熱先端が距離Δをカバーする前に小さくなるだろう。それゆえに、式（A24）は、f＜0.1の時には、LTRTを相当過大評価する。
D.組織での孤立点形成に関する光フルエンスパラメータ
単離された孤立点を得るために、入射フルエンスは上下について拘束を受けなければならない：Fmin＜F＜Fmax。式の後半はフルエンスが孤立点に所望の作用を提供できるほど十分大きいが、組織全体に同じ作用を及ぼすには不十分なものでなければならないことを意味している。実際には、不等式右側は全ての例についてバルク効果を避けるのに十分であるが、一方左側はパルス幅が短く、送られた光エネルギーと得られた作用の間の関係が局所な場合にだけ孤立点が形成されることを補償している。このことは、作用が組織の同じ領域に加えられた放射線の平均ではなく、組織の同一点に加えられた総放射線量に依存することを意味している。しかしながら、より長いパルスの場合は、組織内で熱および物質移動が起こるために、この依存性は非局在的になる（Sekins et al. (1990) In Therapeutic Heat and Cold, 4-th edition Ed. Lehmann (Baltimore:Williams & Wilkins) pp.62-112）。それゆえに、孤立点は不等式の左側が維持された場合でも出現しなことがある。Fminは孤立点内の組織を組織が凝固する閾値温度Ttrまで加熱するのに必要なフルエンスとして見出すことができる。パルス幅が十分に短く、熱の伝導を無視できる場合、タンパク質凝固の閾値フルエンスは次式で表される：
式中ρは皮膚密度、cは比熱、μaは皮膚の吸収係数であり、Tiは初期温度である。大規模損傷Fmaxの閾値は組織、即ち孤立点および孤立点間の両方を閾値温度まで加熱するのに必要なフルエンスである。この組織の容積は、孤立点が占める容積の1/f倍大きいことから、次式が導かれる：
この式は、孤立点間の組織が十分無傷であり、回復が補償されている限りにおいて、処理が安全であるという前提に基づいている。より保守的な前提は、この最初の判断基準に加えて、孤立点の温度が熱機械的作用の閾値、Tmaxに達するまでは処理が安全であるというものである。この場合は次式が導かれる
第一の判断基準は、重大な安全上のギャップを予想する。例えば、f=0.25の場合、孤立点およびそれらの間の空間は等しい安全マージン、Fmax/Fmin=4を持つ。第二の判断基準はより制限的である。皮膚の場合、Tmaxは水の蒸発温度、Tmax=100℃として決定できる。ミリ秒域のパルス幅でのタンパク質凝固温度はTtr=67℃であり、したがって第二の判断基準によれば、安全マージンFmax/Fmin=2.1となる。
大きな安全マージンは、格子による方法の最も重要な特徴の一つである。上記の安全の推定は、周期性（規則性）格子に当てはまる。格子が不規則な場合には、孤立点は重複し、大きな損傷域を作ることがある。これが今後の分析で規則的格子に焦点を当てる主な理由である。
孤立点の格子の前に、単離した孤立点を考える。３次元（立体的）の光学孤立点を作る一般的な方法は、皮膚内部に光の焦点を当てることである。入力ビームの開口数（NA）が十分大きい場合には、高いコントラストを持つ光学孤立点を得ることができるだろう。しかしながらNAが大きすぎる場合は、下にある真皮に比べて屈折率の大きな上皮中での光のタッピングおよび導波管伝搬が予想できる。
E.閾値フルエンスの波長依存性
孤立点処理の閾値フルエンスFminは、常に波長に依存する。この種の具体的な以前性を図64に例示するが、図はサファイアを通して皮膚に当てられた直径0.1mmの平行光のパルスによって生じた、空間的に限定されたII型皮膚の熱損傷を示している。パルス幅は、パルス中に処理部位以外に熱エネルギーの漏れを無視できる程、十分に短いと仮定した（いわゆる断熱モード）。孤立点が直径d=0.1mmの円柱とすると、温度緩和時間はTRT=d2/(16-α)・10msであり、この時α・10-3cm-2s-1は熱拡散性である。閾値光フルエンスは、評価されたの皮膚への入射光であり、それは組織をそれぞれ0.5mm（曲線1）、0.5mm（曲線2）および0.75mm（曲線）の特性深度において30℃に組織を加熱し、その深度までの組織を凝固した。図64の低閾値フルエンス領域は、組織水の吸収ピークに対応している。
970nmに近い低閾値フルエンス域は、弱い水の吸収ピークと一致する。しかしながら、他の最小値は水の吸収ピークとはずれており、このずれは損傷深度の増加関数である。低閾値フルエンスが常に皮膚での強い吸収と弱い減光の間の中間にあることがその理由である。深度0.25mm、0.5mmおよび0.75mmにある損傷の最低閾値は、それぞれ1450nm、1410および1405nmに観察される。図64に見ることができるように、閾値フルエンスは、組織損傷の深度に依存する。損傷スペクトルFth(λ）の閾値の挙動は、1400〜1600nmの範囲を除いて、全ての深度でよく似ている。この範囲では、損傷スペクトルFth(λ)は、0.25mmおよび0,5mmの深度について同じ最低値を有している。より深い損傷については（0.75mm）、Fth(λ）はより深い垂直方向の円柱形の損傷孤立点にとって最適波長であり二つの最小値（1405nmおよび1530nm）と一つの最大値（1480nm）を有している。
図64のプロット1-3の重要な特徴は、閾値フルエンスが長波長側に向かって段階的に低下し、これが組織の散乱係数の低下につながることである。実際、ナロービームを散乱させる大がかりな散乱は、皮膚内を伝播する間に組織の放射照度を下げる。一般的には、波長が1200nmを超えると皮膚層の散乱係数は比較的小さくなり、完全な形状の円柱損傷孤立点をどちらかというと低フルエンスに作り出す機会を提供する。その他の問題は、曲線1〜3の最小値と組織水の最大吸収との間の関係である。
図65の貫通深度スペクトルを図64の閾値フルエンススペクトルと比較することは有益である。比較からは、より深く貫通する波長は、熱の影響を最大にするという観点から最適化する必要がないことが示唆されている。それに代わって、ある深度の最適波長は、放射照度（問題の深度における）と吸収係数の積を最大になるように選ばなければならない。0.75mmまでの深度については、1200〜1800nの範囲の波長を使用することは、水の強い吸収ピークの外にあり、また組織内での光の散乱が比較的小さいことから合理的である。
浅い位置（0.75mmまで）の深度の処理では、LOLを作るには直径約0.1の平行ビームが効率的に用いることができる。角質層および上皮を損傷から保護するために、水による吸収が大きな波長（約1.45、1.9μm）を使用することで、真皮に比べ角質層および上皮の水含有量が低いという利点を活かすことができる。これに加え、角質層と上皮を選択的に冷却することも利用できる。真皮および皮下組織内にあるより深い標的については、大きなサイズの光学孤立点を用いなければならない。
F.集束法を用いた光学孤立点の形成
図66は集束法を用いた三次元の光学孤立点の形成を例示している。図は、タイプII（Fitzpatrick (1998), Arch. Dermatol. 124:869-71）の皮膚内側、0.5mmの深度まで焦点を当てた均一ビームの、軸上の皮膚放射照度について算定された分布を示している。ビーム直径は1mmであり、従って開口数は1である。皮膚の放射照度は皮膚/サファイア境界面での入射光フルエンスについて正規化した。曲線1〜6を、本発明で記載している四層皮膚モデルを用い、特定波長について得た。それぞれの曲線は、焦点深度−いわゆる弾道焦点にするどいピークを示す。このピークは、細胞膜、ミトコンドリア、細胞核等のような顕微鏡レベルの皮膚の異質性による多重散乱によって広がる。弾道焦点それ自体は、散乱なしに焦点深度に達する光子の一部によって形成される。全エネルギーバランスに対する弾道光子の寄与は極めて小さい；しかしながらこれら光子は焦点首位の狭い領域に集められ、鋭い放射照度のピークを形成する。それゆえに、後者の面積の大きさ、および弾道ピークの高さは、皮膚の屈折率の巨視的変化に基づく弾道光の収差から決定される。本明細書に記載した皮膚モデルは各層について異なる屈折率を用い、層間境界を平面であると仮定している。真の層境界は屈曲するため、収差は平坦な境界よりも大きくなる。従って、このモデルは弾道ピークの高さを過大評価する可能性がある。別の問題は、モンテカルロシミュレーションで使用するメッシュ要素のサイズである。実際、本発明のモンテカルロ操作は、ある点の局所の放射照度ではなくボルテックス内の平均放射照度を評価している。今回用いたメッシュ要素のサイズは、両方向とも10μmであった。これより小さな要素は、光輸送理論が顕微鏡レベルの放射照度の振動を記していないこと、およびボクセルのサイズが波長よりはるかに大きくなければならないことから使用しなかった。
入射光子の大部分は、多重散乱を起こすため弾道ピークそのものには寄与しない。しかしながら、後散乱はNIR域では極めて異方性である。このことは、散乱した光子の方向がその初期方向と強く相関することを意味する。このため、放射光が作る放射照度分布は弾道光が作る分布にいくらか近くなることがある。特に、散乱照射照度の高いピークが、焦点付近に弾道ピークよりも遙かに広くなり、またはるかに多くの光エネルギーを含んで出現することがある。焦点付近の複合（弾道と散乱を合わせた）ピークは、「幾何学焦点」と呼ばれる。焦点内の最大放射照度の大きさは、散乱係数が特定波長について大きすぎるか、または深すぎる位置に集束する場合には、小さくなる。
G.放射照度と焦点深度の相関関係
焦点付近の放射照度の最大値は、焦点の深さが深くなるほど徐々に低下する。同時に、放射照度の弱いピークが焦点より上に現れる。後者のピークは「拡散焦点」と呼ばれる。これは図67に例示されており、サファイアと通して皮膚内部0.5（1）、0.6（2）、0.7（3）および1（4）mmの深さに1064nmの光の焦点を当てた事例を解析している。後の例では幾何学焦点が殆ど認めることはできないが、一方「拡散」焦点は明瞭に見られる。
皮膚内部の放射照度のプロフィールは、二つの競合する過程：大組織における幾何学的変換および光の多重散乱による発散によって決定される。散乱係数は、波長が長くなるほど徐々に小さくなる。
H.光輸送のモンテカルロシミュレーション
皮膚表面に対し垂直である平面または円柱の光学孤立点は、皮膚に狭平行光ビームを使用することで得られる。ビームは、それが処理深度の皮膚の屈折率Z0と同じ屈折率を持つ非散乱空間にて集束も発散もしなければ平行化されていると考える。平行化ビームの最小直径は次の式より知ることができる（Yariv (1989) Quantum Electronics (NY:John Wiley and Sons)）：
式中λは波長である。一般的な深度では、Z0=1mmおよびλ=1500nm、dmin=0.1mmである。スポットプロフィールは、一次元の孤立点については線（ストライプ）であり、二次元の孤立点については円または四角といった限定された形状である。サファイアを通して皮膚に当てられた直径100μmの円形の光ビーム（波長1200nm）では、ビームの横断方向の強度プロフィールは、浅い深度では平坦であり、皮膚の中より深く進むとガウス分布に移行する。それゆえに、光学孤立点は上部では明瞭な円形の形状であり、底では若干不鮮明である。以下に、パルスが十分に短ければ、本来の円柱の外の弱い発散が組織損傷に関与しないことを証明する。これにより、極めて正確な円柱形状をした損傷孤立点を作成する機会が開かれる。
I.透過深度に及ぼすビーム直径および波長の影響
孤立点の形状を評価する上で、光の皮膚の透過深度におよぼすビーム直径の影響を説明することは重要である。透過深度は、照射照度が皮膚表面に入射したフルエンスの1/eである組織の深度として定義される。この影響はより広い、典型的には1mmのビームについてよく研究されている（Klavuhn (2000)Illumination geometry: the Importance of laser beam spatial characteristics Laser hair removal technical note No 2 (Published by Lumenis Inc)）。しかしながら、ビームの直径が皮膚での光の拡散長よりも遙かに短い数十マイクロメーターに過ぎない場合には、伝搬動態はワイドビームと大きく異なるだろう。具体的には、このようなナロービームでは、ビーム軸に沿って皮膚内深くに移ると、放射照度は単調に減少するのに対し、ワイドビームでは、表面下で放射照度が最大になることがある。このことを図68に描いているが、図のプロット1および2は波長1060nmのワイドビーム（直径10mm）およびナロービーム（直径0.1mm）のものである。これに関して、皮膚での総放射照度量は直接成分と散乱成分との合計であり、表面下最大値が散乱成分のみによることに注意しなければならない。ビーム直径が小さくなると、軸上の放射照度は直接成分が主体となるようになり、表面下最大値は消失する。
図65は、入射直径0.1mmの均一な円形ビームの透過深度の波長依存性を示している。この依存性はワイドビームの場合とは対照的に、むしろ平坦と思われる（Jacques et al.(1995) In Optical-thermal response of laser-irradiated tissue eds. Welch et al.(NY and London: Plenum Press）pp. 561-606; Jacques (1996) In Advances in Optical Imaging and Photon Migration eds. Alfano et al. 2: 364-71; Anderson et al. (1994), Proc. SPIE MS-102: 29-35）。指定範囲での透過深度の最大変動率は30〜35%に過ぎない。透過深度は、水による吸収および組織による散乱によって制限される。明らかに、散乱効果はワイドビームに比べてナロービームで強い。組織による散乱は、波長が長くなるほど小さくなるが、水による吸収は増加する。これら二つの効果が一部相殺しあうため、透過深度の正味の変動はむしろ小さい。
J.損傷発生の動態
損傷孤立点の格子は、パルス幅および光束に関する特定の制限が満たされたときに、熱孤立点の格子から発生する。損傷発生の動態は、アレニウスの式に従う。温度と損傷孤立点の間の関係は直線的ではない。様々な組織部位が同一のピーク温度を示すが、損傷度は温度が凝固反応の活性化閾値より高く維持された時間に応じて様々である。さらにまたパルス幅が小さい場合、パルス終了時には温度孤立点は非常にシャープにできる。この場合、光を消した後に、急な温度勾配によって孤立点が拡張し、周囲組織を損傷することがある。このような拡張の影響は、充填率が安全限界を超えて上昇した場合、大きな損傷の発生につながる。
LOI技術は、従来の処理に比べるといくつか基本的な違い、および潜在的な利点があり、それは均一な光ビームを使って嵩高な組織を加熱し損傷する。孤立点および格子形成のコンピュータおよび理論モデルから、以下の結論に達した：
(1)波長、フルエンス、パルス幅およびスポットサイズといった光処理を特徴付ける従来のパラメータに加えて、二つの新たな重要因子：充填率（分画容積）および孤立点のサイズを導入した。さらにまた、生じる治療効果は格子および孤立点の幾何学（形状、対称性）および次元数に影響を受けることがある。LOIは組織の様々な深度に導入できる。例えば、皮膚では、LOIは角質層、上皮、真皮、または皮下組織に配置できる。深いLOIについては、集束技術および選択表面冷却を用いることができる。LOI処理に適した波長域は、近赤外域（900〜3000nm）であり、水が主たる標的発色団として機能する。
(2)従来の方法に比べてのLOI法の主な潜在的利点は、治療効果の閾値と不要な副作用の閾値との間の安全マージンが有意に高いことである。安全マージンはFmax/Fminとして定義されるが、ここでいうFminは所望する治療効果の閾値であり、そしてFmaxは連続的な大きな損傷の閾値である。安全マージンの理論上の上限値は1/fであるが、このfは格子の充填率である。実際は、安全マージンは式Fmax=Fmin・（Tmax-Ti）/（Ttr-Ti）によって決定されるが、ここでのTmaxは水の蒸発温度であり、Trtは治療効果をまだ提供できる最低温度である。このマージンは、従来の光熱処理の場合に比べ最大2倍高くできる。さらに、安全マージンを安定に保つ上で、および結果の再現性を維持する上で格子の周期性が重要であることを強調しなければならない。
(3)格子処理の効率は、孤立点のサイズを小さくすること、および格子の充填率を最大化することによって上げることができる。小サイズの球形もしくは楕円形の孤立点は、900〜1800nm領域の波長、および0.7mmまでの皮膚深度について大きな開口数を持つ集束技術を用いることで、最小限の放射照度で作り出すことができる。光学孤立点の位置は弾道焦点に対応する。より深い集束では、弾道焦点は消失し、最大放射照度は〜0.5mmの深度（拡散焦点）で安定化する。
(4)小サイズの円柱様の孤立点は、平行マイクロビームを用いることで、組織内に作り出せる。このようなビームの共焦点パラメータは、組織内の円柱の深度より長くなければならない。0.5mmを超える深度については、マイクロビームの直径は、一般的に0.1mmより大きい。ブロードビームとは対照的に、マイクロビームの透過深度は800〜1800nm領域の波長に対し比較的不感度である。しかしながら、組織損傷の閾値フルエンスは、波長に強く依存している。最小閾値フルエンスは1380〜1570nmの範囲内に見いだせる。生じた円柱の深度は、フルエンスによって制御することできる。深度が0.25〜0.5mmの表在性の円柱については、最小閾値フルエンスは1400〜1420nmの波長領域で得ることができ、このフルエンスの絶対値は12〜80J/cm2である。深度0.75mmのより深い透過円柱については、最小閾値フルエンスは1405nm（400J/cm2）と1530nm（570J/cm2）に見いだすことができる。原理的には、LOIは組織内数ミリメートルの深さまで作ることができるが、この場合孤立点の大きさも数ミリメートルに達するだろう。
(5)光損傷の程度は、光学孤立点のサイズとフルエンスによって決まる。損傷孤立点は、パルス幅が最小効果フルエンスであるならば、元の光学孤立点に重なる。より大きなフルエンスでは、損傷孤立点は光パルスを終了した後もサイズを広げることがあり、結果としてLTIの充填率、LDIは元のLOIの充填率より大きくなる。格子の孤立点は、スキャナを用いて連続的に、または光ビームの格子を用いて同時に組織内に作り出すことができる。後者については、最適パルス幅は格子の熱緩和時間より短く、おおよそLTRT=TRT/3fによって与えられるが、この場合のLTRTおよびTRTはそれぞれLOIの熱緩和時間および単一孤立点の熱緩和時間である。
光学孤立点の格子の概念は、安全且つ効果的な処理様式として皮膚科学、歯科学、眼科学、および処理の標的が十分表在性であるその他生物医学的応用に用いることができる。同一の概念は、マイクロ波、高周波、超音波等の他のエネルギー源についても応用できる。
孤立点を作成するための装置およびシステム
発明の一つの態様を、図3Aおよび3Bと結びつけて上述した。次のタイプのレンズおよびその他集束光学系がこのような態様と共に用いることができる。
レンズおよびその他集束要素
図19A〜27Cは、複数の標的部位214に対し平行に放射線を送り出すための様々なシステムを例示している。これらの形状のアレイは、一般的に特定の深度dに焦点が固定されて配置されている。この深度は、異なる焦点深度を持つ別のアレイを用いるか、患者の皮膚表面もしくは標的容積Vに対するアレイの位置を選択的に変えるか、または入射放射線の振幅−位相分布を制御することによって変えることができる。図28〜31は、図32A〜37の走査または偏向システムと共に使用して、標的容積V内に、一または複数の焦点部分214を連続的に動かすことができる各種光学レンズのアレイを示している。最後に図38および39は、例えば機械または手動によって患者の皮膚の上を移動させて、その上の連続する部分214を証明することができる、二種類の可変収束光学システムを示す。
A.収束要素
図19A〜Cは基体3上にある収束要素1を示しており、前記収束要素は六角形のパターン（図19A）、四角形のパターン（図19B）および円形もしくは楕円形のパターン（図19C）である。これらの要素については、標準的な光学材料を用いることができる。六角形および四角形のパターンは、収束要素プレート4の作用域を完全に満たすことができるが、図19Cの要素パターンについては満たすことができない。放射源210からの放射線は、一般的には全ての収束要素1に同時に当てられる；しかしながら、放射線は相応の走査機構を使用することによってこれら要素に連続的に当てることもでき、あるいは一方向に走査して、例えば一度に4つの要素を照明／照射することもできる。
B.マイクロレンズシステム
図20Aおよび20Bは、屈折材料8、例えば多孔性ガラス内に組み入れられたマイクロレンズシステムの断面図である。レンズ5の材料の屈折率は、屈折材料8の屈折率よりも大きくなければならない。図B2では、ビーム11はまず屈折材料8の平坦表面10を通過し、次に各マイクロレンズ5の一次面6および二次面7によって屈折し、ビームは焦点12に収束する。図B2Aではこのプロセスが逆転しているが、結果は同じである。図20Cおよび20Dでは、入射ビーム11は屈折材料8でできている一次レンズ面6で屈折する。様々なアレイについて、表面6および7は球面でも非球面でもよい。
C.液浸材内のレンズおよびレンズのアレイ
図21Aおよび21Bでは、レンズ片15は基材の上に取り付けられており、液浸材16の中にある。レンズ片15の屈折率は、液浸材16の屈折率より大きい。液新材料16は、気体（空気）、液体（水、凍結スプレー）の中に在ってよく、または相応の固体ガスまたは液体を用いて皮膚の冷却に用いることができる。液浸材は一般的には、一次および二次平坦面13および14それぞれに在る。焦点深度は、液浸材の屈折率を変えることによって調節できる。図21Bでは、各レンズ片15の一次面6および二次面7はより高品質な収束が達成できる。図21Cおよび21Dでは、レンズ片15は屈折材料8の表面上に固定されており、図21Dの態様では、図21Cの焦点深度、または示したレンズ15に関し図21B〜21Dで示した他のアレイの焦点深度に比べてより深い焦点を与える。図21B〜21Dレンズに示すレンズアレイは、本発明の教示の実施にとって好ましいレンズアレイである。
D.フレネルレンズ
図22A〜Dは、屈折材料8で作られたフレネルレンズの表面17および18を示している。フレネルレンズ表面17および18のプロフィール、フレネル表面の中心17とリング18の半径の関係を変えることで、望ましい質の集束を達成することができる。図22Cおよび22Dのアレイは、高品質の集束の達成を可能にしており、別の好ましいアレイである。表面17および18は、球面でも非球面でもよい。
E.ホログラフィックレンズおよび空間変調位相アレイ
図23Aおよび23Bでは、入射ビーム11の集束は、屈折材料8の表面にホログラフィックレンズ19を形作ることによって達成される。ホログラフィックレンズ19は、図23Aおよび23Bに示すように、屈折材料8のいずれか一方の表面、または両面に形作ることができる。図23Cは、図23Aおよび23Bの屈折材料8の代わりとなるホログラフィック材料20を示している。ホログラフィックレンズは、材料20の容積内に形作られる。
ホログラフィー以外の技術を用いて、入射ビームの様々な部位に位相変動を誘導でき、これにより出力ビームの振幅を変更できる。
F.傾斜レンズ
図24Aおよび24Bでは、収束要素は、一次平面23および二次平面24を有する傾斜レンズ22によって形つくられている。図24Bに示すように、このような傾斜レンズは、レンズに支持、保護および可能であれば冷却を提供する一組の屈折材料プレート8の間に挟んでもよい。
G.円柱レンズ
図25A、25Bおよび25Cは、円柱レンズ25の様々なマトリックスアレイを例示している。円柱レンズ25の長さ26と直径27との関係は、図に示すように様々である。図25Bおよび25Cの円柱レンズ25は、先に示すアレイのようなスポットまたは円形の焦点ではなく、線状の焦点を提供する。
図26A〜26Dは、マトリックス円柱レンズシステムの一つの層の断面図である。入射ビーム11は円柱レンズ25（図26Aおよび26B）または半円柱レンズ29（図26Cおよび26D）によって屈折させられ、直線焦点28に収束する。図26Cおよび26Dでは、円柱レンズ29は液浸材料16の中にある。一次作用光学表面30および二次光学作用面31は円形でも楕円形でもよく、これにより高品質の収束を達成することができる。図25A〜26Dに示すように、隣接するレンズのための直線焦点は様々な方向に向けることができるが、その方向はこれら図中のあるレンズに対し相互に直角である。
図27A、27Bおよび27Cでは、焦点のマトリックスは入射ビーム11を二層の円柱レンズ32および35を通過させることで得られる。図27Bおよび27Cは、図27Aに示すアレイの、二つの直交方向の断面図である。表面33を有する一次層のレンズ32、および表面36を有する二次レンズ35の焦点距離を変化させることによって、所望の大きさの直交焦点を得ることができる。一次層レンズ32および二次層レンズ35は、液浸材料16中に取り付けられている。レンズ32および35は、標準的な光ファイバーでもよく、または円柱レンズに交換してもよいが、この円柱レンズは円形でも楕円形でもよい。表面34および37は、エッジロスを最小限する光学品質である。
上記光学システムは、パルスレーザー（0.1〜100ms）と共に使用して、皮膚の中に光学孤立点の格子を同時に導入することができる。例えばそれは、収束要素の前にビームを均一化するためのファイバー送達系および画像化光学系を有するEr:ガラスレーザー（1.56ミクロン波長）またはNd:YAGレーザー（1.44ミクロン）でよい。
H.1、2または3枚式対物レンズ
図28は、ビーム分割器38を備えた1枚式対物レンズ43を示す。斜角ビーム分割器（位相マスク）38に入射したビーム11は分割され、次のレンズ43の屈折面41および42を通り、中心点39および中心からずれた点40に集束する。表面41および42は、球面および／または非球面でもよい。光学的に平坦な面53および55を有するプレート54により、光学表面55と焦点39、40の間は一定の距離に保たれる。斜角ビーム分割器38は光回折格子として働くことができ、ビーム11を複数のビームに分割して複数の収束を提供する。
図29では、二枚の対物レンズ43、46が、光学表面41、42および44を最適に配置することで、高品質の収束と開口数を提供する。これらの面は全て球面でも非球面でもよい。レンズ46の光学表面45は開口数を上げるために平面でもよく、またはプレート54に接していてもよい。プレート54は、前記のような冷却要素でもよい。
図30は、前図とは3枚の対物レンズ、レンズ43、46および49を備えている点で異なっている。図31は4枚の対物レンズシステムを示しており、レンズ52の光学表面50および51により、処理面積の半径（即ち点39と40の間の距離）を増やすことが可能になる。
I.ミラー内蔵光学システム
図32A、32Bおよび32Cは、図28〜31に示した各種対物レンズの走査正面端として利用できる三種類の光学システムを例示している。これらの図面では、平行な初期ビーム11は走査ミラー62に当たり、このミラーによって対物光学系の第一レンズ43の表面41に反射される。走査ミラー62は角度fの範囲で光軸63を動かすように設計されている。ミラー62の垂線64を角度ｆまで循環的に変位させることで、ビーム11の角度を角度２ｆまで変える。走査ミラー62の光学位置は、焦点対物レンズの入射ひとみ内にある。走査ミラー62と作業表面の半径（即ち点39と40の間の距離）とをより良く関連付け、収束の質を高めるために、図32Bに示すように走査ミラー62の前にレンズ58を挿入してもよい。レンズ58の光学表面56および57は球面でも非球面でもよい。収差をさらに制御するために、レンズ58とミラー62の間にレンズ61を挿入してもよく、このレンズ61は光学表面59および60を有している。
図33A、33Bおよび33Cは、平行ビーム11ではなく光源が点源または光ファイバーであることを除いて図32A、32Bおよび32Cに類似している。点減65、例えばファイバーの端部、からのビーム66は走査ミラー62（図33A）またはレンズ58の表面57（図33Bおよび33C）に入射する。
J.走査システム
図34Aおよび34Bは、2ミラー走査システムを示している。図34Aに示すより単純な例では、走査ミラー67は角度f2の範囲で回転し、走査ミラー62は角度f1の範囲で回転する。ビーム63はまずミラー67に入射し、ミラー67によりミラー62に向けて反射され、そこから光学レンズ43の表面41に向けて反射される。図34Bでは、集束ビームの開口数を上げ、皮膚のうえの作業面積を広げ、走査ミラー62と67の収差を小さくするために、ミラーの間に対物レンズ106が挿入されている。この図では、簡単な一枚の対物レンズ106が描かれているが、より複雑な対物レンズ系を用いることもできる。対物レンズ106は、走査ミラー67の中心からのビームを走査ミラー62の中心に向けて反射する。
図35では、走査は走査レンズ70によって実施されるが、走査レンズは方向sに動くことができる。走査レンズ70が中心外の位置73に向かって動く時は、光学表面68は光線を光軸71に沿って方向72に反射する。
図36では、走査はレンズ76を、例えば位地77方向に回転させることによって実施される。表面74は平坦であり、表面75は反射光軸72の方向に影響しないように選ばれる。図37では、走査は点減または光ファイバー65を定方向に動かすことで実施される。
K.ズーム対物レンズ
図38および39は、損傷孤立点を異なる深度に動かすためのズーム対物レンズを示している。図38では、第一構成要素は、第二構成要素に対し、光軸方向に動くことができる一枚のレンズ81であり、第二構成要素は固定され、二枚のレンズ84および87からなる。レンズ84は開口数を上げるために用いられている。開口数を上げ、後焦点距離を広げ、そして焦点サイズを小さくするために、光学表面79、80、82、83および85は非球面でよい。第一構成要素と第二構成要素の相対位置によって焦点12の深度が決まる。
図39は球形の光学表面を持つズーム対物レンズ系を示している。第一構成要素は第二構成要素に対し、光軸方向に動くことができる一枚のレンズ90から構成されている。第二構成要素は、固定されており、五枚のレンズ93、96、99、102および105からなる。表面88および89の曲率半径は、固定された第二構成要素の収差を補正するように選ばれる。この場合も焦点深度は第一構成要素と第二構成要素間の距離を制御することによって制御できる。図38および39に示したレンズシステムはいずれも、手動またはコントロール218の制御下に、標的容積Vの所望位置214上に選択的に収束するか、または標的容積Vの位置の非選択的に収束するように動かすことができるように取付けることができる。
I.焦点深度
表B1に見ることができるように、浅い深度に収束する場合には容積Vの深さdおよび光学システム212の焦点深度は実質的に同一であるが、一般的には、皮膚のような散乱媒体では、それより深い深度dに収束させるためには、より深い深度、時にはかなりの深度に収束させる必要がある。これは、走査によって収束を密にしてスポットサイズを最小化し、それによりエネルギーを最高に集中させることが妨げられ、その結果収束ビームが、ビームが本来収束すべき位置より実施的に上の深度に存在することによるものである。焦点深度は、皮膚について知られている特性に基づき、所望深度dで最小のスポットサイズが得られるように選択できる。
M.波長
散乱および吸収は共に波長に依存している。それゆえに、浅い深度では極めて広域の波長を用いても収束ビームを得ることができるが、焦点深度が深くなるほど、より大きな散乱および散乱が要因となり、合理的な収束を得ることができる波長帯はより狭くなる。表B1には、様々な深さについての好ましい波長帯を示しているが、これ以外の帯域でも許容はできるが最適ではない結果を得ることができる。
N.パルス幅
通常、使用する放射線のパルス幅は光学孤立点214の各標的部位の熱緩和時間（TRT）よりも短いが、この時間より長くなるとこれら部位の境界を越えて熱が移動するかである。部位214は一般的には比較的小さいため、パルス期間もまた比較的短くなるだろう。しかしながら、深度が大きくなると、その結果スポットのサイズも大きくなり、最大パルス幅または期間も大きくなる。標的の密度がそれほど高くない場合にはパルス幅が標的部位214の熱緩和時間よりも長くなり、標的領域外のある点における標的領域に由来する熱の合計は、その点の組織の損傷閾値よりも遙かに下になる。一般に、熱拡散理論は、球形孤立点のパルス幅τは、τ＜500D2/24であり、直径Dの円柱形孤立点のパルス幅はτ＜50D2/16であることを示しているが、この場合のDは標的の特性サイズである。さらには、パルス幅は時に標的の密度がそれほど高くない場合には、標的部位の熱緩和時間よりも長くなることがあり、標的領域外のある点における標的領域214に由来する熱の合計は、その点の組織の損傷閾値よりも遙かに下になる。この場合も、後に論じるように、適当な冷却処理により、上記の限界は当てはまらなくなり、損傷部位214にとって熱緩和時間を超える、時にTRTを大きく超えるパルス時間を利用できることがある。
O.パワー
放射線源に求められるパワーは望まれる治療効果に依存し、深度および冷却の増加、および波長による吸収の減少に伴って増加する。パワーはまた、パルス幅が長くなるほど小さくなる。
P.冷却
一般的に冷却装置215は、供給源210より前に作動させて、患者の皮膚を、少なくともDE接合部206まで、好ましくは容積Vの上にある皮膚領域220を保護するために深さdまで、正常皮膚温度より低い選択温度、例えば-5℃から10℃まで事前冷却する。しかしながら、本発明の教示するところによると、事前の冷却の時間が十分長く、容積Vより深くまで患者の皮膚を冷却する、特に冷却が放射開始後も続く場合は、加熱は放射部位214だけに起こり、それぞれの部位は冷却された皮膚によって取り囲まれるだろう。それゆえに、加えられた放射の長さが部位214のTRTを超えた場合でさえ、これら部位からの熱は封じ込められ、熱損傷がこれらの部位を超えて起こることはないだろう。さらには、部位214の神経は刺激を受けるが、損傷容積が厳密に制御できることに加えて、部位214外のこれら神経が冷却されることで疼痛シグナルの脳への伝達も遮断されるため、患者はより快適に治療を受けることができ、特に患者が痛みを感ずるために他の方法では不可能である所望の治療を可能にする放射線照射が可能となる。この冷却管理は本発明の重要な特徴である。
Q.開口数
開口数は光学装置212からの集束放射ビーム222の角度9の関数である。この数値、従って角度9は可能な限り大きく、容積V内の放射線が集められる部位214のエネルギーが、容積V（および領域220）内の他の部位に比べ実質的に大きくなり、それによって領域220内の組織、および部位214以外の容積V内の部位への損傷を最小限に留めながら同時に容積V内の位置214に所望の治療効果を達成できるものであることが好ましい。ビームの開口数が大きいほど上皮の安全性は高くなるが、開口数は入射角度の大きな光線の散乱および吸収によって制限を受ける。表B1に見られるように、可能な開口数は、焦点深度が増すほど小さくなる。
In Vitroにおけるブタの皮膚の透過チャンネルおよび光学的清明度の上昇
損傷孤立点の格子は、650〜1200nmの帯域を放射する標準的なフラッシュアーク灯システム（StarLux Rs（登録商標）、Palomar Medical Technologies, Burlington, MA）、およびフィルム状の炭素粒子からなり、皮膚表面に使用する損傷孤立点マスクを用いて、家畜のブタの皮膚角質層内に作成した。さらにまた、ブタの皮膚試験体処理領域の光学的清明度を決定するために、40%グルコース水溶液を検体表面に塗布した。光学的清明度は、光散乱を減らすことによって、光学領域をより透明にする組織の光学特性の変化を指す。皮膚へのグルコースまたはグリセリンの浸透は、間隙内の溶液と細胞内マトリックスタンパク質のコラーゲンおよびエラスチンとの間の屈折率の差を小さくすることによって、光学的清明度を上げる。
第一セットの実験では、家畜のブタの皮膚試験体約4m2を硬い透明な基材に接着し（LOCTITE 411グルー）、アルコール綿で拭き取りきれいにした。乾燥した皮膚表面を４つの1cm2の領域に分けた。損傷孤立点マスクを試験体の表面に乗せ、ローション（LuxLotion（登録商標）、Palomar Medical Technologies, Burlington, MA）の薄層で覆い、光源への光学的結合を向上させた。試験体の4つの1cm2領域のうち2つに、StarLux Rsハンドピースを用いて、36J/cm2のパルスを2回加えた（時間20秒）。試験体の1cm2領域の一つには20J/cm2のパルスを2回加えた（時間10秒）。四番目の試験体の1cm2領域は無処理のコントロールとした。処理領域間の距離は約1cmであった。処理後、表面上の遊離炭素粒子を取り除き、試験体を40%グルコース液で覆い、ヘアードライヤーを用いて暖かく保った。新しいグルコース液を加えて、サンプル表面を湿った状態に保った。
処理後、細い青色のワイヤーを試験体の試験領域の下に置き、試験体を通した青色のワイヤーの見え方を調べ、組織の光学的清明度を評価した。
処理前（図52）、処理直後、および処理後15分ごとに75分間皮膚試験体の写真を撮影した。処理後炭素粒子を取り除き、清浄になったサンプルの写真を撮影した。
上記の損傷孤立点の格子の方法は、家畜のブタの皮膚試験体角質層内に、かろうじて認めることができる損傷孤立点を作り出した（図53）。最高の光学的清明度は、36J/cm2の光パルス（時間20秒）後60分に観察された。36J/cm2（時間20秒）の光パルスは、20J/cm2（時間10秒）のパルスよりもより良好な清明度を達した。試験体のコントロール（未処理）領域には検出可能な清明度は認められなかった（図54参照）。
家畜のブタの皮膚試験体角質層内に、in vitroで熱損傷孤立点の格子を作成した。熱損傷孤立点（即ち増強透過経路）は、未処理の領域よりも光学的清明度が有意に高くなることから、局所的に適用したグルコースによって皮膚の透過性が上がったことが証明された。
第二セットの実験では、家畜のブタの皮膚試験体約4m2を、上記のようにして硬い透明な基材に接着し、アルコール綿で拭き取りきれいにし、損傷孤立点マスクを試験体の表面に乗せ、ローションの薄層で覆った。二つの隣接する約1cm2の試験体領域に36J/cm2、20msのパルスを1回与えた。処理後、炭素粒子を取り除き、試験体を40%グルコース水溶液で覆い、室温に1時間維持した。この間、試験体を約40度で2〜3分間、2回暖めた。一時間後、処理領域の一つにさらに36J/cm2、20msのパルスを二回加えた。炭素粒子を取り除き、試験体を40%のグルコース溶液で覆い、ヘアードライヤーで暖め続けた。サンプルの表面は、必要に応じて、新しいグルコース溶液を用いて湿った状態を保った。処理から約2時間後、光学的清明度を目視観察により評価し、写真で記録した（図55および56を参照）。
36J/cm2のパルス(20ms）を三回処理した試験体領域は、未処理の領域が清明度を欠くのに対し、完全な光学的清明度を示した。36J/cm2のパルス(20ms）を一回処理した試験体領域は未処理の領域が清明度を欠くのに対し、部分的な光学的清明度のみを示した。
In vitroにおけるヒトの皮膚の透過チャンネルおよび光学的清明度の上昇
損傷孤立点の格子を、上記のようにフラッシュアーク灯システム（StarLux Rs（登録商標）、Palomar Medical Technologies, Burlington, MA）および損傷孤立点マスクを用いてin vivoでヒト試験体角質層内に作成した。さらにまた、皮膚試験体処理領域の光学的清明度を決定するために、40%グルコース水溶液を検体表面に塗布した。
被験者右足の入れ墨部分をアルコール綿で拭いてきれいにし、乾燥させた。前処理した皮膚領域を写真撮影した（図57）、フラッシュアーク灯システムのハンドピースアパーチャをローション（LuxLotion（登録商標）、Palomar Medical Technologies, Burlington, MA）の薄層で覆い、損傷孤立点マスクを通して、選択した皮膚領域にレーザー処理を施した。
疼痛寛容性試験は、フルエンスを徐々に上げながらパルスを連続的に選択した皮膚部位に加えることで実施した。損傷孤立点マスクは乾燥した皮膚表面に載せ、ローションの薄層で覆った。疼痛寛容性試験は、入れ墨が入った部位と入っていない部位の両方について行われ、処理には最大寛容フルエンスを用いた。入れ墨の入った部位については、10J/cm2のパルス（10ms）2回、18J/cm2のパルス（10ms）2回、そして24J/cm2のパルス（20ms）2回を試験した。入れ墨の入った皮膚領域と入っていない皮膚領域については、24J/cm2のパルス（20ms）2回、30J/cm2のパルス（20ms）2回および36J/cm2のパルス（20ms）3回を試験した。
入れ墨の入った、2カ所の皮膚部位を、18J/cm2のパルス（10ms）2回および24J/cm2のパルス（20ms）2回で処理した。入れ墨の入っていない3カ所の皮膚部位を30J/cm2のパルス（20ms）2回、24J/cm2のパルス（20ms）2回、および36J/cm2のパルス（20ms）3回で処理した。（図58を参照）。選択された皮膚部位は、各処理後にアルコール綿で拭き取りきれいにして写真撮影した。
被験者の、入れ墨の入った皮膚領域は、40%のグルコース水溶液を染み込ませた、一層のドレッシングスポンジで覆い、ヘアードライヤーで暖め続けた。ドレッシングスポンジは、1〜2分毎に新しいグルコース溶液を加えることで湿った状態に保ち、5分毎に交換した。処理を加えた領域の写真を、15分毎に、90分間撮影した。光学的清明度および角質層の孤立点は、拡大鏡を使った目視観察によって評価した。
被験者には、試験領域を処理するためのグリセリンクリームを塗布した。処理を施した皮膚部位の写真を、処理後6、9、24および48時間目に撮影した。48時間後、皮膚領域を40%グルコース溶液で湿らせた一層のドレッシングスポンジで覆い、ヘアードライヤーで暖め続けた。前回同様、ドレッシングスポンジは、1〜2分毎に新しいグルコース溶液を加えることで湿った状態に保ち、5分毎に交換した。処理を加えた領域の写真を、20分毎に、60分間撮影した。光学的清明度および角質層の孤立点は、拡大鏡を使った目視観察によって評価した。
上記の損傷孤立点格子作成手順では、30J/cm2のパルス（20ms）を2回および36J/cm2のパルス（20ms）を3回処理した場合には、共に被験者の入れ墨が入っていない皮膚部位の角質層に明瞭な損傷孤立点が作られた（図59Aおよび59B）。入れ墨の入った領域には、照射後90分の時点では、明瞭な損傷孤立点は認められなかった（図59Cおよび59D）。90分の時点では、処理を加えた領域に明瞭な光学的清明性は認められなかった。
6、9、24および48時間の時点では、損傷孤立点の格子はより明確になった。入れ墨の入った皮膚部位は照射後6時間の時点で明瞭に画定できるようになり（図60）、36J/cm2のパルス（20ms）を3回処理した領域には浮腫が発生した（図61）。
処理後48時間の時点では、36J/cm2のパルス（20ms）を3回処理した領域はより赤みを増した（図62）。発赤は被験者によるグリセリンクリームの塗布によって光学的清明性が増し、それによって真皮の血管の視認性が増した結果と解釈した。EMR処理後48時間目に40%グルコース溶液で皮膚部位を処理しても、光学的清明性がそれ以上改善することはなかった。
正常な皮膚に36J/cm2のパルス（20ms）を3回処理し、また入れ墨の入った皮膚には24J/cm2のパルス（20）を2回処理する損傷孤立点格子作成手順は、良好な疼痛寛容限界を示した。前記の方法は、選択したヒトの皮膚領域に目視により確認できる損傷孤立点をin vivoに作り出し、また損傷孤立点は6時間かけてより画定的になった。36J/cm2のパルス（20ms）を3回加えたヒトの皮膚の損傷部位へのグリセリンクリームのin vivo処理によって、血管の視認性が増すで明らかなように、光学的清明性をもたらした。
処理孤立点を作成するための装置およびシステム
多数、多様な装置および構造物を用いて、皮膚内に処理孤立点を作り出すことができる。図40は、皮膚280に処理孤立点を作り出すための一つのシステムを例示している。アプリケータ282には、そのヘッド284を皮膚280に接近または接触させ、皮膚280の上を方向286に走査できるようにハンドルが取り付けられている。アプリケータ282は、SC内に透過性亢進領域の、または皮膚280の表面に孤立点粒子292の配置290のパターンを作り出し、アプリケータ210からのEMRの処理を受けると透過性亢進パターンを生成するパターン生成装置288を具備することができる。一つの態様では、生成装置288は上皮または真皮内に熱、損傷または光化学孤立点を生成する。
一つの態様では、アプリケータ282は、皮膚表面296に対するヘッド284の走査を検知する運動検出器294を具備する。この検出器が発する情報は、孤立点パターン生成装置288によって用いられ、皮膚表面296に所望の充填率または孤立点密度、およびパワーを確実に作り出す。例えば、ヘッド284の走査速度が早い場合、パターン生成装置は孤立点の生成をより迅速にすることで対応する。以下の記載では、発明の本態様ならびにその他の態様をより詳しく説明する。さらには以下の節では、アプリケータ282と一緒に用いることができるタイプのEMR源および処理孤立点の作成に用いることができる方法および構造物を詳しく説明する。
A.ダイオードレーザーバーを備えたハンドピース
発明のいくつかの態様はEMR源として一または複数のダイオードレーザーバーを用いる。多くの光皮膚科学の応用が高出力光源を必要とすることから、いくつかの態様では標準の40W、1cm長、cwダイオードレーザーバーを用いることができる。例えば10〜100Wダイオードレーザーバーを含む、適合したダイオードレーザーバーを用いることができる。発明の範囲には、上述したような、いずれのタイプのダイオードレーザーも用いることができる。ダイオードレーザーバーは、光学および機械サブシステムを適当な変更することで、他の供給源（例えばLEDおよびSHG付きダイオードレーザー）に替えることができる。
図12Aは、ダイオードレーザーバーを用いる発明の一つの態様を示している。発明の範囲の中では、多くのその他態様を用いることができる。本態様では、ハンドピース310はハウジング313、ダイオードレーザーバー315、および冷却もしくは加熱プレート317を具備する。ハウジング313はダイオードレーザーバー315および冷却もしくは加熱プレート317を支えており、またハウジング313はダイオードレーザーバー315の発射ボタンのような制御機構も支持できる。ハウジング313は、例えばプラスチックを含む、いずれかの適合材料から作ることができる。冷却プレートは、使用すれば、患者の皮膚から熱を取り除くことができる。加熱プレートは、使用すれば、患者の皮膚を加熱することができる。プレートに熱源または冷却源を作用のどちらを作用させるかに応じて、同一のプレートを加熱または冷却に使用することができる。
ダイオードレーザーバー315は、一つの態様では、1cmの長さのダイオードバーに沿って50〜900μmの間隔を開けて配置された10〜50個の放射源（いくつかの態様では50〜150μmの幅を、または別の態様では100〜150μmの幅を持つ）である。別の態様では、50個を超えるか、またはそれより少ない放射源をダイオードレーザーバー315上に配置することができ、放射源の間隔およびダイオードレーザーバー315の長さも変えることができる。これに加え、放射源の幅も変えることができる。放射源の間隔および放射源の数は、製造工程の間にカスタマイズできる。
ダイオードレーザーバー315は、一つの態様では、1cmの長さのダイオードバーに沿って配置され、それぞれ、いくつかの態様では約50〜900ミクロン、また別の態様では約500ミクロンの間隔をあけている25個の、100〜150μmもしくは50〜150μm幅の放射源である。図17および18は、本態様の、このようなダイオードレーザーバーアッセンブリのそれぞれ上面図および断面図である。本態様では、25個の放射源702が、治療中皮膚と接触するように置かれる表面プレート704の下に直接配置されている。放射源702の両側には2つの電極706が配置する。ダイオードアッセンブリの底は、ダイオードレーザーおよびプレート704の温度を制御するための冷却剤708を包含している。
図17および18の態様では、放射源702から放射されたビームは一つの軸（低速軸）に沿って6〜12度の範囲、そして高速軸に沿って60〜90度の範囲に発散する。プレート704は冷却または加熱表面として働くことができ、また放射源702を治療対象組織の表面に近く一定の近接位置に配置する役割も果たす。放射源702とプレート704の間の距離は、低コストおよび製造の簡素化のために、何らかの光学系を用いることなしにレーザービームへの歪作用を最小限にとどめるかまたは防止するためには、約50〜1000マイクロメートルの範囲でよく、またいくつかの態様では、特には約100〜1000マイクロメートルの範囲でよい。使用中、放射源702と患者の皮膚との間の距離は、約50〜1000マイクロメートルであり、いくつかの態様ではより特には100〜1000マイクロメートルでよい。このような態様では、画像化光学系は必要ないが、他の態様は、放射源表面702を組織表面上に直接画像化する追加の光学系を含んでよい。別の態様では、25個より多いかまたは少ない放射源をダイオードレーザーバー上に配置することができ、またダイオードレーザーバーの長さも変えることができる。これに加えて放射源の幅および光発散も変えることができる。放射源の間隔および放射源の数は、製造工程中にカスタマイズできる。
図12Bは、図12Aのダイオードレーザーバー315に用いることができるダイオードレーザーバー330の一つの態様の透視図である。ダイオードレーザーバー330は、約1cmの長さL、約1mmの幅W、約0.0015mmの厚みTを有する。図12Bは、12個の放射源332を描いており、それぞれが図12Bに示すように放射線334を発する。ダイオードレーザーバー330は図12Aの装置310の内部に、ダイオードレーザーバー315の側部Sが図12Aに示す方向に向くように配置できる。その結果、放射源は図12Aの態様では、皮膚319に向かって放射線を下方向に放射する。
再度図12Aに目を転ずると、プレート317は上記のような、EMR源からの光をプレート317に通すことができるいずれのタイプでもよい。一つの態様では、プレート317は薄いサファイアのプレートでよい。別の態様では、例えばダイヤモンドのような良好な光学的透明性および高い熱伝導／拡散性を有する別の光学材料をプレート317に用いることができる。プレート317は、使用中にダイオードレーザーバー315を患者の皮膚319から隔離するのに用いることができる。これに加えてプレート317は、望まれる場合には、患者の皮膚を冷却または加熱することができる。プレート317が患者の皮膚に触れる領域は、処理ウインドウと呼ぶことができる。ダイオードレーザーバー315はハウジング313の内部に、放射源がプレート317に近接するように、その結果使用中患者の皮膚に近接するように配置できる。
運用では、処理孤立点を作成する一つの方法は、ダイオードレーザーバー315を含むハウジング313を皮膚に近接させ、続いてレーザーを発射するものである。1750〜2000nm近い波長、および1400〜1600nmの範囲の波長は、水の強い吸収による上皮への影響を最小限にした状態で処理孤立点を表面下に作り出す方法に用いることができる。皮膚に表面または表面下に孤立点を作り出すためには、いくつかの態様では290〜10,000の波長を用いることができるが別の態様では900〜10,000nmの波長域を用いることができる。皮膚を横断するようにハンドピースを動かさずに、線にそって処理孤立点を連続して皮膚内に作ることができる。図40は、このようなダイオードレーザーバーの使用による、一つの可能な皮膚280表面上の孤立点の配置を示しており、この場合ダイオードレーザーバー315を図12Aの方向Aに皮膚の上を動かしながらパルスを加える。
別の態様では、使用者はハンドピースを単純に標的の皮膚領域に触れさせて、ハンドピースを皮膚の上を動かしながらダイオードレーザーを連続的に発射して連続する処理線を作ることができる。例えば、図12Bのダイオードレーザーバー330を用いると、処理線は皮膚の上に現れるだろう（各放射源について一本の線）。
別の態様では、光ファイバーをダイオードレーザーバーの各放射源の出力と連結できる。このような態様では、ダイオードレーザーバーは、使用中皮膚に接近させる必要がない。そのかわりに光ファイバーが放射源からの光をプレートに連結し、プレートが使用中皮膚に近接することになる。
図12Cは発明の別の態様を示すが、本態様は複数のダイオードレーザーバーを用いて処理孤立点のマトリックスを作り出す。図12Cに見られるように、複数のダイオードレーザーバーを配置して、バーの集合体325を作ることができる。図12Cでは、例えば、バー集合体325は5本のダイオードレーザーバーを含む。バー集合体325は、図12Aに関係して上述したものと同様の様式で、冷却プレート317が近接している発射源を持つハンドピースH101のハウジング313内に取り付けることができる。
運用時には、図12Cのハンドピース310を皮膚表面319近くまで運び、冷却プレート317を皮膚に接触させる。使用者はハンドピースを単純に皮膚の上で動かすだけで、ダイオードレーザーがパルスされ、皮膚内に処理孤立点のマトリックスを作ることができる。集合しているバーの発射波長は同一である必要はない。いくつかの態様では、所望の治療結果を得るために、同一の集合に異なる波長のバーを混ぜてことは有利であろう。異なる波長を放射するバーを選択することによって、透過深度を変えることができ、その結果処理孤立点のスポットの深度も変えることができる。かくして、個々のバーにより作られた処理孤立点の線またはスポットは、異なる深度に位置することができる。
運用時、図12Aまたは12Cのハンドピース310の使用者は、ハンドピースの処理ウインドウを皮膚上にある第一位置に接触させ、ダイオードレーザーバーを第一位置で発射し、次にハンドピースを皮膚上の第二位置に接触させて、発射を繰り返すことができる。
ダイオードレーザーバーを皮膚表面に近づけて置き、処理孤立点を作る上記態様に加えて、各種光学システムを用いてダイオードレーザーバーを皮膚に連結することができる。例えば、図12Aおよび12Cを見ると、画像化光学系を用いて、皮膚表面上に発射源を再画像化でき、これによりダイオードレーザーバー315（またはバー集合体325）と冷却プレート317の間に空間を取り入れることが可能となる。別の態様では、回折光学系をダイオードレーザーバー315と出力運移動（即ち冷却プレート317）の間に配置して、処理スポットの任意のマトリックスを作ることができる。発明の本態様に用いることができる例示的な様々なタイプの画像化光学系および／または回折光学系は、上記の孤立点を作成するための装置およびシステム（実施例2）と題する節に記載されている。
発明の別の態様が図2Dに描かれている。本態様では、ハンドピース310のハウジング313は、前記態様と同様にダイオードレーザーバーの集合体およびプレート317を具備する。しかしながら、本態様は集合体250とプレート317の間に配置された4つの回折光学要素330も具備している。別の態様では、４つより多いかまたは少ない回折光学要素330を具備できる。回折光学要素330は、集合体325からのエネルギーを回折および／または収束して皮膚319内に処理孤立点のパターンを形作ることができる。発明の一つの局面では、回折光学要素330を動かすための一または複数のモータ334がハンドピース310内に備えられている。モータ334は、例えばリニアモータまたは圧電モータを含む、いずれかの適合モータでよい。一つの態様では、モータ334は、一または複数の回折光学要素330を水平方向に動かすことができ、その結果これら要素330はもはや光路内になく、光路にはただ一つ（または、おそらくはそれより多い）回折光学要素330だけが残される。別の態様では、モータ334は一または複数の回折光学要素330を垂直方向に動かして、ビームの収束を変化させることができる。
運用時には、一つより多い回折光学系330を、異なる回折光学系330をダイオードレーザーバーの集合体325とプレート317の間動かすためのモータ334と共にハンドピース310内に組み入れることによって、回折光学系330を集合体325と冷却プレート317の間の位置で動かすことができ、様々なパターンにエネルギーを収束することができる。かくして、このような態様では、使用者は同じハンドピース310を使って、様々な皮膚内処理孤立点のパターンから選択することができる。発明の本態様を利用するために、前記態様と同様使用者は、ハンドピース310を発射前に皮膚の標的領域上に手で置くことができる。別の態様では、ハンドピースのアパーチャを皮膚に触れさせる必要はない。このような態様では、ハンドピースはハンドピースアパーチャと皮膚表面との間に所定の距離を確立するためのスタンドオフ（未表示）を備えてもよい。
図12Eは、発明の別の態様を示している。本態様では、光ファイバー340を用いて、光をハンドピース301の出力／アパーチャに連結している。それゆえに、ダイオードレーザーバー（またはダイオードレーザーバーの集合体またはその他光源）をベースユニット内またはハンドピース301そのものの中に配置できる。いずれの場合も、光ファイバーは光をハンドピース310の出力／アパーチャに連結する。
図12Eの態様では、光ファイバー340は、各光ファイバー340の間に任意もしくは規則的な間隔を持ったマトリックス配列の形を取りながら処理ウインドウまたは冷却プレート317と結合している。図12Eは、このような光ファイバー340が5本描かれているが、別の態様ではこれよりも少ないか、またはより適当には、より多くの光ファイバー340を用いることができる。例えば一つの例示的態様では、30×10本の光ファイバーからなるマトリックス配列を用いることができる。描かれている態様では、ダイオードレーザーバー（またはダイオードレーザーバーの集合体）はベースユニット（未表示）内に配置されている。ダイオードレーザーバー（またはダイオードレーザーバーの集合体）はハンドピース内に納めることもできる。光ファイバー340を使用することで、バーをハンドピース310内、またはハンドピース310の外の任意の位置に配置することが可能となる。
ヒトの皮膚上皮内への熱損傷域作成を目的としたダイオードレーザーバーの応用例としては、図17および18に描くような、波長λ＝1.47μmを放射するダイオードレーザーバーアッセンブリを組み立て、ヒトの皮膚に、押しつけモード（即ち、使用中、皮膚の上でアッセンブリを動かさない）、ex vivo、室温で使用する。ダイオードバーアッセンブリは、サファイアウインドウを有しており、このウインドウを皮膚に接触するように置いて、約10msレーザーをパルス照射した。次に、処理された皮膚を、レーザー処理域の中心からスライスして、角質層、上皮および真皮の断面を露出させた。生じた熱損傷チャンネルは、チャンネル処理当たり10mJの場合に、直径が約100μm、深度125〜150μmであった。
B.速度センサー付きハンドピース
発明の一つの態様によると、装置は患者の皮膚の標的領域に光エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリと、患者の皮膚の標的領域を横切るヘッド部分の運動速度を測定するためのセンサー、および光エネルギーを制御して処理孤立点を作り出すためのセンサーと連絡している回路とを具備できる。回路は、例えば、皮膚を横切るヘッド部分の運動速度に基づいて光エネルギー源のパルス照射を制御し処理孤立点を作り出すことができる。別の態様では、回路は装置内のエネルギー源の運動を、皮膚を横切るヘッド部分の運動速度に基づいて制御し、皮膚の特定領域を処理しながら、その他の領域には作用しないようにして処理孤立点を作ることができる。
図15は患者の皮膚を横切るハンドピースの運動速度を測定するための速度センサーを包含する発明の態様の底面図である。図15の態様は、例えば図12Aの態様の中で用いることができる。即ち、図12Aのハンドピース310は、ハウジング310、ダイオードレーザーバー315（または図12Cのように1本より多いダイオードレーザーバー）およびプレート317を具備できる。図15は、速度センサー350、352をその中に装備したハンドピースの底面図である。
様々なタイプの速度センサーを用いて、皮膚表面に対するハンドピースの速度を測定することができる。例えば、速度センサーは、光学マウス、レーザーマウス、ホイール／光学エンコーダ、または光学マウスで用いられているものに類似のフローアルゴリズムと組み合わせた容量型イメージングアレイでよい。容量型イメージングアレイは、ハンドピース速度の測定と処理領域の画像作成の両方に用いることができる。容量型イメージングアレイは、セキュリティーを目的とした親指の指紋認証によく用いられる。しかしながら、容量型イメージングアレイは、皮膚表面を横切るハンドピースの速度の測定にも用いることができる。比較的早いフレーム速度（例えば、秒当たり100〜2000フレーム）で皮膚表面の容量画像を獲得することによって、フローアルゴリズムを用いて画像内の特定の形を追跡して、速度を計算することができる。
図15の態様では、2列の容量型イメージングアレイ350、352がハンドピースの底に、処理ウインドウ354の両側に一つづつ配置されている。ダイオードレーザーバー356の出力はは処理ウインドウを通過する方向、即ち冷却プレート等を通過する方向に向けられている。容量型イメージングアレイ350、352の方向は、発明の各種態様によって異なってよい。装置を動かすと、両方の容量型イメージングアレイ350、352は患者の皮膚を横切るハンドピースの速度を測定する。この構成は、容量型イメージングアレイ350、352と連絡して速度を測定し、その速度に基づいて光源（例えばダイオードレーザー）の適当な発射速度を決定する回路を具備できる。それゆえに、回路はレーザーとも連絡でき、適当な速度でレーザーにパルスを送ることができる。ハンドピース内に組み入れられた速度センサーは、それゆえに、レーザーパルス発生装置にフィードバックを送ることができる。いくつかの態様では、最初の放射線パルスの後、ダイオードレーザーバー356は、容量型イメージングアレイ350、352が皮膚上のハンドピースの動きを感知するまでは、パルスを発生させることはできない。この回路は、いくつかの態様ではハンドピース内に配置できるが、別の態様ではベースユニットに配置できる。ダイオードレーザーバー356が使用者によって発射できる場合（例えばフットスイッチを押すことによって）、そのレーザーのレーザーパルス発生装置はハンドピースの速度に比例した速度でレーザーを発射する。
運用では、上記態様を用いて、単一のダイオードレーザーバー（または複数のダイオードレーザーバー）を具備するハンドピースを、皮膚表面を横断するように手で動かしながらハンドピースの速度に比例した速度でレーザーを発射することによって、処理孤立点の均一なマトリックスを作ることができる。例えば、ハンドピースの速度を上げながらレーザーパルス間の間隔を短くすることで、皮膚上の処理孤立点を、一定の線状マトリックスを保つことできる。同様に、ハンドピースの速度を遅くしながらレーザーパルスの間隔を延ばしても、皮膚の上の処理孤立点を一定の線状マトリックスに保つことができる。ハンドピースの処理ウインドウまたは光アパーチャを具備した処理ヘッドは回転させることができ、ハンドピースの運動と直交する方向の処理孤立点の間隔を変えることができる。
ハンドピースの速度を測ることに加えて、容量型イメージングアレイ350、352は、処理孤立点を作成した後に皮膚を画像化し、処理の結果を視覚化することもできる。獲得した画像は処理中にリアルタイムに見ることができる。ハンドピースは、例えば冷却プレートの下にある皮膚の処理領域を示すディスプレーを具備できる。または、獲得した画像はコンピュータに保存でき、処理終了後に見ることもできる。いくつかの態様では、システムは両方のセンサーからの画像を表示できるように構成することができるため、ハンドピースは前方向にも後ろ方向にも動かすことができる。
上記の構成では、ダイオードレーザーは、レーザーが処理孤立点の間では切られていることから、比較的低い反復頻度で使用される。本発明のいくつかの態様では、ダイオードレーザーは、例えば処理孤立点がスポットではなく線状である場合には、より長い時間ダイオードレーザーを点灯した状態を保つことによってより効率的に使用できる。図16は、ダイオードレーザーバー315をハンドピース内の小型のリニアトランスレータ372に取付けることができるハンドピース310の例を描いている。図16のハンドピース310は、上記の対応と殆ど同一でよい。即ち、それはハンドピース内に、プレート317に近接してダイオードレーザーバー315を具備することができる。しかしながら本態様は、ハンドピース内でダイオードレーザーバー315を前方向または後方向に動かすことができる小型のリニアトランスレータ372も具備している。小型のリニアトランスレータ372の替わりに、例えば圧電式モータまたはいずれかのタイプのリニアモータのような他の好適なモータも用いることができる。別の態様では、ダイオードレーザーバー315は、回転することでリニアトランスレータ372と同じ機能を果たすことができる円筒シャフトに取付けることができる。単軸式のガルバノメータ駆動ミラーも使用できる。
図16の態様では、ハンドピース310を前進させると（図の左）ダイオードレーザーバー315はハンドピース内を同一速度で後ろ方向（図の右）に動くであろう。ダイオードレーザーバー315がハンドピース310の最後部に達すると、それはハンドピースの前部に向かって動き、このサイクルを繰り返すだろう。処理孤立点の線の間隔は、ハンドピースの最後部から前部までの移動にかかる時間を変えることで調節できる。本態様では、例えば速度センサーは皮膚を横切るハンドピース310の運動速度を測定できる。この速度センサーは、上記のものと類似のものでよい。このような速度センサーは、皮膚を横切るハンドピース310の速度に基づいてダイオードレーザーバー315を動かす（モータ372によって）回路と連絡してもよい。このようにしてハンドピース310内のダイオードレーザーバー315を適当に動かすことによって、患者の皮膚に処理孤立点のマトリックスを作ることができる。
図41Aおよび41Bは、速度センサーを具備する、別の発明の態様を描いている。本態様では、ハンドピース400は、ハンドピース400のハウジング402内に配置された非干渉EMR源404を含んでいる。非干渉EMR源404は、例えばリニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯、またはハロゲンランプを含む上記いずれかのタイプでもよい。一つの態様では、光源404はXe充填リニアフラッシュランプである。
ハンドピース400は光学反射器406、一または複数の光ファイバー408、および光ダクト410（または集光器）も具備できる。光学反射器530は、光を反射し、集光器410に向ける役割を果たす。集光器410は、ガラスBK7から作ることができ、台形の形状をとることができる。別の態様では、集光器410は別の材料から作ることができ、その形状は多様でよい。集光器410は、例えばビームを均一化するのに用いることができる。いくつかの態様では、光ファイバー408は用いなくともよい。使用する場合は、フィルター408を用いて、EMR源404からの、特定波長の光を排除することができる。これに加えていくつかの態様では、光学反射器406を用いなくともよい。いくつかの態様では、冷却プレート（図41Aおよび41Bには示されていない）をハウジング402または光路の端部に取付け、患者の皮膚を冷却するこができる。
ハウジング402には速度センサー412を装備できる。この速度センサーC560は、患者の皮膚に対するハウジング402の運動速度を測定できる。図41Aおよび41Bの態様では、ハンドピース400のハウジング402は、ハウジング402内の光源404とは独立して動くことができる。即ち、ハウジング402が患者の皮膚に対して速度Vで動くとき、光源404はハウジング402の中を、光源404が患者の皮膚に対して固定された状態を保つように動くことができる。即ち、患者の皮膚に対する光源404の速度vはほぼゼロであり、このことは光源404がハウジングに対して、ハウジング内を速度-Vで動くことを意味している。本態様では、放射線作用中は、光源404は動かずに静止した状態を保ち、所望するエネルギーを確実に照射する。選択した皮膚領域の処理が終了すると、光源404はその初期位置に到達するためにハウジング402内を動くことができる。即ち、光源404は、次の皮膚部位を処理するために、交互式に速度v>Vで前進することができる（この場合vおよびVは共に患者の皮膚に対し測定したものである）。この交互運動は、図41Bに描かれている。
上記のように、ハウジング402の速度Vと光源404の速度vを同期化するために、ハウジング402は速度センサー412を備えている。速度センサー412は、患者の皮膚に対するハウジング402の運動を測定でき、その後ハウジング540210内の光源404を適当な速度で動かし、患者の皮膚に対して固定した状態を保つことができる。ハンドピース400またはハンドピースと結合したベースユニットは、ハウジングの運度速度を受け取り、モータに信号を送ってハウジング402内の光源404を適当な速度で動かす回路を具備できる。そのために、ハンドピース400は、上述したようなリニアモータまたはリニアトランスレータを具備して、ハウジング402内の光源404を動かすことができる。
上記の記載は、光源404がハウジング402内を動くことができることを示している。いくつかの態様では、反射器406、フィルター408および集光器412は、使用する場合には、これら構成要素が光源404と一緒にハウジング内を動くように光源に連結することができる。図41Bは、これら構成要素が光源404と一緒に動く態様を描いている。
Xe充填リニアフラッシュランプを使用するいくつかの態様では、EMRのスペクトル域は300〜3000nmであり、エネルギー暴露は1000J/cm2まで、パルス期間は0.1ms〜10sであり、そして充填率は約1%〜90%である。
発明の別の態様は、患者の皮膚を画像化し、その情報を用いて薬物適用速度、EMRの適用等を決定し、効能を最適化するための画像化光学系の使用を包含する。例えば、いくつかの医療的または美容的な皮膚処理は薬物適用速度を正確に測定し、その効果をリアルタイムに分析することを必要とする。皮膚表面画像化システムは、本明細書に提示されている、角質層内に処理孤立点を作るための技術を用いて作られた可逆的もしくは不可逆的な孔のサイズを検出できる。この目的のために、容量型イメージングアレイを画像化強化ローション、および特に最適化されたナビゲーション／画像処理アルゴリズムと組み合わせて用い、適用速度を測定し、最適化することができる。
容量型イメージングアレイの使用については、図15と関連付けて先に記載した。このような容量型イメージングアレイは、例えば発明の本態様による図40のアプリケータ282内に用いることができる。上述したように、ハンドピースの速度を測定するのに加えて、容量イメージングアレイ350、352（図15）は、皮膚を画像化することもできる。獲得した画像は、装置のディスプレイウインドウを通して処理中にリアルタイムに見ることができる。
発明の本態様に適した容量型センサーの一例は、8つの画像検知横列×212の画像検出縦列からなるアレイを有するセンサーである。容量型アレイ技術固有の限界によって、一般的な容量型アレイセンサーは一秒当たり約2000画像を処理できる。リアルタイムに皮膚画像を処理できるようにするために、にセンサーの向きを選択することができ、機能性を補助している。一つの態様では、例えば画像は縦列にそって獲得され、処理される。これにより、約200mm/sまでの速度を正確に測定できる。
センサーを高い信頼性と正確性で働かせるために、皮膚の表面を適当なローションで処理することができる。ローションの選択は、光をベースとする皮膚処理およびナビゲーションセンサーの運転にとって重要である。ローションは、選択した波長に対し光学的に透明であり、センサーの画質向上をもたらし、摩擦を減らす潤滑剤として機能しなければならない。
処理アルゴリズム等を含む回路を容量型画像センサーに接続することができる。容量型センサーおよびその関連処理アルゴリズムは、ローションのタイプおよび皮膚表面におよぼすその作用を決定できる。これは、画像のスペクトル特性を連続的に分析することによって、リアルタイムに実施できる。処理アルゴリズムはまた、センサーのキャリブレーション、画像のコントラスト増強およびフィルタリング、ならびに様々なアプリケーションを支援するナビゲーションコードを用いて皮膚表面の画像の処理および制御を行うこともできる。
リアルタイムに獲得した画像は、ローション中のマーカー濃度の統計分析に用いることができる。マーカーは発色団そのもの（即ち放射線の作用によって発熱する発色団）でも、ローション中の発色団または薬剤の存在を示す化学物質でもよい。一つの例としては、マーカーは入射光に比例して光を放射または反射して、ローション中の発色団または薬物の濃度を示す。このようにして、容量型センサーは機能し、あるローションのマーカー濃度が適当なレベルにあるか否かを判定できる。例えば回路は使用者にマーカーの濃度のシグナルを送ることができる。または回路は、特定のマーカーについて、マーカー濃度が前もって選択しておいた設定ポイントの濃度レベルに達したか判定することができる。設定ポイントに達しない場合には、回路は使用者に、患者の皮膚により多くの（または、多分少ない）ローションが必要であることを通知できる。正しいローシィオンのpHレベルを持つ選択マーカーは、人体に対する光処理の安全強化機能を果たす手段として用いることもできる。
センサーはまた、接触センサーとしても機能できる。これにより、患者の皮膚へのハンドピースの即時的接触をリアルタイムに判定できる。ハードウエアとソフトウエアの組合せによって、この判定は一画像フレーム内にできるようになる。アルゴリズムは皮膚接触およびx軸およびy軸に沿ったナビゲーションパラメータ（位置、速度および加速度）をリアルタイムに測定する。これは、皮膚接触の速度と質の制御を可能とすることで、ヒトの皮膚への光処理の安全性を高める。接触の質は、ローションのタイプおよび処理装置に加えられる圧力の関数であろう。
画像処理および特製ローションと共に容量型センサーを用いて、皮膚の欠点をリアルタイムに検出し、そのサイズを測定することができる。センサーの解像度はピクセルのサイズ、画像処理およびサブピクセルサンプリングに依存する。
容量型センサーおよび画像処理によって、装置が生物の皮膚の上で作動しているか、または別の形状の表面で作動しているか判定することができる。適当なサンプリング条件の下では、装置が横切っている皮膚のタイプを導き出すことができる。これは、処理された画像を保存してあるパターンまたは算出されたパラメータのセットと比較することで達成される。これに加え、容量型センサーと画像パターン認識の組合せ、ナビゲーションアルゴリズムおよび特製ローションを用いて、皮膚の毛の存在を判定し、毛の密度とサイズに関する統計学的情報を提供することもできる。
二種類のローション、即ちキャリブレーションされた皮膚透過性ローションと画像向上ローションと組み合わせた容量型センサーは、広範囲の皮膚について、皮膚の若返り効果を判定できる。この分析は、皮膚を二種類のローションで処理してから、容量型センサーを感心対象の皮膚領域の上を動かすことによってリアルタイムの実施できる。リアルタイムアルゴリズムは、処理の効果域と基準以上の増倍係数を決定する。
C.孔のあいたミラー
図7および8は、孔があいているか、またはその他の通過部位があるミラーを用いることによって、一般的に処理孤立点を作る発明の態様を描いている。光はミラーに開けられた孔を通過して患者の皮膚に当たり、処理孤立点を作る。ミラーによって反射された光は光学システム内にとどまり、反射システムによって再度ミラーにもどされ、その結果光は孔を通過することができる。この様にして、孔のあいたミラーの使用は、光を反射するよりもマスクが光を吸収してしまう、孔のあいたマスクを使用するよりも効率的である。
図7の態様では、処理孤立点を形作るパターン化された光学放射線が、特別に設計されたレーザーシステム420および出力ミラー422によって作り出される。レーザーシステム420および出力ミラー422は、例えば、ハンドピースの中に納めることができる。別の態様では、レーザーシステム420は、ベースユニットに納めることができ、そしてミラーの孔を通過する光は、干渉ファイバー製の光ケーブルと通してハンドピースのアパーチャに送ることができる。さらに別の態様では、レーザーをハンドピース内に搭載することができ、またレーザーからのマイクロビームは、光学システムを用いて皮膚に向けることができる。例示の態様では、レーザーシステム420は、増幅媒質428または活性レーザー媒質を工学的または電気的に励起するポンピング源426を具備する。増幅媒質428は、後方ミラー430および出力ミラー422によって画定されているレーザーキャビティ内にある。本態様では、図7に示した具体的なレーザーシステム420に替わって、干渉および非干渉光源を含むあらゆるタイプのEMR源も用いることができる。
発明の一つの局面によれば、出力ミラー422は、レーザーキャビティ内にフィードバック（または反射）をもたらす、強反射部分432を備えている。出力ミラー422はまた高透過性部分434も備えており、この部分は患者の皮膚440の表面438を照射する、複数の光線を作り出す働きをする。図7は、高透過部分434を円形として描いているが、例えば四角、線または楕円形を含む他の形状も用いることができる。透過部分434は、いくつかの態様では、ミラー422の孔である。他の例としては、透過部分434は、部分的に透明なマイクロミラー、未コーティングの開口部、または反射防止コーティングが施されたミラー422の開口部が挙げられる。これらの態様では、出力ミラー422のその他の部分は固体ミラーまたは未コーティング表面である。
一つの態様では、出力ミラー422は複数のスポットを持つ回折ふるいミラーとして機能する。このような出力ミラー422はまた、皮膚440の表面438に対し、光学システム420の末端もしくは接触構成要素としても働くことができる。別の態様では、出力ミラー422は、反射性材料から作ることができる。
例示の皮膚組織440の反射率は高いことから、ビームの発散は、それが皮膚440と結合すると小さくなる。別の態様では、ミラー422に一または複数の光学要素（未表示）を追加して、皮膚440の表面上に出力ミラー422のふるいパターンを投影することができる。この後者の例では、出力ミラー422は通常、皮膚表面438から画像化光学要素によって規定される距離、離され保たれる。
レーザーキャビティの長さL、供給源426の作動波長λ、レーザー媒質428の増幅度g、出力ミラー422の透過部分434の寸法または直径（即ち円形の場合）、および出力カップラー（使用する場合）を適切に選ぶことは、処理孤立点の作成について最適な特性を持った出力ビーム436の生成に役立つ。例えばD2/4λL＜1の時、有効出力ビーム直径はDよりかなり小さくなり、サイズはシステムの作動波長λに近くなる。この方法を用いて、いずれのタイプの処理孤立点も作ることができる。
一般的には、作動波長は約0.29μm〜100μmの範囲であり、入射フルエンスは1mJ/cm2〜100J/cm2の範囲内である。有効加熱パルス幅は、パターン処理された化合物の熱緩和時間の100倍未満である（例えば100fsec〜1sec）。
別の態様では、発色団層は用いない。それに替わって光の波長を選択して、光路を直接作る。
一つの例では、光のスペクトルは水の吸収ピークの範囲内、またはその周囲である。そのような波長としては、例えば970nm、1200nm、1470nm、1900nm、2940nmおよび／または＞1800nmのいずれかの波長が挙げられる。別の例では、スペクトルは、0.92μm、1.2μm、1.7μmおよび／または2.3μmといった脂質の吸収ピーク、ならびに3.4μm以上の波長、またはケラチンのようなタンパク質もしくはSC内に含まれるその他内因性発色団の吸収ピークに近いものである。
波長はまた、この吸収係数が1cm-1より高い、例えば約10cm-1より高い範囲内から選ぶこともできる。一般的には、波長は約0.29μm〜100μmの範囲であり、入射フルエンスは1mJ/cm2〜1000J/cm2の範囲内である。有効加熱パルス幅は、好ましくは、標的発色団の熱緩和時間の100倍未満である（例えば100fsec〜1sec）。
図7の態様を用いて、角質層内に処理孤立点を作ることができる。角質層の透過性の制御は、吸収、散乱または屈折カップリングによっても達成できる。皮膚または局所を冷却することによって、経路間のSCの損傷を防ぎ、そのサイズを制御することができる。
図8はEMRの一部を反射するためにミラーを用いると同時に、処理孤立点を作り出すために特定のパターンのEMRを孔に通すことができるハンドピース450の第二の態様を描いている。図8の態様は光源452を具備し、またいくつかの態様はビーム成形光学系454および導波管456も具備している。これらの構成要素は、上記のハンドピースのようなハンドピース450の中に納めることができる。別の態様では、光源452はハンドピース450の外にあるベースユニット内に納めることができる。光源452はレーザー、フラッシュランプ、ハロゲンランプ、LEDまたはその他の干渉光源もしくは熱源でよい。要するに光源452は、上記のいずれのタイプのEMR源でもよい。ビーム成形光学系454は、反射性でも屈折性でもよく、ハンドピースの出力に向けてEMRを下向きにすることができる。ビーム成形光学系454は、一般的には光源452の上方または側方に配置できる。導波管456は、例えばビーム458を均一化するのに用いることができる。
図8の態様のハンドピース150はまた、ハンドピース450の光学出力近くに出力ウインドウ460を具備することができる。出力ウインドウ460には、一般的に非透過性コーティングを施すことができる。コーティングは、例えば多層誘電コーティングのような反射コーティングでよい。このような誘電コーティングは、EMR源452が画定するスペクトル帯全体で高い反射率を持つように選択することができる。高い反射性が選択できれば、このような誘電コーティングは、その発熱の原因となるほど大量の光を吸収しない。これに加えて、誘電コーティングされたウインドウは、皮膚から熱を排除するために、必要に応じて冷却することができる。このような誘電コーティングは、位置、またはより適当には、複数の誘電層を真空蒸着することで作製できる。いくつかの態様では、出力ウインドウ460は、光学孤立点の格子にパワー密度の空間変調を提供する役割を果たすマイクロレンズの格子から作ることができる。
出力ウインドウ460のコーティングは複数の開口部（または孔もしくは透過性部分）462を持つことができ、これが出力ビームを複数のビームレットに変形する。開口部464は反射防止コーティングを施すことができるか、または角ビームを成形するためのFresnelもしくは屈折レンズを嵌め込むことができる。開口部464は必ずしも図8に描かれているような円形である必要はない。開口部464の形状は、処理が施される皮膚の状態に応じて調節できる。例えば開口部464は円形、スリット、四角、楕円、線または不定形でよい。いくつかの態様では、開口部464の形状は、下にある皮膚の状態に応じて、電気光学または熱光学効果を用いて、要求次第（適応的）に変形できる。
装置は冷却手段466を含み、処理領域を能動的に接触冷却することができる。冷却手段466は、上記のように、例えば、ハンドピース内に組み込まれた水マニホールド等によって冷やされるサファイア冷却プレートでよい。これに加えて、上述したような、その他タイプの冷却手段466も用いることができる。
図8の態様の装置は、導波管456および／または患者の皮膚470の温度をモニタリングするための装置も具備できる。温度のモニタリングは、例えば光学装置を用いて行うことができる。このような態様では、独立した光源472を用いて探査ビーム474を出力ウインドウ460に照射することができる。次に反射光が、検出器476によって検出される。温度変化の結果として、多層誘電コーティング（またはミラーもしくは出力ウインドウ460）内の層の屈折率が変化し、コーティングの反射係数も変化する。このようにして、反射の測定から温度の変化を知ることができる。出力ウインドウ460の区画478は、出力ウインドウ460の温度を測定している間、皮膚470からのバックグランドの寄生シグナルを減らすために、皮膚から光学的に分離することができる。光源472および検出器476は、ハンドピース内に組み込むことができる。
いくつかの態様では、出力ウインドウ460の開口部462は、温度上昇の結果としてその透明性を変える位相材料でコーティングできる。即ち、開口部462の透明性は、温度が上がると下がる。このようにして、開口部416の透明性を低下させてビームレット474を遮断することによって皮膚470が加熱されることを防ぐことができる。
運用時、出力ウインドウ460は処理領域470（即ち患者の皮膚）と接触する。次に光源452を作動させ、ハンドピースから放射線を出力する。出力ウインドウ462の開口部462は、患者の皮膚470に処理孤立点を作る。
図8の装置は、押しつけモードまたは滑動モードのいずれかで用いることができる。押しつけモードとは、装置を皮膚の上に置き、皮膚の上に装置を静止したまま放射線源を作動させるモードである。滑動モードでは、装置は皮膚の上を、皮膚に接触させたまま動かすことができる。押しつけモードでは、皮膚に生じる温度（そしておそらくは損傷プロフィール）は、完全に開口部の幾何学と照射／冷却パラメータによって決まる。滑動モードでは、走査速度を変えることで、更なる制御が可能になる。
図8の装置に光学コーティング（即ち処理ウインドウ460に）を施し、光を空間変調することができる。いくつかの態様は、グラジエントミラーに類似した技術を用いることができるが、これはその半径に沿って透過度が変わるミラーである。複数のグラジエントミラーを具備した態様は、光源パラメータ（光子再循環の効果として）およびシステム冷却能力（非常に薄いコーティングの厚み）を高める上で有益であろう。
いくつかの態様では、コーティング（例えば、透明ゾーンの格子を持った多層誘電強反射コーティングのような）は、サファイア冷却ブロックの接触冷却面に直接施すことができる。このような態様では、サファイアブロック全体を冷却域として用いることができるが、照射を受ける領域は透明ゾーンの領域によって制限される。このような態様は、LOI処理と組み合わせて深部真皮または脂肪を処理する際に、皮膚上部層を保護する際に効果的である。
レーザー源を用いる別の態様では、レーザーそのものが均一でない出力を持つことができる。例えば、このような態様では、レーザーそのものを反射器で取り囲むことができるが、反射器は強反射器でよい。レーザーを取り囲んでいる反射器、および特にレーザーの出力端部を取り囲んでいる反射器は、他の領域に比べ反射性に劣る領域を持つことができる。即ち、このような態様の反射器は均一な反射性を有していない。これらの流域は、不連続領域（また孔）内の、レーザー源からの放射出力を増加することができる。かくして、レーザーを取りまく反射器またはミラーそれ自体が、出力として空間的に変調された光を作り出すことができる。これによってレーザー源をハンドピース内に収納することができ、その結果レーザー源出力とハンドピースからの出力を接近させることができる。その結果、ハンドピースを皮膚に近接させて作動し、処理孤立点を作ることができるようになる。
D.皮膚釣り上げ手段
発明の別の態様を図42Aに例示する。本態様では、ハンドピースは互いにある角度なすように配置された二つの発光アッセンブリ520を収納している。発光アッセンブリ520はそれぞれ光源501、ビーム成形手段502、および出力ウインドウ503を具備している。光源501は上記の各種EMR源でよい。ビーム成形手段502は、光源501からのEMRを反射および集束しる装置である。出力ウインドウ503は、上記の接触または冷却プレートに類似した、患者の皮膚向け接触プレートでよい。
皮膚釣り上げ手段508は、処理皮膚領域505の皮膚にヒダを作るのに用いる。皮膚釣り上げ手段508は、例えば真空手段でよい。照明のパラメータ（波長スペクトル、パワー、冷却等）は、EMRのビームレット506が、ビームレット506が横切る、一または複数の限定された空間ゾーン507だけに十分な照射領域を作るように選択できる。このようにして、損傷ゾーン（または処理孤立点の領域）の寸法を極めて正確に制御できる。図42Aの装置は、図7および8と関連する上記装置と同様に、出力ウインドウ503の中に、コーティングが施されているか、または反射表面を持つマスク504を納めることができる。
一つの態様では、各アッセンブリ520のマスク504は、対応するウインドウ503に対して滑り動くことができる。例えば図42Bを参照すると、マスク504は、例えばマスクは、ハンドピースを皮膚の上で動かすとき、患者の皮膚に対して短時間静止するようにウインドウ503の中を動くことができる。そのためにマスク504は、上記の様式で、患者の皮膚の上を動くハンドピースの速度に比例した速度でハンドピースの中を滑動できる。かくして、ビームレット506の相互の位置、および結果として重複するビームレット506の領域はより正確に制御でき、患者の皮膚に処理孤立点を作ることができる。マスク504が患者の皮膚に短時間静止した後、マスク504は出力ウインドウ503の中の位置を交互に進み、患者の皮膚の別の領域を処理する。
図8の装置同様、図42Aの装置は押しつけモードまたは滑動モードのいずれでも用いることができる。
別の手段は処理領域を取り囲む真空チャンバーである。即ち、ハンドピースの先端部（即ち、患者の皮膚と接触する場所）の取り囲むように真空度が変化する。このような手段は、処理孤立点の密度を上げる場合に有利であろう。真空チャンバーは皮膚を側方に引っ張り、そして処理の間引っ張った状態に保ち、先端部と接触させることができる。真空チャンバーから皮膚を解放すると、皮膚は有意に密な孤立点を持った状態で元の大きさに戻る。
このようなハンドピース先端部を取り囲む真空チャンバーの使用は血行も増し、このことはヘモグロビンが発色団である処理条件には有利であろう。真空力を更に上げることで、皮膚をハンドピース先端部に直接接触させることができ、接触領域内部の血圧は元にも戻り、血行は減るだろう。チャンバーのデザインが皮膚を先端領域の外側、横方向に引っ張ることを可能なものであれば、血管を更に圧迫することで特定波長の光に対する皮膚の透過性が上がり、光の貫通深度は上がるだろう。このコンセプトの別の利点は、より低い温度および低いエネルギーレベルを用いて皮膚を引っ張り、皮膚を変性することができることである。これに加えて皮膚を引っ張ることによって、光に対する散乱レベルが低く、そして貫通性を高くすることができる。
E.処理孤立点を作成する非干渉光源を備えたハンドピース
図9Aは、発明の別の態様を示す。本態様では、発明はEMR源542および出力光を空間変調し収束させ、それによって患者の皮膚に処理孤立点を形つくるように成形された先端部544を具備するハンドピース540である。EMR源542は、いくつかの態様では、例えばリニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯、またはハロゲンランプを含む、上述したいずれかのタイプの非干渉光源である。一つの態様では、光源542はXe充填リニアフラッシュランプである。
ハンドピース540はまた、光学反射器546、一または複数の光学フィルター548、および光ダクト550（または集光器）も具備できる。光学反射器546は、光を反射して集光器550に向ける役割を果たす。集光器550は、BK7ガラスから作ることができ、台形をしている。別の態様では、集光器は別の材料から作ることができ、また形を変えてもよい。集光器は、例えばビームの均一化に用いることができる。いくつかの態様では光学フィルター548は用いられていない。使用する場合は、フィルター548はEMR源542からの特定波長の光を濾光して除く働きをする。これに加えて、いくつかの態様では、光学反射器546は用いられないだろう。いくつかの態様では、患者の皮膚を冷やすために、冷却プレート（図9A〜Eでは未表示）をハンドピースのハウジングまたは光路端部に取り付けることができる。
集光器550の先端部544は、出力光を空間変調して収束させ、それによって患者の皮膚に孤立点を作り出すように成形されたアレイを具備できる。例えば先端部544は、角錐（図9B）、円錐（図9C）、半球（図9D）、溝（図9E）型のプリズムの、または出力光の空間変調および収束に適したその他の構造のアレイを具備できる。そのために、先端部はマイクロプリズムのような、出力を変調して収束させ、処理の孤立点を作り出すいずれかのタイプのアレイから作ることができる。
図9A〜EのXe充填リニアフラッシュランプを用いる例示的態様では、電磁放射線のスペクトル域は約300〜3000nmであり、エネルギー暴露は約1000J/cm2までであり、レーザーパルス時間は約10psから10sであり、そして充填率は約1%〜90%である。
図43Aは発明の別の態様を示す。本態様では、発明は図9Aの態様と同一の多くの要素を具備するハンドピース540である。即ち、図43Aの態様は、MER源542、光学反射器546、一または複数の光学フィルター548、光ダクト550（または集光器）、および冷却プレート（描かれていない）を具備できる。これら要素はそれぞれ図９Aに関係する上記の要素に類似のものか、または同一のものでよい。
図43Aの態様では、集光器550の先端部544は、出力光を空間変調するために、クリア（磨かれた）スポットを持つ光学的な拡散表面として仕上げることができる。例えば、先端部544の側面および上面を示す図43Bを参照すると、先端部544は円形の開口部570を持つ散乱フィルム560を具備している。円形開口部570のある散乱フィルム560は、出力を変調して患者の皮膚に処理孤立点を作る。具体的には、開口部570（それはクリアな、磨かれたスポットでよい）はEMRの通過を許し、処理孤立点が作られる。
図13Aは発明の別の態様を示す。本態様では、発明は図9Aおよび43Aの態様の多くの同一要素を具備したハンドピース540である。即ち、図13Aの態様は、MER源542、光学反射器546、一または複数の光学フィルター548、光ダクト550（または集光器）、および冷却プレート（描かれていない）を具備できる。これら要素はそれぞれ図９Aに関係する上記の要素に類似のものか、または同一のものでよい。
図13Aの態様では、光ガイド550は、希土類金属のイオンでドープした光ファイバー580の束から作ることができる。例えば、光ガイド550はEr3+ドープファイバーの束から作ることができる。光ガイドコア582内部の活性イオンは蛍光（または超蛍光）変換物質として機能し、所望する空間変調およびスペクトル変換をもたらす。このようにして、図13Aの態様の光ガイド550は、処理孤立点を作るためにEMRの空間変調を作り出すことができる。
図13B、13Cおよび13Dは、光を光ファイバー580内に連結するために、光ファイバー580がEMR源542を覆っている態様を示す。図13Cが示すように、個々のファイバーそれぞれ、またはファイバー580のグループはその出力を皮膚に向けることができる。図13Dはハンドピースの出力の底面図である。図13Dが示すように、ファイバー580は処理孤立点を作るために空間的に変調された出力分布を有する。
図13Eは、図13A、13Bおよび13Cの態様と同一の全体構造を用いた別の態様を示す。図13Eの態様では、ファイバー束580（即ち図13B〜Dの束）の出力は、光ガイドの出力面に取り付けられたマイクロレンズのアレイ586からできた先端部を持つ。マイクレンズのアレイ586は、損傷孤立点を作るために、ファイバー束580からの出力を収束して集中させる働きをする。
図11は発明の別の態様を示す。本態様では、発明はEMR源604、反射器602、フィルター606、および光ガイド608のセットを複数持つハンドピース600を包含する。各光ガイドの出力は、冷却プレートでもよい。これら構成要素はそれぞれ図9Aに関係して上述した構成要素と類似のものか、または同一のものでよい。本体様では、個々のEMR源（エミッター）の間を空けることで、処理孤立点を形作るために所望の光空間変調をもたらすことができる。図11は、4セットのEMR源604および関連の構成要素を示している。しかしながら、別の態様では、4セットより多いか、または少ないEMR源604を用いることができる。これに加えいくつかの態様では、EMR便のアレイを用いることができる。例えば、このようなアレイは、4×6、合計24個のEMR源でよい。
F. 全内反射を用いるハンドピース
図10A〜10Cは、ハンドピースが患者の皮膚に接触していない時にはハンドピースからの出力EMRの全てが内反射される別の態様を示している。ハンドピースが患者の皮膚に接触している時は、患者の皮膚に処理孤立点をつくるために出力EMRは空間的変調を受ける。
図10A〜10Cの態様では、発明は図9A〜Eの態様と同一の構成要素を多く具備したハンドピース540である。即ち、図10A〜10Cの態様は、EMR源542、光学反射器546、一または複数の光学フィルター548、光ダクト550（または集光器）、および冷却プレート（描かれていない）を具備できる。これら各構成要素は、図9Aに関連して上述した構成要素に類似のものか、または同一のものでよい。
図10A〜10Cの態様での全内反射は、光ダクト550の先端部544の形状に拠るものである。先端部550は図10Bおよび10Cに記載するような角錐、半球、円錐等のプリズムのアレイである。前記要素のアレイは、先端部544が、図10Bに示すように空気と接している場合には光を全内反射（TIR）するように寸法取りされ、成形されている。これとは逆に、図10Cに示すように、先端部544がローションまたは皮膚表面に接しているときには、先端部544はTIR（TIRを阻止する）しない。さらに、先端部544がローションまたは皮膚に接している時は、患者の皮膚の接触領域ではEMRを光空間変調し、集中して処理孤立点を作る。
Xe充填リニアフラッシュランプを用いる図10A〜10Cの例示的態様では、電磁放射線のスペクトル域は約300〜3000nm、エネルギー暴露は約1000J/cm2までであり、レーザーパルス時間は約10msから10秒であり、そして充填率は約1%〜90%である。
図10A、10Bおよび10Cの態様は、ハンドピース内での非干渉光源の使用を描いている。しかしながらメカニズムは、例えば固体レーザーまたはダイオードレーザーバーのような干渉光源を用いた態様でのTIRの生起にも使用できる。図12A〜E、15および16の態様を参照すると、ダイオードレーザーバー315からの光（図12A）はまた、全内反射（TIR）プリズムを介して皮膚と連結することもできる。ダイオードレーザーバー315は皮膚表面に近接して配置されないことがあるため、皮膚上にエミッターを再投影する光学システムが必要になることがある。かくして、プリズム等を備えた先端部を用いて、皮膚上にエミッターを再投影してもよい。一つの態様では、TIRプリズムを用いることができる。TIRプリズムが患者の皮膚に接触していない時は、ダイオードレーザーバーからの光は内反射され、光はヘッドピースから放射されないだろう。しかしながら、患者の皮膚が屈折率が同じローションで覆われ、皮膚がハンドピース（特にプリズム）と接触するようになると、光は皮膚と連結する。このようにして、非干渉光源についての上記様式と似た形で、干渉光源を利用する態様でも、TIR反射プリズムまたはアレイを用いることができる。この形は、眼および皮膚の安全性にとって重要であろう。
G.固体レーザー態様
図14A、14Bおよび14Cは、発明の追加の態様を示している。図14Aは、装置がレーザー源620、集束光学的（例えばレンズ）622、およびファイバー束624を含む態様を示している。レーザー源620は、この応用に適したいずれかの供給源、例えば固体レーザー、ファイバーレーザー、ダイオードレーザーまたは色素レーザーでよい。一つの態様では、レーザー源620は、希土類金属イオンをドープしたガーネットで作られたアクティブロッドでよい。レーザー源620は、ハンドピースまたは独立したベースユニットに収納できる。
図14Aの例示の態様では、レーザー源620は反射器626（強反射器HRでよい）および出力カップラー628で取り囲まれている。別の態様では、反射器626およびカップラー628は不要である。反射器626には、様々なタイプおよび幾何学の反射器を用いることができる。ファイバー束624は、レンズの下流に光学的に配置されており、そうして光学レンズ622はファイバー束624に光を向けて収束する。
一つの態様では、患者の皮膚632にEMRを集束するために、レンズアレイのような光学要素630を用いてファイバー束624からのEMRを方向付けして出力する。光学要素630は、EMRを収束するのに適したいずれかの要素（レンズもしくはマイクロレンズのような）または要素のアレイでよい。図14Aの態様では、光学要素630はマイクロレンズアレイである。別の態様では、光学要素630は用いられないこともある。このような態様では、ファイバー束624内のファイバーからの出力は処理ウインドウ（装置の冷却プレートのような）の一方側に結びつき、処理ウインドウの反対側には患者の皮膚632が結びつく。
運用時には、レーザー源620がEMRを作り出し、反射器626がその一部を出力カップラー628に向かって反射する。次にEMRは出力カップラー628を通過して光学レンズ622に至り、レンズはEMRをファイバー束624に向けて収束する。ファイバー束624の端部にあるマイクロレンズアレイ630がEMRを患者の皮膚632に集束する。
図14Bは、発明の別の態様を示す。本態様では、装置はレーザー源620および相マスク640を具備する。レーザー源620は、いずれのタイプのレーザー源でもよく、図14Aの態様と同様にハンドピース内または独立したベースユニットに収納できる。一つの態様では、レーザー源620は希土類イオンでドープしたガーネットで作られたアクティブロッドでよい。また、図14Aの態様と同様に、レーザー源620の回りを反射器626（強反射器HRでよい）で囲むことができ、またEMRを出力カップラー628（OC）内に出力することができる。
図14Bの発明の態様は、出力カップラー628と光学要素642の間に配置された相マスク640を具備する。相マスク640は、EMRを空間変調するアパーチャのセットを具備できる。患者の皮膚632に処理孤立点を作るために、各種タイプの相マスクを用いてEMRを空間変調することができる。光学要素642は、患者の皮膚632の上にEMR放射を集束させるのに適したいずれかの要素（レンズもしくはマイクロレンズのような）または要素のアレイでよい。図14Bの態様では、光学要素642はレンズである。
運用時には、レーザー源620がEMRを作り出し、反射器626がその一部を出力カップラー628に向かって反射する。EMRは次に出力カップラー628を通過して相マスク640に至り、相マスクは放射線を空間変調する。光学的に相マスク640の下流にあって相マスク640からの出力EMRを受け取る光学要素642が患者の皮膚のうえにアパーチャの像を作り出す。
図14Cは、発明の別の態様を示す。本態様では、装置は複数のレーザー源650およびEMRを患者の皮膚632に集束する光学系を具備する。複数のレーザー源650は、この応用に適したいずれかの供給源、例えばダイオードレーザーまたはファイバーレーザーでよい。たとえば、レーザー源650は、希土類イオンでドープしたガーネットで作られたアクティブロッドの束でよい。レーザー源650は、図14Aおよび14Bの態様と同様にして、必要に応じて反射器および／または出力カップラーで周囲を囲んでもよい。
図14Cの態様では、光学要素642は、EMRを患者の皮膚632に収束させるのに用いることができる。相応の要素（レンズもしくはマイクロレンズのような）および要素のアレイを光学要素642に用いることができる。光学要素は、例えばレンズ642でよい。
運用時には、レーザーの束650がEMRを作る。EMRは、図14Cに示すようにレーザー源650を空間的に離すことで空間変調を受ける。その結果レーザー源650からの出力であるEMRは、空間的に変調される。このEMRは出力カップラー628を通過して光学要素642に至り、光学要素はEMRを患者の皮膚632の上に収束させて処理孤立点を作る。
希土類イオンでドープしたガーネットレーザーロッドをそれぞれ用いている、図14A、14Bおよび14Cの例示的態様では、電磁放射線のスペクトルは約400〜3000nmであり、エネルギー暴露は約1000J/cm2までであり、レーザーパルス時間は約10psから10秒であり、そして充填率は約1%〜90%である。
H.消費者指向型の製品および方法
別の局面では、発明は不可逆的な構造損傷を組織に引き起こすことなしに、またはこのような損傷を最小限にとどめながら、SCの中に透過性の高いゾーンを多く作り出すことを包含する。可逆的な透過性は、限定された時間だけSCに局所的な透過性を作ることによって達成される。一般的には、この限定時間はEMRエネルギーの適用に対応する。EMRエネルギー適用後、SCは閉じる。または、透過性はEMRエネルギー適用後、一定期間維持されることもある。透過性の時間を限定された時間に限ることで、感染のリスクを防止できる。本発明の原理を用いることで、このような処理を安全、且つ無痛で行うことができるため、例えば一般人、即ち特別な訓練を受けていない人でも行うことができる。このような利用の一つは、自宅で使用する際の化粧品または医薬品の局所送達向上を目的とするものである。
図44は発明のこの態様によるハンドピース670の概略図である。一つの例では、ハンドピース670はビームレット674をあるパターン672で照射し、これがヒトの皮膚680の表面676を刺激する。これが皮膚に熱ゾーン、例えば中程度の高体温を作り出し、これにより一時的な透過路682を作り出す。一時的透過路682は、角質層684の角質細胞に結びついている細胞間脂質に連続する相転移を誘導することで作ることができる。SC内の鹿部は約35℃で溶解を初め、約85℃で完全に溶解する。ハンドピース670はまた、皮膚をマッサージするためのバイブレータおよび／または超音波装置、あるいは透過性を高めるイオン導入法も含むことができる。
一つの例では、ハンドピース670は導波管の内部アレイまたは発光ダイオード（LED）もしくはレーザーダイオードのアレイを用いてビームレットのパターン672を作り出す。好適例のLEDまたはレーザーダイオードについては、他の態様との関連で既に記載した。例えば、ダイオードレーザーの一次元アレイまたは発光ダイオードバーのスタックを用いることができる。本態様では、数多くのその他タイプのEMR源も使用できる。いくつかの態様では、ハンドピース670は、皮膚内側を局所的に光活性化するための光源を複数具備できる。いくつかの態様では、光の波長は、皮膚を損傷しないが、一定期間SCを透過性にするように選択される。
SCの制御された加熱では、内因性または外因性の発色団を用いることができる。内因性発色団については、水、脂質またはタンパク質を用いることができる。一つの例では、光のスペクトルは水の吸収ピークの範囲、またはその周囲内である。そのような波長としては、例えば970nm、1200nm、1470nm、1900nm、2940nmおよび／または＞1800nmのいずれかの波長が挙げられる。別の例では、スペクトルは、0.92μm、1.2μm、1.7μmおよび／または2.3μmといった脂質の吸収ピーク、ならびに3.4μm以上の波長、またはケラチンのようなタンパク質もしくはSC内に含まれるその他内因性発色団の吸収ピークに近いものである。
相転移の結果、脂質の固相と液層の平衡が液層側にシフトする。それが、続いてSCを通る高い透過性の通路（描かれていない）を発生させる。局所組成物の分子、分子複合体または粒子694は、ハンドピース670のアプリケータ688から放出されるか、または皮膚に直接塗布されて、拡散性の亢進によって経路682を通り上皮および真皮に浸透する。局所組成物は、SCの透過性が高まる時間に応じて、EMR処理の前、間、または後に皮膚に作用させることができる。
いくつかの態様では、ハンドピース670の底プレート690は冷却され、皮膚の安全性および快適性を高めると同時に、組成物送達後のSCの正常透過性への復帰を加速する。別の態様では、プレート690は加熱されて、経路作成の工程を促進する。処理後、処理後のSCの治癒を加速するために、追加の局所化合物を用いることができる。
いくつかの態様では、加熱の順番を逆にすることができる。例えば、ハンドピース670は、SC内の脂質に「凝固」のプロセスを開始させるために皮膚表面676に低体温ゾーンを作ることができる。結果として脂質成分が収縮して、浸透性が高められた経路を作ることができる。上記の形態は、基底膜の温度が約15〜18℃でも、最小の許容温度で維持される。このような態様では、プレートを、より良い皮膚の保護および迅速な透過性の回復を目的として加熱することができる。
このコンセプトは、化粧品化合物を皮膚内に、好ましくは上皮内に一過性に送り込むのにも用いることができる。化合物は、上皮の増殖によって皮膚から除去される。これに加えて化合物は、皮膚の美白または日焼け、散光性の向上および入れ墨にも用いることができる。
角質層の熱透過
熱孤立点の格子は、発明によって、様々な方法で角質層の透過性を様々な程度上げるのに用いることができる。
35〜40℃の温度範囲では、皮膚の最外層は、いくつかの化合物の角質層および透明層内への拡散を高めるのに十分である「軽度の高体温」に曝される。透過性は、40〜50℃の範囲の「中度の高体温」によって増加する。これらの温度は、角質層および透明そうの一般的な結晶性の脂質細胞内マトリックスを部分的に溶解する相変化を開始させるのに十分な温度である。しかしながら、一般的には、この中度の加熱によって誘発される変化は可逆的である。熱源を取り除くと、脂質細胞マトリックスは、永久変化を殆ど、もしくは全く残さずに再結晶化する。50〜100℃の範囲の温度では、皮膚は、角質層および透明層の構造に、一部のみ可逆的である変更を引き起こす「強度の高体温」に曝される。脂質細胞内マトリックスは85℃までに完全に液化する。角質層を100〜200℃の温度に加熱すると、水の蒸発が起こり、角質層に不可逆的な破壊を誘発して微小な隙間が作られるが、角質層は除去しない。角質層を、200℃を超える温度に急激に加熱すると、角質細胞のタンパク質の変性および角質層構造の脂質または水の蒸発を引き起こす。蒸発の結果生じた圧力波によって角質層内に穴が作られる。
中度および強度の高体温は、一般的に被験体に疼痛反応を誘発する。一般的に、乳頭真皮内にある感覚神経は、熱、疼痛およびその他不快な感覚を感知して伝達する役割を果たしている。40〜43℃を超える温度に曝されると、殆どの被検体においてこれら感覚神経は疼痛反応を伝達する。かくして、中度および強度の高体温を皮膚表面に均一または連続的に作用させる場合には、少なくとも局所麻酔が必要なことが多い。局所麻酔は、例えば局所製薬（例えばリドカイン、LMX4（商標）、Ferndale laboratories, Inc., Ferndale, MI）を用いることによって、または処理領域を事前に冷却して皮膚の感受性を下げることによって達成できる。
1.EMR吸収粒子
いくつかの態様では、発明はフィルムの表面またはフィルム内に埋め込まれた、点、線またはその他形状のEMR吸収粒子の格子を持つフィルムを提供する。EMR吸収粒子の配置は無秩序でよく、または方眼構造のような規則的なパターンを有することもできる。例えば、フィルムの材料は光学的に透き通ったポリマーのような、透明で、熱安定であり、好ましくは熱伝導率が低い軟質の組成物でよい；これに対してEMR吸収粒子の材料は、EMR源に相応しいカーボン、インクまたは金属のような物質である。EMR吸収粒子は、直径1〜1000μm、一般的には50〜500μmの球でよい。球は約1〜100%の充填率で、フィルム内に埋め込むことができる。約50〜100%のような高い充填率では、フィルムは光から皮膚を保護する役割も果たす。皮膚上のできる熱孤立点のサイズは、粒子の温度、皮膚と粒子との接触の強さ、および粒子／皮膚境界面に在り、粒子／皮膚境界面に拘束されている粒子の熱を逃がす、もしくは保持するのに役立つ、適当な熱特性を持ったその他物質の存在（例えばオイル、ローション、ワセリン）に依存してEMR吸収粒子より小さくも、または大きくもなる。
いくつかの態様では、フィルムはEMR吸収粒子の頂部に追加の導波物を含むことができる。ある態様では、導波物は円錐形である。導波物の目的は、EMRエネルギーを孤立点にさらに集中させることである。これは、例えばフィルムよりも高い屈折率を持った透明材料を用いること、および全内反射（TR）現象を利用することによって達成できる。
発明の別の局面では、フィルムまたはフィルムのEMR吸収粒子に化粧品または医薬品を含浸させ、角質層全体に送達することができる。これら態様では、EMR吸収粒子は送達する作用物質で満たされた空所を含んでおり、また皮膚表面に向いた開口部を有している。最初に、開口部を栓で閉じて作用物質の漏洩を防止する。EMRエネルギーが加えられると、EMR吸収粒子は加熱され、皮膚に透過性が高められた熱孤立点を生ずる。栓の材料は、温度の上昇によって溶解し、熱孤立点に作用物質を放出できるように選択する。これに加えていくつかの態様では、粒子の含有物は、膨張して、皮膚に向うジェット様の連続流を作ることもできる。
一つの特異的態様では、カーボンドットのあるパターンを持ったフィルムが用いられる。カーボンドットはフィルムに埋め込むことができ、またはフィルムから皮膚に移して、フィルムを取り除くこともできる。例えば、カーボンドットは第1パルスレーザーで移し、次に皮膚上のドットに第2パルスレーザーを照射するか、別の光源からの照射を当てることができる。
いくつかの態様では、大量のEMR吸収粒子が、均一な入射光学ビームの形をしたEMRに曝される。このようなビームは、例えばレーザーまたはフラッシュランプによって作り出すことができる。暴露した粒子は放射線を吸収し、それを熱として下にある角質層の領域に放出し、角質層の透過性を上げて、薬物送達のための、透過性が高められた経路を創る。
EMR吸収粒子の暴露に用いるEMRの波長は重要であろう。例えば、波長は、約290nm〜約1000μmの範囲内であろう。一般的に、波長は体部、特に皮膚での吸収は弱いがEMR吸収粒子には良く吸収される。皮膚の吸収係数に対するEMR吸収粒子の吸収係数の比は1より大きくなければならない。かくして、照射時には、EMR吸収粒子がもっぱら加熱されて、下にある皮膚の角質層に熱を移す。これに対し、粒子に当たらないEMRは、皮膚によって効率的に吸収されることはなく、さらに発生する熱は皮膚内で深さ方向に広く分布することから、加熱は拡散し、皮膚またはその他構造物への十分な局所加熱および損傷を回避する。
いくつかの態様では、入射フルエンスは1mJ/cm2〜1000J/cm2の範囲である。吸収性の高い粒子を用いたとして、角質層を20℃加熱する毎に一般的に1mJ/cm2が必要となる。
いくつかの態様では、入射放射線は上皮および真皮への損傷を最小限にとどめるためにパルス形式で用いられる。有効加熱パルス幅は、孤立点の熱緩和時間の100倍未満でなければならない。かくして、一般的にパルス幅は、選択した孤立点のサイズに応じて100フェト秒〜1秒の範囲内である。
上述したようなフィルムの使用に加えて、発明は溶液、懸濁液、クリームまたはローションのような、脂質キャリアにEMR吸収粒子（例えば発色団）を含む局所組成物を与えることで実施できる。局所組成物は、皮膚に塗布して表面にEMR吸収粒子を無秩序に分配することができる。EMR吸収粒子の表面上の密度は、局所組成物中のEMR吸収粒子の濃度を変えることによってか、または塗布する局所組成物の量を変えることによって制御できる。EMR源を作用させることでEMR吸収粒子は暖められ、その結果処理の熱孤立点を選択的に生ずる。局所組成物には、EMR吸収粒子に関する上記様々な材料のいずれでも用いることができる。
別の態様では、EMR処理孤立点の空間的選択パターンは、もっぱら吸収性の外因性発色団を含有する局所組成物の所望パターンを皮膚表面に施すことによって創ることができる。まず組成物の所望パターンを、スキャナに搭載した印刷ヘッドを用いて、選択した皮膚処理領域に描く。次に、EMR送達システムが処理領域に放射線のビームを送り、それにより組成物を優先的に加熱する。発生した熱がパターン化された組成物の発色団から拡散して、対応するパターンの熱孤立点を生ずる。熱孤立点の寸法は、例えば1μm〜3mmの間であり、孤立点間の距離はそれらの寸法の、例えば1〜1000倍である。
別の態様では、局所組成物を皮膚表面に直接塗布する代わりに、組成物をまずはEMR透過フィルムに適用することができる。次に前記フィルムを皮膚表面に貼り、フィルムを通して放射線を送達するこができる。入射放射線のスペクトル組成は、発色団の吸収スペクトルに適合しなければならない。本態様には、発色団として炭素、金属（例えばAu、Ag、Fe）、有機色素（例えばメチレンブルー、トルイジンブルー、トリパンブルー）、非有機色素、およびフラーレンを含む様々な物質を用いることができるが、これらに限定されるものではない。放射線のフルエンスは、例えば0.1〜1000J/cm2の範囲でよく、パルス幅は、例えば1psから10secの範囲でよい。所望のパターンは規則的でなくとも、また事前にきめられていなくともよい。それは所望する処理領域の皮膚の状態の関係で変わり、または医師もしくは技師が場当たり的に作っても良い。
別の態様では、フィルムに関して記載した全ての特徴は、皮膚と接触する光源の先端部で実行できる。
別の態様では、EMR源のヘッドピースは皮膚表面に沿って走査することができる。ハンドピースのトラッキング／画像化装置（例えばデジタルカメラまたはキャパシタンスアレイ）は、標的容積（例えば色素沈着障害または血管異常）を見つけ出し、分割し、追跡することができる。ハンドピースのEMR吸収粒子（例えば発色団）分配装置は、トラッキング情報に従って、皮膚表面上の標的の投影を追ってEMR吸収粒子を分配することができる。次にEMR源は、処理領域に分配したEMR吸収粒子を照射することができる。
別の態様は、基体を含む皮膚科学送達装置である。この態様によれば、基体は上述したような吸収要素を複数有しており、また基体の少なくとも一側に組成物を含む。エネルギー源からの入射放線線は、吸収要素を加熱し、吸収要素はヒトの皮膚角質層に処理孤立点を創る。基体を取り除いた後、少なくとも組成物の本質的部分がヒトの皮膚に残る。即ち、化粧品、治療薬または医薬品である組成物が、基体を取り除いた時組成物の少なくとも有意な部分が皮膚に残るように基体の中または上に付与されているか、または配合されている。
処理の目的が化粧品または医薬品の浸透を促進することであれば、トラッキング／画像か装置は、作用物質分派器と交換することができる。
2.発熱性化合物
別の態様では、発熱性化合物の粒子を含むフィルムが用いられ、また粒子は皮膚表面近くに保持されるか、またはその上に置かれる。
いくつかの態様では、少量の発熱性化合物780がフィルム782もしくは他のキャリアに、図47に示すように結合または埋め込まれる。のフィルム782を皮膚784の表面に貼り、化合物を皮膚784と熱伝導関係に置いて保持する。ある態様では、光または放電（光源788から発するように描かれている）を用いて、発熱性化合物の反応を点火（開始）し、これが下方にある角質層への化学エネルギーの制御放出を誘発する。例えば、光吸収発色団（例えば炭素）と発熱性試薬（例えばニトログリセリン）の混合物を用いることができる。発色団はエネルギーを吸収し、それを熱として放出して、それが発熱性試薬を点火する。
3.パターン化放射線
別の態様では、EMR吸収化合物の連続的または準連続的コーティングを皮膚に施す。例えば、カーボン紙、色素液、またはEMR吸収ローションの薄層を用いることができる。EMR源は、EMR吸収化合物の吸収ピークに合ったスペクトルを持っていなければならない。例えば、EMR吸収化合物として水を用いる場合には、スペクトルは約1.45、1.9および＞2.3μmの波長を含んでよい。
次に連続コーティングをEMRのパターンに曝す。EMRパターンは、レーザーまたはフラッシュランプのような均一な放射線の線源、および光学孤立点もしくはビームレットのパターンを創るための振幅もしくは位相マスク、またはその他送達システムを用いて作成できる。あるいは、ビームレットは、例えば多重ダイオードレーザーエミッタまたはファイバー束のような多重線源を用いて作ることもできる。ビームレットは、EMR吸収化合物（例えば発色団）コーティングを局所的に加熱し、それが熱孤立点を創る。
別の態様では、皮膚にある線源によって干渉パターン（例えばモアレパターン）が創られる。パターンは、強めあう干渉の節または領域が、角質層を貫通する透過路を創り出す閾値を超え、一方節の間は閾値より低いままになるようにデザインされている。
具体的な態様では、パターン化放射線は周期格子である。パターン化放射線のパラメータは、入射ビームの幾何学、線源の設定、EMR吸収化合物の特性ならびにその濃度を選ぶことで制御される。
高速にきび治療装置
発明の別の態様を図49A〜Bならびに51A〜Bに示す。本態様の装置の目的は、炎症性のにきび損傷の容積および発赤を素早く軽減することである（単独損傷治療）。例えば、発赤および炎症の軽減は、約8〜12時間以内に起こるだろう。これらの態様は、にきび治療について書かれているが、他にもこれらの態様を同様に用いることができる。
A.大出力を用いるにきび治療装置
図49A、49Bおよび50は、にきび治療装置の一つの態様を示す。本態様では、光842の主な役割は、皮膚の防御機能を大きく損なうことなしに、角質層を通る局所薬の送達を促進することである。場合によって光は、局所薬とは別に、にきび軽減に追加の便益を与えることもできる。本体様のシステムは、光および、局所薬を含有し、また光に曝されると発熱して角質層への浸透を促進するバッチ844を送り出すアプリケータ840を具備する。この薬剤は、血管収縮、抗炎症作用を発揮して、細菌を減らすことができる。これはPDT効果を持った医薬でもよい。
本体様では、装置は手持ち式のコードレスアプリケータ840および充電器850として機能するパルス光システムである。本態様では、アプリケータ840は、自立型の装置である。別の態様では、アプリケータ840は、連結コードによりベースユニットに取り付けることができる。アプリケータ840は、複数の光学パルス、例えば最大15個の光学パルスにとって十分なエネルギーを蓄える再充電可能な電池846を具備する。アプリケータ840上の充電器接触プレート852が充電器850と係合して、再充電可能な電池846を再充電する（図49Bを参照）。アプリケータ840は、電源854を具備することもできる。
アプリケータ840は、一つになってスプリング付き接触プレートを形作っているスプリングおよび接触プレートを具備することもできる。スプリング付き接触プレートは、患者の皮膚860上での接触プレート858の機械的圧力を確実に制御できる。これに加えてスプリング付き接触プレートは、プレートが患者の皮膚860と接触している時だけアプリケータ840から光を出力させることもできる。例えば、センサー等をアプリケータ840内に備えて、接触プレート858が皮膚860に接触したことを感知させることができ、アプリケータは接触プレート858が患者の皮膚860と接触していない時にはアプリケータ840の光源を切ることもできる。接触プレート858は、例えばサファイアのような透明な材料から作ることができる。接触プレートは、本明細書に記載したその他接触プレートに類似した他の特性も備えることができる（例えば、冷却特性）。
図49A、49Bおよび50Bの態様では、アプリケータ864はEMR源862、および場合によって反射器864およびフィルター866を具備する。アプリケータ864、および使用する場合にはフィルター866は、上記態様に記載のものと同一または類似のものでよい。EMR源862は、例えば図49Aに示すような、Xeフラッシュランプをベースとした装置である。他の態様では、他のEMR源862を用いることができる。アプリケータ840はまた、光のフルエンス、フィルター866を通る光のフィルタリング、およびその他機能を制御する制御装置868も具備できる。
システムはまたパッチ844も具備する。パッチ844の役割は二重である。第一は、皮膚を通して用いるための、局所組成物870のための容器としての役割を果たす。第二には、それは高い吸収性の光学パターンを、編み目または分離した「孤立点」（ドットのような）の集合体として造形できる。図50は、拡大したパッチ844を示している（図50ではアプリケータ840は同寸ではない）。図50を見ると、パッチ844は局所医薬品870、接着リング874、発熱性接着フィルム876、光吸収体のパターン872、および保護フィルム878を含む。局所薬870は、皮膚860を通して送達することを意図したいずれの化合物、組成物、または医薬品でよい。例えば、それはにきびを治療する化合物でよい。
光吸収体872のパターンは、不活性、且つ生体適合性の材料から作ることができ、光エネルギーの高い吸収を保証する。例えば、光吸収体は炭素粉末から作ることができる。様々なタイプの光吸収体872が、炭素粉末の代わりに、またはそれに追加して用いることができる。光吸収体872のパターンは、異なる態様では変わってもよい。いくつかの態様では、組織化されたマトリックス配置を用いることができるが、一方別の態様では光吸収体872の組織度の低いかまたは無秩序な配置を用いることができる。
接着リング874は、パッチ180の底に形作られ、パッチ844を皮膚860に貼り付けるのに用いられる。接着リング874は、中央部が開いている環として成形することができるが、別の形状もとれる。開口部は、接着リング874がパッチ844の働きを妨害しないようにしている。即ち、開口部は皮膚860と接触するが、接着リング874とは接触しないため、接着リング874によってパッチ844の機能が妨害されるのを防いでいる。接着リング874は、いずれの接着材料からも作ることができる。これに加えて、本明細書では接着リングという用語を用いているが、接着リングの代わりにパッチ844を皮膚表面860に結合させるためのいずれの道具も用いることができる。保護フィルム878は使用前にはパッチ844の底を覆っており、使用前に外すものである。保護フィルム878は、接着リング874を使用時まで新鮮に保ち、そしてパッチ180のその他部分を汚染から守る役割を果たしている。閉鎖性フィルム876は、一般的に光り880に対し透過性であり、パッチ844の上部を保護する役割を果たす。
作業では、パッチ844は皮膚の上部に接触するようになる。にきび治療の一つの態様では、パッチ844はにきび損傷861のある皮膚部分860の上に置くことができる。次に使用者は、アプリケータ840を用いて、光880のパルスをパッチ844に送ることができる。光880のパルスがパッチ844を照射すると、光吸収体872は光エネルギーを吸収し、それた急速な温度上昇をもたらす。光吸収体872は皮膚表面860と接触しているため、熱エネルギーの一部は角質層に伝わり、角質層内に透過性が高められたチャンネルの対応するパターンを創る。それにより局所薬870の皮膚860内への浸透を加速し、より速い医薬品の効果発揮を可能にする。次にパッチ844を短時間、例えば約2時間皮膚860から剥がす。光／パッチシステムのパラメータは、角質層に不可逆的な損傷が生じないように選ばれる；即ち皮膚バリアーの完全性は短時間保存される。基体される便益は、にきび損傷またはその他応用での、外観のより迅速な改善である。
B.空間変調出力を用いたにきび治療装置
図51Aおよび51Bは、にきび（または起こりうるその他状態）向け治療装置の第二の態様を示す。装置は上述した装置に類似しているが、光吸収体のパターンは独立したパッチではなく装置の出力プレートによって創られる。この態様ではパッチは必要なく、局所組成物は皮膚860に直接塗布される。
図51Aを見ると、本態様のアプリケータ840は図49および50の態様と同じ構成要素を多く具備できる。例えば、アプリケータ840は、再充電可能な電池846、充電接触プレート852、電源854、EMR源862、反射器864、フィルター866およびスプリング856付き接触プレート858を具備できる。充電接触プレート852は、アプリケータ840と充電器850係合をもたらし、これによりアプリケータ840を充電することができる。これら構成要素はそれぞれは、上記のものと同一または類似のものでよい。
図51Aの態様では、接触プレート858はあるパターンで光吸収体886を含んでいる。本態様では、光学吸収体886のパターンは、度重なる処理に耐えるのに十分なほど堅牢である。光吸収体は、例えば炭素粉末のような、相応の吸収材料から作ることができる。光吸収体886のパターンは、光吸収体886が加熱されると、この熱が皮膚860を暖めることができるように接触プレート858と一体化することができる。
作業では、ユーザーは局所化合物884または医薬品を、にきび損傷861の上の皮膚860に塗布できる。ユーザーはアプリケータ840の接触プレート858を患者に皮膚に接触させて、次にアプリケータ840を用いて光880のパルスを光吸収体886に送達できる。光吸収体886は加熱し、角質層内に透過性が高められたチャンネルのパターンを創る。または、局所化合物884を、角質層内に透過性が高められたチャンネルのパターンを創った後に塗布することができる。
フラッシュランプを用いる態様では、図49〜51の治療装置の技術的仕様を下表E1にまとめる。これら態様は、皮膚疾患および美容的処理を含めた多くの応用に用いることができる。
組織深層の処理
本発明は真皮および皮下組織深く（一般的には500μmを超える）に不均一な温度プロフィール（MTP)を創るための手段を提供する。いくつかの態様では、このようなプロフィールは、孤立点（LID）のパターン（格子）を形成する。積極的または受動的な冷却を上皮表面に加え、上皮の損傷を防止する。このように本発明の技術は、非剥削的な分割技術の優れた特徴を兼ね備えている。MTPの創造は、次のメカニズム（ここに掲載のもだけではない）を介して皮膚構造および肌理に改良をもたらす：
1.高温に曝されたコラーゲン繊維の収縮の結果としての皮膚の釣り上げと張り（即時的効果）。
2.真皮または皮下組織内の局所的に凝固する結果として皮膚を釣り上、および張り（即時から短期の効果）。
3.真皮および皮下組織内の局所を凝固する結果として、皮膚の肌理の改善（即時的から短期の効果）。
4.熱ストレスまたは熱ショックに対する組織の治癒反応によるコラーゲン産生の促進（中期から長期の効果）。
前記技術を用いて、様々なその他局所および全身性の病理を治療できる：
1.にきび治療
光放射線の波長を選択し、皮脂によるEMRエネルギーの選択的吸収を促進すること、および／または皮脂腺を優先して標的とすることによって、皮脂腺を選択的に破壊することができる。
2.肥厚性瘢痕の治療
瘢痕組織に収縮および密着を誘発することによって、異常結合組織から正常組織への変形を開始させることができる。
3.体臭の軽減
エクリン腺を選択的に標的とすることによって、エクリン汗の産生を減らし、その組成を変えることができる。
4.皮膚以外の表面の平滑化．本技術は器官（例えば唇）の拡大に用いることができる。
5.セルライト．真皮／皮下組織の境界の機械応力分布を変えることによって、セルライトの外観を改善できる。
皮膚の角度分布はガウス分布でもランバート分布でもないと考えられている。実際、それは不均一に近い。さらなる検討の中で、我々は全幅に90度のガウス角度分布を用いた（1/e2レベル）。横断強度分布は一様であると推定された。
ハロゲンランプの様な3000Kに黒体スペクトルを有する光源を用いて、II型の皮膚を刺激した。特定進度での熱発生は、入射光フラックスに対し正規化され、得られた値は1/cmで表した。パスバンドは0.9〜1.3；0.9〜1.5；0.9〜1.8μmである。組織中の深度は2および3mmである。その結果、我々は6つの組合せを有している。
損傷プロフィール
損傷プロフィールを評価するために、次のモデルを用いた：単色光を、厚さ5mmのサファイアプレートを通してII型の皮膚に当てる。初期プレート温度は0℃。皮膚と反対側のプレート表面は固定温度0℃に維持する。光は単色光。三つの段階：予備冷却、光処理および後冷却がある。透明穴を持つ、誘電ミラー型のコーティングを施したサファイアプレートを、常時皮膚に接触させる。光発散分布をMCルーチンを用いて評価し、次に発散データを用いて温度および損傷の動態を評価する。ビームは直径7mmであり、発散の全角度は皮膚で90度である。
入射フルエンスを合理的に選んだ場合、損傷ゾーンは直径1〜6mmであり、これはビーム直径より小さい。10秒間の処理時間では、損傷ゾーンの深度は処理時間によって2〜2.8mm(1064nm）、約2mm（1270nm）、約1.5mm（1700nm）、1.1〜1.2nm（1560nm）である。（処理時間が長くなるほど、損傷ゾーンも深くなる）。損傷ゾーンの特性は、予備冷却および後冷却とは殆ど無関係であった。発散光の代わりに平行ビームを用いた場合、光フラックスは若干低下したが、損傷ゾーンの位置および形態は殆ど変わらなかった。損傷ゾーンは、1064および1270nmについてはほぼ休憩であり、1700および1560nmでは垂直方向に若干押しつぶされた。スポット間の距離は、スポット直径よりも少なくとも1.5mm大きくなければならないと思われる。
実験結果
タングステンハロゲンランプをベースにした、適当なフィルターを備えた装置は800nmから3.0mmの放射線を、フルエンスおよびパルス幅を1〜15J/cm2で調節可能な形で出力する。この装置もサンプル組織に接触するサファイアのウインドウ中間面を有しており、ここを通して放射線が当てられる。ビームの直径は8mm固定されている。完全な厚みを持った、家畜のブタの皮膚を準備して、加熱したパッドの上に置き、下層（脂肪および皮下組織）を約35℃に、そして表面温度を約30℃にした。サファイアウインドウは、水冷ラインと冷却装置を用いて約10℃に冷却した。一つの実験では、処理のランプを点灯する前に、装置をブタの皮膚と所定の予備冷却期間接触させた。
図51（a〜c）は、上皮が損傷されることなく皮膚が張っていることを証明している。次に上部左にある4つの四角の面それぞれに処理の照射を1回行い（図51b）、続いて下左にある4つの四角に処理を加えた（図51c）。
皮膚表面の明瞭なゆがみが認められ（グリッドラインのゆがみにより分かる）、処理によって収縮したことが示唆される。図52 のLDH染色は、組織に加えられた熱損傷の程度を明らかにしている。損傷ゾーンは4〜5mmの長さ、上皮層直下1mmの厚みであった。処理により上皮が損傷されることはなかった。
均等
本発明を、その好ましい態様を参照しながら具体的に示し記載したが、当業者は添付の特許請求の範囲が規定する発明の精神および範囲から逸脱することなしに、発明に形態および細目の様々な変化をなしえることを了解するだろう。当業者は、過度の実験を行うことなしに、多くのものがここに具体的に記載した発明の特別な態様と均等であることを認識するか、または確認できるだろう。このような均等物は添付の特許請求に包含されるものとする。
ヒトの皮膚の断面例を示す図。 皮膚の相を示す概略図。 患者の皮膚および一つの態様を実施するためにその上に置かれた装置の半概略透視図および側面図。 そのうちのいくつかが複数の標的位置に線状焦点を提供するのに適している円柱レンズの様々なマトリックスアレイを示す上面図。 発明のいくつかの局面に用いることができる、いくつかの構成要素の概略側面図。 発明のいくつかの局面に用いることができる、いくつかのハンドピースの側面図。 発明の別の態様の透視図。 発明のさらに別の態様の透視図。 発明のさらに別の態様の側面図。 図９Ａの態様の先端部の拡大側面図。 発明のさらに別の態様の側面図。 図１０Ａの態様の先端の拡大側面図。 発明のさらに別の態様の側面図。 ダイオードレーザーバーを用いる発明の態様の側面図。 図１２Ａの態様に用いることができるダイオードレーザーバーの透視図。 複数のダイオードレーザーバーを用いる、発明のさらに別の態様の側面図。 複数のダイオードレーザーバーを用いる、発明のさらに別の態様の側面図。 光学エネルギーを連結する多数の光ファイバーを用いる、発明のさらに別の態様の側面図。 発明の別の態様の側面図。 図１３Ａの態様と共に用いることができる、光源および光ファイバーの透視図。 ファイバー束を用いる発明の態様の側面図。 図１３Ｃの態様の底面図。 図１３Ａ〜１３Ｄの態様の一つの先端の側面図。 ファイバー束を用いる、発明の別の態様の側面図。 相マスクを用いる、発明の別の態様の側面図。 複数のレーザーロッドを用いる、発明の別の態様の側面図。 一つまたは複数の容量性イメージングアレイを用いる、発明の別の態様の底面図。 モータを用いてハンドピース内のダイオードレーザーバーを動かすことができる、発明の別の態様の側面図。 ダイオードレーザーバーの一つの態様の上面図。 図17のダイオードレーザーバーの側断面図。 複数の標的部分への平行放射線送達での使用に適した光学要素のアレイを具備する、三種類の光学システムの上面図。 複数の標的部分へ平行放射線を送達するのに適した各種レンズアレイの側面図。 複数の標的部分へ平行放射線を送達するのに適したフレネルレンズアレイの側面図。 複数の標的部分への平行放射線送達での使用に適したホログラフィーレンズアレイの側面図。 複数の標的部分への平行放射線送達での使用に適した傾斜レンズの側面図。 そのうちのいくつかが複数の標的部分に線状焦点を提供するのに適した、円柱レンズの各種マトリックスアレイの上面図。 複数の標的部分に平行な放射線を送達するのに適した、一層のマトリックス円柱レンズシステムの断面図または側面図。 複数の標的部分に、平行な放射線を送達するのに適した二層の円柱レンズアレイの、それぞれ透視図および断面側面図。 一つまたは複数の標的部分への放射線の集光に用いるのに適した、各種光学対物アレイの側面図。 図10〜13のアレイと共に使用し、連続する標的部分を移動するのに適した各種偏向プレートの側面図。 本発明の教示の実施での使用に適した、二種類の可変式集束光学システムの側面図。 処理孤立点を創るための発明の別の態様の透視図。 発明のさらに別の態様の側面図。 真空のような皮膚釣り上げ手段を有する発明の態様の、それぞれ側面図および上面図。 発明のさらに別の態様の側面図。 図４３Ａの態様の先端部側面図。 図４３Ａの態様の先端部の拡大底面図。 処理孤立点を創るための、本発明の別の態様の透視図。 処理孤立点を創るための、本発明の別の態様の2場面の透視図。 処理孤立点を創るための、本発明の別の態様の透視図。 活性孤立点を持つフィルムを用いた、発明の態様の側面図。 処理孤立点を創るための、本発明の別の態様の透視図。 処理孤立点を創るための、本発明の各種の態様の側面図。 実施例の説明図。 実施例1に記載のコンピュータモデルに用いた4層皮膚モデルの図。 断熱モードにおける深度0.25mm(1)、0.5mm(2)および0.75mm(3)における、波長の関数としての皮膚損傷の閾値フルエンスを示す図。 サファイアを通し皮膚に当てた、直径0.1mmの円形ビームの、II型皮膚内への光貫通深度vs.波長を示す図。 800(1)、1060(2)、1200(3)、1440(4)、1500(5)および1700(6)nmの波長の、皮膚深度関数として表したビーム軸上での正規化した放射照度の図。 皮膚深度0.5(1)、0.6(2)、0.7(3)および1(4)mmの皮膚深度に焦点を合わせた1064nmの光の、深度の関数として表したビーム軸上での正規化した放射照度の図。 波長1060nmの、サファイアを通してII型皮膚表面に当てた直径10mm(1)および0.1mm(2)の平行ビームに関する組織放射照度vs.深度を示す図。

Claims (285)

  1. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって、
    a)患者の皮膚近くに置かれた時に、患者の皮膚上の標的処理領域を画定する部分を有するハウジング；および
    b)前記標的領域に光学エネルギーを作用させるための、ハウジング内に取り付けられたLEDバーを具備しており、ここで前記LEDバーが患者の皮膚に処理孤立点を創るための光学エネルギーのエミッターを複数具備する、装置。
  2. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって、
    a)患者の皮膚近くに置かれた時に、患者の皮膚上の標的処理領域を画定する部分を有するハウジング；および
    b)前記標的領域に光学エネルギーを作用させるための、ハウジング内に取り付けられたダイオードレーザーバーを具備しており、ここで前記ダイオードレーザーバーが患者の皮膚に処理孤立点を創るための光学エネルギーのエミッターを複数具備する、装置。
  3. 前記エミッターが、光学エネルギーが複数の小領域に作用するように間隔があけられている、請求項2に記載の装置。
  4. 前記エミッターが約50〜900μmの間隔をあけている、請求項3に記載の装置。
  5. 前記エミッターが約290〜10,000nmの波長域の光を放射する、請求項2に記載の装置。
  6. 前記エミッターが約900〜10,000nmの波長域の光を放射する、請求項5に記載の装置。
  7. 前記エミッターが約50〜150μmの幅を有する、請求項5に記載の装置。
  8. 前記ダイオードレーザーバーが約1cmの長さを有する、請求項5に記載の装置。
  9. 前記ダイオードレーザーバーが約1mmの幅である、請求項8に記載の装置。
  10. 前記ダイオードレーザーバーが10〜15個のエミッターを具備する、請求項2に記載の装置。
  11. 前記装置が一つより多いダイオードレーザーバーを具備する、請求項2に記載の装置。
  12. 前記装置が5またはそれ以上のダイオードレーザーバーを具備する、請求項11に記載の装置。
  13. 前記ダイオードレーザーバーが、使用時に患者の皮膚に処理孤立点のマトリックスを創る束の形に作られている、請求項11に記載の装置。
  14. 前記ハウジングに取り付けられた冷却要素または加熱要素の一方あるいはその両方をさらに具備する、請求項2に記載の装置。
  15. 前記冷却要素が使用時に前記ダイオードレーザーバーと患者の皮膚の間に配置される、請求項14に記載の装置。
  16. 前記冷却要素が、前記ダイオードレーザーバーからの光学エネルギーの少なくとも一部がそこを通過できるものである、請求項14に記載の装置。
  17. 前記冷却要素が患者の皮膚と接触している全領域に冷却を提供する、請求項16に記載の装置。
  18. 前記冷却要素が、処理孤立点の間に冷却の孤立点を創る、請求項16に記載の装置。
  19. 標的処理領域を画定する前記ハウジングの部分が冷却要素を具備し、前記冷却要素は使用時に前記ダイオードレーザーバーと患者の皮膚の間に配置される、請求項2に記載の装置。
  20. 患者の皮膚を横切る前記ハウジングの運動速度を測定する速度センサーをさらに具備する、請求項2に記載の装置。
  21. 患者の皮膚を横切る前記ハウジングの運動速度に反応して、前記ダイオードレーザーバーの出力パワーを変える回路をさらに具備する、請求項20に記載の装置。
  22. 前記ダイオードレーザーバーのパルス間のインターバルを、前記インターバルが患者の皮膚を横切る前記ハウジングの運動速度に逆比例するように制御する回路をさらに具備する、請求項21に記載の装置。
  23. 前記速度センサーが容量性のイメージングアレイである、請求項20に記載の装置。
  24. 前記容量性のイメージングアレイが、使用時に処理領域の像を創る、請求項23に記載の装置。
  25. 前記ハウジングに対して前記ダイオードレーザーバーを動かすモータをさらに具備する、請求項2に記載の装置。
  26. 前記モータを制御して、患者の皮膚を横切る前記ハウジングの運動の方向と逆方向に前記ダイオードレーザーバーを動かす回路をさらに具備する、請求個25に記載の装置。
  27. 前記ハウジング内の前記ダイオードレーザーバーと標的処理領域を画定する前記ハウジングの部分との間に配置された画像化、反射または回折光学要素の一つをさらに具備する、請求項2に記載の装置。
  28. 前記ハウジングが、使用中に皮膚に接触するヘッド部を有する、請求項2に記載の装置。
  29. 前記ヘッドが患者の皮膚に接触していることを感知する接触センサーをさらに具備する、請求項28に記載の装置。
  30. 患者の皮膚に処理孤立点を創るための、複数の前記エミッターと連結した機構をさらに具備する請求項2に記載の装置。
  31. 前記機構がレンズアレイである、請求項30に記載の装置。
  32. 前記機構が光ファイバーの束であって、前記ファイバーのそれぞれが少なくとも一つのエミッターに接続している、請求項30に記載の装置。
  33. 前記装置が手持ち式の装置である、請求項2の装置。
  34. 各エミッターと連動する光学要素をさらに含み、前記光学要素が処理孤立点の作成を補助する、請求項2に記載の装置。
  35. 接触、速度および画像化の一つまたは複数を検知するセンサーをさらに具備する、請求項2に記載の装置。
  36. 使用時に、前記エミッターからの出力がヒトの皮膚の約50〜1000ミクロンの範囲内である、請求項2に記載の装置。
  37. 前記エミッターからの出力と前記ハウジングからの出力との間の距離が、約50〜1000ミクロンの範囲内である、請求項2に記載の装置。
  38. 前記エミッターからの出力と前記ハウジングからの出力との間の距離が、約50〜1000ミクロンの範囲内である、請求項2に記載の装置。
  39. 手持ち式の皮膚科学装置であって：
    手動で操作してハウジングのヘッド部をヒトの皮膚近くに配置でき、前記ヘッド部がヒトの皮膚の標的処理領域を画定するハウジング；
    ダイオードレーザーバーが複数の光学エネルギーエミッターを有している前記ハウジングに支持されたダイオードレーザーバー；および
    前記ハウジングと連動する冷却または加熱表面の一つを具備し、前記冷却または加熱表面は使用中患者の皮膚に接し、そして前記ダイオードレーザーバーからの出力放射が冷却面を通過して標的処理領域に処理孤立点を創る装置。
  40. 前記冷却または加熱表面がサファイアプレートである、請求項39に記載の手持ち式の皮膚科学装置。
  41. 前記ダイオードレーザーバーと前記冷却または加熱表面との間の光学路に配置された、出力放射線を収束するための回折光学要素をさらに具備する、請求項39に記載の手持ち式の皮膚科学装置。
  42. 前記エミッターが、光学エネルギーがヒト皮膚内の複数の小領域に作用し、同時に小領域間の標的領域の実質的部分には作用が及ばないように間隔がとられている、請求項39に記載の皮膚科学装置。
  43. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって、標的領域に光学エネルギーを作用するための光放射アッセンブリを具備し、前記光放射アッセンブリが光学エネルギーの複数のエミッターを備えたダイオードレーザーバーを含み、前記光学エネルギーが小領域に、前記小領域間の標的領域の実質的部分には影響しない形で作用する装置。
  44. 前記光放射アッセンブリに取り付けられた加熱要素をさらに具備する装置であって、前記加熱要素は前記光放射アッセンブリと患者の皮膚の標的領域との間に配置され、装置を用いて標的領域を加熱している間は前記標的領域と接触し、前記加熱要素がその中を前記光放射アッセンブリからの光学エネルギーの少なくとも一部を通過させることができる、請求項43に記載の装置。
  45. 前記光放射アッセンブリに取り付けられた冷却要素をさらに含み、前記冷却要素が前記光放射アッセンブリと患者の皮膚の標的領域との間に配置され、装置を用いて標的領域を冷却している間は前記標的領域と接触し、前記冷却要素がその中を前記光放射アッセンブリからの光学エネルギーの少なくとも一部を通過させることができる、請求項43に記載の装置。
  46. 前記冷却要素がサファイアまたはダイヤモンドから出来ている、請求項45に記載の装置。
  47. 前記冷却要素が光学的に透過性である材料から出来ている、請求項45に記載の装置。
  48. 前記光放射アッセンブリが束ねた形で複数のダイオードレーザーバーを具備している、請求項43に記載の装置。
  49. 前記複数のダイオードレーザーバーが異なる波長の放射線を放射する、請求項48に記載の装置。
  50. 光学エネルギー源がハンドピース内に在る、請求項43に記載の装置。
  51. 光学エネルギー源が独立したベースユニット内に在る、請求項43に記載の装置。
  52. 光学エネルギー源が約290〜10,000nmの範囲の波長の光を放射する、請求項43に記載の装置。
  53. 前記エミッターからの出力が、使用中、患者の皮膚の約50〜1000ミクロンの範囲内に在る、請求項43に記載の装置。
  54. 前記光放射アッセンブリが前記ダイオードレーザーバーのためのハウジングを含み、前記ハウジングが使用中に患者の皮膚近くに置くための出力プレートを有し、前記エミッターからの出力と前記出力プレートの出力領域との間の距離が約50〜1000ミクロンの範囲内である、請求項43に記載の装置。
  55. 回折光学要素およびマスクからなる群より選択された、処理孤立点を創るための要素をさらに含む、請求項43に記載の装置。
  56. 光学エネルギーを標的領域に作用させることによって患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって：
    a)光学エネルギー源；
    b)標的領域に光学エネルギーを作用させるために、患者の皮膚の標的領域近接位置まで動くことができるアプリケータ；および
    c)前記光学エネルギー源から前記アプリケータに光学エネルギーを伝達するための一または複数の光ファイバーを具備し；
    前記アプリケータが標的領域上に光学エネルギーを送達するための機構を具備し、装置が処理の孤立点を創る装置。
  57. 光学エネルギー送達機構が全内反射要素である、請求項56に記載の装置。
  58. 前記光学エネルギー源が、LED、レーザー、ダイオードレーザーバー、輻射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯、および蛍光灯からなる群より選択される、請求項56に記載の装置。
  59. 前記アプリケータがハンドピースである、請求個56に記載の装置。
  60. 前記光学エネルギー源がハンドピース内に配置されている、請求項56に記載の装置。
  61. 前記光学エネルギー源が独立したベースユニット内に配置されている、請求項56に記載の装置。
  62. 前記光学エネルギー源が損傷孤立点を創る、請求項56に記載の装置。
  63. 各光ファイバーが独立した光のビームを提供する、請求項56に記載の装置。
  64. 再画像化光学系列をさらに具備する、請求項56に記載の装置。
  65. 手動で操作してハウジングのヘッド部をヒトの皮膚近くに配置でき、前記ヘッド部がヒトの皮膚の標的処理領域を画定するハウジング；および 放射線源からの放射線をハンドピース経由でヒトの皮膚に連結する前記ハウジング内の複数の光ファイバーを具備し、前記光ファイバーは処理孤立点を創るために間隔が開けられている、手持ち式の皮膚科学装置。
  66. 前記放射線源がハンドピース内に配置されている、請求項65に記載の装置。
  67. 前記放射線源が独立したベースユニット内に配置されている、請求項65に記載の装置。
  68. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって：
    a)光学エネルギーを患者の皮膚の標的領域に作用させるための光放射アッセンブリであて、前記光放射アッセンブリが患者の皮膚の標的領域を横断して動くことができるヘッド部、および光放射アッセンブリからの光学エネルギーを出力するための光学エネルギー源を含み、前記線源が前記ヘッドに対して可動式に取り付けられている光放射アッセンブリ；
    b)患者の皮膚の標的領域を横切る前記ヘッド部の運動速度を測定するためのセンサー；および
    c)患者の皮膚の標的領域を横切る前記ヘッド部の運動速度に基づいて、前記ヘッド部に対する前記線源の運動を制御して、患者の皮膚の標的領域に処理孤立点を形成するための、センサーと連絡する回路、を具備する装置。
  69. 前記ヘッド部が前記標的領域に対して動く時、標的に対し前記線源がおおむね静止状態を保つように前記回路が前記線源の動きを制御する、請求項68に記載の装置。
  70. 前記回路が前記線源の運動を、前記線源が前記ヘッド部の運動方向に対し概ね反対方向に、前記ヘッド部内の第1位置から前記ヘッド部内の第2位置に前記ヘッド部の運動方向と概ね同じ速度で動き、前記線源が第2位置に達すると、それが第1位置に戻るように制御する、請求項68に記載の装置。
  71. 前記線源が前記ヘッド部内にある直進運動体に取り付けられている、請求項68に記載の装置。
  72. 前記線源が回転可能な円柱シャフトに取り付けられている、請求項68に記載の装置。
  73. 前記光学エネルギー源が、LED、レーザー、ダイオードレーザーバー、輻射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯、および蛍光灯からなる群より選択される、請求項68に記載の装置。
  74. 前記センサーが一つまたは複数の容量性イメージングアレイからなる、請求項68に記載の装置。
  75. 前記容量性イメージングアレイが、リアルタイムまたは後で確認するために処理領域を画像化する、請求項74に記載の装置。
  76. 前記容量性イメージングアレイが前記ヘッド部の前後側部に配置され、前記ヘッド部を前後に動かすことができる、請求項74に記載の装置。
  77. 前記センサーが回転度数メーターを備えたホイールである、請求項68に記載の装置。
  78. 前記センサーが光学エンコーダである、請求項77に記載の装置。
  79. 前記光放射アセンブリ全体がハンドピース内に在るか、または独立したベースユニット内に線源を有する、請求項68に記載の装置。
  80. 処理孤立点を創る要素を更に具備し、前記要素が回折光学要素、フィルターおよびマスクからなる群より選択される、請求項68に記載の装置。
  81. 皮膚と接触している冷却要素をさらに具備する、請求項68に記載の装置。
  82. 前記冷却要素がサファイアまたはダイヤモンドから出来ている、請求項81に記載の装置。
  83. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって：
    a)標的領域に光学エネルギーを作用させるための非干渉光源を備えた光放射アッセンブリ；および
    b)光放射アッセンブリの出力端部に複数の光方向付け要素を具備し、前記光方向付け要素が、出力端部が患者の皮膚に接していない時には実質的に光が出力端部を通らないように成形されており、前記光方向付け要素が患者の皮膚に処理孤立点を創る装置。
  84. 前記光源が、リニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯およびハロゲンランプの群から選択される、請求項83に記載の装置。
  85. 前記光方向付け要素が三角錐、円錐、半球、溝および角柱のアレイからなる群より選択される、請求項83に記載の装置。
  86. 手動で操作してハウジングのヘッド部をヒトの皮膚近くに配置でき、前記ヘッド部がヒトの皮膚の標的処理領域を画定するハウジング；
    エネルギー源と前記ヘッド部との間の光路；
    エネルギー源からの光を方向付けする、複数の光方向付け要素を具備する皮膚科学装置であって、前記光方向付け要素が、出力端部が患者の皮膚に接していない時には実質的に光が出力端部を通らないように成形されており、前記光方向付け要素が患者の皮膚に処理孤立点を創る皮膚科学装置。
  87. 患者の皮膚の標的領域に処理を施す装置であって：
    a)標的領域に光学エネルギーを作用させるための非干渉光源を備えた光放射アッセンブリ；および
    b)前記光放射アッセンブリの出力端部に、出力光を空間変調するための光学的に透過性であるスポットを持つ光学的拡散性表面を具備する要素、を具備する装置。
  88. 前記光源が、リニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯およびハロゲンランプの群から選択される、請求項87に記載の装置。
  89. 反射器、フィルターおよび光ダクトからなる群より選択される前記光方向付け要素を一つまたは複数さらに具備する、請求項87に記載の装置。
  90. 一つまたは複数の前記光方向付け要素が三角錐、円錐、半球、溝および角柱のアレイからなる群より選択される、請求項87に記載の装置。
  91. 前記光学的透過性スポットが様々な形状を有することができる、請求項87に記載の装置。
  92. 前記光学的透過性スポットが、一または複数の円、スリット、矩形、楕円形または不規則な形状である、請求項91に記載の装置。
  93. 患者の皮膚の標的領域に処理を施す光放射アッセンブリであって：
    a)非干渉光源；および
    b)前記光源からの光学的エネルギーを標的領域に送るための光ガイドを具備し、前記光ガイドが光ファイバーの束を具備し、前記光ファイバーの束が患者の皮膚に処理孤立点を創る光放射アッセンブリ。
  94. 前記光ガイドが希土類金属のイオンをドープしたファイバーの束からできている、請求項93に記載の光放射アッセンブリ。
  95. 前記ファイバーが前記光源の周囲を取りまいている、請求項93に記載の光放射アッセンブリ。
  96. マイクロレンズが前記光ガイドの出力端部に取り付けられている、請求項93に記載の光放射アッセンブリ。
  97. 前記光源がリニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯およびハロゲンランプの群から選択される、請求項93に記載の光放射アッセンブリ。
  98. フィルターを前記光源と前記光ガイドとの間にさらに具備する、請求項93に記載の光放射アッセンブリ。
  99. 前記光源の一部を取り囲む反射器を更に具備する、請求項93に記載の光放射アッセンブリ。
  100. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための光放射アッセンブリであって：
    非干渉光源；および
    各光ガイドが異なる光源からの光学エネルギーを標的領域に送る複数の光ガイドを具備し、前記複数の光ガイドが光空間変調をもたらす光放射アッセンブリ。
  101. 前記複数の光ガイドの出力端部が患者の皮膚に処理孤立点を創る、請求項100に記載の光放射アッセンブリ。
  102. 前記光源がリニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯およびハロゲンランプの群から選択される、請求項100に記載の装置。
  103. フィルターを前記光源と前記光ガイドとの間にさらに具備する、請求項100に記載の装置。
  104. 前記光源の一部を取り囲む反射器を更に具備する、請求項100に記載の装置。
  105. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって：
    a)光学エネルギー源からの光学エネルギーを標的領域に作用させるための光放射アッセンブリ；および
    b)光放射アッセンブリに取り付けられたマスクを具備し、装置使用中は前記マスクが前記光学エネルギー源と標的領域との間に位置し、前記マスクが一または複数の誘電層を具備し、その中を標的領域に至る前記光学ネルギー源からの光学エネルギーが通過するための開口部を複数含む装置。
  106. 前記誘電層が、前記光学エネルギー源が放射するスペクトル帯全体に高い反射率を有する、請求項105に記載の装置。
  107. 前記光学エネルギー源がLED、レーザー、ダイオードレーザーバー、輻射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯、および蛍光灯からなる群より選択される、請求項105に記載の装置。
  108. 前記開口部が様々な形状を有する、請求項105に記載の装置。
  109. 前記開口部の形状が、一つ、または複数の線、円、スリット、矩形、楕円形または不規則な形態である、請求項108に記載の装置。
  110. 前記開口部が同じ形状である、請求項105に記載の装置。
  111. 前記開口部の縁が非反射コーティングされている、請求項105に記載の装置。
  112. 角度ビームを成形するためのフレネルレンズまたは屈折レンズをさらに具備する、請求項105に記載の装置。
  113. 装置が、使用中に前記マスクを冷却または加熱するための一または複数の冷却または加熱要素を含む、請求項105に記載の装置。
  114. 前記冷却要素が使用中に患者の皮膚を冷却する、請求項113に記載の装置。
  115. 冷却要素が光放射アッセンブリを冷却する、請求項105に記載の装置。
  116. 冷却装置が使用中に装置の構成要素を冷却する、請求項105に記載の装置。
  117. 前記光学エネルギー源からの光ビームを均一化するための導波管をさらに具備する、請求項105に記載の装置。
  118. 標的領域の温度をモニタリングするための温度モニタリング機構を更に具備する、請求項105に記載の装置。
  119. 前記光学エネルギーが赤外帯である、請求項118に記載の装置。
  120. 前記光学エネルギーが近赤外帯である、請求項119に記載の装置。
  121. 前記光学エネルギーを100フェト秒〜1秒のパルス幅で作用する、請求項119に記載の装置。
  122. 手動で操作してハウジングのヘッド部をヒトの皮膚近くに配置でき、前記ヘッド部がヒトの皮膚の標的処理領域を画定するハウジング；
    エネルギー源と前記ヘッド部との間の光路；
    穴を備えたミラーを具備する皮膚科学装置であって、
    前記ミラーが前記光路内に在り、前記穴がエネルギー源から標的処理領域への光学エネルギーの通過を可能にしている皮膚科学装置。
  123. 手動で操作してハウジングのヘッド部をヒトの皮膚近くに配置でき、前記ヘッド部がヒトの皮膚の標的処理領域を画定するハウジング；および
    レーザーエネルギー源と前記ヘッド部との間の光路を具備する皮膚科学装置であって、前記レーザーエネルギー源が反射器を含み、前記反射器からの出力が反射器のその他領域の反射率に比べ反射率が低い領域を含み、前記反射率の低い領域が使用中に処理孤立点を創る皮膚科学装置。
  124. 低反射率領域が、前記レーザーエネルギー源からの光学エネルギーを標的処理領域へ通過させるための穴の役割を果たす、請求項123に記載の皮膚科学装置。
  125. 皮膚のシワの下にある患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって、標的領域に光学エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリを二つ具備し、前記光放射アッセンブリが、皮膚の皺のほぼ対向する側から前記患者の皮膚の標的領域で交差する光ビームを放射するように方向付けられている装置。
  126. 前記光放射アセンブリが、LED、レーザー、ダイオードレーザーバー、輻射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯または蛍光灯を具備できる、請求項125に記載の装置。
  127. 光学エネルギーを用いて処理孤立点を創るための機構をさらに具備する、請求項125に記載の装置。
  128. 前記処理孤立点を創るための機構が、一つまたは複数の回折光学要素、マスクまたはフィルターから選択される、請求項127に記載の装置。
  129. 皮膚のシワの下にある患者の皮膚の標的領域に処理を施すための方法であって：
    患者の皮膚を釣り上げて皮膚にシワを創る段階；および
    前記皮膚のシワのほぼ対向側から光ビームを、前記光ビームが患者の皮膚の前記標的領域で交差するように作用させる段階を含む方法。
  130. 前記光ビームを用いて処理孤立点を創ることをさらに含む、請求項129に記載の方法。
  131. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すための装置であって：
    その下の皮膚の標的領域を釣り上げて伸張する皮膚釣り上げ器具；および
    標的領域に光学エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリを具備し、前記光放射アッセンブリが患者の皮膚に向けて光を放射する装置。
  132. 前記皮膚釣り上げ器具が真空供給源である、請求項131に記載の装置。
  133. 患者の皮膚の標的領域の一部分に選択的に適用できる材料を含む、患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いる組成物であって、前記材料が吸収性外因性発色団を含み、前記材料への光学エネルギーの作用が標的領域の一部分を選択的に加熱する組成物。
  134. 前記組成物が高濃度の発色団を含む、請求項133に記載の組成物。
  135. 前記組成物が高濃度であるがゆえに全処理領域に処理孤立点を創る、請求項134に記載の組成物。
  136. 前記発色団が前記組成物中に分散しており、光学エネルギーの作用によって前記組成物の前記発色団を有する部分だけが加熱する、請求項133に記載の組成物。
  137. 前記光学エネルギーを前記組成物全体に作用させ、前記発色団を有する前記組成物の部分だけを加熱することができる、請求項136に記載の組成物。
  138. 前記光学エネルギーがLED、レーザー、ダイオードレーザーバー、輻射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯または蛍光灯からなる群から選択された線源で作り出される、請求項133に記載の組成物。
  139. 前記発色団が炭素、金属、有機色素、非有機色素またはフラーレンである、請求項133に記載の組成物。
  140. 前記組成物が、印刷ヘッドを用いることで患者の皮膚に印刷できる、請求項133に記載の組成物。
  141. 印刷ヘッドが、光学エネルギー源を含む手持ち式の装置内に存在する、請求項143記載の組成物。
  142. 前記組成物が、一つまたは複数のドット、線または不規則な形状に配置されている、請求項133に記載の組成物。
  143. 前記組成物が繊維または糸のメッシュである、請求項133に記載の組成物。
  144. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための物質であって：
    a)患者の皮膚の標的領域に適用可能なフィルム；および
    b)吸収性外因性発色団を含有する組成物を含み、
    前記組成物が選択的にフィルムの一部に固定されており、前記組成物への光学エネルギーの作用が前記組成物に近接する標的領域の一部分が選択的に加熱する物質。
  145. 前記光学エネルギーがLED、レーザー、ダイオードレーザーバー、輻射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯または蛍光灯からなる群から選択された線源で作り出される、請求項144に記載の物質。
  146. 前記発色団が炭素、金属、有機色素、非有機色素またはフラーレンである、請求項144に記載の物質。
  147. 前記フィルムが光学的に透明なポリマーである、請求項144に記載の物質。
  148. 光への暴露が前記組成物の少なくとも二種類の構成分間に発熱反応を引き起こす、請求項144に記載の物質。
  149. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるためのキットであって：
    患者の皮膚の標的領域の一部に選択的に適用でき、吸収性外因性発色団を含む材料；および
    患者の皮膚の標的領域に光学エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリを含み、前記材料への前記光放射アッセンブリからの光学エネルギーの作用が患者の皮膚の標的領域の一部を加熱するキット。
  150. 前記光学エネルギーが、吸収性外来性発色団の吸収スペクトルに適合する一または複数の波長帯を有する、請求項149に記載のキット。
  151. 前記材料が患者の皮膚へ適用するためのパッチである、請求項149に記載のキット。
  152. 前記材料が、患者の皮膚に適用するためのローションである、請求項149に記載のキット。
  153. 手動で操作してハウジングのヘッド部をヒトの皮膚近くに配置でき、前記ヘッド部がヒトの皮膚の標的処理領域を画定するハウジング；および
    複数の吸収要素を有する基材とを具備する皮膚科学装置であって、エネルギー源からの入射放射線が吸収要素を加熱して、吸収要素がヒトの皮膚の角質層内に処理孤立点を創る装置。
  154. 前記基材が、吸収要素を持たないマスクの領域への入射放射線を阻止するマスクである、請求項153に記載の皮膚科学装置。
  155. 前記マスクが接触プレート上に形作られている、請求項153に記載の皮膚科学装置。
  156. 前記接触プレートが冷却プレートである、請求項155に記載の皮膚科学装置。
  157. 前記接触プレートが前記ハウジングの前記ヘッド部を形作る、請求項155に記載の皮膚科学装置。
  158. 前記吸収要素が炭素である、請求項153に記載の皮膚科学装置。
  159. 前記エネルギー源が前記ハウジング内に在る、請求項153に記載の皮膚科学装置。
  160. 前記エネルギー源が前記ハウジングから独立しているベースユニットである、請求項153に記載の皮膚科学装置。
  161. 複数の吸収要素を有し、前記吸収要素をエネルギー源からの入射放射線が加熱して吸収処理孤立点を患者の皮膚の角質層に創る基材；および
    前記基材の少なくとも一側に含まれる組成物とを具備する皮膚科学送達装置であって、前記基材を除去した後に、前記組成物の少なくとも実質部分が患者の皮膚に残る皮膚科学送達装置。
  162. 前記組成物の一部が、処理孤立点の作成によって患者の皮膚の角質層に浸透する、請求項161に記載の皮膚科学送達装置。
  163. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための光放射アッセンブリであって：
    a)固体レーザー
    b)前記レーザーから光学エネルギーを受け取るためのものであって、レーザーからの光学エネルギーを空間変調して患者の皮膚に処理孤立点を創るファイバー束；および
    c)前記ファイバー束の各ファイバーから光学エネルギーを標的領域に投影するための前記ファイバー束出力端部の集束光学系を具備するアッセンブリ。
  164. レーザーアクティブロッドが希土類イオンをドープしたガーネットから出来ている、請求項163に記載の光放射アッセンブリ。
  165. 前記集束光学系がマイクロレンズアレイを具備する、請求項163に記載の光放射アッセンブリ。
  166. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための光放射アッセンブリであって：
    a)固体レーザー
    b)前記レーザーから光学エネルギーを受け取るためのファイバー束；および
    c)前記ファイバー束の各ファイバーから光学エネルギーを標的領域に投影するための前記ファイバー束出力端部の集束光学系を具備し、前記集束光学系がレーザーの光学エネルギーを空間変調して患者の皮膚に処理孤立点を創る光放射アッセンブリ。
  167. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための光放射アッセンブリであって：
    a)固体レーザー；
    b)前記レーザーからの放射を伝達するための複数の開口部を具備する相マスク；および
    c)標的領域に光空間変調を提供する前記相マスクの出力端部にある収束光学系を具備する光放射アッセンブリ。
  168. 前記相マスクが患者の皮膚に処理孤立点を創る、請求項167に記載の光放射アッセンブリ。
  169. レーザーアクティブロッドが希土類イオンをドープしたガーネットで出来ている、請求項167に記載の光放射アッセンブリ。
  170. 前記レーザーの近くに反射器をさらに具備する、請求項167に記載の光放射アッセンブリ。
  171. 前記レーザーの出力端部に出力カップラーをさらに具備する、請求項167に記載の光放射アッセンブリ。
  172. 前記集束光学系がマイクロレンズアレイを具備する、請求項167に記載の光放射アッセンブリ。
  173. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための光放射アッセンブリであって：
    a)ファイバーレーザーの束；および
    b)前記束の出力端にある、各レーザーの放射線を標的領域に集束するための集束光学系を具備し、前記ファイバーレーザーの束および集束光学系が患者の皮膚に処理孤立点を創る光放射アッセンブリ。
  174. レーザーアクティブロッドが希土類イオンをドープしたガーネットで出来ている、請求項173に記載の光放射アッセンブリ。
  175. 前記光源に反射器をさらに具備する、請求項173に記載の光放射アッセンブリ。
  176. 前記レーザー束の出力端部に出力カップラーをさらに具備する、請求項173に記載の光放射アッセンブリ。
  177. 前記集束光学系がマイクロレンズアレイを具備する、請求項173に記載の光放射アッセンブリ。
  178. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための装置であって：
    a)標的領域に光学エネルギーを作用させるための光放射アッセンブリ；および
    b)前記光放射アッセンブリに取り付けられた要素を具備し、前記要素は、装置使用時には前記光放射アッセンブリと患者の皮膚の標識領域との間に置かれ、前記要素は前記光放射アッセンブリからの光エネルギーを前記光放射アッセンブリに反射する反射材料および前記光放射アッセンブリからの光学エネルギーが通過できる開口部を前記反射材料内に具備する装置。
  179. 前記光放射アッセンブリが、LED、レーザー、ダイオードレーザーバー、輻射ランプ、ハロゲンランプ、白熱灯、アーク灯または蛍光灯からなる群から選択された線源を具備する、請求項178に記載の装置。
  180. 前記光放射アッセンブリが反射材料で取り囲まれている、請求項178に記載の装置。
  181. 光が一または複数の反射表面を含むボックス内にポンピングされる、請求項178に記載の装置。
  182. 前記反射表面が穴のあいたミラーである、請求項181に記載の装置。
  183. 患者の皮膚の標的領域に処理を施すのに用いるための装置であって：
    a)標的領域に光学エネルギーを作用させるための光源を具備する光放射アッセンブリ；および
    b)出力光を空間変調および集光するための、前記光放射アッセンブリの出力端部に取り付けられた複数の光方向付け要素を具備し、前記光学エネルギーは複数の小領域に作用するが、小領域間にある標的領域の実質的部分には作用が及ばない装置。
  184. 前記光源が非干渉光源である、請求項183に記載の装置。
  185. 前記光源がリニアフラッシュランプ、アーク灯、白熱灯およびハロゲンランプの群から選択される、請求項183に記載の装置。
  186. 前記光方向付け要素が、反射器、マスク、または光ダクトからなる群より選択される、請求項183に記載の装置。
  187. 前記光方向付け要素がマイクロアレイレンズを具備する、請求項183に記載の装置。
  188. 一または複数の前記光方向付け要素が、角錐、円錐、半球、溝および角柱のアレイからなる群より選択される、請求項183に記載の装置。
  189. 前記光源が干渉光源である、請求項183に記載の装置。
  190. 前記光源が、固体レーザー、ファイバーレーザーおよび色素レーザーを包含する群より選択される、請求項189に記載の装置。
  191. 前記光源が希土類イオンをドープしたガーネットから作られたレーザーアクティブロッドである、請求項189に記載の装置。
  192. 前記光源がファイバーレーザーの束である、請求項189に記載の装置。
  193. 出力光を空間変調および集光するために、少なくとも一つの光方向付け要素が各ファイバーレーザーの出力端部にある、請求項189に記載の装置。
  194. 前記光放射アッセンブリが、前記光源と前記光方向付け要素との間に配置されたファイバーを具備し、前記ファイバーが光源からの光学エネルギーを受け取る、請求項189に記載の装置。
  195. ファイバー束が前記光源からの光学エネルギーを空間変調する、請求項194に記載の装置。
  196. 前記光方向付け要素が、ファイバー束の各ファイバーからの光エネルギーを標的領域に投影するための、ファイバーの出力端部にある集束光学系である、請求項195に記載の装置。
  197. 手動で操作してハウジングのヘッド部をヒトの皮膚近くに配置でき、前記ヘッド部がヒトの皮膚の標的処理領域を画定するハウジング；
    エネルギー源と前記ヘッド部との間の光路；
    前記エネルギー源からの光を集束してヒトの皮膚に処理孤立点を創る、複数の光方向付け要素を具備する皮膚科学装置。
  198. 複数の光方向付け要素がマイクロレンズアレイである、請求項197に記載の皮膚科学装置。
  199. 被験者の角質層の化合物に対する透過性を上げるための方法であって：
    前記被験者の角質層の一部にEMR放射線を作用させて前記被験者の前記角質層の一部にEMR処理孤立点の格子を作り、
    それによってEMR処理孤立点の前記格子を前記化合物に対する前記角質層の一部の透過性を上げるのに十分な温度まで加熱することを含む方法。
  200. 被験者の角質層の化合物に対する透過性を上げるための方法であって：
    前記被験者の角質層の一部を、前記被験者の前記角質層の一部にEMR処理孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理し、
    それにより前記EMR処理孤立点の格子を前記化合物に対する前記角質層の一部の透過性を上げるのに十分な温度まで加熱することを含む方法。
  201. 前記化合物が、治療薬および化粧品からなる群より選択される、請求項200に記載の方法。
  202. 前記化合物が、ホルモン、ステロイド、非ステロイド性抗炎症薬、抗腫瘍薬、抗ヒスタミン剤および麻酔薬からなる群より選択される治療薬である、請求項200に記載の方法。
  203. 前記化合物が、インスリン、エストロゲン、プレドニゾロン、ロテプレドノル、ケトラック、ジクロフェナック、メトトレキセート、ヒスタミンH1アンタゴニスト、クロロフェニラミン、ピリラミン、メプリラミン、エメダスチン、レボカバスチンおよびリドカインからなる群より選択される治療薬である、請求項200に記載の方法。
  204. 前記化合物が、顔料、反射剤、または光保護剤からなる群より選択される化粧品である、請求項200に記載の方法。
  205. 前記EMR処理孤立点の格子を、前記角質層の一部分の前記EMR処理孤立点の格子内にある結晶性脂質細胞外マトリックスを少なくとも部分的に溶解するのに十分な温度まで加熱し、
    それによって前記化合物に対する前記角質層の一部の透過性を高める、請求項200に記載の方法。
  206. 前記EMR処理孤立点の格子を35〜40℃の温度まで加熱する、請求項205に記載の方法。
  207. 前記EMR処理孤立点の格子を40〜50℃の温度まで加熱する、請求項205に記載の方法。
  208. 前記EMR処理孤立点の格子を50〜100℃の温度まで加熱する、請求項205に記載の方法。
  209. 前記透過性の上昇が、前記EMR処理装置停止後に可逆的である、請求項205に記載の方法。
  210. 前記透過性の上昇が、前記処理中止後2時間以内に前記脂質細胞外マトリックスの結晶化によって逆戻りする、請求項209に記載の方法。
  211. 前記透過性の上昇が、前記処理中止後1時間以内に前記脂質細胞外マトリックスの結晶化によって逆戻りする、請求項205に記載の方法。
  212. 前記透過性の上昇が、前記処理中止後30分以内に前記脂質細胞外マトリックスの結晶化によって逆戻りする、請求項209に記載の方法。
  213. 前記透過性の上昇が、前記処理中止後15分以内に前記脂質細胞外マトリックスの結晶化によって逆戻りする、請求項209に記載の方法。
  214. 前記EMR処理孤立点の格子を、孤立点の格子内のタンパク質を凝固または変性するには不十分な温度まで加熱する、請求項205に記載の方法。
  215. 前記EMR処理孤立点の格子を、角質層の前記一部分内に存在する水を少なくとも一部蒸発させるのに十分な温度まで加熱し、
    それによって前記化合物に対する前記角質層の一部の透過性を上げる、請求項200に記載の方法。
  216. 前記EMR処理孤立点の格子を100〜200℃の温度に加熱する、請求項215に記載の方法。
  217. 前記EMR処理孤立点の格子を200℃より高い温度に加熱する、請求項215に記載の方法。
  218. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が1μm〜30nmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項200に記載の方法。
  219. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が1μm〜10nmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項218に記載の方法。
  220. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が10μm〜100μmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項218に記載の方法。
  221. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が100μm〜1mmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項218に記載の方法。
  222. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が1mm〜10mmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項218に記載の方法。
  223. 前記角質層の一部にあるEMR処理孤立点の格子が、0.01〜90%の充填率を有する、請求項200に記載の方法。
  224. 前記角質層の一部にあるEMR処理孤立点の格子が、0.01〜0.1%の充填率を有する、請求項223に記載の方法。
  225. 前記角質層の一部にあるEMR処理孤立点の格子が、0. 1〜1%の充填率を有する、請求項223に記載の方法。
  226. 前記角質層の一部にあるEMR処理孤立点の格子が、1〜10%の充填率を有する、請求項223に記載の方法。
  227. 前記角質層の一部にあるEMR処理孤立点の格子が、10〜30%の充填率を有する、請求項223に記載の方法。
  228. 前記角質層の一部にあるEMR処理孤立点の格子が、30〜50%の充填率を有する、請求項223に記載の方法。
  229. 被験者への化合物の経皮的送達方法であって：
    前記被験者の角質層の一部を、前記被験者の前記角質層の一部にEMR処理孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理し、
    それによって前記化合物に対する前記角質層の一部の透過性を上げるのに十分な温度に前記EMR処理孤立点の格子を加熱することを含む方法。
  230. 前記角質層の一部の下にある乳頭真皮の一部を43℃より高い温度に加熱しない、請求項200または229のいずれか一項に記載の方法。
  231. 前記角質層の一部の下にある乳頭真皮の一部を40℃より高い温度に加熱しない、請求項200または229のいずれか一項に記載の方法。
  232. 化合物に対する被験者の角質層の透過性を上げる方法であって：
    前記被験者の角質層の一部を、前記被験者の前記角質層の一部にEMR処理孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理し、
    このとき前記装置が前記孤立点内にある内因性の発色団にEMRエネルギーを送達することによって前記EMR処理孤立点の格子を作り、
    それによって前記化合物に対する前記角質層の一部の透過性を上げるのに十分な温度に前記EMR処理孤立点の格子を加熱することを含む方法。
  233. 前記内因性発色団が、水、脂質またはタンパク質からなる群より選択される、請求項232に記載の方法。
  234. 前記内因性の発色団が、水、メラニン、ヘモグロビンおよびコラーゲンからなる群より選択される、請求項232に記載の方法。
  235. 前記EMR処理装置が、前記組織の光学孤立点の格子にEMRエネルギーを送達することによって前記EMR処理孤立点の格子を作る、請求項232に記載の方法。
  236. 前記EMR処理装置が、前記組織の光学孤立点の格子にEMRエネルギーを送達する複数のEMRビームを作る、請求項235に記載の方法。
  237. 化合物に対する被験者の角質層の透過性を上げる方法であって：
    前記被験者の角質層の一部を、前記被験者の前記角質層の一部に熱孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理することを含み、
    このとき前記装置が前記角質層の一部と接触する外因性のEMR吸収粒子にEMRエネルギーを送達することによって前記熱孤立点の格子を作り、そして
    前記EMR処理装置吸収粒子が前記角質層の一部に熱を移して前記熱孤立点の格子を作る方法。
  238. 前記外因性EMR吸収粒子が前記格子と対応した空間的な配列で角質層の表面に存在し、そして
    前記外因性EMR吸収粒子が前記装置からのEMRエネルギーの実質的に均一なビームによって加熱される、請求項237に記載の方法。
  239. 前記外因性EMR吸収粒子が前記表面に適用するフィルム内に存在する、請求項238に記載の方法。
  240. 前記EMR吸収粒子が、前記表面に適用するローション内に存在する、請求項238に記載の方法。
  241. 前記外因性EMR吸収粒子が連続する層の形で角質層の表面に存在し、そして
    前記外因性EMR粒子が、前記組織中の光学孤立点の前記格子に対応する前記粒子の空間配列にEMRエネルギーを送達する複数のEMRビームによって加熱される、請求項237に記載の方法。
  242. 前記装置が、請求項1〜199のいずれか一項の装置である、請求項200〜214のいずれか一項に記載の方法。
  243. 被験者の組織の一部を選択的に損傷するための方法であって：
    EMR放射線を前記被験者の組織の一部に作用させて、前記組織の一部にEMR処理孤立点の格子を作り、
    それによってEMR処理孤立点が、前記EMR処理孤立点内の組織は損傷するには十分であるが、大きな組織損傷を引き起こすには不十分である量のEMRを吸収することを含む方法。
  244. 被験者の組織の一部を選択的に損傷するための方法であって：
    前記被験者の組織の一部を、前記組織の一部にEMR処理孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理し、
    それによりEMR処理孤立点が、前記EMR処理孤立点内の組織は損傷するには十分であるが、大きな組織損傷を引き起こすには不十分である量のEMRを吸収することを含む方法。
  245. 前記損傷が、前記EMR処理孤立点内の細胞内または細胞外タンパク質の凝固または変性を含む、請求項244に記載の方法。
  246. 前記損傷が、前記EMR処理孤立点内の水の蒸発を含む、請求項244に記載の方法。
  247. 前記損傷が、前記EMR処理孤立点内の細胞を殺すことを含む、請求項244に記載の方法。
  248. 前記損傷が、前記EMR処理孤立点内の組織の剥離を含む、請求項244に記載の方法。
  249. 前記EMR処理孤立点の格子を35〜40℃の温度まで加熱する、請求項244に記載の方法。
  250. 前記EMR処理孤立点の格子を40〜50℃の温度まで加熱する、請求項244に記載の方法。
  251. 前記EMR処理孤立点の格子を50〜100℃の温度まで加熱する、請求項244に記載の方法。
  252. 前記EMR処理孤立点の格子を100〜200℃の温度まで加熱する、請求項244に記載の方法。
  253. 前記EMR処理孤立点の格子を200℃より高い温度まで加熱する、請求項244に記載の方法。
  254. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が1μm〜30nmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項244に記載の方法。
  255. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が1μm〜10μmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項244に記載の方法。
  256. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が10μm〜100μmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項244に記載の方法。
  257. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が100μm〜1mmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項244に記載の方法。
  258. 前記EMR処理孤立点の格子が、各孤立点が1mm〜10mmの最大寸法を有する孤立点の多重性を具備する、請求項244に記載の方法。
  259. 前記EMR処理孤立点の格子が0.01〜90%の充填率を有する、請求項244に記載の方法。
  260. 前記EMR処理孤立点の格子が0.01〜0.1%の充填率を有する、請求項244に記載の方法。
  261. 前記EMR処理孤立点の格子が0.1〜1%の充填率を有する、請求項244に記載の方法。
  262. 前記EMR処理孤立点の格子が1〜10%の充填率を有する、請求項244に記載の方法。
  263. 前記EMR処理孤立点の格子が10〜30%の充填率を有する、請求項244に記載の方法。
  264. 前記EMR処理孤立点の格子が30〜50%の充填率を有する、請求項244に記載の方法。
  265. 前記EMR処理孤立点が0〜4mmの前記組織表面からの最小深度を有する熱孤立点である、請求項244に記載の方法。
  266. 前記EMR処理孤立点が0〜50μmの前記組織表面からの最小深度を有する、請求項265に記載の方法。
  267. 前記EMR処理孤立点が50〜500μmの前記組織表面からの最小深度を有する、請求項265に記載の方法。
  268. 前記EMR処理孤立点が500μm〜4mmの前記組織表面からの最小深度を有する、請求項265に記載の方法。
  269. 前記組織の表面を冷却し、前記表面での熱孤立点の形成を阻止することをさらに含む、請求項265〜268のいずれか一項に記載の方法。
  270. 前記組織の表面を冷却し、前記表面から前記最小深度までの熱孤立点の形成を阻止することをさらに含む、請求項265〜268のいずれか一項に記載の方法。
  271. 前記組織の一部がイボであり、
    前記EMR処理孤立点の格子を作ることによって前記イボの組織を損傷する、請求項244に記載の方法。
  272. 前記組織の一部がタコであり、
    前記EMR処理孤立点の格子を作ることによって前記タコの組織を損傷する、請求項244に記載の方法。
  273. 前記組織の一部が汗腺であり、
    前記EMR処理孤立点の格子を作ることによって前記汗腺の組織を損傷する、請求項244に記載の方法。
  274. 前記汗腺が体臭と関係しており、
    前記皮脂腺の組織を損傷することによって前記体臭を軽減する、請求項276に記載の方法。
  275. 前記組織の一部が乾癬プラークであり、
    前記EMR処理孤立点の格子を作ることによって前記乾癬プラークの組織を損傷する、請求項244に記載の方法。
  276. 前記組織の一部が皮脂腺であり、
    前記EMR処理孤立点の格子を作ることによって前記皮脂腺の組織を損傷する、請求項244に記載の方法。
  277. 前記皮脂腺がにきび瘢痕と関係しており、
    前記皮脂腺の組織を損傷することによって前記にきび瘢痕を軽減する、請求項276に記載の方法。
  278. 前記組織の一部が脂肪組織であり、
    前記EMR処理孤立点の格子を作ることによって前記脂肪組織を損傷する、請求項244に記載の方法。
  279. 前記脂肪組織がセルライトと関係しており、
    前記脂肪組織を損傷することによって前記セルライトを減らす、請求項278に記載の方法。
  280. 被験者の皮膚の色素を減らすための方法であって：
    前記被験者の皮膚の一部を、前記色素を含む少なくとも1容積の組織にEMR処理孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理し、
    それによって前記色素を含む細胞を殺すことなく前記色素を破壊することを含む方法。
  281. 被験者の皮膚の色素を減らすための方法であって：
    前記被験者の皮膚の一部を、前記色素を含む少なくとも1容積の組織にEMR処理孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理し、
    それによって前記色素を含む細胞を破壊することを含む方法。
  282. 前記色素が入れ墨、ポートワイン母斑、母斑、またはソバカス内に存在している、請求項280または281に記載の方法。
  283. 光力学治療を必要とする被験者の光力学治療のための方法であって、
    前記被験者の組織の一部を、前記被験者の所望治療領域内にEMR処理孤立点の格子を作るEMR処理装置で処理し、
    それにより前記EMR処理が前記孤立点内に存在する光力学作用物質を活性化することを含む方法。
  284. 前記光力学作用物質が、前記治療の前に前記被験者に投与される、請求項283に記載の方法。
  285. 前記光力学作用物質が抗腫瘍剤およびソラレンからなる群より選択される、請求項283に記載の方法。
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