JP2013516245A - フィードバック機構を有する歯科手術用レーザ - Google Patents

Abstract

【課題】周囲の正常組織の損傷を最小限にする歯科手術用レーザを提供する。
【解決手段】チップおよび組織からの光および他の信号に基づいてレーザ手術中にレーザ出力を制御するコンセプトに基づく手術デバイスが説明される。レーザ手術システムは、一般的に、いくつかの基本構成部品、例えば、レーザ、供給システム、チップおよび制御システムを備える。チップは熱光学チップ（ＴＯＴ）の特定の場合と考えられる。ＴＯＴは、組織の切断、凝固、蒸発、炭化、および除去を含む軟および硬組織の修正または治療に使用される光学および機械素子である。
【選択図】図２０

Description

本願は、２００９年１２月３１日付出願の米国仮特許出願第６１／２９１，６０８号の利益を主張する。この米国仮特許出願の全教示内容は、参照をもって本明細書に取り入れたものとする。
本発明は、レーザ放射を使用して軟および硬口腔組織を外科治療する分野に関する。

レーザ手術、特に軟口腔組織のレーザ手術は、従来のメス（traditional cold scalpels ）または電気手術のような他の手術手段に優るレーザメスのいくつかの利点を理由として、現在の診療で広く受け入れられている（例えば、特許文献１参照）。レーザ手術の利点は、痛みと麻酔の必要性の減少、手術後の不快症状の減少、瞬時の組織凝固と止血、および手術領域の自動殺菌を含む。

半導体ＧａＡｓレーザの技術的進歩によって、最も手頃で普及しているタイプの歯科手術用レーザは、近赤外スペクトル波長範囲８１０〜１１００ｎｍで動作する。半導体ＧａＡｓレーザは、比較的低コストの、簡単で、信頼できる、エネルギー効率の良い半導体デバイスで、十分なレーザ出力の生成を可能にした。生物組織内の光吸収は、このスペクトル範囲で比較的低く、局所的に組織切断を行って、周囲の正常組織の損傷を最小限にするには不十分であることが周知である。

それゆえ、光チップ、つまり光ファイバ光供給システム（a fiber optic light delivery system ）の遠位端が、組織とレーザ光との直接相互作用によらないで、炭化組織、ブラックペーパー（black paper ）、コーン（corn）または他の物質によるチップへの汚染によってレーザ光を吸収し、加熱されて高温になり、その高温および「高温チップ」から組織への熱伝導によって外科手術的な作用を発揮するとき、このスペクトル範囲におけるレーザ手術の支配的なメカニズムは、いわゆる「高温チップ」（hot tip ）に関連づけられる。レーザメスチップの、そのような性質は、異なる波長を用いる接触手術（contact surgery ）において典型的である。チップの遠位端と接触する組織は、高い出力密度に曝されて熱を生成する。この熱は、熱伝導によってチップを加熱し得る。チップは熱くなり、手術中の接触チップの温度は１５００℃以上にもなる。結果として、チップは手術中に溶けて壊れてしまうおそれがある。

国際公開第２００９／００３０１４号

これらの現象のために、手術中の切断効率および組織への熱的効果は、制御不可能な変化を受ける。この変化は、外科医の自信を喪失させ、過剰な周囲の組織損傷および手術後の合併症の原因になり得る。非接触手術は、より容易に予測されるが、外科医にとって利便性が少ない。なぜなら、非接触手術には、接触手術とは異なる新しい、触覚によらない技能および技術が要求されるからである。さらに、非接触手術には、範囲１．８〜１１ミクロンの波長を有するレーザが要求される。このレーザは、より良く組織に吸収され、ＧａＡｓ半導体レーザよりも相当に高価である。

本発明は、手術用レーザデバイスであって、近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合されたレーザ放射源を備え、前記放射ガイドが前記近位端と前記遠位端との間で放射を伝導し、前記放射ガイドの前記近位端が、前記レーザ放射源からレーザ放射を受け取り、前記遠位端が、チップを有し、前記レーザ放射を少なくとも部分的に直接吸収し、前記遠位端の温度を表示する２次放射を発生する。そして、前記遠位端から前記近位端へ前記２次放射を伝導する手段と、前記２次放射を受け取って遠位チップの温度を表示する出力信号を生成する、前記近位端へ光学的に結合された検出器と、前記出力信号に応答して、前記レーザ放射源を制御し、前記出力信号を所定のレベルに維持する手段とを備える。チップは取り外し可能であるか、遠位端と一体化されるか、または遠位端自身がチップであってもよい。

手術用レーザは、レーザ放射の波長が約１９０ｎｍ〜約１１０００ｎｍの範囲であることが特徴となる。レーザ放射の波長は、約４００ｎｍ〜２７００ｎｍの範囲であるか、約８００ｎｍ〜約２１００ｎｍの範囲であってもよい。放射ガイドは光ファイバや中空ガイドを含んでもよい。

検出器は、約３００ｎｍ〜約１８０００ｎｍの範囲の波長を有する光学的放射を検出する（register）ように構成される。また、検出器は、約１０００ｎｍ〜２７００ｎｍの範囲の波長を有する光学的放射を検出してもよい。また、検出器は、約１３００ｎｍ〜２７００ｎｍの範囲の波長を有する放射を検出してもよい。また、検出器は、約３００ｎｍ〜１１００ｎｍまたは約３００ｎｍ〜約１５００ｎｍの範囲の波長を有する放射を検出してもよい。また、検出器は、約１５００ｎｍ〜約２７００ｎｍの範囲の波長を有する放射を検出してもよい。出力信号の所定のレベルは、チップの所定の温度に対応する。

手術用レーザデバイスにおいて、チップの所定の温度は、治療中の凝固領域の所定のサイズに相関する。光ファイバが裸の光ファイバ端（bare optical fiber end）で、その裸の光ファイバ端が、遠位端におけるレーザ放射を少なくとも部分的に吸収して熱光学チップを生成する（create）してもよい。放射ガイドが光または中空ファイバを有し、その近位端がレーザ放射を受け取り、その遠位端が熱光学チップの近位端へ光学的に接続され、遠位端がレーザ放射を少なくとも部分的に吸収してもよい。２次放射が蛍光放射であってもよい。チップは、埋め込まれた吸収材料を有する。吸収材料は、炭素粒子、金属イオンまたは金属酸化物を有する。

熱光学チップは、範囲０．０５〜１、好ましくは範囲０．５〜１の吸収（吸収度、absorption）を有する。

また、本発明は、熱光学チップを製造する方法を提供する。この方法は、光透過性材料からなる光学チップを用意することと、光吸収材料をチップに接触させることと、レーザ出力をチップへ適用することによって、光吸収材料をチップの表面へ埋め込むか、チップの材料の中へ埋め込むことと、レーザ出力をチップへ適用することによって、チップを焼鈍することとを備える。レーザ出力を適用することが、レーザ出力を自動的に調節して、チップの所定の温度レベルを維持することを含む。本方法は、光吸収材料をチップの表面へ埋め込むか、チップの材料の中へ埋め込んだ後に、チップを機械的または化学的に清掃することをさらに備える。本方法は、レーザ出力をチップへ適用することによってチップを焼鈍した後に、チップを冷却すること、およびその冷却ステップの後の他の焼鈍ステップをさらに備える。

本発明の手術用レーザデバイスの一実施形態は、近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合されたレーザ放射源を備え、放射ガイドが近位端と遠位端との間でレーザ放射を伝導し、近位端が、レーザ放射源からレーザ放射を受け取り、遠位端が、組織を手術するためのチップを有し、チップによって組織へ適用される力を制御する機構を備える。機構は、ばね式機構であってもよい。機構は、力または圧力センサおよびそのセンサからの出力信号に応答する制御システムをさらに有し、その制御システムはチップのレーザ出力または温度を所定のレベルに維持するようにレーザ放射源を制御する。

本発明の手術用レーザデバイスの他の実施形態は、近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合された少なくとも１つのレーザ源を有する光放射源を備え、放射ガイドが近位端と遠位端との間でレーザ放射を伝導し、放射ガイドの近位端が、光放射源からレーザ放射を受け取り、遠位端から近位端へ反射および／または後方散乱放射を伝導する手段と、反射および／または後方散乱放射を受け取って出力信号を生成するために光学的に結合された検出器と、出力信号に基づいてレーザ放射を調節または終了する手段とを備える。遠位端から受け取られた反射および／または後方散乱放射は、組織の手術に使用されるレーザ放射とは異なるタイプの放射である。

本発明の手術用レーザデバイスのさらに他の実施形態は、近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合されたレーザ放射源を備え、放射ガイドが近位端と遠位端との間でレーザ放射を伝導し、放射ガイドの近位端が、レーザ放射源からレーザ放射を受け取り、遠位端が、レーザ放射を少なくとも部分的に吸収し、レーザ放射を吸収することによって加熱され、加熱された後に２次放射を発生し、２次放射が、生物組織を切断する、凝固させる、蒸発させるまたは除去するのに十分な出力である。２次放射は黒体白熱放射（black body incandescent radiation ）であってもよい。本発明の手術用レーザデバイスは、２次放射を組織へ供給するため遠位チップと光学的に結合された光学系をさらに備える。光学系は反射体またはレンズであってもよい。光学系は集光器または導波路であってもよい。チップの側面は、チップの１つまたは複数の側面から２次放射を発生してもよい。

熱光学チップの概略図である。 軟口腔組織の典型的な構造を示す。 軟組織層の吸収スペクトルを示す。 軟組織層の別の吸収スペクトルを示す。 相異なる温度についての黒体熱放射スペクトルを示す。 チップ温度の関数としての組織内の有効吸収を示す。 チップ温度の関数としての白熱チップ放射の総出力を示す。 直径０．４ｍｍを有するシリンダについて、放射および熱伝導からの熱放散エネルギーの密度を示す。 直径０．４ｍｍを有するシリンダについて、別の放射および熱伝導からの熱放散エネルギーの密度を示す。 異なる吸収分布を有する光学チップおよびＴＯＴの概略図である。 チップの相異なる形状の概略図である。 吸収粉末（absorptive powder ）を有するＴＯＴの代替実施形態の概略図である。 白熱放射をより良好に供給する光学系を有するチップの概略図である。 非接触または疑似接触ＴＯＴの概略図である。 ＴＯＴ初期化プロセスの概略図である。 初期化取付具の概略図である。 ＴＯＴ初期化の実施形態を示す。 温度測定用光学配置の概略図である。 光反射または蛍光の同時検出（simultaneous registration ）を有する代替光学配置の概略図である。 ファイバコンバイナ（fiber combiner）を有するオールファイバ光学配置の概略図である。 力測定の概略図である。 本発明の方法の概略図である。 機械鉛直力を維持するばね式手動部品の概略図である。

本発明は、チップおよび組織からの光および他の信号に基づいて、レーザ手術中にレーザ出力を制御するコンセプトを利用する。レーザ手術システムは、一般的に、いくつかの基本構成部品、例えば、レーザ、供給システム、チップおよび制御システムを備える。チップは、熱光学チップ（ＴＯＴ）の特定の場合であると考えられる。ＴＯＴは、組織の切断、凝固、蒸発、炭化および除去を含む、軟および硬組織の修正または治療に使用される光学および機械素子である。

ＴＯＴは、一般的に、治療される組織と接触して機能し、チップに吸収された光学的放射によって加熱されたチップからの熱伝導に少なくとも部分的に起因して、組織の切断、凝固または除去を提供する。ＴＯＴを用いる組織切断作用は、熱機械力または除去に少なくとも部分的に起因して起こる。ＴＯＴを用いる組織凝固は、チップから組織への熱伝導およびレーザ放射によって加熱されて高温になったチップから放射される２次放射の吸収に少なくとも部分的に起因して起こる。２次放射は熱放射（温度放射）または発光である。

図１は、ＴＯＴの概略図である。光学素子１０１は、ガラス、サファイアのような結晶、セラミック、複合材料または他の光学材料であってよい。それは、高吸収材料、例えば、半導体、金属またはドープされた光学材料で構成できる。光学的放射１０２は、光学素子１０１の中へ結合される。光学的放射は、吸収素子１０３の中へ完全にまたは部分的に吸収される。吸収素子１０３は、焼結、接合または他の付着方法によって光学素子１０１へ付着された、金属、金属酸化物、炭素または他の材料の膜であってよい。吸収素子１０３は、光学素子１０１の内部に置かれてもよい。例えば、光学素子１０１は、孔の中の金属ワイヤのような吸収素子１０３を有する中空の光または金属ファイバであってよい。光学素子１０１は、吸収素子１０３と結合され得る。例えば、透明ガラスまたは結晶製の光学素子は、光学的放射を吸収できるイオンによってドープされ得る。石英またはグラスファイバの場合、相異なる金属イオンは、Ｎｄ、Ｃｒ、Ｆｅ、Ｙｔ、Ｅｒなどであってよい。ＴＯＴは、光学素子１０１および吸収素子１０３を備える。ＴＯＴは、治療される組織１０４と接触して機能し得る。ＴＯＴは、チップ移動方向の機械力１０５、熱拡散１０６、熱放射１０７および残余の光学的放射１０８によって、組織１０４と相互に作用する。

光学的放射および熱放射は、３つの基本発色団、すなわち、ヘモグロビン（オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビン）、水分およびコラーゲンに起因して軟組織（粘膜）に吸収される。口腔粘膜のような軟組織の典型的な構造が図２に示される。口腔粘膜には３つの主な組織成分が存在する。すなわち、口腔上皮、固有層と呼ばれる下方結合組織層および粘膜下組織層である。口腔上皮の厚さは、５０〜７５０μｍで変動し得る。歯肉上皮の場合、それは約２００〜４００μｍである。口腔上皮と固有層との界面は、通常、不規則な形状であり、基底膜と呼ばれる。上皮乳頭を含む歯肉粘膜口腔上皮の厚さは、２００〜３００μｍの範囲である。歯肉粘膜固有層の厚さはほぼ同じである。固有層は、２つの層、すなわち、浅乳頭層（上皮乳頭に関連づけられる）および深網状層へ分割され得る。乳頭層において、コラーゲンファイバは薄く、大まかに配列され、多くのループ状毛細血管が存在する。網状層は、密集した束として配列されたコラーゲンファイバを有する。コラーゲンファイバは、表面の平面と平行になる傾向がある。

組織を治療する場合、最適のレーザパラメータ、例えば、波長、パルス幅および出力密度を選択することが必要である。前述の層は、それらの相異なる構造および成分のために、相異なる光学特性を有する。各層の吸収係数は、その層の中の基本発色団−水分、血液およびコラーゲンの含有率に依存する。上皮の吸収係数は、次式により上皮内の水分含有率の知識に基づいて計算され得る。
μ_ａｅ＝ｆ_ｗμ_ａｗ
ここで、ｆ_ｗ−上皮内の水分含有率、μ_ａｗ−水分吸収係数、μ_ａｅ−口腔上皮吸収係数である。

乳頭および網状層の吸収係数は、次式により、これらの層の中の血液、水分およびコラーゲン含有率の知識に基づいて計算され得る。
μ_ａｉ＝ｆ_ｗｉμ_ａｗ＋ｆ_ｂｉμ_ａｂ＋ｆ_ｃｉμ_ａｃ
ここで、ｆ_ｗｉ、ｆ_ｂｉおよびｆ_ｃｉ−考慮される層の中の水分、血液およびコラーゲン含有率、μ_ａｂ−血液全体の吸収係数（４５％赤血球容積率、７５％酸素飽和）、μ_ａｃ−コラーゲン吸収係数、μ_ａｉ−考慮される層の吸収係数である。

乳頭および網状層の吸収スペクトルは、図３に示される。乳頭層の場合、血液の体積含有率は約５％に等しく、水分の体積含有率は約７５％に等しいこと、および約２０％の残りの体積は、コラーゲンのような生体高分子によって占められることが考えられる。網状層の場合、血液の体積含有率は約１％に等しく、水分の体積含有率は約７５％に等しく、生体高分子の含有率は約２４％に等しいことが考えられる。

光学的放射（レーザを含む）または熱を用いて最適の光学的凝固および切断を行う場合、放射は、チップを取り巻く組織層の範囲約０．００１〜約０．１ｃｍの深度ｚ_ａで吸収されねばならない。それは、次式のように、範囲約１０〜１０００ｃｍ^−１における吸収係数μ_ａに対応する。

図３から、この条件を満足する波長λは、上皮についてλ＞約１３００ｎｍであり、乳頭層についてλ＜約６００ｎｍとλ＞約１１００ｎｍであり、網状および乳頭層についてλ＜約６００ｎｍとλ＞約１１００ｎｍであることが分かる。それゆえ、直接光学的切断および凝固の場合、最適レーザ波長は、これらの範囲から選択されねばならない。前述したように、最も普及している歯科手術用レーザは、レーザ放射の直接光吸収が非常に低いスペクトル領域で動作し、それゆえ、熱光学チップが組織の切断および凝固プロセスの器具となる。ＴＯＴから組織への熱伝達について２つの大きいメカニズムが存在する。１つはチップからの熱伝導であり、他の１つはチップからの熱放射である（もしチップが、例えば、熱放射スペクトル内の可視および赤外領域における全波長でほぼ１００％の放射を吸収する「黒」として考えられる場合、黒体放射としても知られる。図４を参照）。発明者らは、チップからの２次放射を熱放射または白熱放射と呼ぶことにする。

ＴＯＴからの放射された熱放射は、直接レーザ放射と同様に組織によって吸収され得る。しかしながら、熱放射は波長の非常に広いスペクトルを有し、この広いスペクトルの中の出力最大の位置は、図４で示されるようにチップ温度によって規定される。組織への熱放射エネルギーの効果は、組織の吸収の平均（有効）係数μ_ａｅｆｆに基づいて規定され、組織吸収スペクトル（図３ａおよび図３ｂ）および熱放射スペクトル（図４）の断面積分に基づいて推定され得る。図５は、チップ温度の関数としてのμ_ａｅｆｆを示す。ＴＯＴは、主に熱放射およびレーザ放射の熱拡散および吸収によって、凝固および切断効果を発揮する。

図５で分かるように、約５００Ｋ（絶対温度）から約２０００Ｋのチップ温度範囲における粘膜の有効吸収係数μ_ａｅｆｆは、約６００から約１０００ｃｍ^−１まで変動する。これは、約１０〜約１５μｍの組織への浸透深さに対応する。そのような浸透は、１０６００ｎｍＣＯ_２レーザ波長について典型的である。ＣＯ_２レーザは、最適の止血を伴う軟組織手術について最良のレーザの１つとして考えられる。そのレーザは、最小の必要な止血、短い治癒時間および最小の術後合併症をもたらし得る。ＴＯＴは、熱放射を浸透させ、ＣＯ_２レーザと類似の凝固領域をもたらす。熱放射の出力は、図６で示されるように、ＴＯＴ温度の増加とともに増加する。ＴＯＴは、組織への低吸収を有する波長から非常に高い吸収を有する波長への光放射スペクトル変換器として機能し（ポンピング放射）、ポンピング放射よりもはるかに強い効果を組織にもたらす。スペクトル変換器としてのＴＯＴの効率は、温度とともに増加する（図６）。最良吸収のためのＴＯＴ最適温度は、約５００〜約２０００Ｋである。変換の効率によって最適温度は約９００Ｋ〜約４０００Ｋの範囲にあり得る。ＴＯＴの放射発生は、ほぼ等方性の分布を有し、ミラー、レンズ、光コンデンサおよび導波路を使用することによって、好ましい方向へ指向および集光され得る。

ＴＯＴを取り巻く組織は、熱伝導および２次放射によって同時に加熱される。ＴＯＴ配列（装置）の場合、双方のメカニズムは非常に似ている場合があることが発見された。図７ａおよび図７ｂは、直径約０．４ｍｍを有するシリンダの放射および熱伝導によるエネルギー熱放散の密度を示す。シリンダは、速度１ｍｍ／ｓ（図７ａ）および１０ｍｍ／ｓ（図７ｂ）で組織の中へそれぞれ移動される。１０ｍｍ／ｓの組織高速切断の場合、熱放射凝固メカニズムは約１０００Ｋ以上の温度について熱伝導メカニズムを圧倒し始める。口腔組織切断の１ｍｍ／ｓの低速の場合、熱放射凝固メカニズムは、約１７００Ｋ以上の温度について熱伝導メカニズムを圧倒し始める。ＴＯＴの温度は、接触切断、凝固および除去の場合、範囲５００〜１２０００Ｋに、好ましくは範囲８００〜１５００Ｋにあり、非接触切断、凝固および除去の場合、範囲１２００〜３５００Ｋにある。

ＴＯＴは、非接触または疑似接触モード（治療される組織へ小さい圧力で触ることによる）で使用され得る。熱放射は、組織内に含まれる水分に熱放射が吸収されることによって、組織を凝固および除去し得る。約５００〜２０００Ｋの範囲におけるＴＯＴ温度の場合、水分吸収係数は範囲６００〜１０００ｃｍ^−１にあるので、非接触チップを使用するときの組織への正味効果は、非接触モードにおける組織へのＣＯ_２レーザ効果と同様になり得る。

図８は、組織手術に使用され得る光学チップ８０１ならびに熱光学チップ８０６および８０７を示す。これらのチップは、出力エッジにおけるレーザ光吸収部分の有無および局所化によって相異なる。チップの吸収部分８０３は、透明部分８０２の内部に置かれるか、それを取り巻くか、透明部分の外部に置かれ、図８で示されるように、光８０８が完全にまたは部分的に通過する可能性を残し得る。いずれにせよ、いくらか残余のレーザ光８０４はチップの外へ出て行き、２次熱放射８０５は吸収光から生じてチップの高温部分を加熱する。

本発明において、ＴＯＴ手術の最適実施形態が発見された。１つの好ましい実施形態において、組織切断効果は、熱機械切断によって発揮される。熱機械切断は、ＴＯＴの鋭いエッジからの機械力によって切断することから起こる。図９で示されるように、ＴＯＴは、種々の形状、例えば、円錐９０１、シリンダ９０３、くさび９０５、ナイフ９０７の各形状を有し得る。

そのようなチップの材料は、例えば、ガラス、石英、光学結晶、光学セラミックであってよい。各チップは、光が照射されるＴＯＴ表面部分に置かれた吸収体９０２、９０４、９０６または９０８を備え得る。吸収体の好ましい場所は、熱機械切断に使用されるＴＯＴの最も鋭い部分である。吸収体は、炭素、金属、または、それらの合金および組成物から作られ、ＴＯＴの透明部分へ熱的または化学的に接着されるか、ＴＯＴへ焼結される。光吸収体は、透明材料の内部に局所化され得る。他の実施形態において、ＴＯＴはフォトニック結晶ファイバで作られ得る。さらに他の実施形態において、チップ９１０はサファイアくさび形板から作られる。この板は、側面９１１を介して光ファイバ９０９から伝搬された光を組織へ結合する。さらに他の実施形態において、ＴＯＴは、粒子またはイオンを吸収することによってドープされた透明材料から作られ得る。例えば、ネオジムイオンをドープされたガラスまたはイットリウムアルミニウムガーネットは、そのようなタイプのＴＯＴ材料として使用され得る。波長８０８ｎｍを有するレーザは、そのようなＴＯＴのポンピングに使用され得る。熱放射に加えて、約１０６０、１３２０および１４４０ｎｍの波長におけるチップからのレーザ放射のルミネセンス発光変換が、組織の治療および凝固に使用され得る。

ＴＯＴの他の例は、図１０に示される。グラファイトまたは他の材料の吸収粒子（粉末）が石英管１００３の内部に置かれる。次いで、管のエッジが、１６００℃を超える温度で火炎、レーザまたは他のヒータを使用して溶融される。この手順の間に、粒子１００５を含む中空石英球体が出現する。球体の内部空間は、石英管の中空空間と接続される。石英ファイバ１００１が管の遠位エッジへ挿入される。レーザ放射は管に沿って伝搬し、次いで直接または管壁で反射して粉末に到達する。レーザ放射は粒子を加熱する。粒子は、赤外（ＩＲ）範囲で放射して管壁を加熱する。ＩＲ放射およびチップの加熱された壁は、軟組織と相互作用し、凝固、蒸発、炭化および除去を行う。レーザ放射が吸収部分を介して部分的に通過するように、チップが設計され得ることに注意すべきである。透過は、０〜約９５％の範囲であってよい。ＴＯＴは、高吸収を有する材料から作られ得る。例えば、ＴＯＴは、高吸収材料の１本の短い管から作られ得る。

遠位チップからの２次放射は全方向へ伝搬するので、治療を遂行するため２次放射を組織へ供給することが改善され得る。通常、その放射のいくらかの部分は前方へ伝搬し、組織を治療するため直接使用され得る。その放射の他の部分は後方へ伝搬して光ファイバまたはＴＯＴへ達し、ファイバチップまたはＴＯＴの中で熱を発生し、さらにファイバまたはＴＯＴの側面へ漏れる。これは側面切断または凝固に使用され得る。この実施形態のファイバチップまたはＴＯＴは、石英ファイバまたはサファイアのような高屈折率を有する材料から作られ、後方光伝搬の効果を向上する。追加の光学系は、この熱放射を収光し、それを組織へ再指向（redirect）／集光する。図１１ａは、ミラー１１０５を使用する、そのような再指向の１つの実施形態を示す。ミラー１１０５は、いくつかの平面部分から作られ得るか、円錐形、球形、放物形または楕円形を有し得る。光１１０１は、チップ１１０２の透明部分へ入り、吸収部分１００３を加熱する。吸収部分１００３は２次放射を発生する。放射１００７の１つの部分は、ファイバへ戻るように部分的に伝搬する。他の部分１００６は、組織１００４へ向かって前方へ伝搬する。さらに他の部分１００８は、横へ伝搬し、ミラー１００５で反射し、組織１００４へ再指向される。図１１ｂは、そのようなミラーの代替構成を示す。非接触モードの治療におけるＣＯ_２またはエルビウムレーザと同様に、白熱放射の光学濃度を有するチップが、非接触組織の切断、凝固、蒸発、除去および加熱に使用され得る。ＴＯＴをポンピングするために使用される半導体ＧａＡｓレーザを有する、そのようなデバイスのコストは、一般的な中赤外域および遠赤外域レーザのコストよりも著しく低い。

図１２は、非接触または疑似接触チップを有する他の実施形態を示す。約０．１〜０．５ｍｍの直径および吸収素子１２０２を有するＴＯＴチップ１２０１は、高反射表面１２０４を有する管１２０３の内部に搭載される。球形または楕円形表面１２０４は磨かれ、例えば金メッキによってＩＲ波長範囲で高反射係数を有する。吸収素子を有するチップ遠位端は、表面１２０４の中心に対して位置決めされ、ＴＯＴからＩＲ放射ビームの所望の直径を形成する。例えば、もし距離１２０５が表面１２０４の曲率半径の半分であれば、ＩＲビームは管の外径に近い直径で疑似コリメートされる。もし距離１２０５が、０と、表面１２０４の曲率半径の半分との間であれば、ＩＲビームは組織上に合焦され得る。

一貫した予測可能な結果を得るため、手術中にチップ温度をモニタおよび制御することが非常に重要である。なぜなら、ＴＯＴ温度は、光パワーと比較して、より直接の影響を組織に対して有するからである。改質（modification）および相転移を有さない線形媒質（linear media）における単純な熱伝導の場合、次式で説明されるように、ＴＯＴの温度Ｔ_ＴＯＴはチップ内の光吸収係数ｋおよびレーザ出力Ｐ_Ｌの簡単な関数である。
Ｔ_ＴＯＴ〜ｋ・Ｐ_Ｌ

しかしながら、２次放射を介する熱伝達の追加のメカニズム、非線形組織改質、切断速度の変化、チップと組織との間の光および熱結合のレベルを考慮に入れると、フィードバック機構なしにチップ温度を維持することは、困難であり、非実用的である。

そのようなフィードバックは、高温チップからの光（赤外および可視）放射に基づく。図４で示されるように、スペクトルは温度に依存して変動し、放射スペクトルの相当の部分が、光ファイバ光ガイド供給システムの透過スペクトルと重複することが分かる。石英ファイバ、特に低濃度ＯＨを有する石英ファイバの場合でも、透過は約２．７μｍに達し、それゆえ、２次放射の相当の部分は、ファイバの近位端へ向かって後方へ伝搬し、光検出器によって検出され得る。

さらに感度が増大された場合でも、特殊な赤外ファイバおよび中空ファイバが使用され得る。もしそのような感度が十分であれば、検出（registration）のスペクトル範囲は、＜２．２μｍスペクトル範囲に限定され得る。ここで、低ＯＨを有するシリカファイバは、高度に透明であり、信号レベルはファイバの長さに依存しない。

代替として、ファイバ長は、公知のオプトエレクトロニクス手段、例えば、干渉分光法、飛行時間、位相変調や、他の公知の方法を使用して測定され得る。次いで、熱放射フィードバック信号の較正が、ファイバ長について調節され得る。本発明において、発明者らは、部分吸収レーザ放射ＴＯＴが、検出されてＴＯＴ温度の制御、測定および維持に使用されるのに十分な光パワーを放射し、それゆえ、熱分解や炭化のような、組織の所望されない損傷、およびチップの劣化が、最大限に回避されることを発見した。さらに、チップの温度は、広い範囲、すなわち、石英ファイバについては３００〜１５００℃、サファイアチップについては３００〜２０００℃で維持され、チップの破壊または劣化が回避されるだけでなく、所望の、速度と凝固または付随的熱損傷のレベルを有する、一貫した組織切断が提供され得る。ＴＯＴの２次放射に基づくフィードバック機構の技術的実現についていくつかの実施形態が、以下に説明される。

範囲１５００〜４０００℃のＴ_ＴＯＴを有する高温チップの場合、熱放射は、範囲０．６〜２．７μｍ、好ましくは１．０〜２．７μｍ、または１．３〜２．７μｍ、または２．２〜２．７μｍで測定され得る。これらの波長範囲は、シリカファイバを介して供給され得る。範囲３００〜１５００℃のＴ_ＴＯＴを有する中間温度チップの場合、熱放射は、範囲１．０〜２．７μｍ、好ましくは１．３〜２．７μｍ、または２．２〜２．７μｍで測定され得る。これらの波長範囲は、シリカファイバを使用して供給され得る。範囲１００〜３００℃のＴ_ＴＯＴを有する低温チップの場合、熱放射は、範囲１．３〜１８μｍ、好ましくは２．２〜２．７μｍ、または２．２〜１８μｍで測定され得る。これらの好ましい波長は、例えば、ガラス、重金属フッ化物（ＺＢＬＡＮ−（ＺｒＦ_４−ＢａＦ_２−ＬａＦ_３−ＡｌＦ_３−ＮａＦ））、ゲルマネイト（germanate ）（ＧｅＯ_２−ＰｂＯ）、カルコゲニド（Ａｓ_２Ｓ_３およびＡｓＧｅＴｅＳｅ）、単結晶（サファイア）、多結晶の結晶（ＡｇＢｒＣｌ）などのようなＩＲファイバや、金属、ガラス、または結晶からなる中空導波路を使用して供給され得る。

Ｔ_ＴＯＴを測定する場合、上述したスペクトル範囲で積分された信号を使用し得る。Ｔ_ＴＯＴの絶対値は、熱放射源による熱チャネルの較正によって規定され得る。例えば、ファイバの遠位端は電気または火炎によって加熱された物体の近傍に密接して、または接触して、置かれ、信号は複数のセットポイントで測定され得る。同時に、絶対温度は、ＩＲ温度計、熱電対、他の熱センサなどのような従来の手段を使用して測定される。そのような手順は、現実のチップ温度への熱オプトエレクトロニクス信号の較正を生じる。チップおよびファイバ内の温度分布は一様ではなく、それゆえ、ある有効温度について測定および較正され得ることに注意すべきである。他の実施形態において、２つ以上の波長範囲における熱放射の同時測定が遂行され得る。例えば、１つのチャネルは３００ｎｍ〜１１００ｎｍまたは３００ｎｍ〜１５００ｎｍであり、他のチャネルは１５００ｎｍ〜２７００ｎｍである。この場合、Ｔ_ＴＯＴは、これらの２つのチャネル内の示度の比に基づいて規定され、単一チャネル内の絶対信号値には基づかない。

レーザ切断中、切断速度ｖは、ある一定の範囲、一般的には０．５〜５０ｍｍ／ｓで、操作者によって変更され得る。こうして、Ｔ_ＴＯＴレベルのいくつかのモードが提案される。すなわち、
１．ｖ_ｍｉｎ＜ｖ＜ｖ_ｍａｘについてＴ_ＴＯＴ＝Ｔ_０、および、ｖ＜ｖ_ｍｉｎについてＴ_ＴＯＰ＝Ｔ_ｍｉｎである。Ｔ_０＝５００〜３０００Ｋ、好ましくはＴ_０＝５００〜１１００Ｋである。Ｔｍｉｎ＝３００〜４００Ｋである。
２．Ｔ_ＴＯＴ＝Ｔ_０＋ｑ・（ｖ−ｖ_ｍｉｎ）^ｎ、ｑは係数、ｎ＝０．２〜１０であり、もしｖ＜ｖｍｉｎであれば、Ｔ_ＴＯＰ＝Ｔ_ｍｉｎである。

速度ｖから独立した切断の周りの一定の凝固領域の場合、パラメータｎは約０．５〜２であってよい。治療される組織のほぼ一定の凝固を維持するため、切断速度が減少するときＴ_ＴＯＴレベルを減少しなければならない。切断速度は、機械、光学、電気または磁気センサによって独立に測定され得る。Ｔ_ＴＯＴは、治療領域からの他の信号、例えば、チップと組織との間の抵抗力に基づいて調整され得る。例えば、高線維性（high fibrotic ）組織片の切断のために力が増加され、より容易および滑らかな切断についてはＴ_ＴＯＴが増加され得る。他の実施形態では、Ｔ_ＴＯＴを制御して組織に対して一貫した効果を達成するため、治療組織内の散乱または吸収変化に関係する、光または音響信号が使用され得る。

所定の吸収ｋおよびリアルタイム温度制御とＴＯＴとの組み合わせは、上述したような一貫したＴ_ＴＯＴ、および移動速度の広い範囲で最適の止血を伴う容易な低侵襲切断を提供する。レーザ出力は、リアルタイムで調節され、チップの所定の温度を維持する。そのような自動出力制御（ＡＰＣ）モードは、滑らかな低侵襲レーザ治療を提供する。チップまたはチップ接触組織の温度をリアルタイムで制御する方法および装置は、以下に説明される。

他の実施形態において、測定されたＴ_ＴＯＴレベルは、可視または音声信号によってリアルタイムでユーザへ提示され得る。ユーザは、この信号に基づいて治療の出力または速度を調節し、所望の治療目的を維持し得る。

チップの出力エッジの温度は、吸収されるレーザ出力に依存する。吸収される出力は、入射出力およびチップ作業エッジの有効吸収に依存する。吸収は、吸収センター（absorptive centers）の濃度および量に依存する。ＴＯＴ準備（TOT preparation ）は、チップの作業エッジの体積または表面における吸収センターについて、チップからチップへの再生可能量の生成を目的とする手順である。１つの実施形態において、発明者らは、ＴＯＴ温度の制御のもとで、いくつかの段階に準備を分けることを提案する（図１１参照）。準備のために、ＴＯＴに供給されるレーザエネルギーが使用され得る。レーザ放射の影響のもとで加熱しているＴＯＴ１１１に起因して、１〜２．７μｍ、好ましくは１．３〜２．５μｍにおける熱放射の強度に依存する、制御手段のレーザエネルギー変動が出現する。

準備の第１の段階（「焼き付け手順」）は、図１１の１１７、１１９および１２１で示される。この段階の目的は、ＴＯＴの表面に吸収センターを生成し、それらをＴＯＴ体積の中へ埋め込むことである。この段階では、ガラス、石英または光学結晶１１１から作られたＴＯＴの遠位エッジが、吸収センター１１３を備える吸収媒質と接触して置かれる（ある圧力で）。レーザ放射の影響のもとで、媒質は、ガラスまたは石英ＴＯＴの軟化または溶融温度まで加熱されるか、光学結晶から作られたＴＯＴの溶融温度近くまで加熱される。吸収センターは相互に軽く接続され、分解のためにレーザエネルギーが浪費されることを防止することが望ましい。媒質１１３は、ナノ粒子、有機化合物、金属、金属酸化物などを含む、粉末または加圧された炭素粒子から作られてもよい。

加熱された吸収センターは、軟化したチップ材料の表面へ張り付き、チップ吸収センター間の接合を生成し、チップの作業エッジは吸収媒質の中へ入り込む。浸入の深さは、増加された吸収を有するチップ領域（塗装領域）の長さを規定する。温度および温度適用時間は、非常に重要なパラメータである。なぜなら、温度は、材料が軟化するためにだけ十分高くなければならず、材料が溶融および蒸発するほど高くあってはならないからである。これが、温度を制御しなければならない理由である。例えば、石英の場合、温度は、範囲１０００〜１７００℃、好ましくは１０００〜１２００℃であるように制御されねばならない。制御は閉ループ制御によって実現される。閉ループ制御は、熱放射の強度が目標レベルを超過するときレーザ出力を減少し、熱放射が目標の下であるときレーザ出力を増加する。初期化の第１の段階の持続時間は、０．１〜１０秒であってよい。

準備の第２の段階は、清掃を含む。第２の段階の目的は、不十分に一体化された吸収センターをチップから除去することである。清掃は、薄織物（tissue）またはブラシ、場合によっては掃除用コンパウンド、例えばアルコールまたは酸を使用し、レーザ放射の作用なしに機械的または化学的に遂行される。清掃は、高圧気体または液体によって遂行され得る。第２の段階は、吸収材料１１３の初期の厚さを正確に制御してチップ上の過剰材料の累積を排除することによって削除され得る。準備の第２の段階は、例えば、チップへ付着される吸収センターの量を正確に制御することによって回避され得る。

準備の第３の段階は、吸収センターの焼鈍を含み、図１１の１２４で示される。チップ表面または体積の中へ導入された吸収センターは、様々な寸法を有し得る。それらは、空の空間（孔隙、pores ）で取り囲まれている場合もある。孔隙は、レーザ放射領域で吸収センターの焼き付けを促進する。これらの孔隙の寸法も全く相異なり得る。大きい孔隙で取り囲まれた吸収センターは、小さい孔隙で取り囲まれたセンターよりも容易に焼き尽くされる。吸収センターおよび孔隙の寸法の変動によって引き起こされる非均一のチップ加熱は、チップの寿命を相当に減少するおそれがある。したがって、第３の段階の目的は、吸収センターの寸法の均等化である。第３の段階の他の目標は、吸収体とＴＯＴ材料との間の接着の改善、吸収体の拡散の熱誘発の改善、吸収体とＴＯＴ材料との間の焼結の改善、およびＴＯＴ内の機械的応力の緩和であってよい。

均等化の１つのメカニズムは、最大限のサイズを有するセンターの焼き尽くしによって起こる。なぜなら、大きいセンターは大きい断面を有し、それゆえ小さいセンターよりも多くのレーザエネルギーを吸収するからである。こうして、レーザ出力は、大きいセンターの焼き尽くしには十分に高く、小さいセンターの焼き尽くしには十分でないようにしなければならない。この段階の間、レーザ放射は、空気中の自由位置に置かれたチップへ適用され得る。

チップ初期化（tip initiation）の第１および第３の段階中に、光フィードバック機構を使用し、チップ温度を最適レベルに維持することも有利である。確かに、温度の最適レベルは、焼き付け段階と焼鈍段階では異なる。例えば、最適温度は、第１の段階では範囲１０００〜２０００℃の中に、第３の段階では範囲６００〜１０００℃の中にあり得る。

このプロセスは、ＴＯＴ温度制御のもとで起こる。焼鈍の臨界熱放射レベルは、「黒化（blacken ）」の臨界熱放射レベルよりも低い。大きいセンターの数が減少する間、より多くのレーザ出力を適用し、焼鈍の臨界熱放射レベルを維持することが必要である。もしチップが直径４００μｍを有する石英ファイバから作られていれば、初期化の第３の段階の持続時間は約０．１〜５０ｓであり、１〜５０サイクルからなり得る。

初期化プロセスは、図１３で示される。クリーンなチップ１３０１が、初期化剤１３０２に接触される。次いで、レーザ出力が適用され、初期化剤が、チップ端の中へ焼き込まれ、または溶融される。この後、チップは初期化材料から除去および清掃され、未完成チップ１３０３となる。次いで、チップは所定の温度でいくつかのサイクルにわたって焼鈍され、完成した初期化チップ１３０４となる。次いで、初期化チップは接触または非接触手術に応用され得る。

初期化の場合、図１４に示されるデバイスが使用され得る。デバイスは、初期化剤を有する個々のセルを使用して、全手順についてチップ初期化を遂行することを可能にする。デバイスは、ボデー１４０１およびカートリッジ１４０２からなる。ハウジングは少なくとも１つの孔１４０３を有する。ハウジング１４０１は、カートリッジ１４０２を案内する内部キャビティ１４０４および１４０５を有する。カートリッジ１４０２はボデー１４０６を有する。ボデー１４０６は、ストリップ１４０９および１４１０の間に置かれた初期化剤１４０８を含む空間１４０７を生成する。孔１４０３および１４０７は、空間において同軸である。カートリッジ１４０２は置換可能である。初期化材料１４０８は、液体または固体の形態で作られ得る。材料は、溶液、懸濁液、粉末または顆粒であってよい。初期化材料は均質または非均質であってよい。初期化材料１４０８は、炭素粒子、炭素の同素形（allotropic form ）、石炭であり、木材、金属、金属酸化物などの副産物を含み得る。ストリップ１４０９および１４１０は、プラスチックまたは紙から作られ得る。ストリップは、初期化材料１４０８によって、外部に塗装されるか、内部に充填され得る。

初期化取付具は次のように動作する。初期化剤１４０８を有するカートリッジ１４０２が、ハウジング１４０１のガイド１４０５の中に設置された、ストリップ１４０９および１４１０の間に置かれる。空間１４０７の軸は、孔１４０３の軸と同軸である。レーザチップ１４１２の光アタッチメント１４１１が開口１４０３の中に置かれ、したがって、それは最小の力でストリップ１４０９の上に乗る。初期化プロセスは、第１の段階でスタートする。チップ１４１１を介してレーザ放射が供給され、ストリップ１４０９の熱破壊を生じ、チップ１４１１の材料は初期化剤１４０８と相互に作用する。この場合、材料１４０８が光アタッチメント１４１１の材料の中に埋め込まれる。材料１４０８の燃焼の後、チップ１４１１は空間１４０７の中へ貫通し、ストリップ１４１０を破壊する。チップ１４１１はハウジング１４０１のキャビティ１４０４の中へ貫通する。次いで、初期化プロセスの第２の段階がスタートする。焼鈍がキャビティ１４０４の中で遂行される。焼鈍の終わりに、レーザ放射はストップし、初期化チップが取付具から引き出される。

吸収センターは、特殊なチップ初期化取付具を使用して１回だけカプセル化され得る。それは、内径がチップ径に近い管であってよい。チップの１つの側は、１つの初期化に十分な吸収センター量で充填され得る。管は、内面が線維材料から作られ、初期化の第２の段階中にチップ清掃に使用され得る。

現場でのユーザ遂行初期化に代わって、チップは工場初期化をされてもよい。この場合、供給システムは、交換可能チップが挿入される急速接続を有しなければならない（再使用可能または使い捨て）。交換可能チップを有する供給システムの可能な実施形態のいくつかは、図１５（ａ）〜図１５（ｈ）で説明される。レーザ手動部品は、ハウジング１５０１および光ファイバ１５０２を含み、レーザ放射は光ファイバ１５０２の中へ入る。光ファイバの出力は、光学素子１５０３を使用してチップへ光学的に結合される。光学素子１５０３は、正規または勾配レンズ（regular or gradient lens）であってよい。代替として、ファイバとチップとの間の直接接触を介してカップル結合が行われ得る。光学系は１つまたは複数のレンズを備え得る。レンズは球面または非球面であってよい。光学素子１５０３の材料としては、均質な光学材料、例えば、石英、サファイア、ガーネットなどや、合成（不均質）剤、例えば金属酸化物（Ｃｒ、Ｆｅ、Ｎｄなど）を含む溶融シリカが使用される。

工場初期化チップは、光吸収材料からなるか、チップの遠位端に吸収材料を有する１個の光透明材料であってよい。工場初期化チップのいくつかの可能な構成は、図１５（ｄ）から図１５（ｈ）に提示される。チップは、種々の形状 − シリンダ、円錐、球体、板、多面体などを有し得る。図１５（ｄ）は、吸収材料を備えるシリンダを示す。図１５（ｅ）は、吸収材料から作られた遠位部分１５０６を有する透明シリンダを示す。吸収材料は、図１５（ｆ）で示されるように、断面の一部分のみを占拠し得る。図１５（ｇ）は、吸収材料が透明チップを包むときの実施形態を示す。図１５（ｈ）は、透明チップおよび吸収材料が管の中に置かれ、閉鎖端がそれらを一緒に機械的に保持する実施形態を示す。ＴＯＴは、初期化の第１および第３の段階に等しい結果を達成するため、炉の中で温度を正確に制御しながら吸収センターを焼結または熱接合することによって準備され得る。

チップ初期化の説明された方法および装置は、ＴＯＴのより一貫した吸収を提供する。初期化されたチップの吸収Ａまたはチップの透過Ｔ＝（１−Ａ）は、Ａ＝０．０５〜１の範囲、Ｔ＝０〜０．９５の範囲にあり、好ましくはＡ＝０．５〜１の範囲、Ｔ＝０〜０．５の範囲にあってよい。

Ａの高い値、例えば０．７〜１は、散乱レーザ放射による組織または近傍の構造の加熱が回避されるべきときに、重要になってくる。特に、インプラントの周囲の手術は、インプラントの過熱、ならびに骨および軟組織を含む周囲組織の損傷を導いてはならない。

もしＴ_ＴＯＴがチップ材料の熱誘発吸収（thermally induced absorption）Ｔ_ＴＩＡの温度の下であれば、Ｔ_ＴＯＴはＡおよびレーザ出力Ｐによって決定される。チップ材料の誘電体の熱誘発吸収Ａ_ＴＩＰ（Ｔ）は、自由電子の濃度および他のメカニズムの濃度を増加するはずである。例えば、石英の場合、Ｔ_ＴＩＡは約１０００℃である。サファイアの場合、Ｔ_ＴＩＡは約１８００℃である。もしＴ_ＴＯＴ＞Ｔ_ＴＩＡであれば、チップ材料の光吸収が増加され、総吸収係数ｋ＝Ａ＋Ａ_ＴＩＰ（Ｔ）が増加され、Ａ_ＴＩＰ（Ｔ）がチップの体積内に分布する。Ｔ_ＴＯＴのより正確な調整および切断プロセスの制御には、Ｔ_ＴＯＴ＜Ｔ_ＴＩＡを伴う操作（手術）が好ましい。白熱放射におけるレーザ放射の変換器としてＴＯＴを使用する場合、チップ材料の熱誘発吸収が起こっているときにＴＯＴのより大きい体積からの白熱放射を高い効率で変換および放射するために、Ｔ_ＴＯＴ＞Ｔ_ＴＩＡを伴う操作が好ましい。

ＴＯＴを用いる組織切断、蒸発、除去および凝固の自動出力制御（ＡＰＣ）モードならびにＴＯＴ初期化は、チップ温度のリアルタイム測定を必要とする。ＴＯＴ温度のリアルタイム測定は、ＴＯＴからの熱（白熱）放射の検出、またはＴ_ＴＯＴに依存するＴＯＴからの光音響、蛍光もしくは他の信号の検出によって遂行され得る。

温度信号の検出を可能にする、熱放射を検出する光学配置は、図１６に示される。治療レーザの放射は、ダイオードレーザに近い発散を有するか、コリメートされるか、光ファイバの中へ注入される。この実施形態において、治療レーザ１６０２の放射は、光ファイバ１６０１の中へ注入される。ファイバ出力におけるレーザ放射の発散は、ファイバ１６０７の開口数（ＮＡ）によって決定される。

入力ファイバ出力からのレーザ放射は、コリメータ１６０３へ行き、スペクトル・ビーム・スプリッタ１６０４を通過し、コリメータ１６０５によって光ファイバ１６０７の入力へ合焦される。光ファイバ１６０７は、レーザ放射をチップおよび組織（図示されず）へ供給する。温度信号は、レーザ放射によるＴＯＴ加熱の間に出現し、出力ファイバに沿ってレーザ放射の伝搬方向とは反対の方向へ伝搬する。もし出力ファイバのＮＡが、注入されたレーザ放射の角度発散よりも高ければ、温度信号の角度発散はレーザ放射の発散よりも多い。出力ファイバを離れた後、温度信号はコリメータ１６０５を通過し、スペクトルスプリッタ１６０４で反射し、フィルタ１６０８を通過し、レンズ１６０９によって光検出器１６１０へ合焦される。光検出器１６１０は、Ｓｉ、ＧｅまたはＧａＡｌＡｓから作られ得る。例えば、浜松ホトニクス社によって生産される複数の光ダイオードが、検出システムのために使用され得る。

他の実施形態では、図１７で示されるように、熱放射は、同じ出力ファイバを通って伝搬する光学的放射を用いて、同時または逐次に検出される。この光信号は、温度信号とともに、出力ファイバ１７１２の中へ結合され、ファイバに沿って主レーザ放射の伝搬方向とは反対の方向へ伝搬する。熱放射を測定するための出力ファイバ１７１２は、石英、サファイア、ゲルミネイトガラス（germinate glass ）、フッ化物ガラスまたは中空ファイバから作られ得る。ＴＯＴ温度制御用のシステムおよびデバイスは、手術用レーザの一部分である。同じシステムは、ＴＯＴ準備デバイスの一部分である。ＴＯＴ準備デバイスは、ＴＯＴ、吸収素子およびチップ清掃システムの取付具を備える。ＴＯＴ準備デバイスは、二重用途（dual used ）ＴＯＴ温度制御システムを有する手術用レーザの一部分であってよい。ビームスプリッタ１７０５は、フィルタ１７１４、レンズ１７１５および光検出器１７１６とともに、熱放射信号の検出ならびにＴＯＴおよび組織の温度の測定に使用される。ビームスプリッタ１７０４は、フィルタ１７０９、レンズ１７０７および光ダイオード１７０８とともに、光信号の検出に使用される。光信号は、ＴＯＴからの後方反射された主レーザ放射であってよい。少なくとも１つの追加のレーザまたはＬＥＤ放射が、同じ出力ファイバの中へ注入されることができ、１７０４、フィルタ１７０９、レンズ１７０７および光ダイオード１７０８と同じチャネルまたは類似のチャネルの中で、検出され得る。追加のレーザまたはＬＥＤは、様々な波長で放射し得る。チップまたは組織からの蛍光を測定するため、同じチャネルが使用され得る。温度および光信号をより良好に分離するため、２重被覆（double cladding ）をもつファイバが使用され得る。

図１６および図１７に示される配置において、ビームスプリッタ１６０４または１７０５とフィルタ１６０８または１７１４は、２次（熱）放射と、反射または散乱されたダイオードレーザ放射との間の、スペクトル分離を遂行する。スペクトル分離に加えて、またはそれに代わって、これらの光信号の間の時間的分離を遂行し得る。具体的には、レーザ放射はパルス化され、熱放射はパルス間の休止中にのみ測定され得る。散乱および反射されたとき、レーザ放射は存在せず、それゆえ、測定プロセスと干渉しない。

最適性能を得るためには、パルス間の休止は、好ましくは、ＴＯＴの熱緩和時間よりも小さくなければならない。ＴＯＴの熱緩和時間は、チップの直径および構成に依存して０．００１ｍｓと５００ｍｓとの間である。ＴＯＴの熱緩和は２つの成分を備え得る。

第１の成分は吸収センターの熱緩和であり、他の成分はチップ体積の熱緩和である。吸収センターは、通常、範囲０．１〜１００μｍの厚さおよび範囲約０．００１〜１０ｍｓの熱緩和時間を有する薄膜層の中に置かれる。第２の成分は、全体としてのＴＯＴの熱緩和に関係する。ＴＯＴは、範囲２００〜１０００μｍの直径および範囲約２５〜６２５ｍｓの熱緩和時間を有する。吸収センターおよびチップ体積の双方の温度は、前述の方法および装置を用いてレーザパルス間の休止中に測定され得る。休止は約１０〜６２５ｍｓでなければならない。吸収センターの温度は、最初の０．００１〜１０ｍｓの間に測定されねばならない。チップ体積の温度は、第１の測定の後の６２５ｍｓまでの区間で測定されねばならない。これらの測定に基づいて、これらの温度のいずれも、別々に調整または維持され得る。例えば、全チップ体積温度の測定は、レーザ出力を限定することによって熱誘発チップ吸収を防止するように使用され得る。

さらに他の実施形態において、温度および光信号の分離は、ビームスプリッタなしで遂行される。この実施形態において、後方信号を測定する装置は、レーザ放射の入力、光学分別器、ならびに、放射をチップへ供給し、組織またはチップから光学分別器へ後方熱放射および任意的な光信号を供給する光導波路（例えば、光ファイバ）を含む。この実施形態において、少なくとも１つの方向で導波路の中へ結合されるレーザ放射の開口数ＮＡ_Ｌは、導波路（放射ガイド）の開口数ＮＡ_Ｗよりも小さい。

光学分別器は、ＮＡ_Ｌよりも小さい開口数を有する放射を透過し、開口数ＮＡ_Ｌの外側の放射を反射または偏向し得る。分別器は反射または屈折素子を有し得る。反射または屈折素子は、導波路からの後方放射を測定するために、ＮＡ_Ｌよりも大きいがＮＡ_Ｗよりも小さい角度で出力導波路からの放射を光検出器へ指向する。後方放射は２次放射または反射／後方散乱放射であってよい。例えば、分別器は、反射コーティングで部分的に覆われたレンズであってよい。このレンズはいくつかの目的に役立つ。これらの目的には、開口数ＮＡ_Ｌを有しレーザへ光学的に結合される入力ファイバから、開口数ＮＡ_Ｗを有しレーザ放射をチップへ供給して反射および２次放射を光検出器へ戻す第２のファイバへ、放射を伝達することが含まれる。

デバイスは次のように動作する。レーザ放射は第１の光ファイバを離れ、レンズ分別器へ入る。レンズの前方表面で反射された放射部分は、合焦レンズによって光検出器の受光区域へ収光される。光検出器は入射光パワーモニタとして働く。レーザ放射は、主レンズによって第２の光ファイバ（放射ガイド）へ合焦され、チップおよび治療組織へ伝搬する。第２の光ファイバの遠位端またはＴＯＴにおいて、レーザ放射は２次放射へ部分的に変換される。２次放射はファイバに沿って後方へ伝搬し、レンズ分別器へ戻る。第１および第２のファイバは相異なる開口数を有する。したがって、これらのファイバから来る放射は、相異なる発散ＮＡ_ＬおよびＮＡ_Ｗを有する。レンズ分別器は、入力放射開口（input radiation aperture ）の外側に反射コーティングを有する。初期放射発散の外側で立体角に含まれる２次放射の部分は、反射コーティングの上に当たり、反射され、他のレンズによって、２次放射を受け取る光検出器の受光区域へ部分的に合焦される。さらに、第２の光ファイバの出力は、チップおよび生物組織から部分的に反射または後方散乱されたレーザ放射を含む。この放射は、同じ反射コーティングからも反射され、他のレンズによって他の光検出器へ集光される。

図１６および図１７で示される光学方式と同じ機能を有する方式が、光ファイバコンバイナまたは一体化光学素子に基づいて組み立てられ得る。図１８は、この実施形態の光学方式を示す。レーザ放射は、光ファイバコンバイナ１８０１のファイバ１８０２の中へ結合される。さらに、パイロットビームが他のファイバ１８０３の中へ結合される。放射は、出力ファイバ１８０６を介して組織１８０７へ供給される。後方２次放射は、光検出器１８０５によってファイバ１８０４の出力の中で測定される。光ファイバコンバイナの他のチャネル、例えば１８０８は、後方反射レーザ放射の検出に使用され、例えば１８０９は、他の補助光源からの放射の結合に使用され得る。

組織の光学特性（吸収、散乱）は、レーザ放射の影響のもとで変化し得る。したがって、レーザ放射波長に対して反射および後方散乱信号も変化し得る。この光信号は、温度信号とともに出力ファイバの中へ結合され、ファイバに沿って主レーザ放射の伝搬方向とは反対の方向へ伝搬する。

加えて、組織の光吸収は、外因性発色団を組織の中または上へ追加することによって変化し得る。例えば、溝の創傷清拭（debridement ）または汚染除去中に、吸収材料、例えば黒インクを歯周ポケットの中へ追加し、殺菌を容易にする熱発生を増加することが可能である。レーザ照射中、この化合物の温度はＴ_ＴＯＴの測定と同じ配置を使用して測定される。

チップの材料、構造、特に材料屈折は、強い光閉じ込めをもたらすように選択され得る。これは、組織治療のために最も遠位部分のみを使用し、あるいは、制御された光漏出を組織へもたらして、高速の深い切断にはチップが横から切断し、または歯内管殺菌のような使用にはチップが側面焼成に使用されるようにするためである。ＴＯＴからの初期レーザ放射および２次放射は組織へ漏出し得る。さらに、組織に近い屈折を有するチップは、組織の中へ浸漬されないとき光を良好に閉じ込めるが、チップが組織の中へ浸漬されると、直ちに光は横へ伝搬する（漏出）。この光漏出は側面切断を容易にし、組織の深部へ貫通する光パワーを限定し得る。

光チャネルは、いくつかの効果、例えば、組織タイプの検出や、レーザによって誘発された凝固、蒸発、炭化のような組織内の変化の測定および制御に使用され得る。光チャネルは、ＴＯＴが粘膜の内部にあるときの、ＴＯＴの状態、損傷および劣化、組織内の移動速度、組織内のチップの深度、ＴＯＴと歯根または骨のような硬組織との間のギャップの、測定にも使用され得る。

組織検出は、いくつかの波長についての後方反射の測定に基づくことができる。例は、粘膜の上皮、網状または乳頭層、骨、象牙質、エナメル質、歯科材料の検出を含む。レーザ出力は、治療組織に対して最適効果を得るように自動的に調節され得る。例えば、可視（赤、緑、青）または近赤外範囲で動作する追加のレーザまたはＬＥＤは、同じファイバ供給システムの中で組み合わせられ、反射光はスペクトル分析されるか、フィルタまたは他の光学素子を使用していくつかのスペクトルチャネルへ分離され、システムは、相異なるチャネル内の反射または後方散乱の比を分析することによって、相異なる組織タイプについて較正され得る。例えば、組織のタイプを検出する場合、２つの波長についての反射信号が使用される。例えば、１つの波長は、血液について高い吸収を有する範囲３００〜６００ｎｍから選択され、他の波長は、血液について低い吸収を有する範囲、例えば６００〜２０００ｎｍ、好ましくは６００〜９００ｎｍから選択されて、結合組織が区別され、粘膜の上皮対網状または乳頭層、軟組織対硬組織が、区別され得る。虫歯のエナメル質または象牙質からの光の高い後方散乱反射に基づいて虫歯を検出するため、同じチャネルが使用され得る。虫歯検出の好ましい波長は、範囲３００〜１３００ｎｍ、好ましくは４００〜１１００ｎｍから選択され得る。

光チャネルは、部分または全面凝固、除去、炭化のような組織内の変化の検出、および組織深部の凝固の測定のために使用され得る。例えば、もし組織の凝固が起これば組織の散乱は変化することが公知である。それゆえ、凝固レベルをモニタし、凝固が所定のレベルへ到達した後にレーザ出力を遮断または変化させるため、散乱のリアルタイム制御が使用され得る。これは、特に、所定のパラメータを用いて凝固カラムまたはスポット（coagulation columns or spots）を生成するために使用され得る。

多くの切断応用の場合、レーザの少なくとも部分吸収を有するチップ、言い換えれば、初期化または黒化されたチップを有することが必須である。これは、生物組織に対して、特にスペクトル範囲７００〜１２００ｎｍで弱い吸収を有する新しい赤外レーザについて、特に重要である。初期化されないことは、レーザ放射による組織の程度の高い被爆および組織への深い貫通を導き、これは組織の相当な体積の過熱および損傷を導き得る。ＴＯＴからの２次放射の検出を有するシステムでは、チップが操作者の過失によって初期化されていないか、黒化部分が治療中に破壊されたことによる、２次放射のないことまたは相当な低減を検出することが可能である。もしシステムがチップ温度の維持を試みているならば、この試みは２次放射検出チャネルにおける信号示度を所定のレベルに維持することを意味し、チップ吸収のないことは閉ループシステムの「暴走（run away）」を生じ、異常に高いレーザ出力を生じる。もし「暴走」が起こっていれば、それは異常に高いレーザ出力と組み合わせられた異常に低い信号として検出され得る。したがって、システムは、暴走防御の特徴を有し、レーザを遮断してチップ状態の検証をユーザに促し得る。

いくつかの手順の場合、反対の状況が起こる。これらの手順は、クリーンな非初期化チップまたはファイバ遠位端を使用して遂行されねばならない。したがって、レーザ放射のみが低温チップから放射されねばならない。この状況において、例えば汚染または組織との偶発的接触による、チップの意図されない黒化を検出することが有用である。このような状況では、システムは、意図されない、チップまたは接触組織の黒化もしくは炭化から防止され得る。もしチップからの２次放射が所定の閾値を超過するならば、システムはレーザを遮断し、それとともに、またはそれに代えて、チップ状況の検証をユーザに促し得る。他の条件が同じであれば、所定の温度を維持するために要求されるレーザ出力は組織内のチップ移動に依存するので、この出力の変化は、組織内の移動の減速または停止の検出を含むチップ移動速度のモニタに使用され得る。組織の延長された被爆は、付随的熱損傷を増加し、強い凝固および炭化を生成するおそれがあることが公知である。それゆえ、リアルタイムの自動化出力制御を遂行してチップ温度を維持する同じシステムが、減速移動または停止を検出して操作者に警告し、またはレーザ放射を遮断して不必要な組織損傷を防止する。手動部品の移動の減速は、Ｔ_ＴＯＴまたはその時間の導関数ｄＰ／ｄｔを維持するために要求される出力の変化によって検出され得る。移動が急激に減速または停止したとき出力は低下する。なぜなら、速度が遅くなるかゼロになったとき、温度を維持するために要求される出力は小さくなるからである。チップ移動速度を査定する他の方法が使用可能であり、例えば、組織内でチップを移動するのに要求される力が、張力センサ、光反射／後方散乱センサ、音響センサ、加速度計などを使用して査定される。

速度モニタリングへの他のアプローチは、切断中の組織内移動に要求される接線力に関係する。速度は、特に、生物組織内のチップ移動に抵抗する接線力によって限定される。この力は、切断プロセス中に変動する。なぜなら、生物組織は、その構造において均一ではないからである。力が大きくなると、切断に可能な速度は小さくなる。いくつかの場合、組織の抵抗は、光学チップの破壊を導き得る。それゆえ、力はセンサを用いて直接制御され、レーザ出力はリアルタイムで調節され、意図された速度での切断を継続する能力が確保され得る。一般的には、チップは黒化遠位端を有するシリンダである。切断中に、遠位端は生物組織の中に浸漬され、移動中に接線力を受ける。力測定素子の１つの実施形態が図１９に示される。デバイスは、レーザ手動部品１９０１、チップ１９０２、ロードセル１９０３および取付具１９０４からなる。ロードセル１９０３の一端は手動部品１９０１へ取り付けられ、他端は取付具１９０４を介してチップ１９０２へ取り付けられる。切断中に、接線力はチップおよび取り付けられたロードセルを屈曲する。ロードセルは力に比例した電圧を生成する。チップ温度と、レーザ出力およびレーザ放射の散乱との関係は、組織内のチップの深度とともに変化し得る。それゆえ、この深度は、これらの信号の検出、および適切な信号または深度の関数としての比の較正によってモニタされ得る。

ＴＯＴが粘膜中にあるとき、光チャネルは、ＴＯＴと歯根または骨のような硬組織との間のギャップを測定するために使用され得る。散乱レベルまたはスペクトルは、軟組織の中に浸漬されたチップが、歯または骨のような硬組織に接近しているときに変化し得る。これは、光ファイバへ戻る主レーザ放射の後方散乱または反射をモニタすることによって、または、異なる波長の補助レーザ源を追加し、検出されて光ファイバから戻る２つ以上の光信号の比を比較することによって、検出され得る。範囲３００〜２５００ｎｍ、好ましくは３００〜１３００ｎｍの波長の場合、硬組織からの後方散乱信号は、粘膜の場合よりも著しく高い場合がある。これらの差は、硬組織と、軟組織中に浸漬されたチップとの間の、ギャップを検出するために使用され得る。硬組織、歯周ポケット、根管内の細菌の存在について測定し、歯根の上の結石を検出するために、光チャネルが使用され得る。

レーザ放射は蛍光を励起し得る。蛍光は検出され、細菌膜または他の有機汚染の表示として機能し得る。レーザ治療に使用される同じファイバが、蛍光を励起するためレーザ治療光または補助光である光を供給し、光ファイバへ戻ってファイバの近位端で検出される蛍光放射を収光するために、使用され得る。蛍光信号は、波長３００〜１０００ｎｍを有するレーザまたはＬＥＤによって励起され得る。この放射は、パイロットレーザと類似した光学方式を介して供給され得る。励起レーザは、ＣＷであるか、蛍光減衰時間よりも短いパルス幅を有し得る。蛍光の検出は、レーザパルスの後に遂行され得る。ＴＯＴ温度を測定するために使用され得る光チャネルは蛍光材料を含み、検出システムはＴＯＴから放射された蛍光信号を測定する。蛍光放射は光ファイバを介して後方へ部分的に伝搬し、光センサによって検出される。蛍光放射のピークは、チップ内の蛍光材料の温度の変化によってスペクトルシフトをし得る。

ＴＯＴは、光エネルギーを音響エネルギーへ変換するために使用され得る。チップ上の吸収体と接触する組織水分は、気泡形成を伴う蒸発温度へ加熱され得る。気泡は、組織内で正または負の圧力を生成し得る（音波）。音波は強い治療効果、例えば、組織切断、歯根の上の結石の破壊、骨および歯周靭帯における脈管系の細胞活動を促進し、歯周再付着を促進し得る。吸収体上の気泡の形成中に、チップの温度は変化し、この変化は上述したフィードバック制御システムを用いて測定され得る。レーザ出力は、この信号に基づいて調整され得る。Ｔ_ＴＯＴ制御システムを使用して、気泡形成および音響エネルギーのパラメータは、最適治療結果を得るように制御および最適化され得る。ＴＯＴまたは組織の治療領域へ音響的に結合された音響センサを使用して、同じパラメータが測定され得る。音響信号は、組織治療プロセスの制御に使用され得る。音響または光音響信号は、組織タイプの検出および組織除去の検出に使用され得る。

ＴＯＴからの熱伝導に加えて、生物組織へ部分的に貫通して赤外放射へ部分的に変換されるレーザ放射が、生物組織に吸収される。この場合、生物組織が加熱される。１００℃を超える温度へ組織を加熱するとき、組織内に含まれた液体は沸騰し、気泡を形成し始める。臨界サイズへ到達したとき、気泡は崩壊し、細菌およびそれらの周囲組織を破壊し得る低圧力の波を形成する。上述のシナリオは、歯周疾患の治療、すなわち、歯の構造を確保し熱破壊によって病原菌の濃度を低減するための、歯肉溝内の照射に使用され得る。細菌の熱錯乱は、細菌の温度が５０〜８０℃へ上昇したときに達成され得る。歯根表面の温度は象牙芽細胞傷害の臨界値よりも小さい事実によって、安全が保証される。

レーザ熱の発生は、溝の中の内因性発色団または外因性発色団に関連づけられ得る。そのような外因性発色団は、例えば、炭素の粒子およびナノ粒子（nanoparticles ）、金の粒子、食用色素のような有機分子、メチレンブルーやインドシアニングリーンなどのような低光毒性色素を含む、炭素粒子の水性懸濁液であってよい。例えば、炭素粒子は、約１０ナノメートルから２００μｍのサイズを有し得る。好ましいサイズは０．１〜５μｍである。炭素粒子は、歯周ポケットへの容易な侵入、または細菌もしくは生物膜への選択的付着を得るため、コーティングされるか生体高分子の中にカプセル化され得る。発色団の濃度は、周囲組織の保証された安全とともに細菌への最大加熱効果をもたらすように、最適化され得る。濃度は、光波長について、範囲１０〜１００００ｃｍ^−１、好ましくは２５０〜５０００ｃｍ^−１の吸収係数をもたらす範囲から選択される。レーザ治療の前に、ブラシ、注射器または他の塗布器を使用して、外因性発色団を有する化合物が歯周ポケットの内部に塗布される。

歯周病の治療方法は、歯肉ポケットレーザ治療にある。その場合、レーザ放射は、キャビテーション気泡が歯肉ポケットに形成された後のある時間に終了され、これらの気泡が消え去ると直ちに再開される。デバイスによる本方法の実現については、図２０を参照されたい。デバイスは、レーザ２００１、供給システム２００２、手動部品２００３およびチップ２００４からなる。チップ２００４は、吸収０．０５＜Ａ＜０．７、好ましくは０．０５＜Ａ＜０．３を有し、最も好ましくは吸収を有しない光学チップである。吸収体および発色団（例えば炭素粒子）の温度は、発色団からの熱放射または上述した光学系を使用して測定される。歯周ポケット内の細菌の治療は、チップ２００４と音響的に結合された音響センサ２００５によって制御され得る。音響センサ２００５の出力は、制御システム２００６を介してレーザ出力を調節するために使用される。

デバイスは次のように動作する。手動部品２００３からチップ２００４までを有する供給システム２００２のレーザ２００１からのレーザ放射は、歯肉溝の中へ供給される。レーザ放射の吸収は、細菌の加熱、加えて気泡の加熱を生じ、音波を発生する。チップ２００４と接触する組織の温度は、制御システム２００６の中の測定モジュール（例えば図１６）へ向かって後方へ伝搬する２次熱放射に基づいて測定される。温度が安全限界に達すると、直ちにレーザ出力は調節または遮断され得る。音波は音響センサ２００５によって測定される。音響センサ２００５の信号は制御システム２００６へ伝送される。気泡の形成が音響的に検出されると、直ちにレーザ出力は調節または遮断され得る。気泡の形成は停止し、音波は消え去り、レーザ出力が再開される。

接触モードにおける光学または熱光学チップは、ある一定の機械力を用いて組織へ適用されねばならない。この機械力は、移動速度、組織の機械的特性およびレーザ出力の変化に応じて、操作者によって変更される。機械力の最適範囲は、チップの設計（例えば直径）および組織の特性に依存する。機械力は、垂直方向で０．５〜３０グラム、好ましくは２〜１０グラムの範囲であり、水平方向で５〜２０グラムの範囲である。操作者の手から組織へ一貫した機械力を与えるため、機械力の最適化を有するレーザ手動部品が提案された。そのような手動部品の実施形態の概略図は、図１４として示される。熱光学または光学チップ１４０１は、保持器１４０５の中に搭載される。この保持器は、所定の弾性を有するばね１４０２、１４０３および１４０４を介して、手動部品のボデー１４０６と機械的に接続される。垂直ばね１４０４が伸長し、一方１４０３がばねを圧縮する。水平ばねはＯリングとして作られ得る。ばねは力センサを含んでもよい。手動部品は加速度計へ取り付けられ得る。力センサまたは加速度計からの信号は、レーザ出力の制御に使用され得る。

［他の実施形態］
本発明は、その詳細な説明とともに説明されたが、これまでの説明は例示を意図され、本発明の範囲の限定を意図されない。本発明の範囲は、添付された特許請求の範囲によって規定される。他の態様、利点および修正は、後続する特許請求の範囲の中にある。「〜のような」（such as ）および「例えば」（for example ）の使用は、例示を目的とするだけで、分類内の性質または項目を限定しない。

Claims (38)

1. 手術用レーザデバイスであって、
   近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合されたレーザ放射源を備え、前記放射ガイドが前記近位端と前記遠位端との間で放射を伝導し、
   前記放射ガイドの前記近位端が、前記レーザ放射源からレーザ放射を受け取り、
   前記遠位端が、チップを有し、前記レーザ放射を少なくとも部分的に直接吸収し、前記遠位端の温度を表示する２次放射を発生し、
   前記遠位端から前記近位端へ前記２次放射を伝導する手段と、
   前記２次放射を受け取って遠位チップの温度を表示する出力信号を生成する、前記近位端へ光学的に結合された検出器と、
   前記出力信号に応答して、前記レーザ放射源を制御し、前記出力信号を所定のレベルに維持する手段とを備える手術用レーザデバイス。
2. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記チップが取り外し可能である手術用レーザデバイス。
3. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記チップが熱光学チップである手術用レーザデバイス。
4. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記レーザ放射の波長が、約１９０ｎｍ〜約１１０００ｎｍの範囲である手術用レーザデバイス。
5. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記レーザ放射の波長が、約４００ｎｍ〜２７００ｎｍの範囲である手術用レーザデバイス。
6. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記放射ガイドが光ファイバである手術用レーザデバイス。
7. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記放射ガイドが中空ガイドである手術用レーザデバイス。
8. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記検出器が、約３００ｎｍ〜約１８０００ｎｍの範囲の波長を有する光学的放射を検出する手術用レーザデバイス。
9. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
   前記検出器が、約１０００ｎｍ〜２７００ｎｍの範囲の波長を有する光学的放射を検出する手術用レーザデバイス。
10. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記検出器が、約１３００ｎｍ〜２７００ｎｍの範囲の波長を有する前記放射を検出する手術用レーザデバイス。
11. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記検出器が、約３００ｎｍ〜約１５００ｎｍの範囲の波長を有する前記放射を検出する手術用レーザデバイス。
12. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記検出器が、約１５００ｎｍ〜約２７００ｎｍの範囲の波長を有する前記放射を検出する手術用レーザデバイス。
13. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記出力信号の前記所定のレベルが、前記チップの所定の温度に対応する手術用レーザデバイス。
14. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記チップの前記所定の温度が、治療中の凝固領域の所定のサイズに相関する手術用レーザデバイス。
15. 請求項６に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記光ファイバが裸の光ファイバ端であり、その裸の光ファイバ端が、前記遠位端における前記レーザ放射を少なくとも部分的に吸収して熱光学チップを生成する手術用レーザデバイス。
16. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記放射ガイドが光または中空ファイバを有し、その近位端が前記レーザ放射を受け取り、その遠位端が熱光学チップの近位端と光学的に接続され、前記熱光学チップの遠位端が前記レーザ放射を少なくとも部分的に吸収する手術用レーザデバイス。
17. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記２次放射が蛍光放射である手術用レーザデバイス。
18. 請求項１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記チップが、埋め込まれた吸収材料を有する手術用レーザデバイス。
19. 請求項１８に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記吸収材料が、炭素粒子、金属イオンまたは金属酸化物を有する手術用レーザデバイス。
20. 請求項３に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記熱光学チップが範囲０．０５〜１の吸収を有する手術用レーザデバイス。
21. 請求項３に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記熱光学チップが範囲０．５〜１の吸収を有する手術用レーザデバイス。
22. 熱光学チップを製造する方法であって、
    光透過性材料からなる光学チップを用意することと、
    光吸収材料を前記チップに接触させることと、
    レーザ出力を前記チップへ適用することによって、前記光吸収材料を前記チップの表面へ埋め込むか、前記チップの材料の中へ埋め込むことと、
    前記レーザ出力を前記チップへ適用することによって、前記チップを焼鈍することとを備える方法。
23. 請求項２２に記載の方法において、
    前記レーザ出力を適用することが、前記レーザ出力を自動的に調節して、前記チップの所定の温度レベルを維持することを含む方法。
24. 請求項２２に記載の方法において、
    前記光吸収材料を前記チップの表面へ埋め込むか、前記チップの材料の中へ埋め込んだ後に、前記チップを機械的または化学的に清掃することをさらに備える方法。
25. 請求項２２に記載の方法において、
    前記レーザ出力を前記チップへ適用することによって前記チップを焼鈍した後に、前記チップを冷却すること、およびその冷却ステップの後の他の焼鈍ステップをさらに備える方法。
26. 手術用レーザデバイスであって、
    近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合されたレーザ放射源を備え、前記放射ガイドが前記近位端と前記遠位端との間でレーザ放射を伝導し、
    前記近位端が、前記レーザ放射源から前記レーザ放射を受け取り、
    前記遠位端が、組織を手術するためのチップを有し、
    前記チップによって前記組織へ適用される力を制御する機構を備える手術用レーザデバイス。
27. 請求項２６に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記機構がばね式機構である手術用レーザデバイス。
28. 請求項２６に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記機構が、力または圧力センサおよびそのセンサからの出力信号に応答する制御システムをさらに有し、その制御システムが、前記チップのレーザ出力または温度を所定のレベルに維持するように前記レーザ放射源を制御する手術用レーザデバイス。
29. 手術用レーザデバイスであって、
    近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合された少なくとも１つのレーザ源を有する光放射源を備え、前記放射ガイドが前記近位端と前記遠位端との間でレーザ放射を伝導し、
    前記放射ガイドの前記近位端が、前記光放射源から前記レーザ放射を受け取り、
    前記遠位端から前記近位端へ反射および／または後方散乱放射を伝導する手段と、
    前記反射および／または後方散乱放射を受け取って出力信号を生成するために光学的に結合された検出器と、
    前記出力信号に基づいて前記レーザ放射を調節または終了する手段とを備える手術用レーザデバイス。
30. 請求項２９に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記遠位端から受け取られた前記反射および／または後方散乱放射が、組織の手術に使用される前記レーザ放射とは異なるタイプの放射である手術用レーザデバイス。
31. 手術用レーザデバイスであって、
    近位端および遠位端を有する放射ガイドへ光学的に結合されたレーザ放射源を備え、前記放射ガイドが前記近位端と前記遠位端との間でレーザ放射を伝導し、
    前記放射ガイドの前記近位端が、前記レーザ放射源から前記レーザ放射を受け取り、
    前記遠位端が、前記レーザ放射を少なくとも部分的に吸収し、前記レーザ放射を吸収することによって加熱され、加熱された後に２次放射を発生し、
    前記２次放射が、生物組織を切断する、凝固させる、蒸発させるまたは除去するのに十分な出力である手術用レーザデバイス。
32. 請求項３１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記２次放射が黒体白熱放射である手術用レーザデバイス。
33. 請求項３１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記２次放射を前記組織へ供給するために前記遠位チップと光学的に結合された光学系をさらに備える手術用レーザデバイス。
34. 請求項３３に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記光学系が反射体である手術用レーザデバイス。
35. 請求項３３に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記光学系がレンズである手術用レーザデバイス。
36. 請求項３３に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記光学系が集光器である手術用レーザデバイス。
37. 請求項３３に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記光学系が導波路である手術用レーザデバイス。
38. 請求項３１に記載の手術用レーザデバイスにおいて、
    前記チップの側面が、前記チップの１つまたは複数の側面から２次放射を発生する手術用レーザデバイス。

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