JP2021510615A

JP2021510615A - 選択的光熱分解を最適化するための方法および装置

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Abstract

本発明は、選択的光熱分解手術用放射線システムに関する。このシステムは、手術用放射線パルス及びオプションの同期された補助放射線パルス（又は変調）を手術用放射線パルスの直後の調整可能な時間遅延で生成するためのチューナブル放射線源と、放射線ビームを組織に送出するための放射線送出ユニット及び放射線パルスによって励起された光音響信号を取得するための超音波検出器を備えた患者インターフェースと、超音波検出器から情報を取得し、情報を分析し、手術用結果を最適化するための最適な中心波長、又は最適な放射線パルス幅、又は最適な放射線パルスエネルギー、又はそれらの組み合わせを有する放射線パルスの生成を制御するチューナブル放射線源における制御システムと、を備える。

Description

本発明は、手術技術、装置及び方法に関し、選択的光熱分解（ＳＰ）手術のための手術技術、装置及び方法を含む。幾つかの技術は、高密度焦点式超音波療法を含む、組織内の病変を加熱する一般的な手術システムに適用することができる。

１９８３年にＳＣＩＥＮＣＥが発表した論文でＡｎｄｅｒｓｏｎとＰａｒｒｉｓｈが説明したＳＰは、手術ターゲットにレーザマイクロビームを向ける必要なしに、短いレーザパルスを利用して光吸収病変周辺の付帯的熱的損傷又は機械的損傷を正確に制御する。ＳＰは、その革新的な科学的概念だけでなく、手術ターゲットに対する独自の温度効果により、他のレーザ光熱療法とは区別される。ＳＰシステムは、短い手術用レーザパルスエネルギーを手術ターゲットに蓄積し、空間的かつ時間的に制限された温度パルスを生成する。パルス持続時間は、レーザパルス持続時間に手術ターゲットの熱緩和時間を加算したものに等しい。生体内のヒト組織における手術ターゲットの温度は、手術用レーザパルスの直後に正常な体温に戻る。ＳＰの短い温度パルス（レーザタトゥー除去の場合は１０ｎｓ程度短い）は、従来技術において光音響方法で監視可能な、緩変化温度を伴う光熱療法とＳＰとを区別する。しかしながら、従来技術におけるこのような光音響方法では、ＳＰの温度パルスを測定することができない。また、光音響方法（超音波検出器）コアデバイスは、従来技術におけるＳＰシステムに適用されたことがない。本発明で開示される光音響方法は、従来技術における既存の光音響方法の不正確さ又は侵襲性を被ることなく、その独特の生体内較正能力に加えて、温度パルスと緩変化温度の両方を測定することができる。

ＳＰレーザ手術に関連する技術的な挑戦は、手術ターゲット対自然発色団のレーザエネルギー蓄積比の最大化、手術ターゲットへのレーザエネルギー蓄積の制限、及びレーザパルスエネルギーの最適化を含む。最適化されていないＳＰレーザパラメーターは、レーザ手術結果が不十分であることと関連している。妥協したＳＰレーザ手術結果は何十年間よく知られているが、ＳＰの従来技術には良い解決策はない。

本発明は、選択的光熱分解（ＳＰ）手術を最適化するための手術技術、装置及び方法に関する。幾つかの技術は、高密度焦点式超音波療法を含む、組織内の病変を加熱する一般的な手術システムに適用することができる。なお、本明細書におけるチューナブル光源は、その中心波長、又は光パルス幅、又は光パルスエネルギー、又はそれらの組み合わせにおいて、チューニング能力を持つ光源を広く意味する。

一態様では、パルス光ＳＰ手術システムは、制御システムの制御下でパルス手術用光ビームを生成するためのチューナブルパルス光源と、ターゲット組織と接触するように動作可能な患者インターフェースとを備える。患者インターフェースは、光送出ユニット、音響検出器、及びインターフェース媒体を備える。光送出ユニットは、光ビームプロファイルを成形し、多関節アームで光ビームを送出し、光ビームの直径を調整し、光ビームを、インターフェース媒体を介して組織表面に伝送する。パルス光ビームは、インターフェース媒体を介して伝播し音響検出器によって検出された光音響波を励起する。検出された光音響信号は、最適なＳＰ手術結果のための最適な中心波長又は最適な光パルスエネルギー又はそれらの組み合わせを持つ手術用光パルスを生成するために、制御システムによってデジタル化され分析される。

別の態様において、手術用光パルス及び手術用放射線パルスと同調される補助光パルスをそれらの間の調整可能な時間遅延で生成するパルス光ＳＰ手術システムは、チューナブルパルス光源と、ターゲット組織と接触するように動作可能な患者インターフェースとを備える。患者インターフェースは、光送出ユニット、音響検出器、及びインターフェース媒体を備える。光送出ユニットは、光ビームのビームプロファイルを成形し、多関節アームで光ビームを送出し、光ビームの直径を調整し、光ビームを、インターフェース媒体を介して組織表面に伝送する。光ビームは、インターフェース媒体を介して伝播し、音響検出器によって検出された光音響波を励起する。補助光パルスは、一連の温度関連の測定を可能にする。検出された光音響信号は、最適なＳＰ手術結果のための最適な中心波長、又は最適なパルス幅、又は最適なパルスエネルギー、又はそれらの組み合わせを持つ手術用光パルスを生成するために、制御システムによってデジタル化され分析される。

別の態様では、ＳＰ手術計画システムは、治療量以下の手術用光パルス及び手術用放射線パルスと同調される補助光パルスをそれらの間の調整可能な時間遅延で生成できるチューナブルパルス光源と、ターゲット組織と接触するように動作可能な患者インターフェースとを備える。患者インターフェースは、光送出ユニット、音響検出器、及びインターフェース媒体を備える。光送出ユニットは、光ビームのビームプロファイルを成形し、多関節アームで光ビームを送出し、光ビームの直径を調整し、光ビームを、インターフェース媒体を介して組織表面に伝送する。光ビームは、インターフェース媒体を介して伝播し、音響検出器によって検出された光音響波を励起する。補助光パルスは、一連の温度関連の測定を可能にする。検出された光音響信号は、別の従来のパルス光ＳＰ手術システムで使用される最適な手術用光パルスパラメーターを確定するための制御システムによってデジタル化され分析される。

別の態様では、パルス放射線ＳＰ手術システムは、２つのチューナブル放射線源と、ターゲット組織と接触するように動作可能な患者インターフェースと、制御システムとを備える。一方のチューナブル放射線源は、制御システムの制御下で、組織内の病変、又は組織内の病変に付着した外来の造影剤に温度パルスを生成するためのパルス手術用放射線を発生する。他方のチューナブル放射線源は、制御システムの制御下で、組織内の病変、又は組織内の病変に付着した外来の造影剤によって吸収できるパルス又は変調された温度感知放射線ビームを発生する。患者インターフェースは、放射線ビームを組織に送出するための放射線送出ユニットと、放射線ビームによって励起された光音響信号を取得するための超音波検出器とを備える。制御システムは、患者インターフェースにおける超音波検出器から情報を取得し、情報を分析し、最適なＳＰ手術結果のための最適な中心波長又は中心周波数、又は最適なパルス幅、又は最適なパルスエネルギー、又はそれらの組み合わせを持つ手術用放射線ビームの生成を制御する。

別の態様において、手術用レーザ波長をチューニングし、未知の手術ターゲットのＳＰレーザ治療を最適化するための方法は、分光学的走査のための一連の手術用波長点を確定し、患者インターフェースと音響検出器の両方を設定するステップと、波長ごとに多数の治療量以下の手術用レーザパルスを送り出し、光音響信号を取得し平均化し、全ての波長点について繰り返すステップと、全ての波長点について、２次元の深さ分解相対消衰係数情報を再構築するステップと、全ての吸収体について相対消衰係数曲線を計算し、未知の手術ターゲットを識別するステップと、未知の手術ターゲット対自然発色団の相対エネルギー蓄積比曲線を計算するステップと、異なるタイプの手術ターゲットに最適な手術用波長を確定するステップとを含む。

別の態様において、組織のグリュナイゼン

パラメータの温度依存相対対数関数の較正方法は、組織の平衡温度を測定するステップと、一定のレーザパルスエネルギーを持つ温度感知レーザパルスによって励起された手術ターゲットの光音響信号を測定するステップと、平衡温度での光音響信号の振幅の対数としてベースライン信号を計算するステップと、手術用レーザパルスのみを送り、励起された光音響信号を測定するステップと、手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの両方を送り、励起された光音響信号をデュアルパルスによって測定するステップと、減算演算と対数演算の後に温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅の対数を計算するステップと、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅の対数からベースライン信号を減算した後にデータ点を取得するステップと、レーザ誘起キャビテーションがある否かを確定するステップと、レーザ誘起キャビテーションがない場合、温度が平衡状態に戻るまで待機するステップと、手術用レーザパルスをｋｉ倍に増加させるステップと、上記の手順を繰り返して、レーザ誘起キャビテーションが音響検出器によって信号の非線形性から観測されるまで、組織のグリュナイゼンパラメータの相対対数関数のデータ点をより多く取得するステップと、手術用レーザパルスによる絶対温度上昇を計算し、十分なデータ点で組織のグリュナイゼンパラメータの相対対数関数の曲線をフィッティングするステップとを含む。

別の態様において、短い手術用レーザパルスの終わりに組織内の手術ターゲットの動的温度（温度パルス）を光音響的に感知する方法は、レーザ手術介入の前に体温を測定するステップと、一定のレーザパルスエネルギーで温度感知レーザパルスを送り、励起された光音響信号の振幅を測定し、その対数をベースライン信号として計算するステップと、手術用レーザパルスのみを送り、励起された光音響信号を測定するステップと、手術用レーザパルスの終わりに手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの両方を送り、励起された光音響信号をデュアルパルスで測定するステップと、手術用レーザパルスの終わりの未知の温度で温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号振幅を計算するステップと、対数演算により、温度依存の部分を他の温度非依存の部分から分離するステップと、ベースライン信号を減算することで、相対対数関数値を計算するステップと、組織のグリュナイゼンパラメータの較正された相対対数関数から手術用レーザパルスの終わりの未知の温度を確定するステップと、温度感知操作を終了するステップとを含む。

別の態様において、組織内の手術ターゲットの熱緩和時間を測定するための方法は、体温及び体温での手術ターゲットの光音響信号を温度感知レーザパルスで測定し、光音響信号振幅の対数をベースライン信号として計算するステップと、治療量以下の手術用レーザパルスを送り、励起された光音響信号を測定するステップと、正確な遅延時間で治療量以下の手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの両方を送り、デュアルパルスの励起された光音響信号を測定し、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅を計算するステップと、対数演算により温度依存の部分を温度非依存の部分から分離し、ベースライン信号を減算することで、相対対数関数値を計算するステップと、正確な遅延時間で手術ターゲットの温度を確定するステップと、手術ターゲット温度が体温に戻るまで待機するステップと、曲線フィッティングに十分な遅延時間点が取得されているか否かを確定するステップと、十分な遅延時間点が取得されていない場合、十分な遅延時間点が取得されるまで、別の遅延時間で温度を測定するために上記の手順を繰り返すステップと、温度対遅延時間の曲線をフィッティングし、手術ターゲットの熱緩和時間を確定するステップと、熱緩和時間の測定操作を終了するステップとを含む。

別の態様において、レーザ光凝固手術中に手術用レーザパルスエネルギーを最適化するための方法は、手術ターゲットを選択するステップと、手術ターゲットの熱緩和時間を測定するステップと、手術ターゲットの熱緩和時間に応じて、手術用レーザパルス幅を最適化するステップと、手術用レーザパルスのみを送り、励起された光音響信号を手術用レーザパルスで測定するステップと、手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの両方を送り、励起された光音響信号をデュアルパルスによって測定するステップと、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅を計算するステップと、対数演算により温度依存の部分を分離するステップと、熱緩和時間測定ステップで取得されたベースライン信号を減算することで、相対対数関数値を計算するステップと、手術ターゲットの温度を確定するステップと、温度が光凝固の所定手術用温度に達したか否かを確定するステップと、達していない場合、温度が体温に回復するまで待機し、手術用レーザパルスエネルギーを増加させるステップと、温度が光凝固の所定手術用温度に達するまで、上記の温度測定手順を繰り返すステップと、レーザ光凝固手術中の手術用レーザパルスエネルギーの最適化を終了するステップとを含む。

別の態様において、レーザ光破壊手術中に手術用レーザパルスエネルギーを最適化するための方法は、手術ターゲットを選択するステップと、手術用レーザパルスを送るステップと、励起された光音響信号を測定するステップと、光音響信号振幅対レーザパルスエネルギーの曲線の１点を描くステップと、レーザ誘起キャビテーションがある否かを確定するステップと、レーザ誘起キャビテーションがない場合、温度が体温に戻るまで待機し、手術用レーザパルスエネルギーを増加させ、レーザ誘起キャビテーションが観察されかつ手術用レーザパルスエネルギーが最適化されるまで、上記の手順を第２ステップから繰り返すステップと、を含む。

別の態様において、レーザ手術なしで所定温度に達するための手術用レーザパルスエネルギーを確定する方法は、手術ターゲットを選択するステップと、手術ターゲットの熱緩和時間を測定するステップと、手術ターゲットの熱緩和時間に応じて、手術用レーザパルス幅を最適化するステップと、治療量以下の手術用レーザパルスを送り、励起された光音響信号を測定するステップと、治療量以下の手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの両方を送るステップと、励起された光音響信号をデュアルパルスで測定するステップと、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅を計算するステップと、対数演算により温度依存の部分を分離し、前の熱緩和時間測定ステップで取得されたベースライン信号を減算することで、相対対数関数値を計算するステップと、治療量以下の手術用レーザパルスによる動的温度上昇（温度パルス）と、手術ターゲットを所定温度に急激に加熱するために必要な手術用レーザパルスエネルギーを計算するステップと、レーザ手術なしで所定温度に達するための手術用レーザパルスエネルギーの最適化を終了するステップとを含む。

さらに別の態様において、皮膚冷却を伴う最適化されたＳＰレーザ手術の方法は、ＳＰ手術効果を最大化するように手術用レーザ波長をチューニングするステップと、手術用レーザパルス幅を最適化するステップと、手術用レーザパルスエネルギーを最適化するステップと、体温を測定するステップと、温度感知レーザパルスを適用するステップと、表皮ターゲットの励起された光音響信号を測定するステップと、皮膚冷却パラメータを調整するステップと、皮膚冷却及び遅延された温度感知レーザパルスを適用するステップと、表皮ターゲットの温度を測定するステップと、表皮ターゲットが所定温度に冷却されているか否かを確定するステップと、所定温度に冷却されていない場合、それが所定温度に冷却されるまで、皮膚冷却パラメータを調整し表皮ターゲット温度を測定する上記の手順に戻るステップと、最適化されたＳＰレーザ手術を行うステップとを含む。

ＳＰ手術システムは、何十年もの間、不十分な手術結果を伴うクリニックで運用されている。このようなＳＰ手術は、人体の血管奇形及び色素性病変のレーザ治療を含む。本発明で開示される革新的なＳＰ手術システム及び方法は、既存のＳＰ手術システムの限界を克服し、初めて個人別の最適な治療を可能にする。

音響検出器の包含がＳＰを最適化するための鍵となる、パルス光選択的光熱分解（ＳＰ）手術システムの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。レーザによる最適化された選択的光熱分解を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。未知の色素の選択的光熱分解を最適化するための波長チューニング操作の例を示す。組織のグリュナイゼンパラメータの温度依存の相対対数関数を構成する例を示す。短い手術用レーザパルスにより急激に加熱された後の組織内の手術ターゲットの動的温度（温度パルス）感知操作の例を示す。組織内の手術ターゲットの熱緩和時間を生体内で測定することで手術用レーザパルス幅を最適化する例を示す。レーザ手術中のレーザ光凝固のための生体内手術用レーザパルスエネルギー最適化の例を示す。レーザ手術中のレーザ光破壊のための生体内手術用レーザパルスエネルギー最適化の例を示す。レーザ手術を行うことなく所定温度に達するために最適な手術用レーザパルスエネルギーを確定する例を示す。皮膚冷却を伴う最適化された選択的光熱分解レーザ手術の操作の例を示す。

その臨床的問題に取り組む前に、選択的光熱分解（ＳＰ）レーザ手術のレーザおよび組織間の相互作用メカニズムを理解することが重要である。ＳＰでは、熱的損傷と機械的損傷の両方を利用することができる。最初は、ＳＰレーザパルスによって組織温度が３７o〜４２℃に上昇した場合、測定可能な影響は発生しない。温度が４２o〜５０℃まで上昇し続けると、組織は高熱状態になる。高熱が数分間続くと、組織の大部分は壊死する可能性がある。酵素活性低下と細胞不動状態は５０℃から開始する。タンパク質とコラーゲンの変性は６０℃で発生し、組織の凝固と細胞の壊死を引き起こす。細胞膜透過性は８０℃で大幅に向上する。水分子は１００℃で気化する。レーザ誘起キャビテーションに関連する音響衝撃波により、キャビテーションと組織の機械的破裂を引き起こす可能性がある。別のタイプの機械的損傷は、短いレーザパルス励起時に光吸収体によって生成される強い光音響波によって引き起こされる可能性がある。ＳＰの主な商業的応用は、レーザタトゥー除去、血管奇形のレーザ治療、及びレーザ網膜光凝固を含む。

レーザタトゥー除去は通常、ナノ秒又はピコ秒の範囲の非常に短いレーザパルスで実行される。しかしながら、レーザタトゥー除去の背後にある提案されたメカニズムは、それらの物理的、化学的及び生物学的起源を持っている。タトゥーの着色された粒子は、短いレーザパルスによるエネルギー蓄積又は励起の際に、急速な温度上昇と体積膨張を経験する。ただし、ほとんどの温度上昇と体積膨張は、これらの粒子の熱緩和時間（熱エネルギーの５０％が放散されるのにかかる時間）によって決定される短時間後に失われる。光音響波は、これらの粒子の体積変化とともに生成される。レーザエネルギーは、光音響波の持つ熱エネルギーと機械エネルギーの両方に変換される。多くの場合、着色された粒子によって吸収される大きなレーザパルスエネルギーは、光学破壊、プラズマ生成、プラズマと着色された粒子の間の化学反応、キャビテーション及び音響衝撃波の生成を引き起こす可能性がある。これらの着色された粒子は、光音響波及び音響衝撃波によって、熱分解的に変化するか、より小さな粒子に粉砕される可能性がある。ホスティング細胞の壊死と周囲の組織の損傷は、このプロセス中に熱的及び機械的に誘発される可能性がある。結局、創傷治癒プロセスは、再貪食作用によって部分的な着色された粒子を除去し、影響を受けた組織の皮膚散乱係数を変更する可能性があり、それにより、より深い着色された粒子が見えにくくなる可能性がある。

レーザタトゥー除去応用の場合、タトゥーの色は、その光吸収スペクトル、色素の上下の組織の光散乱及び吸収係数、色素の深さ、色素の解剖学的位置など、多くの要因に依存する。大幅に異なる光吸収スペクトルを持つタトゥーは、肉眼で同じ色を呈する可能性があると報告されている。明らかに、タトゥーの色に基づいて手術用レーザ波長を選択する現在の慣行は正当化されていない。一方、レーザタトゥー除去の市場で入手できるレーザ波長はごくわずか（６９４ｎｍルビーレーザ、７５５ｎｍアレキサンドライト、１０６４ｎｍＮｄ：ＹＡＧ及び５３２ｎｍ第２高調波Ｎｄ：ＹＡＧ）である。タトゥーの色素の吸収スペクトルが偶然わかっていても、市場にある既存のレーザとマッチングしない可能性は非常に高い。ＡｎｄｅｒｓｏｎとＰａｒｒｉｓｈは、１９８３年にＳＰのチューナブルレーザを予想した。しかしながら、どのような波長に調整する必要があるか誰も知らないので、そのようなレーザはまだ利用できていない。また、治療レーザパルスエネルギーの選択は、臨床医の経験によっても決定される。レーザタトゥー除去の両方の臨床的問題は、本発明によって対処される。

血管奇形のレーザ治療は、１９７０年代のポートワインステイン（ＰＷＳ）のアルゴンレーザ（４８８ｎｍ及び５１４ｎｍ）治療から開始する。アルゴンレーザの青緑色の光は、ＰＷＳ血管内のヘモグロビンによって優先的に吸収される。血管内に蓄積したレーザパルスエネルギーは、主に熱に変換され、血栓症とＰＷＳ血管の破壊を引き起こす。第１世代のアルゴンレーザは、パルス持続時間が比較的長く（〜０．０１秒）、表皮組織の非特異的な組織熱損傷を引き起こした。このように、瘢痕化は、ＰＷＳの第１世代のアルゴンレーザ治療の頻繁な合併症であった。ＰＷＳ血管の選択的光熱分解は、ＰＷＳ血管を選択的に光凝固しかつ重なる表皮組織を低減して副作用の発生率を抑えた第１世代のパルスダイレーザ（ＰＤＬ）（５７７ｎｍ又は５８５ｎｍ、０．４５ミリ秒）によって実現された。ヘモグロビンの選択的吸収により、ＰＤＬレーザエネルギーが管腔内の血液に蓄積されると、熱が血管壁に拡散し、血管壁の壊死と、それに続く隣接する真皮への赤血球の血管外遊走を引き起こす。皮膚コラーゲンは、創傷治癒プロセスを介して光凝固されたＰＷＳ血管の空間を満たす。光凝固されたＰＷＳ病変の除去により、ＰＷＳが白くなる。第２世代のＰＤＬ技術は、より大きなスポットサイズ、より高いエネルギー密度、可変パルス持続時間、及び動的冷却を採用して、ＰＷＳをより効果的に治療する。現在、動的パルス持続時間と液体寒剤スプレーによる動的表皮冷却を備えた第２世代のＰＤＬは、ＰＷＳに最適な治療法である。しかしながら、レーザは、経験に基づいてレーザパルス幅とレーザパルスエネルギーを調整する経験豊富な臨床医が操作する必要がある。実際、完全クリアランスの平均成功率は２０％未満である。パルスレーザパラメーターの選択は、血管奇形のレーザ治療における最も挑戦的な臨床問題である。

レーザタトゥー除去及び血管奇形のレーザ治療における上記の臨床上の問題は、明らかに組織内の光吸収体の分布に関連している。一部の経験豊富な臨床医は、レーザと組織の相互作用中に発生する音を利用して、レーザタトゥー除去手術を支援する。ただし、人間は２０Ｈｚ〜２０、０００Ｈｚの音波しか聞こえない。レーザタトゥー除去では、レーザ組織相互作用が高周波超音波を生成する。それらの周波数成分のほとんどは、２０、０００Ｈｚをはるかに超えている。換言すれば、有用な情報のほとんどが完全に無視される。超音波検出器を追加して、ＳＰレーザ手術下の組織からの応答を「聞く」ことにより、本発明は、上述の臨床問題に対処することができる。レーザと組織の相互作用中の光音響波の背後にある科学は、本発明の鍵となる技術である光音響学である。

光音響技術は、１８８０年に光音響効果を発見したＡｌｅｘａｎｄｅｒＧｒａｈａｍＢｅｌｌから由来したものである。光音響波の生成は、次の段階で構成される。すなわち、これらの段階は、吸収されたパルス又は変調された放射線の熱エネルギーへの変換と、レーザパルスエネルギーが吸収されるときに上昇し、レーザパルスが終了して熱が放散するときに低下する温度の時間変化と、これらの温度変化に続く、圧力変化（即ち、光音響波）を引き起こす体積膨張及び収縮とを含む。Ｈｏｒｄｖｉｋらは、１９７７年に固体の光吸収係数を決定する光音響技術を報告した。光音響分光法は、１９８３年にＷｅｓｔらがレビューしたように、様々な従来の分光測定に適用された。光音響技術のより最近の開発は、生物医学イメージング応用によって動機付けられた。生物医学イメージング分野における主な光音響技術開発は、Ｍａｓｌｏｖらによる音響分解能および光学分解能光音響顕微鏡の発明、及びＺｈａｎｇらによる光音響断層撮影法に基づいたファブリーペロー光音響センサーを含む。上記の光音響イメージングシステムの大幅に改善された画像性能（感度、解像度、深度、速度）と、様々な光音響断層撮影構成に対する業界別の音響トランスデューサアレイの改善は、生物学と医学に大きな影響を与える。

しかしながら、ＳＰレーザ手術への光音響技術の浸透は非常に限られている。波長チューナブルレーザを構築して、音響検出器によるタトゥー除去にそのようなレーザを適用しようとした人は誰もいなかった。血管奇形のレーザ治療におけるレーザ波長の選択は、レーザタトゥー除去よりも重要ではないかもしれない。しかしながら、血管奇形のレーザ治療のためにレーザ手術システムの他のパラメータを最適化することは、依然として非常に挑戦的な作業である。実際、ＳＰレーザ手術は、ＳＰレーザ手術の直後に手術ターゲットを取り除いたり、手術ターゲットの空間的な位置を変更したりする必要がない。再貪食作用を介して損傷した組織を除去するには、長い創傷治癒プロセスが必要である。ＳＰレーザ手術の前及び直後に、病変の光音響イメージングでは、病変画像にほとんど変化がない。従って、病変の簡単な光音響イメージングは、ＳＰレーザ手術を最適化するための価値がない。Ｖｉａｔｏｒらは、ポートワインステインのレーザ治療を最適化するために取得した病変深度情報をさらに適用せずに、光音響断層撮影法で深いポートワインステイン病変をイメージングする実行可能性を実証した。子供のポートワインステインのレーザ治療を最適化するために、Ｒａｏらは、光学分解能光音響顕微鏡で子供患者のポートワインステイン血管のサイズと深さをイメージングし、病変情報を使用してポートワインステイン病変の物理モデルを構築し、大規模なコンピューターシミュレーションを使用して、最適なレーザ治療パラメータ（パルス幅とパルスエネルギー）を導き出す。光学ドップラー断層撮影法及び光学コヒーレンス血管造影法などの他の画像診断法は、血流又は血流による光学スペックルに依存して、ポートワインステイン病変の情報を取得した。しかしながら、レーザ手術直後の血流不足は、病変血管の完全な光凝固を確認できなかった。部分的に凝固した病変血管はレーザ治療後も難治性のままである可能性があると仮定された。これらの光学イメージングモダリティの別の制限は、１〜２ｍｍの浅いイメージング深度である。対照的に、本発明は、ＳＰの臨床問題に対処するために簡単な実験的アプローチを取る。

本発明の開示された技術、方法及び装置は、光音響効果及びその温度依存性の物理的原理に基づいている。光音響技術の初期の文献では、温度依存の光音響効果は、火炎温度の測定や固体熱拡散率の測定など、温度関連の測定の範囲で利用された。Ｅｓｅｎａｌｉｅｖらは、１９９９年に、生体外のイヌ組織の温度のリアルタイム光音響モニタリングを報告した。Ｌａｒｉｎらは、２００２年に、生体外のイヌ肝臓の冷却と凍結の光音響レーザモニタリングを報告した。Ｓｈａｈらは、２００８年に、生体外のブタ組織の光音響温度モニタリングを報告した。Ｏｒａｅｖｓｋｙらは、ＵＳ５８４００２３Ａ、ＵＳ６３０９３５２Ｂ１、及びＵＳ２０１５／０２１６４２０Ａ１で、医学診断のための光音響イメージング法と組織特性の変化のリアルタイム光音響モニタリング、及び改善された温度較正方法を説明した。Ｏｒａｅｖｓｋｙらによって説明された連続波レーザ熱療法では、連続波レーザは光音響波を励起しないため、非同期光音響温度感知プロセスと干渉しない。しかしながら、ＳＰ手術システムの短い手術用光パルスは、その短いパルス持続時間内に手術ターゲットを急激に加熱し、手術ターゲットは迅速に冷却する。生きている組織内の短い手術用レーザの短いレーザパルスのエネルギー蓄積によるそのような動的温度上昇（温度パルス）を正確に測定することは、従来技術で説明された緩変化温度の温度感知応用とは異なるシナリオである。技術的には、温度感知光パルスを正確な短い時間遅延で手術用光パルスに同期させる必要がある。また、強い手術用光パルスは、組織内の光吸収体による吸収時に強い光音響信号を生成する。ＳＰ手術用光パルスによって励起された光音響信号は、度感知光パルスによって励起された光音響信号と干渉する。Ｏｒａｅｖｓｋｙら及びその他の従来技術で説明された光音響温度測定方法は、準連続波の手術用パルスと緩変化温度には有効であるが、短い手術用光パルスを使用したＳＰ手術で生成される動的温度上昇（温度パルス）には無効である。

要約すると、従来技術は、レーザタトゥー除去及び血管奇形のレーザ治療などのＳＰ手術における臨床問題に対処する方法が不十分である。ＳＰの科学理論と臨床診療との間のギャップを埋めるために、手術技術、装置及び方法を以下に開示する。

＜実施例＞
例として、図１は、革新的なパルス化光ＳＰ手術システムの例を示す。このシステムは、音響検出器を含めることで、従来技術における従来のＳＰ光手術システムと区別する。このＳＰパルス光手術システムは、その制御システム１１１０の制御下で光ビーム１０１０を生成するためのチューナブルパルス光源１１００と、組織１０００と接触するように動作可能な患者インターフェース１２００とを備える。図１の一実施では、光ビーム１０１０は手術用パルス光ビームのみを含む。光音響信号を効率的に励起するために、パルス光ビームのパルス幅は、１０^−７秒未満、又は１０^−８秒未満、又は１０^−９秒未満である。患者インターフェース１２００は、光送出ユニット１２１０、音響検出器１２２０、及びインターフェース媒体１２３０を備える。光送出ユニット１２１０は、光ビームプロファイルを成形し、多関節アームで光ビームを送出し、光ビームの直径を調整し、光ビームを、インターフェース媒体１２３０を介して組織１０００表面に伝送する。インターフェース媒体１２３０は、光ビームに対して透過性であり、超音波に対して伝導性であることが好ましい。パルス光ビーム１０１０は、インターフェース媒体１２３０を介して伝播しかつ音響検出器１２２０によって検出される光音響波１０２０を励起する。検出された光音響信号１０３０は、チューナブルパルス光ビーム１１００の制御のために制御システム１１１０によってデジタル化され、分析される。なお、本明細書におけるチューナブル光源は、その中心波長、又は光パルス幅、又は光パルスエネルギー、又はそれらの組み合わせにおいて、チューニング能力を持つ光源を広く意味する。チューナブル光源自体を作るのは困難でない。ただし、欠けている部分は、組織内の手術ターゲットに応じて、中心波長と他の手術用光パルスパラメーターをどのようにチューニングかである。音響検出器を含めることは、ＳＰ手術の従来技術ではまさに欠けている部分である。音響検出器を含めることは、ＳＰ手術でのチューナブル光源の利用に初めて意味がある。チューナブル光源と音響検出器の両方は、最適化されたＳＰ手術を可能にする。これは、何十年もの間望まれてきた目標である。

最適化されたＳＰ手術結果のために以下の開示される方法を完全に利用するために、その制御システム１１１０の制御下で手術用光パルス及び同期された補助温度感知光パルスを生成できる、より高度なチューナブル光源１１００を利用することが望ましい。図１のほとんどの実施では、温度感知光ビームは、手術用光パルスに対してチューナブル時間遅延を有する温度感知光パルスを含む。しかしながら、温度感知光ビームは、深さ分解組織情報が応用に必要ない場合に光音響波を励起する強度変調光ビーム、又は非常に低い分解能の深度識別を可能にするチャープ強度変調光ビームである可能性がある。光音響信号を効率的に励起するため、温度感知光パルスのパルス幅は、１０^−７秒未満、又は１０^−８秒未満、又は１０^−９秒未満である。一部の実施では、温度感知光ビームの中心波長とパルス幅を固定することができる。温度感知光パルスエネルギーは、治療量以下のレベルである。チューナブル光源１１００について、そのチューニング能力は、特定のＳＰ手術応用のニーズとマッチングする必要がある。このようなより高度なチューナブル光源の最も実用的な実施は、チューナブル手術用光源ユニットとチューナブル温度感知光源ユニットを、共有電源サブシステム、共有冷却サブシステム、及び共有制御システム１１１０を備えた単一のパッケージに統合することである。光源ユニットの光ビームを組み合わせて、同じ光出力ポートから送出する必要がある。幾つかの実施では、低コストの固定波長のパルス固体レーザを使用して、温度感知光ビームを生成することが好ましい。

図１のさらに別の実施は、他の従来のパルス光ＳＰ手術システムに最適化された手術用レーザパラメーターを提供する手術計画システムであり得る。このような手術計画システムは、その制御システムの制御下で、治療量以下のパルス光ビーム、又はパルス若しくは変調された温度感知光ビーム、又はその両方を生成できるチューナブルパルス光源と、ターゲット組織と接触するように動作可能な患者インターフェースとを備える。患者インターフェースは、光送出ユニット、音響検出器、及びインターフェース媒体を備える。光送出ユニットは、光ビームのビームプロファイルを成形し、多関節アームで光ビームを送出し、光ビームの直径を調整し、光ビームを、インターフェース媒体を介して組織表面に伝送する。光ビームは、インターフェース媒体を介して伝播し、音響検出器によって検出される光音響波を励起する。検出された光音響信号は、別の従来のパルス光ＳＰ手術システムで使用される最適な手術用光パルスパラメーターを確定するための制御システムによってデジタル化され分析される。このような手術計画システムの利点は、そのレーザパルス繰り返し率が手術システムよりもはるかに高い可能性があり、最適化された手術用レーザパラメーターを取得する時間がはるかに短いことである。

本発明の鍵は、超音波検出器をＳＰ手術システムに組み込むことである。図１のパルス光ＳＰ手術システムは、手術用光パルスを、組織内の病変又は病変に付着した外来の造影剤に温度パルスを生成する任意の形態の放射線（電波、マイクロ波、赤外光、可視光、紫外線、Ｘ線、ガンマ線）パルスに置き換えること、温度感知光パルスを、組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤により吸収され且つ光音響波を効果的に励起することができる任意の形態のパルス又は変調された放射線（電波、マイクロ波、赤外光、可視光、紫外線、Ｘ線、ガンマ線）に置き換えること、及び患者インターフェースの光送出ユニットを、放射線ビームを組織に送出するための放射線ビーム送出ユニットに置き換えることによって、パルス放射線ＳＰ手術システムとして一般化することができる。図１のすべての技術と方法は、一般化された放射線ＳＰ手術システムに適用される。レーザタトゥー除去と血管奇形のレーザ治療が本発明の主な関心事であるため、以下に示す例は、主にパルスレーザ手術システムに基づいている。

図２〜図１０は、最適化されたＳＰレーザ手術を容易にするための、異なる構成を有する患者インターフェースの例を示す。図２は、単一要素の超音波トランスデューサー２２００、及び組織２４００と音響接触しているインターフェース媒体２３００を備える患者インターフェースの概略的な例を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図２では省略されている。レーザビーム２１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織２４００表面に選択的に送出され得る。幾つかの実施では、レーザビーム２１００は、手術用レーザビームのみを含み得る。単一要素の超音波トランスデューサー２２００は、レーザビーム２１００を遮断せずに光音響波を検出するように配置される。トランスデューサー２２００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。インターフェース媒体２３００は、レーザビーム及び光音響波の伝送を可能にする。インターフェース媒体２３００は、単一要素の超音波トランスデューサーが、レーザビームによって照射された組織表面領域のすぐ隣の組織表面領域で組織と直接音響接触する、より簡略化された構成で保存することができる。この簡略化された構成の１つの利点は、それが自由空間を通して皮膚冷却剤の送出を同時に可能にし得ることである。分光光音響信号は、組織内の１次元の深さ分解空間から単一要素超音波トランスデューサー２２００によって取得され、図１の制御システム１１１０によってデジタル化及び分析される。

図３は、線形配列超音波トランスデューサー３２００及び、組織３４００と音響接触しているインターフェース媒体３３００を備える患者インターフェースの別の概略的な例を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰ機器のものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図３では省略されている。レーザビーム３１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織３４００表面に選択的に送出され得る。線形配列超音波トランスデューサー３２００は、レーザビーム３１００を遮断せずに光音響波を検出するように配置される。線形配列トランスデューサー３２００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。インターフェース媒体３３００は、最小の損失でレーザビーム及び光音響波の伝送を可能にする。インターフェース媒体３３００は、より簡略化された構成で保存することもできる。この構成では、線形配列超音波トランスデューサーは、自由空間を通して送出されたレーザビームによって照射された組織表面領域のすぐ隣の組織表面領域で、組織と直接音響接触する。この簡略化された構成の１つの利点は、それが自由空間を通して皮膚冷却剤の送出を同時に可能にし得ることである。分光光音響信号は、組織内の前記２次元の深さ分解空間から線形配列超音波トランスデューサー３２００によって取得され、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化されて分析される。

図４は、線形配列超音波トランスデューサー４２００、組織４４００と音響接触しているインターフェース媒体４３００、及び回転ステージ４５００を備える患者インターフェースの別の概略的な例を示す。回転ステージ４５００は、線形配列超音波トランスデューサー４２００とインターフェース媒体４３００を装着し、３次元組織情報を取得するために組織表面の照明された楕円形領域の中心軸の周りを回転する。矢印４６００は、回転ステージ４５００の回転方向を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図４では省略されている。レーザビーム４１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織４４００表面に選択的に送出され得る。レーザビーム４１００は、回転を可能にするために、可撓性マルチモードファイバー又は可撓性ファイバー束及びアクセサリーオプティックス（図４に示せず）で送出される。線形配列超音波トランスデューサー４２００は、レーザビーム４１００を遮断せずに光音響波を検出するように配置される。線形配列トランスデューサー４２００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。インターフェース媒体４３００は、最小の損失でレーザビーム及び光音響波の伝送を可能にする。インターフェース媒体４３００は、より簡略化された構成で保存することもできる。この構成では、線形配列超音波トランスデューサーは、自由空間を通して送出されたレーザビームによって照射された組織表面領域のすぐ隣の組織表面で、組織と直接音響接触する。この簡略化された構成の１つの利点は、それが自由空間を通して皮膚冷却剤の送出を同時に可能にし得ることである。分光光音響信号は、組織内の３次元の深さ分解空間から線形配列超音波トランスデューサー４２００によって取得され、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化及び分析される。

図５は、単一要素の超音波トランスデューサー５２００、音響波反射器５５００、及び、組織５４００と音響接触しているインターフェース媒体５３００を備える患者インターフェースの別の概略的な例を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図５では省略されている。レーザビーム５１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織５４００表面に選択的に送出され得る。単一要素の超音波トランスデューサー５２００は、レーザビーム５１００を遮断せずに音響反射器５５００によって反射された光音響波を検出するように配置される。音響反射器５５００を使用することにより、レーザビームとトランスデューサーを、互いにブロックすることなく組織の同じ側に配置することが可能になる。単一要素超音波トランスデューサー５２００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。インターフェース媒体５３００は、最小の損失でレーザビーム及び光音響波の伝送を可能にする。分光光音響信号は、組織内の１次元の深さ分解空間から単一要素超音波トランスデューサー５２００によって取得され、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化され分析される。

図６は、線形配列超音波トランスデューサー６２００、音響反射器６５００、及び、組織６４００と音響接触しているインターフェース媒体６３００を備える患者インターフェースの別の概略的な例を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図６では省略されている。レーザビーム６１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織６４００表面に選択的に送出され得る。線形配列超音波トランスデューサー６２００は、音響反射器６５００によって反射される光音響波を検出するように配置される。音響反射器６５００を使用することにより、レーザビームとトランスデューサーを、互いにブロックすることなく組織の同じ側に配置することが可能になる。線形配列超音波トランスデューサー６２００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。インターフェース媒体６３００は、最小の損失でレーザビーム及び光音響波の伝送を可能にする。分光光音響信号は、組織内の前記２次元の深さ分解空間から線形配列超音波トランスデューサー６２００によって取得され、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化され分析される。

図７は、線形配列超音波トランスデューサー７２００、音響反射器７５００、組織７４００と音響接触しているインターフェース媒体７３００、及び回転ステージ７６００を備える患者インターフェースの別の概略的な例を示す。回転ステージ７６００は、線形配列超音波トランスデューサー７２００、音響反射器７５００及びインターフェース媒体７３００を装着し、レーザビームの軸の周りを回転する。矢印７７００は、回転ステージ７６００の回転方向を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図７では省略されている。レーザビーム７１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織７４００表面に選択的に送出され得る。線形配列超音波トランスデューサー７２００は、音響反射器７５００によって反射された光音響波を検出するように配置される。音響反射器７５００を使用することにより、レーザビームとトランスデューサーを、互いにブロックすることなく組織の同じ側に配置することが可能になる。線形配列超音波トランスデューサー７２００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。インターフェース媒体７３００は、最小の損失でレーザビーム及び光音響波の伝送を可能にする。分光光音響信号は、組織内の３次元の深さ分解空間から線形配列超音波トランスデューサー７２００によって取得され、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化され分析される。

図８は、Ｄａｍｍａｎｎ型グレーティング８２００、２次元配列超音波トランスデューサー８４００、及び組織８６００と音響接触しているインターフェース媒体８５００を備える患者インターフェースの別の概略的な例を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図８では省略されている。レーザビーム８１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織８６００表面に選択的に送出され得る。レーザビームは、Ｄａｍｍａｎｎ型グレーティング８２００によって、２次元配列レーザビーム８３００に変換される。２次元配列レーザビームは、組織８６００に到達する前に、２次元配列超音波トランスデューサー８４００及びインターフェース媒体８５００によって取られていない自由空間を通過する。励起された光音響波は、２次元配列超音波トランスデューサー８４００によって検出される。２次元配列超音波トランスデューサー８４００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。インターフェース媒体７３００は、最小の損失でレーザビーム及び光音響波の伝送を可能にする。分光光音響信号８７００は、組織内の３次元の深さ分解空間から２次元配列超音波トランスデューサー８４００によって取得され、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化され分析される。

図９は、ダイクロイックミラー９２００、走査レンズ９５００、２次元のガルバノスキャナ９６００、及び組織９４００と音響接触しているファブリペローセンサー９３００を備える患者インターフェースの別の概略的な例を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図９では省略されている。レーザビーム９１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織９４００表面に選択的に送出され得る。ダイクロイックミラー９２００及びファブリペローセンサー９３００の両方は、レーザビーム９１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）に対して透明である。超音波検出レーザビーム９７００は、２次元のガルバノスキャナ９６００及び走査レンズ９５００によって走査され、ダイクロイックミラー９２００によってファブリペローセンサー９３００に反射され、光音響波を検出する。ファブリペローセンサー９３００は、２つの誘電体ミラー層と、２つの誘電体ミラー間の音響波検知層を含む。他の実施では、超音波検出レーザビーム９７００は、１次元配列レーザビーム又は２次元配列レーザビームの形であることができる。超音波検出レーザビーム９７００を送り出し、光音響波によって変調された反射された超音波検出レーザビーム９７００を検出する光学システムは、簡単にするために、図９では省略されている。分光光音響信号は、組織内の１次元又は２次元又は３次元の深さ分解空間から取得され、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化され分析され得る。

図１０は、真空構造１０２００、円形配列超音波トランスデューサー１０４００、及び組織１０５００と音響接触しているインターフェース媒体１０３００を備えた患者インターフェースの別の概略的な例を示す。患者インターフェースに示されるべき光送出ユニットは、従来のレーザＳＰシステムのものと変わらないので、簡単にするために、光送出ユニットは図１０では省略されている。レーザビーム１０１００（手術用レーザビーム、又は温度感知レーザビーム、又はその両方）は、方法の要件に従って組織１０５００表面に選択的に送出され得る。円形配列トランスデューサー１０４００は、従来の超音波トランスデューサー又は光検出技術に基づいたものであることができる。円形配列超音波トランスデューサー１０４００は、真空構造１０２００の壁と音響接触している。真空構造１０２００は、身体カッピング装置と同様の方法で組織の一部をその中に吸引するように設計されている。水などのインターフェース媒体１０３００は、真空構造の底部に注入して、真空構造に吸引された組織を浸すことができる。レーザビーム１０１００は、真空構造の内部の組織を照らし、光音響波を励起する。円形配列超音波トランスデューサー１０４００は、組織内の２次元の深さ分解空間から分光光音響信号を取得することができる。円形配列超音波トランスデューサー１０４００は、組織内の３次元の深さ分解空間から分光光音響信号を取得するために、仰角方向に調整することができる。分光光音響信号は、図１に示される制御システム１１１０によってデジタル化され分析される。

図１１は、未知の色素のＳＰレーザ治療を最適化するための波長チューニング操作の例を示す。最適な手術用レーザ波長は、未知の色素と自然発色団のレーザエネルギー蓄積比を最大化する必要がある。以下の手順は、手術用レーザパルス幅が光音響信号を効果的に励起するのに十分短いレーザＳＰ手術システムのために設計される。しかしながら、手術用レーザパルスが長すぎて光音響信号を効果的に励起できない場合、次の手順で、より高度なデュアルパルス（手術用レーザパルス、その後に遅延された温度感知レーザパルスが続く）レーザシステムによって生成された短い温度感知レーザパルスを使用して光音響信号を励起する必要がある。第１に、酸素化ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグロビンの特徴的なピークと谷を含む一連の波長点が確定される。第２に、組織領域が選択され、患者インターフェースは、選択された組織領域と音響接触するように操作される。第３に、音響検出器は、単一の手術用レーザパルスで２次元の深さ分解光音響組織情報を取得するモードで構成されることが好ましい。なお、音響検出器は、簡略化された実施で１次元の深さ分解組織情報を取得するように構成でき、次の手順ではわずかな変更が必要になる場合がある。第４に、制御システムは、各波長点に対して、複数の治療量以下の手術用レーザパルスを送り出し、音響検出器によって検出された光音響信号を取得する。第５に、各波長点の断層撮影再構成後に、平均化された２次元の深さ分解組織情報が取得される。第６に、未知の色素は、それらの相対消衰係数が計算され、それらの相対消衰係数曲線がフィッティングされた後、自然発色団とともに識別される。自然発色団が２次元の深さ分解組織空間に存在しない場合、文献からの自然発色団の既知の消衰係数曲線を使用することができる。第７に、未知の色素と自然発色団の相対エネルギー蓄積比曲線が計算される。最後に、最適な手術用レーザ波長は、異なる種類の未知の色素に対して、異なる自然発色団に異なる優先度の重みを付けるアルゴリズムで確定される。異なる種類の未知の色素に対して、最適化されたレーザ波長を使用した複数のレーザ治療は、最適なレーザ治療結果を得るために連続して実行され得る。図１１の同じ技術は、パルスレーザ（コヒーレント光源）ＳＰ手術システム、非コヒーレントパルス光源の中心波長がチューニングされる他の非コヒーレントパルス光源ＳＰ手術システム、及び波長チューナブル、パルス又は変調された放射線ビームを使用して、組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤からの光音響波を効果的に励起する他の一般的な放射線ＳＰシステムに適用される。

より高度なデュアルパルス（手術用レーザパルス、その後に遅延された温度感知レーザパルスが続く）レーザＳＰ手術システムの場合、本発明は、生きている組織における光音響温度パルス感知のための方法を提供する。この方法は、従来技術における方法の限界を克服する。図１２及び１３に詳細に示されているこの方法は、較正後に短い手術用レーザパルスによって急激に加熱された組織内の手術ターゲットの動的温度（温度パルス）を非侵襲的に測定することができる。較正手順は、レーザパルスによって手術ターゲットを急激に加熱することが線形プロセスであり、手術ターゲットの最大温度上昇が、手術用レーザパルスの直後に温度を測定する場合、手術ターゲットに蓄積されたレーザエネルギーに比例するという仮説に基づいている。

図１２は、組織のグリュナイゼンパラメータの温度依存の相対対数関数を校正する例を示す。第１に、組織の平衡温度Ｔ０を測定することによって較正プロセスを開始する。第２に、一定のレーザパルスエネルギーで温度感知レーザパルスによって励起された手術ターゲットの光音響信号を測定し、光音響信号振幅に対して対数演算を行い、ベースライン信号を取得する。第３に、手術ターゲットを急激に加熱するために手術用レーザパルスを送り、手術用レーザパルスによって励起された光音響信号を測定する。第４に、手術用レーザパルス及び温度感知レーザパルスの両方を送り、デュアルパルスによって励起された光音響信号を測定し、手術用レーザパルスによって励起された光音響信号をデュアルパルスによって励起された光音響信号から減算し、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅計算し、温度依存の部分を他の温度非依存の部分から対数演算で分離し、ベースライン信号を減算し、相対対数関数値ｌｏｇΓ（Ｔ０＋δＴ）−ｌｏｇΓ（Ｔ０）を計算する。Γは、組織のグリュナイゼンパラメータを示し、δＴは、Ｔ０＋δＴの温度点に対して、レーザパルスを急激に加熱することによって引き起こされる温度上昇を示す。第５に、記録された光音響信号振幅が１００℃でレーザ誘起キャビテーションのために急激な増加を示さない場合、組織温度が元の平衡温度に戻るまで待機する。次に、急激に加熱するレーザパルスエネルギーをそのｋｉ倍に調整し、第３ステップに戻って、Ｔ０＋ｋｉδＴの温度点に対するｌｏｇΓ（Ｔ０＋ｋｉδＴ）−ｌｏｇΓ（Ｔ０）の別の相対対数関数値を取得する。１００℃のより正確な測定を有するために、手術用レーザエネルギーの増加を小さく保つ必要がある。レーザ誘起キャビテーションが観察された場合、最後のステップに進む。最後のステップでは、がある。従って、各手術用レーザパルスによる絶対温度上昇（ｋ０δＴ，ｋ１δＴ，…，ｋｍδＴ）を計算し、Ｔ０と１００℃の間のｌｏｇΓ（Ｔ）−ｌｏｇΓ（Ｔ０）関数をフィッティングする。ここでＴは温度を表す。平衡温度は、患者の体温であり得る。それはまた、既知の温度の環境における生体外組織の平衡温度であり得る。実際には、レーザパルスエネルギーは、パルスごとに変動する。上記の手順には、同時レーザパルスエネルギーモニタリングによる補償が必要である。開始温度と測定される温度の両方がＴ０と１００℃の間である限り、組織の較正された相対対数関数グリュナイゼンパラメータは、以下に詳述するように、温度感知操作に有効である。

図１３は、短い手術用レーザパルスにより急激に加熱された後の組織内の手術ターゲットの動的温度（温度パルス）感知操作の例を示す。ただし、手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの間の遅延時間が調整された場合、次の動的温度（温度パルス）感知手順を繰り返すことにより、時間に沿った手術ターゲットの動的温度変動（温度パルス）プロファイルを正確に測定することができる。既知の体温から開始すること、及びグリュナイゼンパラメータの相対対数関数の開始点を知っていることが重要である。第１に、レーザ手術介入の前に体温を測定する。第２に、温度感知レーザパルスを送り、励起された光音響信号の振幅を体温で測定し、その対数をベースライン信号として計算する。第３に、手術用レーザパルスのみを送り、手術用レーザパルスによって励起された光音響信号を測定する。第４に、手術用レーザパルス及び温度感知レーザパルスの両方を送り、励起された光音響信号を測定する。第５に、温度感知レーザによって励起された光音響信号のパルス振幅を計算し、温度依存の部分を他の温度非依存の部分から対数演算で分離する。第６に、ベースライン信号を減算することで、相対対数関数値を計算する。最後に、組織のグリュナイゼンパラメータの較正された相対対数関数から手術用レーザパルスの終わりの動的温度（温度パルス）を確定する。連続波レーザによって加熱された手術ターゲットの温度感知には、体温とＣＷレーザ手術中のある時間点で、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号を２回測定するだけが必要となる。図１２のより正確で非侵襲的な較正方法により、より正確な測定結果が期待される。図１２〜１３の同じ技術は、パルスレーザ（コヒーレント光源）手術システム、他の非コヒーレントパルス光源手術システム、高密度焦点式超音波治療システム、及び手術用パルス放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤を急激に加熱し、パルス又は変調された温度感知放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤から光音響波を効果的に励起する他の一般的な放射線ＳＰシステムに適用される。

血管奇形のレーザ治療などの応用では、レーザパルス幅が手術ターゲットの熱緩和時間とマッチングするレーザパルスで手術ターゲットを効果的かつ急激に加熱することが望ましい。レーザパルスのほとんどのエネルギーは、周囲の健康な組織に拡散する代わりに、手術ターゲットに限定される。組織モデルと手術ターゲットの寸法情報を使用したコンピューターシミュレーションは、血管奇形のレーザ治療の研究分野において、組織内の手術ターゲットの熱緩和時間を推定するために利用できる唯一の方法である。しかしながら、図１４は、組織内の手術ターゲットの熱緩和時間を生体内で測定することで手術用レーザパルス幅を最適化する例を示す。手術用レーザパルスに加えて、手術ターゲットの熱緩和時間を測定するタスクを実行するには、温度感知レーザパルスが必要である。第１に、体温及び体温での手術ターゲットの光音響信号を温度感知レーザパルスで測定し、光音響信号の対数をベースライン信号として計算する。第２に、治療量以下の手術用レーザパルスを送り、励起された光音響信号を測定する。第３に、正確な遅延時間で治療量以下の手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの両方を送り、デュアルパルスの励起された光音響信号を測定し、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅を計算する。第４に、対数演算により温度依存の部分を温度非依存の部分からを分離し、ベースライン信号を減算することで、相対対数関数値を計算する。第５に、正確な遅延時間で手術ターゲットの温度を確定する。第６に、手術ターゲット温度が体温に戻るまで待機し、手術ターゲットの温度対遅延時間の曲線をフィッティングするのに十分な遅延時間点があるか否かを確定する。十分な時間点がない場合、遅延時間の値を変更し、温度対遅延時間の曲線をフィッティングし手術ターゲットの熱緩和時間を導き出すことができるまで、第３ステップと第６ステップの間の手順を繰り返す。最適な手術用レーザパルス幅は、手術ターゲットの測定された熱緩和時間と等しくなるように確定される。図１４の同じ技術は、パルスレーザ（コヒーレント光源）ＳＰ手術システム、他の非コヒーレントパルス光源ＳＰ手術システム、及び手術用パルス放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤を急激に加熱し、パルス又は変調された温度感知放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤から光音響波を効果的に励起する他の一般的な放射線ＳＰシステムに適用される。

従来のレーザＳＰ手術では、臨床医の過去の経験に従って手術用レーザパルスエネルギーを選択する。しかしながら、音響検出器を含めることにより、初めて手術用レーザパルスエネルギーを客観的に最適化することが可能になる。血管奇形のレーザ治療では、最適なレーザパルスエネルギーは、選択された手術ターゲットを光凝固のために所定温度に急激に加熱する。レーザタトゥー除去などのレーザ光破壊に基づいた応用の場合、最適な手術用レーザパルスエネルギーは、選択された手術ターゲットを１００℃に急激に加熱し、レーザ誘起キャビテーションを引き起こす。

図１５は、レーザ光凝固ＳＰ手術中のチューナブルレーザにおける手術用レーザパルスエネルギー最適化の例を示す。レーザパワー最適化の前に、レーザ波長が既に最適化されたと想定する。第１に、温度感知レーザパルスによって励起され音響検出器によって取得される２次元の深さ分解組織情報を持つ手術ターゲットを選択する。第２に、手術ターゲットの熱緩和時間を測定した後、レーザパルス幅を最適化する。第３に、手術用レーザパルスを送り、励起された光音響信号を測定する。第４に、手術用レーザパルス及び温度感知レーザパルスの両方を送り、デュアルパルスによって励起された光音響信号を測定し、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅を計算する。第５に、温度依存の部分を対数演算で分離し、前のステップで取得されたベースライン信号を減算することによって相対対数関数値を計算し、手術ターゲットの温度を確定する。第６に、手術ターゲットが光凝固のための所定温度に達するか否かを確定する。達していない場合、温度がその元の体温に戻るまで待機し、レーザパルスエネルギーを増加させ、第３ステップに戻る。温度が光凝固のための所定温度に達した場合、手術ターゲットの光凝固のために最適化されたレーザパルスエネルギーで操作を終了する。図１５の同じ技術は、パルスレーザ（コヒーレント光源）ＳＰ手術システム、他の非コヒーレントパルス光源ＳＰ手術システム、超音波ビームエネルギーを最適化するための高密度焦点式超音波治療システム、及び手術用パルス放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤を急激に加熱し、パルス又は変調された温度感知放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤から光音響波を効果的に励起する他の一般的な放射線ＳＰシステムに適用される。

レーザ光破壊の明確な特徴は、レーザ誘起キャビテーションによる音響衝撃波の発生である。レーザ誘起キャビテーションによる音響衝撃波が観察されると、レーザパルスエネルギーをさらに増加させる必要がないと想定する。レーザタトゥー除去応用中のレーザ光破壊には、より高度なチューナブルデュアルパルス（手術用レーザパルス、その後に遅延された温度感知レーザパルスが続く）手術用レーザの代わりに、チューナブル手術用レーザを使用することが望ましい。図１６は、レーザ光破壊ＳＰ手術中の生体内手術用レーザパルスエネルギー最適化の例を示す。以下の手順は、手術用レーザパルス幅が光音響信号を効果的に励起するのに十分短いレーザＳＰ手術システムのために設計される。レーザパルスエネルギー最適化の前に、レーザ波長が既に最適化されたと想定する。第１に、手術用レーザパルスによって励起され音響検出器によって取得される２次元の深さ分解組織情報を持つ手術ターゲットを選択する。第２に、手術ターゲットの熱緩和時間を測定し、手術ターゲットの熱緩和時間に応じて手術用レーザパルス幅を最適化する。第３に、手術用レーザパルスを送り、励起された光音響信号を測定する。第４に、光音響信号対レーザパルスエネルギーの曲線の点を１つ描き、レーザ誘起キャビテーションによる急激な光音響信号の増加があるか否かを確定する。急激な光音響信号の増加がない場合、手術ターゲットがその元の体温に回復するのを待って、手術用レーザパルスエネルギーを増加させ、第３ステップに戻ることができる。レーザ誘起キャビテーションによる急激な光音響信号の増加が観察された場合、最適なレーザパルスエネルギーが得られる。図１６の同じ技術は、パルスレーザ（コヒーレント光源）ＳＰ手術システム、他の非コヒーレントパルス光源ＳＰ手術システム、及び手術用パルス放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤を急激に加熱し、組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤から光音響波を励起する他の一般的な放射線ＳＰシステムに適用される。

図１５及び１６の方法は、レーザＳＰ手術中の手術用レーザパルスエネルギーのリアルタイム制御を提供する。しかしながら、実際にレーザ手術を行うことなく、手術ターゲットが所定温度に達するために必要な手術用レーザパルスエネルギーを正確に確定することができる。図１７は、レーザ手術を行うことなく所定温度に達するために最適な手術用レーザパルスエネルギーを確定する例を示す。レーザ波長が既に最適化されたと想定する。第１に、温度感知レーザパルスによって励起され音響検出器によって取得される２次元の深さ分解組織情報を持つ手術ターゲットを選択する。第２に、手術ターゲットの熱緩和時間を測定した後、レーザパルス幅を最適化する。第３に、治療量以下の手術用レーザパルスを送り、その光音響信号を検出する。第４に、治療量以下の手術用レーザパルス、及び手術用レーザパルスの終わりの直後の温度感知レーザパルスの両方を送る。第５に、手術用レーザパルスと温度感知レーザパルスの両方によって励起された光音響信号を測定し、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅を計算する。第６に、温度依存の部分を対数演算で分離し、前のステップで取得されたベースライン信号を減算することによって相対対数関数値を計算する。最後に、治療量以下の手術用レーザパルスによる温度上昇を計算し、ターゲットを所定温度に急激に加熱するために必要な手術用レーザパルスエネルギーを確定する。図１７の同じ技術は、パルスレーザ（コヒーレント光源）ＳＰ手術システム、他の非コヒーレントパルス光源ＳＰ手術システム、高密度焦点式超音波治療システム、及び手術用パルス放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤を急激に加熱し、パルス又は変調された温度感知放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤から光音響波を効果的に励起する他の一般的な放射線ＳＰシステムに適用される。

音響検出器の別の潜在的な使用は、レーザＳＰ手術で皮膚の表皮層を保護する皮膚冷却デバイスのための生体内温度較正を提供することである。皮膚冷却は、血管奇形のレーザ治療で広く使用されている。皮膚冷却は、レーザタトゥー除去中の表皮でのレーザ誘起キャビテーションを効果的に防止することもできる。図１８は、皮膚冷却を伴う最適化されたレーザＳＰ手術の操作の例を示す。第１に、ＳＰ手術効果を最大化するように手術用レーザ波長をチューニングする。第２に、手術ターゲットの測定された熱緩和時間に応じて、手術用レーザパルス幅を最適化する。第３に、予想される手術効果（光凝固又は光破壊）に応じて、手術用レーザパルスエネルギーを最適化する。第４に、体温を測定し、温度感知レーザパルスを送り、表皮ターゲットの励起された光音響信号の振幅を測定し、対数値をベースライン信号として計算する。第５に、皮膚冷却パラメータを調整し、皮膚冷却を適用し、遅延された温度感知レーザパルスを送る。第６に、温度感知レーザパルスによって励起された光音響信号の振幅を測定し、対数を取り且つベースライン信号を減算することで、相対対数関数値を計算する。第７に、表皮ターゲットの温度、及び表皮ターゲットが所定温度に冷却されたか否かを確定する。所定温度に冷却されていない場合、温度回復を待って、第５ステップに戻る。所定温度に冷却された場合、最適化されたＳＰ手術を実施する。図１８の同じ技術は、パルスレーザ（コヒーレント光源）ＳＰ手術システム、他の非コヒーレントパルス光源ＳＰ手術システム、及び手術用パルス放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤を急激に加熱し、パルス又は変調された温度感知放射線ビームを使用して組織内の病変又は組織内の病変に付着した外来の造影剤から光音響波を効果的に励起する他の一般的な放射線ＳＰシステムに適用される。

上記の例は、本発明で開示された技術の最も包括的な実施である。その幅広い産業応用は、血管奇形のレーザ治療、ポートワインステインのレーザ治療、レーザタトゥー除去、及び腫瘍学、眼科学、心臓病学、神経学、歯科におけるその他の革新的なＳＰ手術を含む。本発明で開示された技術の部分的な実施は、市場で非常に競争力のある手術用製品をすでにもたらしているかもしれない。例えば、超音波検出器及び関連するハードウェアとソフトウェアを追加した現在のタトゥー除去レーザは、医師やレーザ技師による皮膚のタイピングやレーザパラメーターの選択を必要とせずに、最適化された手術結果を保証する第１世代の人工知能（ＡＩ）タトゥー除去手術用レーザシステムになる可能性がある。より高度なＡＩタトゥー除去手術システムは、チューナブルレーザ波長とチューナブルレーザパルス幅で可能である。記載された実施の変形と強化、及び他の実施は、多くの潜在的な医療用途について当業者が記載していることに基づいて行うことができる。

＜先行技術文献＞
＜特許文献＞
５８４００２３ＡＯｒａｅｖｓｋｙらにより１９９６年１月に出願された。
６３０９３５２Ｂ１Ｏｒａｅｖｓｋｙらにより１９９８年１０月に出願された。
２０１５／０２１６４２０Ａ１Ｏｒａｅｖｓｋｙらにより２０１５年２月に出願された。
４３０３３４３Ｐａｔｅｌらにより１９８０年２月に出願された。
６２／６１７，６８１ＲａｏＢｉｎにより２０１８１月に出願された。
７３２２９７２Ｂ２Ｖｉａｔｏｒらにより２００３年２月に出願された。
２０１７／００１４３１７Ａ１Ｙｏｕｎｇｂｕｌｌらにより２０１６年７月に出願された。
２００２／００１９６２５Ａ１ＺｉｏｎＡｚａｒにより２００１年４月に出願された。
５７５９２００ＺｉｏｎＡｚａｒにより１９９６年９月に出願された。
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＜非特許文献＞
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Claims

チューナブル放射線源と、患者インターフェースと、制御システムとを備える選択的光熱分解（ＳＰ）手術システムであって、
ｉ．前記チューナブル放射線源は、手術用放射線パルス及び前記手術用放射線パルスと同期されるオプションの補助放射線パルス（又は変調）をそれらの間の調整可能な時間遅延で生成し、各手術用放射線パルスは、各放射線パルスの直後に、蓄積した熱エネルギーが周囲の健康な組織に安全に放散された状態で、手術ターゲットに空間的かつ時間的に制限された温度パルスを作成し、手術ターゲットから光音響波を励起し、前記オプションの放射線パルスは、一連の温度関連の測定を可能にし、
ｉｉ．前記患者インターフェースは、放射線ビームを組織に送出するための放射線ビーム送出ユニットと、手術ターゲットから励起された光音響波を検出するための超音波検出器とを備え、
ｉｉｉ．前記制御システムは、前記超音波検出器から光音響信号を取得し、データを分析し、手術用放射線の最適な中心波長又は中心周波数を確定し、最適な手術用放射線パルス幅を確定し、最適な手術用放射線パルスエネルギーを確定し、最適化されたＳＰ手術用結果のための最適な中心波長、又は最適なパルス持続時間、又は最適なパルスエネルギー、又はそれらの組み合わせを有する手術用放射線パルスの生成を制御する、ことを特徴とする手術システム。
組織内のレーザ誘起キャビテーションによる光音響信号の非線形増加から組織内の手術ターゲットの絶対１００℃温度を生体内で確定し、温度の関数として組織のグリュナイゼンパラメータの相対対数を生体内で較正し、人体の組織内の手術ターゲットの緩変化温度を生体内で測定し、選択的光熱分解手術用放射線パルスにより作成された手術ターゲットの温度パルスを生体内で測定し、人体の組織内の手術ターゲットの熱緩和時間を生体内で測定することができる光音響方法。
最適化された選択的光熱分解のために未知の生体内手術ターゲット対自然発色団のエネルギー蓄積比を最大化するように、前記手術用放射線の中心波長をチューニングする、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
生体内手術ターゲットの熱緩和時間を測定することで、手術用放射線パルス幅を最適化する、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
選択的光熱分解手術中に、組織内の選択された手術ターゲットの光凝固のために手術用放射線パルスエネルギーを最適化する、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
選択的光熱分解手術中に、組織内の選択された手術ターゲットの光破壊のために手術用放射線パルスエネルギーを最適化する、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
選択的光熱分解手術を実施せず、手術ターゲットの所定の温度を達成するための最適な手術用放射線パルスエネルギーを確定する、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
最適な手術用放射線中心波長、最適な手術用放射線パルス幅、最適な手術用放射線パルスエネルギー、及び最適な皮膚冷却パラメータで、皮膚冷却を伴う選択的光熱分解手術を最適化する、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
前記手術用放射線パルスエネルギーは治療量以下のレベルであり、最適な手術用放射線パラメータは、別の選択的光熱分解手術システムの手術結果改善するために取得される、ことを特徴とする請求項１に記載の選択的光熱分解手術計画システム。