JP2023524078A - 遠隔病原菌除菌 - Google Patents

Abstract

病原菌を遠隔から除菌する方法及び装置が記載され、当該装置は、病原菌死滅波長範囲の紫外線を発するための光源と、紫外線による劣化に対して少なくとも最初は耐性を示す有形の伝送媒体とを含む。紫外線源と有形の伝送媒体との間の光インターフェースが提供され、それによって、発せられた紫外線は光源から集められ、有形の伝送媒体を介して伝送され、それによって、有形の伝送媒体から発せられ、それに近接する病原菌に向けられた紫外線は、合理的な時間内に病原菌を実質的に効果的に死滅させるのに十分なパワーレベルにある。当該装置は、内視鏡の生検チャネルの消毒、並びに、ヒト及び動物内の病原菌の処理に使用される。

Description

本願は、２０２０年４月２９日出願の仮特許出願第６３／０１７４０７号；２０２０年６月２６日出願の仮特許出願第６３／０４４６４１号；２０２０年９月１１日出願の仮特許出願第６３／０７７００３号；２０２０年１１月２５日出願の仮特許出願第６３／１１８６３８号；２０２１年１月１９日出願の仮特許出願第６３／１３９２９４号；２０２１年２月１５日出願の仮特許出願第６３／１４９６１１号；及び、２０２０年１１月１８日出願の仮特許出願第６３／１１５４８４号；からの優先権を主張するものであり、これらの開示の全体を、参照により本明細書に援用する。

本発明は、直接の破壊が困難であるか又は完全に妨害される場合の、ウイルス、細菌、及びがん等の病原菌の遠隔破壊又は除菌に関し、特に、体外から、体内の病原菌と接触して直接除菌するように至らせる放射線等の病原菌エラディケーターに関する。本明細書において使用される場合、除菌するという用語は、不活性化と同意義であり、必ずしも完全な破壊を意味するものではない。特に、本発明は、それによって通常は近づけない病原菌を効果的に死滅させるのに十分なパワーでの、有形の伝送媒体を介した、ＤＮＡ／ＲＮＡ破壊波長範囲の紫外線（ＵＶ）の伝送に関し、特に、ｉｎ ｖｉｖｏでの病原菌の死滅のため、及び、近づきにくい若しくは近づくのが困難である感染部位の消毒手順における、又は、厳密に制御された集中的な適用を必要とする用途における病原菌の死滅のための人体へのそのような伝送に関する。本発明は、照明標的への光ファイバーケーブル等の伝送媒体を介したＬＥＤ等の広角光源からの光の伝送強度を最大化することに関し、特に、減衰を最小化し、伝送可能な紫外線パワーを最大化して、深紫外線（ＵＶ－ＣからＵＶ－Ｂの範囲）の伝送のパワー強度を最大化することに関する。

ウイルス等の病原菌は、表面上等、外に出ている場合、ウイルスの保護的なエンベロープを破壊する石けん及び水を使用することによって、又は一般的な手指消毒剤のように十分な強度（一般的に７０％を超える）のアルコールによって等、様々な手段によって容易に除菌される。特にＵＶ－Ｃ（２００～２８０ｎｍの有効波長）の深紫外線範囲の紫外線は、１００年以上にわたって非常に効果的な病原菌エラディケーターであると知られており、多くの製品が紫外線を消毒に利用している。しかし、そのような病原菌エラディケーターの有効性に対する共通の特徴は、すぐ近くにある必要性である。病原菌が「隠れる」ことができ、部分的又は完全に近づきにくくなると、有効性は大幅に低下し、必要とされるほどすぐ近くに病原菌エラディケーターを安全に持っていくことができる程度の関数となる。ＵＶ－Ｂ（２８０～３１５ｎｍ）及びＵＶ－Ａの一部（３１５～４００の範囲のうち３１５～３４０の範囲）の紫外線も、病原菌除菌の有効性を示すが、その程度ははるかに低い。

ウイルス、細菌、さらにはがん等の病原菌は、一般的に、体内又は宿主生物内に複製するための安全な隠れ場を有し、化学的及び生物学的部分（例えば、薬物等）、病原菌感染領域の切除（手術）、又は放射線処理によって内部で破壊されない限り、宿主生物の死を含むかなりのダメージを与える。

直接的な適用によるＵＶ殺菌は（距離によって減衰することが多くあるけれども）、病院等の環境において効果的に使用される短波紫外線ランプ等、広く認められて使用されている。しかし、殺菌用紫外線の伝送、又はヒトにおけるその使用さえも、最近では広く嘲笑されている。

特許文献１（Ｌａｃｅｙ Ｍａｎｋｉｎ）
動物又はヒトの体内、特に体内の開口部及び腔内の様々なウイルス及び細菌感染を治療するための紫外線の使用を扱った多くの文献及び特許文献がある。そのような文献の大部分は、ＬＥＤ等の紫外線源を直接体内に導入することについて記載している。Ｍｉｃｈａｅｌ Ｇｅｒｔｎｅｒによる０８／３１／２００６付けの（その後放棄された）特許文献２は、そのような治療手段を例証している。今までに知られている限りでは、文献はいずれも、実際の作業装置、又は実際に存在する（病原菌死滅波長の）紫外線源を体外に遠隔から配置すること、及び、特に非常に制限されたか又は近づきにくい部位における、効果的に治療する紫外線の実際に成功した伝送を例証していない。

Ｌａｃｅｙ Ｍａｎｋｉｎによる２０１６年４月２８日に公開された（その後放棄された）特許文献１は、内視鏡の光ファイバーを介して紫外線を伝送させることによって、ヒト又は動物の体内のウイルス性病原菌を死滅させるための紫外線の使用を記載している。しかし、紫外線源からの実際の光の紫外線の収集、又はウイルス若しくは細菌の標的への紫外線の伝送及び適用について、又は、最小限のＵＶ適用によって排除されるよりも速く伝播する病原菌のいかなる傾向も克服するであろう、単一の適用で又は合理的な時間内に病原菌を効果的に死滅させるための任意の程度の力で、ファイバーを介してそのような紫外線を伝送することができる任意の構造若しくは方法についての教示又はいかなる例もない。内視鏡において使用される光ファイバーは、一般的に、「ソラリゼーション」と呼ばれるプロセスによって深紫外線により非常に劣化されやすく、これは、任意の深紫外線がそれを介して伝送されるのを効果的に防ぐ。代わりに、深紫外線は、ファイバーによって完全に吸収される。加えて、この特許出願は、約１．２ｍＷ／ｃｍ^２のレベルで病原菌を死滅させることにおける紫外線の有効性に言及しているけれども、これは、ＵＶが伝送されることなく直接適用される場合であり、ファイバーがソラリゼーションされていなくても多くの場合、紫外線源によって出力され得る任意の紫外線の完全な損失ではないにしても莫大な損失を伴う。

上記の放棄された特許出願におけるＬａｃｅｙ Ｍａｎｋｉｎによる示唆にもかかわらず、いかなる有用な病原菌処理パワー出力でも光ファイバーケーブル等の伝送媒体を介して深紫外線をうまく伝送することは可能ではないということが、光工学者の間でさえ、現在一般的に受け入れられている信念である。実際、従来技術の研究が、ウイルス及び細菌等の病原菌を破壊するか又は死滅させるのに必要なＵＶパワーの量は、紫外線伝送で引き起こされる大きなパワー損失がなくても、上記の特許出願において言及されているパワー及び適用方法よりもはるかに多いということを実験的に示している。以下は、直接的なウイルス及び細菌ＵＶ処理、特に露出創傷処理を用いたものに対する従来技術の要件の記載及び表である（この出願の目的では、ｍＷ／ｃｍ^２は本質的にｍＪｏｕｌｅ又はｍＪ／ｃｍ^２に等しい）。

パワー要件を伴う創傷、病原菌の紫外線処理：

Ｇａｂｒｉｅｌ Ｃｈｅｖｒｅｆｉｌｓ、Ｂ．Ｉｎｇ、及びＥｒｉｃ Ｃａｒｏｎ， Ｂ．Ｓｃによって改訂及び拡大され、その前（１９９９）には、Ｈａｒｏｌｄ Ｗｒｉｇｈｔ３及びＧａｉｌ Ｓａｋａｍｏｔｏ３によって寄稿され、Ｐｉｅｒｒｅ Ｐａｙｍｅｎｔ、Ｂｅｎｏｉｔ Ｂａｒｂｅａｕ、及びＢｉｌｌ Ｃａｉｒｎｓによって査読された“ＵＶ Ｄｏｓｅ Ｒｅｑｕｉｒｅｄ ｔｏ Ａｃｈｉｅｖｅ Ｉｎｃｒｅｍｅｎｔａｌ Ｌｏｇ Ｉｎａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ Ｂａｃｔｅｒｉａ， Ｐｒｏｔｏｚｏａ ａｎｄ Ｖｉｒｕｓｅｓ”が、示されているように、低圧（ＬＰ）及び中圧（ＭＰ）の水銀灯を用いた特定の細菌及びウイルスに対する紫外線量の有効性を示す表を提供している。

注釈：
表２－大腸菌（Ｅｓｃｈｅｒｉｃｈｉａ Ｃｏｌｉ） Ｃ ＬＰ（低圧水銀ランプ）
この最も一般的な細菌は、紫外線量に極めて敏感である。２ｍＪ／ｃｍ^２から１０．７ｍＪ／ｃｍ^２まで紫外線量を変えること、すなわち、紫外線量の８ｍＪの増加だけが、１Ｌｏｇから７Ｌｏｇまで細菌濃度を減らす、すなわち６Ｌｏｇの変化をもたらすのに必要とされる。これによって、大腸菌は１００万分の１に減少した。

表４－ＬＰを用いたロトウイルス（Ｒｏｔｏｖｉｒｕｓ）
このウイルスは、はるかにタフである。２０ｍＪ／ｃｍ^２で初めて１０分の１に減少した。

次に、さらに１，０００分の１に（３ｌｏｇ）減らすために、さらに１８０ｍＪ／ｃｍ^２を要した。

このように、伝送された紫外線を効果的に適用することの圧倒的な問題は、十分に高いパワーの、より具体的にはＵＶ－Ｃ光を適用して、意味のある速度で合理的な時間内に病原菌を死滅させることができることである。ＤＮＡ／ＲＮＡ破壊範囲の深紫外線は、伝送の間に非常に減衰しやすく、伝送媒体に吸収されることになるか、又はさもなければ伝送のための取り込みが厳しく制限されるあらゆる機会を求めることになる。上記の特許出願において開示されている出願に対する伝送損失は、おそらく、内視鏡の光ファイバーまで進む光の９５％を超えるほどであり（記載されることになるように、光源から発せられた光の量よりもかなり少なく）、もしあれば、１ｃｍ^２あたり低いマイクロワットで測定可能な既存の紫外線源からの遠位のパワー出力で、完全に失いさえする。これは、上記の表で証明されているように、合理的な時間での病原菌に対する紫外線の一般的に効果がない適用であり、おそらく人体が（圧倒的な免疫反応であっても）病原菌を死滅させることができる速度よりも遅い。

ＵＶ－Ｃ光は、通常、方向を持った伝送での効果的な使用から減衰し、実際には、ソラリゼーションとして知られる破壊的なプロセスで、まさにその伝送される媒体、及び通常使用される内視鏡の光ファイバーでさえも腐食的に攻撃することが多くある。人体等における殺菌にＵＶ－Ｃ光を利用することに対して問題をさらに支持できないようにするために、ＤＮＡ／ＲＮＡ破壊のために望ましい最適な２６５ｎｍ範囲の純粋な発せられるＵＶ－Ｃ光の光源は、パルスキセノン及び水銀のバルブに限定されてきた（特定の波長での全体的なＵＶパワー出力は約４ｍＷ／ｃｍ^２以下ほどである）。現在生産されているＵＶ放射ＬＥＤ及びレーザーでさえ、低ミリワットの範囲で測定される固有の非常に低い直接出力パワー及び非常に低い効率を有している。

従って、特に伝送損失によってさらに減衰する場合には、十分な伝送パワーで（病原菌を死滅させる用途のパワーは、１ｃｍ^２面積あたりマイクロジュール又はマイクロワットではなく、ミリジュールで測定される）ＵＶ－Ｃ光を提供して、病原菌を効果的に死滅させることは、（仮にあったとしても）（殺菌されることになる面積の程度等の様々な一般的な要因に応じて）数時間から数日でさえ測定されることが多くある長時間の曝露時間後を除き、非常に困難である。これは、内視鏡検査等のｉｎ ｖｉｖｏ処理等の限られた時間パラメータを必要とし、即時の効果的な処理が重要な用途では非常に問題となる。

紫外線伝送のさらなる問題は、（多くの場合、広範囲に散乱される）発生源からの紫外線を伝送媒体に効率的に集め、次に、伝送媒体の壁又はクラッディングへの吸収ではなく伝送を可能にする適切な受光角に集める最初の必要性である。さらに別の問題は、近づきにくい又は近づくのが困難な部位は、多くの場合、最小の寸法であり、広く集められた光の焦点をそのような最小の寸法に合わせる必要があるということである。しかし、光、特に紫外線は、圧縮に適しておらず、さらなるパワー損失が、いかなる発光用途にも先立って必然的に持続する。

ＬＥＤ等の紫外線源、並びに、確実にキセノン及び水銀のランプ光源は、一般的に、人体内等の近づきにくい又は近づくのが困難な部位若しくは領域のすぐ近くに効果的に持っていくには大きすぎる寸法であるということも理解すべきである。従って、文献及び特許文献の多くは、紫外線源を体内に直接挿入することを伴い、従って、近づきやすい開口部及び体内の比較的大きな腔に制限されている。

さらに、紫外線源は非常に非効率である（例えば、現在利用可能な２６５ｎｍＬＥＤは、１．５％以下の最大効率を有する）。従って、それらは大量の熱を発生させ、それに隣接する周囲の生物学的物質又は他のデリケートな物質に対して非常に有害となる恐れがある。この問題を認識し、熱除去に関する規定を設けている文献もある。しかし、効果的なヒートシンクは、かさを増加させるだけであり、そのような紫外線源を、特にアクセスが制限され且つ寸法が小さい感染部位に隣接して直接配置することにさらに適さないようにする。

従来、ＵＶ－Ｃ光源として使用されてきたキセノンアークランプ及び水銀バルブは、単一スペクトルに限定されるのではなく、単一スペクトルのＬＥＤ及びレーザーと同じくらい低いかそれよりも低い２６５ｎｍ等の病原菌死滅範囲で、光のスペクトルの各部分に対する実際のパワーで広いスペクトル範囲にわたって光を発する。新しく利用可能になったＬＥＤに対する利用可能なパワー出力は（１～１．５％の範囲の効率で）、通常、４ワットの入力では４０ｍＷの範囲を効果的に超えることはなく、レーザーでは、パワー出力はさらに低く、装置ははるかに大きく、さらにコストがかかる。光ファイバー等の標準的な光伝送媒体は、多くの場合、環境的なＵＶ劣化に耐えるように考案されていても、長さに応じて、即時のパワー損失として、（内視鏡伝送に必要な最小値として）１～２メートルの長さで９５％以上の出力パワーを失う可能性がある。従って、十分なパワーは、（極度の患者の不快感又はあり得るＵＶ－Ｃ細胞ダメージを回避するために、１つの曝露部位あたり、数秒又はさらには１分未満、及び最大で数分から３０分で測定される）合理的な期間での、内部に位置する病原菌の紫外線処理に対して、一般的に利用可能ではない。従来技術の研究から明らかなように、病原菌処理に対する効果的な合理的な時間は、一般的に、ほとんどのウイルス性病原菌に対して最大３５～５０ｍｍの距離で、１平方センチメートルあたり約２～２０ｍＷの効果的な最小値を必要とする。

Ｓｅｏｕｌ Ｖｉｏｓｙｓによって発表され、Ｓａｍｕｅｌ Ｋ．Ｍｏｏｒｅによって執筆されたＵｌｔｒａｖｉｏｌｅｔ－ＬＥＤ Ｍａｋｅｒ Ｄｅｍｏｎｓｔｒａｔｅｓ ３０ Ｓｅｃｏｎｄ Ｃｏｒｏｎａｖｉｒｕｓ Ｋｉｌｌと題された、２０２０年４月１６日のｔｈｅ ＩＥＥＥ ｏｆ Ｔｅｃｈ Ｔａｌｋ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒｓ Ｏｐｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓによる、病原菌への深紫外線の影響に関する最近の研究及び発表が、病原菌に破壊的な影響を与えるために必要な紫外線のパラメータ（波長、適用距離、適用されるパワー及び持続時間）を決定するためのおおまかな基礎を提供している。この研究によって、ウイルス細胞（コロナウイルス）に対する最適ではない２７５ｎｍＬＥＤの直接的な（伝送されていない）出力の結果に、１．５ｃｍの距離で約２０ｍＷ／ｃｍ^２の出力パワーでウイルスを３０秒で効果的に死滅させたという結論が提供された。逆２乗の法則の結果として、距離が近いほど、適用されるパワーは劇的に増加する。

２７５ｎｍの紫外線は、ウイルス性病原菌を死滅させることにおいて、２６５ｎｍの紫外線と比較して、効果が約２５％低いことにも留意されたい。さらに、ウイルス又は他の病原菌の破壊における制御因子であるのは、最初に発生したパワーではなく、実際に病原菌に適用されたパワーであり、多くの場合、これらは、伝送における損失の結果として大きく異なる。

特許文献３（Ｃｅｄａｒ Ｓｉｎａｉ）
そのような欠点と、長時間の曝露期間の必要性とを考慮して、現在発表されている研究において記載されているもの等の傾向には、患者におけるウイルスを安全に死滅させるために、長期間にわたって（伝送媒体を介して紫外線が伝送されることなく）ＵＶ放射ＬＥＤを有する所定の位置に固定されたカテーテル装置を介して患者に導入されるＵＶ－Ａ光の使用も含まれている。Ｃｅｄａｒ Ｓｉｎａｉ Ｈｏｓｐｉｔａｌは、そのような据え付けられた内部の病原菌を死滅させるための装置を使用しており、一般的に健康な細胞への有害性が低いと考えられているＵＶ－Ｂ（２８０ｎｍ～３１５ｎｍ）及びＵＶ－Ａ（３１５ｎｍ～４００ｎｍ、３４０ｎｍを超える波長は、実際には病原菌死滅効果がほとんど又は全くない）の範囲等、より高レベルのＵＶスケールの光源を用いている。しかし、これらの光源は、おそらくより大きな出力パワーを有しているけれども、病原菌の破壊においてははるかに効率が悪く、許容できないほど長い曝露時間が必要とされることが多く、信じられているのとは反対に、組織への浸透が大きいために実際にはより有害であり得る。Ｃｅｄａｒ Ｓｉｎａｉの処理は、患者の完全且つ継続的な麻酔状態で１回のセッションあたりの投与時間が長いために、数日にわたる複数回の投与セッションを必要とする。

一連のＵＶ放射ＬＥＤが供給されるチューブ（カテーテル）を介した内部のｉｎ ｖｉｖｏ送達でのＵＶ－Ａ光及びＵＶ－Ｂ光の使用を含むシステムが、Ｃｅｄａｒ－Ｓｉｎａｉ Ｈｏｓｐｉｔａｌに割り当てられた特許文献３に記載されている。しかし、電動ＬＥＤ等の電気部品の内部配置は望ましくなく、ＵＶ－Ａ光及びＵＶ－Ｂ光は、ＵＶ－Ｃ光よりも比較的安全ではあるけれども、病原菌の除菌においてはるかに効果が低く、長い適用時間を必要としている。

感染した血液のＵＶ ｉｎ ｖｉｔｒｏ処理も細菌を死滅させるために使用されているが、患者の外部での処理で、殺菌された血液がヒト患者に戻される。

紫外線の散乱、吸収、及び収集：
高コヒーレントで高度に集束されたレーザー光を除き、ほとんどの可視光源は、約１２０～１３０°の円錐周縁部（ａ ｃｏｎｉｃａｌ ｐｅｎｕｍｂｒａ）において（ＬＥＤ）又は１８０°を超える放射範囲（バルブ）において光を発する。より大きな面積の照明を必要とする領域では、後者が望ましい。懐中電灯等のより焦点を絞った使用に対しては、発光素子バルブが、より狭い角度の放射範囲の光を大まかに平行にする、一般的に円錐形の反射鏡面に位置する。特殊なレンズが、必要に応じて光を屈折するよう又はその焦点を合わせるよう役立つ。そのような照明操作は、可視光で容易に可能である。特定の目的のためにパワーが供給され焦点が合わされた光が必要な場合、コヒーレント可視レーザー光が、かなりのパワー出力で容易に利用できる。一般的なコリメーション方法でさえも、ファイバーの端部に導入されている光の一部のみを受け入れることができる特定の角度を有する光ファイバー等の光伝送媒体を介して光が伝送されると、かなりの量の白色光が失われる。この欠点は、一般的に、入力光からの深刻な損失にもかかわらず最終的な出力が十分な照明を提供するように光源からのルーメン出力を増加させることによって、ある程度克服される。

特にＵＶスペクトルの範囲における、より具体的にはＵＶ－Ｃ及びＵＶ－Ｂの範囲（深紫外線）における非可視光は、放射範囲及びパワー出力の点でそれほど容易には制御できず、入力パワーも容易には上げられない。そのような光は広く散乱され、実質的に白色の可視光よりも多く、さらに非常に吸収されやすく、伝送において損失がさらに大きい。深紫外線伝送の問題を悪化させるために、深紫外線源は現在、低マイクロワット及び低ミリワットのパワーレベルでのみ利用可能である。レーザーダイオードの光源でさえも、大きく高価な装置でミリワット以下の出力が提供される。水銀ランプ及びキセノンバルブは、広域スペクトル放射で、深紫外線に対する一般的な光源であり、そのような使用にはパルス化される必要があり、特定のＵＶ波長で類似の低パワーレベルを提供する。ＵＶ ＬＥＤは現在利用可能であるが、出力は低ミリワット範囲（一般的に約４０ｍＷ以下）である。

深紫外線は不可視であるため、その有用な用途は、一般的に、直接的な面積の殺菌等のパワー用途に限定され、機器の分光学的検出に関して限定される。伝送媒体を介した紫外線の伝送は、発せられた紫外線の効果的な捕捉における完全ではないにしても初期のほぼ完全な損失、次に、伝送媒体によって、及び／又は、コリメートレンズ若しくはフォーカスレンズ及び反射器によって、及び伝送媒体への最小の光取り込み角度によって引き起こされる減衰伝送損失を必然的にもたらした。９５％以上ほどの放射パワーの損失は、すでに低い入力パワーレベルにある媒体伝送深紫外線を、実用的な利用のためにより高い出力パワーレベルを必要とする殺菌目的に対して比較的役に立たなくしている。低ＵＶ減衰ファイバーケーブルが利用可能であるけれども、電源からの十分な紫外線を最初に受け入れるためのＵＶ取り込み制限角度が現実的に不可能であることによって、その実用化は遅れている。しかし、比較的高い紫外線取り込み率を有するファイバーケーブルは、高い減衰で、深紫外線への曝露で急速に劣化し、すぐに劣化するか又は非常に短い耐用年数を有する材料で構成されている。知られている限りでは、ＤＮＡ／ＲＮＡ波長領域の深紫外線は、効果的なパワーレベルでいかなる役立つように発せられたＵＶでも効果的に行われたことはない。従って、紫外線殺菌の用途は、空気、水、並びに、他の材料及び表面への殺菌用紫外線の直接的な適用をほぼ完全に含んでいる。ボアスコープを用いる等の非殺菌目的での紫外線の伝送は、パワー要件がほとんど又は全くない、容易に伝送可能な非深ＵＶ－Ａ光波長の伝送のみであった。

病原菌の滅菌：
病原菌の滅菌及び除去の用途において、厳密なＦＤＡの要件で医療機器を繰り返し使用することで、医療機器は、危険な感染症を防ぐために厳密な衛生及び滅菌を絶対的に必要としている。一般的な滅菌の方法には、高温蒸気による高圧蒸気滅菌法、及び、多くの場合過酷で有毒な性質を持つ滅菌液の使用が含まれる。これらの方法はいずれも重大な欠点を伴う。研究によって、非常に限られた用途を除き、ＵＶベースの滅菌は、一般的な高分子医療機器、特に内視鏡に対して非常に有害になることが示されている。

蒸気による高圧蒸気滅菌法は非常に時間がかかり、医療器具を継続的に利用できる時間を制限し、通常はＵＶ耐性の金属器具での使用に限定される。紫外線を浴びた滅菌室での一般的なＵＶ滅菌は、紫外光との、及び内部の部位に光が近づくことができないこととの材料適合性によって制限されている。滅菌液は、効果的ではあるけれども、厳密で長い手順を必要とし、内部の部位に確実に近づくことができないことが多く、内視鏡の生検及び吸引チャネル等の材料を非常に感染しやすく、さらに、わずかな残留物でさえも毒性作用をもたらす恐れがあるため、液体化学物質を入念に完全に除去することを必要とする。

厳重な滅菌を必要とする一般的な器具は、肺の検査に使用される気管支鏡等の柔軟な内視鏡である。実際に体内に入る内視鏡は、不十分な滅菌で主要な感染源となる恐れがあり、最近では、不十分に除去された耐性生物から生じる一連の感染のアウトブレイクの発生源となっている。

高圧蒸気滅菌法は、限定的な使用時間（滅菌時間は多くの場合３０分を超える）は別として、発生する熱及び蒸気によって、あり得る装置の変形及び劣化と共に、内視鏡の構造を構成するポリマーに影響を与える恐れがある。これらの同じポリマーは、黄変及び脆弱性によるＵＶダメージの影響も受けやすい。従って、内視鏡は、エチレンオキシド等の殺菌用化学物質又は一連の化学処理によって滅菌されることが最も多い。化学物質は槽において内視鏡の外部から容易に効果的に除去されるけれども、殺菌が完了した後、内視鏡の内部セクションは、完全な滅菌及び化学物質の除去に対する課題を示すことが多くある。その結果、有毒な残留物がうかつにも残り、耐性生物が内視鏡の内部領域にとどまることがある。

近づくことが制限され、微生物の封じ込めの影響を非常に受けやすい内視鏡の主要な内部領域は、生検／吸引チャネル、又は、内視鏡処置中に生検試料が引き出される器具のチャネルである。内視鏡の生検／吸引チャネル又は器具挿入チャネルの典型的な寸法は、約２．２～３．７ｍｍのＩＤ、約５００ｍｍの長さである。非常に狭い断面及び比較的長い長さは、液体へ近づくことが制限される洗浄液に対する表面張力抵抗、不完全な滅菌及び洗浄化学液体の除去の現実的な可能性を持つ空気閉塞等のあり得る領域によって悪化する特有の滅菌の課題を提示する。内視鏡における他の近づくのが制限された領域には、約１ｍｍＩＤほどの、さらに狭いＩＤ直径を有する水及び空気の導入チャネルも含まれる。

ペースメーカー及び薬剤注入器等の埋め込み型医療機器は、医学的合併症及び医療費用を伴って、殺菌のために外科的に取り除かれ、次に、再移植されなければならない。

関連する非医療的態様では、流体を運ぶパイプ及び導管等の特定の非医療的用途は、ひび割れ及び割れ目をもたらし、特に浴室等の湿気の多い環境では、様々な有害な増殖をもたらし、病原菌が繁茂する。しかし、増殖及び病原菌がある領域には近づきにくいため（これは、まさに増殖が蔓延している理由であることが多く）、洗浄は、仮にあったとしても、パイプにおけるサイズ決定された挿入寸法の機械推進式ピグ（洗浄要素付き）、及び、ブラシ等の細い道具を用いるが、いかなる現実的な殺菌もなく実行されることが多い。大きな領域において十分な消毒の量で洗浄消毒用化学物質を使用することは、一般的に非常に高価であり、化学物質は、特に長いパイプ又は導管から完全に除去することが難しい。

米国特許出願公開第２０１６／０１１４１８５号 米国特許出願公開第２００６／０１９５１６５号 米国特許出願公開第２０１９／０１７５９３８号

本発明の目的は、近づきにくい又は近づくのが困難な領域において病原菌を死滅させるのに十分なパワー出力で又は非常に直接的な焦点で、（用途に応じて）合理的な時間内に、病原菌死滅用紫外線、特にＵＶ－Ｃ光が、制御可能に位置決めできる伝送媒体を介して伝送されるのを可能にする方法及び装置を提供することである。

本発明のさらなる目的は、コリメート素子及びフォーカス素子に結合された紫外線の発光源から紫外線を集めて、合理的な時間内に病原菌を死滅させるのに十分な出力パワーの伝送紫外線を提供する方法及び装置を提供することである。

本発明のさらに別の目的は、内視鏡等の医療機器の消毒のために、そのように発せられる病原菌死滅ＵＶを提供することである。

本発明の別の目的は、カビ及び白カビ又は他の有害な生物の除去に使用するための病原菌死滅紫外線を伝送する方法及び装置を提供することである。

本発明のさらに別の目的は、標準的な内視鏡、ＥＢＵＳ若しくはＥＵＳ等の類似の吸引針、又は、紫外線伝送キャリアとしての伝送要素を病原菌感染部位に近接して及びその中にさえも運び且つ誘導することができる他の医学的に許容される身体挿入装置を介して運ばれる光ファイバー等、制御可能に位置決めできる有形の伝送要素を介して、病原菌死滅用紫外線を誘導する方法及び装置を提供する、並びに、ウイルス、細菌、及びがん細胞を含む病原菌を死滅させるのに十分なパワーで、人体の臓器又は病原菌感染領域に直接紫外線を安全に伝送することである。埋め込み型医療機器は、紫外線による劣化に耐性があれば、インサイツで滅菌することもできる。

さらに別の目的は、ヒトの鼻、耳、喉、及び生殖器内に、そこに含まれる病原菌の処理のために、病原菌死滅用紫外線を安全に位置決めし且つ伝送する方法及び装置を提供することである。

さらなる目的は、スイミングプール又は密閉された車両において等、紫外線を伝送させることによって空気及び水を消毒又は殺菌する方法及び装置を提供することである。

いくつかの同時継続出願において、及び、以下に記載されるように、安全且つ直接人体に、すなわち、病原菌感染（又は感染の可能性がある）領域のすぐ近くにおいてｉｎ ｖｉｖｏで、ウイルス、細菌、及びがん等の病原菌のＤＮＡ／ＲＮＡを破壊するのに最も有効である特にＵＶ－Ｃ光波長領域、特に２６５ｎｍ（２６０～２７０ｎｍ）の波長範囲の紫外線をもたらすための様々な構造、装置、及び方法が記載されている。他の同時係属出願は、消毒目的で病原菌を死滅させるために、近づきにくい又は近づくのが困難な部位若しくは領域に紫外線をもたらすことを記載している。病原菌は、本願に対して定義される場合、ウイルス、細菌、がん、カビ、及び白カビ等を含む、全てのＤＮＡ／ＲＮＡ含有の不健康なものを含み、これらは、紫外線による破壊の影響を受けやすく、そのような病原菌を含有する領域は、本明細書において感染部位又は領域と呼ばれる。

本発明のさらなる目的は、広角度の放射で、特に白色ＬＥＤ光に対して光パワー損失を著しく最小化する光伝送の方法及び装置の構造を提供することであり、より具体的には、深紫外線波長範囲で発するＬＥＤに関する。

本発明のさらなる目的は、紫外線伝送媒体へのＵＶ放射ＬＥＤからの深紫外線の角度のある取り込みを著しく増加させ、ＵＶパワー出力を増加させ、特に通常容易に近づくことができないＵＶ処理領域における有用な紫外線殺菌能力を有する方法及び装置を提供することである。

「合理的な時間」のパラメータは、一般的に、生命を脅かす重症な感染、患者及び医療従事者の不便、並びに、迅速なターンオーバーの必要性、医療装置の再利用及び不完全な殺菌のインシデントの減少の必要性等の緊急の状況に依存している。一般的に、特定の用途に対する合理的な時間は、理想的には数秒以内であり、複数の領域において処理を必要とする用途の場合、１つの紫外線適用部位あたりに数分から約３０分以内である。固定された位置決めを伴う用途の場合、麻酔効果の持続時間、感染の程度、利用可能な適用パワー、及び距離等の因子は、医学的に正当化される合理的な時間を決定する際の因子である。重度の例を除き、適用時間（又は手順の繰り返し）は、病原菌の除去によって正当化されるものよりも大きな健康な細胞へのダメージをもたらす時間を超えるべきではない。

一般的に、本発明の実施形態では、方法及び該方法を実施するための装置は、ハイパワーの７５ｍＷ以上のＬＥＤ等の紫外線源から、紫外線による劣化に対して少なくとも最初は耐性を示す（１ｍの長さあたり約３以下のｄｂ損失の）低ＵＶ減衰ファイバーケーブル等の有形の伝送媒体を介して、病原菌死滅用紫外線を集め、効果的に伝送することを含む。紫外線源と有形の伝送媒体との間のインターフェースは十分に効率的であり、それによって、減衰及び損失を有しても、合理的な時間内に、伝送媒体から発せられる紫外線が、伝送媒体の出力に近接した病原菌を実質的に効果的に死滅させるのに十分なパワーレベルで残るように、集められ且つ伝送される紫外線は、最初は十分に高いパワーレベルのものである。標的となる病原菌によっては、必要とされるパワーレベルも異なり、殺菌は、死滅させるのに最小のパワーを必要とし、がん細胞は、死滅させるのに最大のパワーを必要とする。収集及び伝送の効率により、低いパワー放射の紫外線源も効果的に利用することができる。

用途及び病原菌部位への近づきやすさに応じて、伝送媒体は、操縦可能なキャリアの有無にかかわらず、操作上位置決め可能であり得る。例えば、見える位置決めのためにビデオ若しくは他の相関マッピングされたステアリングを有するもの等、内視鏡又は中空のＥＢＵＳ針等の運搬ステアリング装置は、ヒト又は動物の臓器内での位置決めに使用されるが、滅菌手順は、別個のキャリア又は位置決めステアリング制御なしで、伝送媒体のシンプルな手動操作で実施され得る。

殺菌：
一般的に、本発明の一実施形態は、内部及び通常は近づきにくい領域を含む構造要素及び装置を病原菌から迅速に殺菌し、化学物質及びいかなる発生熱の付随残留物もない方法及び装置を含む。

当該方法は、殺菌されている構造要素及び装置の領域が、一般的に、紫外線に対して不活性（「不活性」は、本明細書においては、操作上紫外線の影響が最小であるか若しくは紫外線の影響を受けない、又は紫外線によって劣化可能ではないと定義される）であることを必要とし、当該方法は以下のステップを含む：
（ａ）光ファイバーケーブル等の細長い光伝送部材を提供するステップであって、細長い光伝送部材は、その第１の端部において紫外線入力を有し、その第２の端部において紫外線出力を有する。細長い光伝送部材の断面寸法は、光伝送部材を介して伝送した光が、領域のうちおそらく病原菌を含有するセクションの大部分又は全て若しくは実質的に全てに効果的に到達することができる程度まで、光伝送部材を（一般的にはキャリア又はステアリング制御を必要とすることなく）構造要素又は装置の領域に挿入することができるような寸法である。紫外線出力は、望ましい距離で、望ましい合理的な期間内に、構造要素及び装置の病原菌を含有する領域を殺菌するのに十分な波長及びパワー強度のものである。（ＵＶ－Ｃ光出力は、より高速で、増殖及び病原菌に対する殺菌効果があるため、より望ましいが、効果的な病原菌を死滅させる波長のＵＶ－Ｂ光及びＵＶ－Ａ光が、殺菌手順の時間の増加及び効率の低下を補償して同様に利用されてもよい）。光出力の挿入及び光出力と感染領域との近接により、非常に短い距離及び殺菌出力に適用される逆２乗の法則の結果として、パワー要件が軽減される；
（ｂ）構造要素又は装置のおそらく病原菌に感染したＵＶ不活性の領域に若しくはそれに隣接して光伝送部材を挿入し、それによって、光伝送部材を、ＵＶ不活性の領域に隣接して望ましい距離内で近接して動かすことができるステップ；並びに、
（ｃ）殺菌用紫外線が光伝送部材を介して伝送される間に光伝送部材及びＵＶ不活性の領域を互いに相対的に動かし、それによって、紫外線は、ＵＶ不活性の領域を許容できる程度で殺菌するのに十分な望ましい距離で望ましい時間、殺菌されることになるＵＶ不活性の領域に衝突するステップ。

当該殺菌方法を実施するのに適した装置は、領域の非線形セクションに適合するために十分な柔軟性を有する、殺菌されることになる領域内に挿入するのに適した、及び、当該方法の相対的な殺菌移動に適した断面寸法の光ファイバーケーブルを含む。殺菌を実施するのに十分なパワーの紫外線源が、光ファイバーケーブルの光入力の第１の端部に提供され、光ファイバーケーブルに対する一般的なＬＥＤ、突き合わせ結合、又は光学レンズによって等、そこに光学的に取り付けられる。第２の端部の出力から発せられる紫外線のパワーが、望ましい合理的な時間内の適切な殺菌であると考えられる程度まで病原菌を死滅させるのに十分であるように、光ファイバーケーブルは、十分に低いＵＶ減衰（一般的に３ｄｂ／ｍ以下）のものである。病原菌を死滅させるのに十分な適したパワー、ＵＶ ＬＥＤのパワー出力及び減衰、並びにＵＶ出力の詳細は、上記のような従来技術の研究から容易に明らかである。単一部位におけるＵＶ適用時間は、理想的には１秒未満であり、数秒又は数分でさえあってもよいが、一般的ではあるが信頼性の低い滅菌手順に必要な時間を超えるべきではない。

一実施形態では、光ファイバーケーブルの通常不透明なクラッディングは（「クラッディング」という用語は、本明細書において使用される場合、バッファ及び光保持材料等の光ファイバー上の保護層及び光学層の両方を含む）、（非限定的なパラメータとして）少なくともそのセクション長、一般的には約１センチメートルほどのものに対して、取り除かれるか又は透明若しくは光拡散セクションと交換されることによって等、ＵＶ伝送可能にされる。殺菌用紫外線は、それによって、相対的な移動で、殺菌されることになる構造要素又は器具の近位領域まで放射状に伝送される。別の実施形態又は組み合わされた実施形態において、遠位の伝送端部は、後端又は前方に方向づけられた円錐（ａ ｔｒａｉｌｉｎｇ ｏｒ ｆｏｒｗａｒｄ ｄｉｒｅｃｔｅｄ ｃｏｎｅ）で殺菌用紫外線を伝送し、相対的な移動の間に、殺菌されることになる周辺領域に衝突する。

典型的な内視鏡における生検／吸引チャネル又は器具のチャネルは、（一般的に約２．２から３．７ｍｍのＩＤ、及び、約５００から６００ｍｍの長さで）直径が小さく、比較的近づきにくいため、内視鏡の中でも滅菌又は殺菌するのが最も困難な部分の一つである。最も一般的な滅菌方法は、滅菌槽において滅菌用化学物質を使用することである。しかし、これは、化学物質を完全に除去できなかったことによって有毒な残留物が生じる恐れがあるため、問題を伴っている。加えて、化学物質が完全に到達すること、又は、化学物質が、殺菌を完全に実施するのに十分な時間を有したか若しくは到達したことを確実にするのは困難である。ブラシの使用等の他の洗浄手段は、使用及び完全な殺菌を確実にする能力の点で満足できるものではない。内視鏡の他の小さな寸法の直径の領域には、効果的な殺菌に対するさらなる課題を提示する約１ｍｍＩＤの水及び空気の導入チャネルが含まれる。

効果的な殺菌方法によると、ＬＥＤの紫外線源に光学的に取り付けられた約２ｍｍＯＤ直径の低ＵＶ減衰の光ファイバーケーブルが（より大きい直径のケーブルも、より大きい直径のチャネルで同様に利用可能である）、２．２ｍｍから３．７ｍｍに及ぶ標準的な直径を有する内視鏡の生検／吸引チャネル又は器具のチャネルに挿入される。チャネルに挿入されると、光ファイバーケーブルを介して伝送された紫外線は、ＵＶ波長、伝送パワー、及び伝送からの距離に応じて、所定の時間内に、病原菌感染部位に衝突し、病原菌を死滅させる。一般的に、感染部位と適用される紫外線との間は非常に近接しているため、出力パワーに依存して、殺菌時間は１秒未満、数秒、又は数分でさえあってもよい。より長い時間のプロトコルが、完全な殺菌を確実にするのに適切な場合がある。衝突する光は、遠位のファイバー端部の前方にあるか、又は、チャネルからの若しくはチャネルへのファイバーケーブルの抽出若しくは挿入で、光ファイバーケーブルの端部が横方向のＵＶ伝送又は拡散にされた状態で、横方向若しくは放射状にある。光ファイバーケーブルには、（一般的には長さが約１０ｍｍの）遠位のディフューザー等が提供されてもよい。同様に、適切に寸法決めされた光ファイバーケーブルを、水及び空気のチャネル等、他の内視鏡チャネルに、そのＵＶ殺菌のために挿入することができる。

そのようなＵＶ処理光ファイバーを、本明細書において記載されているように、生検チャネルを介した内視鏡処理の一部として又は別個のツールとして使用して、理想的には通常の抽出又は挿入に必要な時間以下の速度で、内視鏡の生検チャネル又は器具のチャネルの完全な滅菌若しくは殺菌を確実、迅速、完全、且つ安全に実施することができる。内視鏡手順の一部として使用される場合、紫外線は、生検チャネルから光ファイバーケーブルが取り除かれる間にも伝送され続けて殺菌を実施する。光ファイバーケーブルが取り除かれる速度は、生検チャネルの隣接する壁への紫外線の完全な周辺の衝突を可能にする速度である。光ファイバーケーブルと生検チャネルの内壁との距離が近いことによって、光学的に接続されたＵＶ ＬＥＤからの小さなｍＷのＵＶ出力でも、文字通り１秒足らずの間にＵＶ殺菌の有効性が確実にされる。処置に先立つ生検チャネルの殺菌のダブルチェックとして、生検チャネルへの光ファイバーケーブルの挿入前に紫外線をオンにし、挿入の間もオンのままにすることができる。或いは、装置には、光ファイバーケーブルが生検チャネル内にある間ずっと紫外線放射を維持する圧力接触スイッチが（ケーブルの前方端又は遠位端に）提供される。他の制御には、紫外線出力を制御するために生検チャネル内の光ファイバーケーブルの存在をモニターするセンサが含まれる。器具に対する継続したＵＶ適用から生じる有害作用はないため、利便性を除き、継続したＵＶ適用に対する最大時間はない。

医療器具の通常は近づきにくい部分（近づきにくい部分の内壁はＵＶ耐性である）に対する別個の殺菌ツールとして、ＵＶを運ぶ光ファイバーケーブルをそのような近づきにくい部分に容易に挿入することができ、さらに、挿入する時又は取り除く時にＵＶをオンにすることができる。最良の殺菌結果のために、紫外線は、挿入及び取り除きの両方でオンにされる。最初の光ファイバーケーブルの挿入によって最初に運び込まれた任意の病原菌の消毒にも影響するため、紫外線は挿入時のみよりも取り除き時のみの方が望ましい。そのような殺菌を実行する作業者を保護するために、生検チャネルの開放端にキャップをして、外部への紫外線漏れを防ぐことができる。

生検／吸引チャネルは、その内部表面が化学的不活性及び摩擦の減少を必要とするため、そのような消毒に独自に適応している。従って、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）又はＴｅｆｌｏｎ（登録商標）等の材料を使用して、生検チャネルの内面を完全に又は実質的に覆う。そのような材料は紫外線による劣化にも不活性であり、上記のように内視鏡の完全性が紫外線殺菌の使用で損なわれることはない。他の内視鏡チャネルも、一般的に、Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標）等の不活性材料で覆われており、同様に迅速且つ容易に殺菌することができる。

内視鏡の他の近づきやすい部分又は外側の部分は、紫外線での劣化の影響を受けやすいため、内視鏡の殺菌は、内視鏡の容易に近づきやすい外側の部分を殺菌するための化学槽での殺菌と、上記のように、内視鏡の近づきにくい部分、特に生検／吸引チャネルの、高度の殺菌用紫外線での別個の殺菌とを含む。

ペースメーカー及び医療用注入装置等の埋め込み型医療機器も同様に、腹腔鏡手順等のシンプルな皮膚切開によって光ケーブルの端部が所定の位置に入れられ、殺菌用紫外線が適切に適用される等、ＵＶ適用光を用いてインサイツで殺菌することができる。

光ファイバーケーブルを有するボアスコープ等の装置が、金属、コンクリート、粘土、及び同様にＵＶダメージに耐性の他のタイプの材料等の構造要素において検査又は他の操作に対して同様に使用される。従って、通常は近づきにくい白カビ、カビ、真菌、及び病原菌の増殖は、挿入されたＵＶを運ぶ光ファイバーケーブルで除菌することができる。サイズの制約が最小化されており、ＵＶ／ヒト接触の問題がないため、これらの用途では、電動のＵＶ ＬＥＤ（適切に環境保護されている）等の紫外線源を、単一のＬＥＤとして又は投影アレイとして殺菌のために構造要素に直接挿入することができ、後者はより大きな直径の領域及びより長いＵＶ放射光の移動距離においてより望ましい。そのような用途において、光は、実際には伝送されないが、供給電力（ｐｏｗｅｒｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｉｃｉｔｙ）を伝送する細長い部材を用いて運ばれることがある。ＵＶ ＬＥＤ構造を有するシンプルなケーブルは、通常は殺菌剤に適していない天井又はタイルのひび割れ等の近づきにくい領域から有害な増殖を除去するための挿入可能な家庭用洗浄ツールとして役立ち得る。

さらなる実施形態において、ＵＶ伝送光ファイバーケーブルには、レンズ等の遠位のフォーカス素子が提供され、それによって、発せられた紫外線の焦点がカビ等の病原菌又は増殖に合わされて、病原菌又は増殖が完全に除菌され、いかなる再増殖も防ぐことを確実にする。焦点が合わされた紫外線を用いたこの実施形態において、ＵＶ伝送光ファイバーケーブルを、近づきにくい増殖及び近づきやすい増殖の両方に使用することができる。

４０ｍＷ、７５ｍＷ；９５ｍＷ、及び４００ｍｗのもの等、２６５ｎｍ（ピーク殺菌）のハイパワーのＵＶ ＬＥＤの開発で、手術中に直接使用するためのハイパワーのＬＥＤを１つ以上有する滅菌ボックスを提供することが可能であり、高圧蒸気滅菌による殺菌に必要な３０分待つことを必要とすることなく、金属器具等の紫外線に耐性を示す手術器具を即座に且つ完全に殺菌する能力を有している。ボックスにはスイッチが提供され、これは、閉じると作動され、開くと止められて、発せられる紫外線を保護する。最も耐性のあるウイルス又は細菌でさえも、そのようなレベルの紫外線及び短い距離での適用で即座に除菌される。

ｉｎ ｖｉｖｏでの病原菌処理：
ヒト又は動物等の宿主内ではあるが病原菌を死滅させるための別の殺菌実施形態は、ヒト又は動物の外部にある紫外線源からＵＶ耐性伝送媒体を介して病原菌死滅用紫外線を伝送する方法及び装置を含む。伝送媒体は、内視鏡又は挿入針等の身体挿入装置に操作上取り付けられ、病原菌死滅用の光をそこに適用するために、病原菌に対して非常に近接した位置に、（必要に応じて）ヒト及び動物内に及びそこを通って案内又は操縦される。

当該装置は、ＤＮＡ／ＲＮＡ破壊範囲の、及び、ほとんどの有用な実施形態においては、２６５ｎｍにおいてピークを有する約２５０から２８０ｎｍの範囲のＵＶ－Ｃ範囲の紫外線を放つ光源を含む。理想的には単一のハイパワーＵＶ－Ｃ ＬＥＤである光源は、内視鏡等の運搬器具に挿入するのに適したＯＤを有する遠位の操作端部を有する光ファイバーケーブル等のＵＶ耐性の低減衰光伝送媒体に光学的に接続され、さらなる実施形態では、病原菌感染部位から最大で数センチメートル以内での遠位のＵＶ放射適用端部の位置決めのために臓器の管及び通路内に挿入可能に位置決めすることができる。例えば、運搬用気管支鏡の利用で、ＯＤは一般的に２から３．７ｍｍであり、肺内の小さな感染した気管支及び細気管支に到達することにおいて使用される実施形態では、１ｍｍ未満である。非常に細い細気管支において等、挿入ではなく近接している状態でも、生理学的寸法がより大きな直径に対して許可されているため、発せられた光は、大腸内視鏡に含まれる病原菌の殺菌のためにこれらの小さな領域に入ることができる。他のタイプの内視鏡は、従って、利用及び近づきやすさのパラメータに応じてサイズ決定される。

全ての実施形態において、病原性のがん細胞及び腫瘍のＵＶ ｉｎ ｖｉｖｏ処理を効果的且つ安全に利用する際の方法及び装置での特定のパラメータには、高度に制御され、焦点が合わされ、拡散されるＵＶ、特に通常は有害な強度であるが制御された時間及び他のパラメータを有してＵＶ－Ｃ ＬＥＤ光を用いて、がん細胞及び腫瘍に紫外線を非常に近接して直接適用することが含まれる。補助として、細菌性及びウイルス性病原菌を、より低いレベルの時間、パワーで、及び任意的に、最適な波長からある程度外れて同様に処理することができる。

ヒトへの言及は便宜を図るためであること、及び、対応する装置及び方法は病原菌感染に苦しむ動物にも同様に適用可能であることが理解されたい。

光源装置は、ＤＮＡ／ＲＮＡ破壊範囲の深紫外線、特にＵＶ－Ｃ光の発生素子、特に効果的なパワー出力を有するＵＶ放射ＬＥＤを提供する。白色光（通常の内視鏡操作用）、表示灯、及び不活性化された病原菌を除去するためのアブレーションライト（ａｂｌａｔｉｎｇ ｌｉｇｈｔｓ）等の他の任意的且つ望ましい補助的な光発生要素も、任意的に、感染部位の位置決め及び観察に寄与するために、又は通常は不可視のＵＶ適用に対する操作上のフィードバックとして提供されてもよい（他のタイプの触覚フィードバックも同様に含まれてもよい）。ＵＶ－Ａ等のアブレーションライトが、死滅した病原菌等を除去するために必要に応じて又はお好みで含まれることがある。ＩＲスペクトル光も、病原菌の存在及び除去の程度に関連するラマンスペクトルフィードバックを提供するものとして含まれることがある。

内部に適用されるＵＶ－Ｃ光の（最小ではあるが、最小の浸透の結果としての）あり得る毒性作用のため、光源及び内視鏡のいずれか又は両方に、任意的に、ＵＶ－Ｃ光適用の程度（すなわち、印加されるパワー）を制限するための制御が提供される。これらの制御によって、例えば、計算された適用距離での持続時間、作動されるＬＥＤの数等の強度、単一のＬＥＤに適用されるパワー、及び一般的なパワー適用等、適用されるＵＶ－Ｃ光の特定の波長、焦点、及び病原菌感染の程度（目に見えるか、又は単に示され且つ推定される存在かにかかわらず）等が制限される。

最大のＲＮＡ／ＤＮＡ破壊能力を有する波長（２６５ｎｍ）で動作する既存の一般的に入手可能なＵＶ発生ＬＥＤは、本質的に、表面又は開放創上のウイルス、真菌、又は細菌等の病原菌と直接戦う以外にはそれを不適当にするパワー出力（２０ｍＷ以下、入手するのが困難なＬＥＤは約４０ｍＷほどである）を有していた。光ファイバー等の伝送媒体を介した紫外線の伝送は、無視できるほどの及び無力な病原性戦闘レベルにまで完全に又はほぼ完全に出力パワーを低下させると考えられている。

表向きは、ハイパワーの水銀アーク及びキセノンバルブのＵＶ発生光が直接適用紫外線殺菌目的で使用されている。しかし、そのような光源は、一定のパルスを必要とする広域スペクトルの波長及び特定の波長（フィルタリングされたもの）を発し、単一波長ＬＥＤよりもさらに低い電力密度を有する。上述のＭａｎｋｉｎの特許出願は、１．２ｍＷの直接の利用可能なパワー出力を開示している。これは一般的にそれらを、未変更の形では９５％以上の損失又は完全な損失さえも伴って、病原菌の不活性化における伝送されたｉｎ ｖｉｖｏでの使用には不適切にしている。

ＵＶ－Ａ及びＵＶ－Ｂの波長範囲のＵＶを発するＬＥＤが（例えば、上述のＣｅｄａｒ Ｓｉｎａｉ Ｈｏｓｐｉｔａｌによる特許出願のように）利用されてきたが、病原菌のＲＮＡ／ＤＮＡを破壊することにおける効率が大幅に低下し、処理時間が大幅に増加するというコストがかかる。複雑な因子として、ＵＶ－Ｃは、十分なパワーでの病原菌に対するその有効性のため、健康な組織、細胞、及び血管に関して有害作用及び／又は毒性作用を引き起こすＵＶ－Ｃのあり得る危険性を伴うと考えられている。従って、ＵＶ－Ｃ光の制御が重要であると考えられている。

出願人のために開発され、増加するパワーレベルを有するＵＶ ＬＥＤは、強化された破壊のために１つのＬＥＤあたり少なくとも４０ミリワットほどのパワー強度と組み合わされた、（一般的には、破壊のためのＲＮＡ／ＤＮＡスイートスポットの中心である２６５ｎｍにおいてピークを有する２６０から２７０ｎｍの）最も効率的な波長レベルでＤＮＡ／ＲＮＡを破壊する能力の必要な特徴を具体化している。約７５ｍＷ、９０ｍＷ、及び３６０ｍＷの放射パワーを有する他の効果的な長持ちするＵＶ－Ｃ ＬＥＤも、本出願のために特別に開発されており、一般的に、出願人から入手可能である。２６５ｎｍ範囲のこれらのＬＥＤは、強化された熱問題にもかかわらず高い安定性を有して本発明のために開発されたものであり、よりハイパワーの２６５ｎｍＵＶ－Ｃ ＬＥＤの構築において、ハウジング及びダイの拡大サイズ（改善されたヒートシンクを伴う）と、耐熱材料及び接着剤との賢明な組み合わせを使用している。

現在は通常、ｅｘ ｖｉｖｏでの除去、血液の処理及びその戻しによって実施される、病原菌除去のための血液の処理は、血液除去の必要なしに、血管内への光ファイバーの遠位端のセクションのシンプルな配置、及び、循環血流への病原菌死滅用ＵＶの放射によって実施することができる。

紫外線源：
ＵＶ ＬＥＤが、本願の発明に記載及び利用されており、その特別に定められたＵＶ放射波長の利用可能な特徴及び制御可能性が望ましい。他のより新しい代替の紫外線源（ＬＥＤベースのレーザー又はコヒーレント発光ＬＥＤ等）が開発されており、本発明に従って、紫外線源としてＬＥＤと交換することができ、本明細書において含まれる。

次世代の紫外線発生素子はＯＬＥＤ（有機発光ダイオード（Ｏｒｇａｎｉｃ Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ））であると考えられていたが、元のＵＶ ＬＥＤが保たれ、現在の適用性において依然としてリードしている。新しい世代の紫外線源は、ＬＥＤ、ＯＬＥＤ、ｐＬＥＤ（ポリマー発光ダイオード（Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ））、及び最新のものである量子ドットを含むが、これらに限定されない「固体発光デバイス」として記載されることがある。量子ドットは、実際には、ＵＶ－Ｂ光を放出し、おそらく容易にすぐに、ハイパワーＵＶ－Ｃ（２６５ｎｍ）を含むように進化することができる。ダイオードと同様に、シリコン以外の構成材料を使用することによって、大きく異なる特性が生じ、その一部はおそらくより小さい波長である（レーザーを含む）。

将来の装置は、ダイオードではなく、正しくは、どちらの方向においてもより均一に伝導するかもしれない。「固体発光デバイス」はそれら全てをカバーするが、真空管、粒子加速器、又は放射性同位体の形態を含まない場合もある。

許容可能なパワー出力を有する単一のＬＥＤは、紫外線収集に最も適しているだけでなく、シンプルさ及び制御のために最も望ましいけれども、光伝送の組み合わせを有するＬＥＤアレイも、パワー出力を強化し、本明細書において定められる他の望ましい特徴をおそらく提供するのが可能である。しかし、光アレイから光を収集及び伝送することだけでなく、光アレイからの光の焦点を合わせることは、問題があり、効果的な出力のための制御が困難な場合がある。

ＵＶ－Ｃ光を内部で拡散させてもがんは発生しないが、有糸分裂中のＤＮＡ曝露の腫瘍ＤＮＡ（ＤＮＡ－ｅｘｐｏｓｅｄ ｔｕｍｏｒ ＤＮＡ）を有する急速に増殖するがんを不活性化する。結論としては、内部のＵＶ－Ｃは可能な限りハイパワーであるべきであり、Ｘ線のように正常組織の熱傷を引き起こすことなく、がん細胞への浸透を増加させるパワーを増加させることが望ましいということである。加えて、ＵＶ－Ｃ光から受ける可能性のある低いＤＮＡダメージから中程度のＤＮＡダメージを修復する健康な細胞の能力は、特にがん細胞の無視できるほどの修復能力と比較した場合に、非常に強力であり得る。

アレイの実施形態におけるＬＥＤは、ＵＶ－Ａ及びＵＶ－Ｂ ＬＥＤを含むこともできるが、これらのＬＥＤは実際により大きいパワーを有することがあり、主にアブレーション目的で利用されるため、数は少ない。各ＬＥＤタイプのアレイには、統合されたデューティサイクル及び曝露時間制御を有した、その独自のイン／アウトスイッチ及びパルスジェネレーター、並びにタイマーセット（ＵＶ－Ｃのように）があってもよい。マイクロコントローラバージョンは、ＵＶ Ａ、Ｂ、及び／又はＣの組み合わせを可能にするための物理的なスイッチを有する必要はない（が有し得る）。赤色発光ＬＥＤ又はいかなる他の色若しくはシェードのものが、任意的に、いかなるＬＥＤアレイにも含まれ、ＵＶ－Ｃ光発生の明確なリアルタイムの視覚的な指標としてＵＶ－Ｃ光の発生に動作的にリンクされる。

比較的に安全ではあるが浸透能力が高いＵＶ－Ａ光は、通常は中程度の曝露でさえも効果的ではないが、数秒間だけ紫外線源に非常に近接させることによって効果的にされ得る。同様の性質の内視鏡を、細菌性、がん性、又はウイルス性の病原菌によって攻撃された異なる臓器又は身体部位の治療において、同じ変更された形態で利用することができる。レーザー光と同様により高度に焦点を合わせることができるコヒーレント光出力を有し、より高い出力パワーレベルを有するＵＶ－Ｃ放射ＬＥＤダイオードデバイスが、現在出願人によって開発されている。

操作のフィードバック：
さらなる実施形態において、内視鏡又は例えば気管支鏡には、より効率的な紫外線の方向づけのために、特異的に蛍光を発する病原菌を検出する光検出器が提供されてもよい。がん細胞が蛍光を発することは、他の病原菌にも同様の適用性で利用されることが多い。加えて、他の実施形態では、内視鏡又は気管支鏡には、病原菌の破壊に対するＵＶ処理の範囲及び程度を確かめるために、ＤＮＡデブリ検出器が提供される。生命体が成長してＤＮＡを複製している場合、そのＤＮＡはより曝露され、特に外部からの放射線に対して脆弱である。従って、この選択的効果、すなわち、ウイルス性の感染した細胞内の増殖するウイルスＤＮＡに対する有害作用が肺細胞よりも速いことを利用して、ウイルス及びウイルス細胞の近接ＵＶ破壊の特異的効果を、ウイルスに襲われていないものと比較して高めることができる可能性はかなり高い。

通常のＬＥＤからの白色光の照明、並びにカラーＬＥＤからの赤色又は他の色の標桿灯は、単一ビームのＵＶ－Ｃ光と組み合わされてもよく又は束ねられてもよい。ＵＶ－Ｃ光の有効性に対する基準には、十分なパワー及び最適化された波長が含まれ、安全性に対する基準には、時間を計ったリリース又はバーストのいずれか又は全てによるパワーの制御、及び作動されるＬＥＤの数及びそのパワー放出の制御が含まれる。健康な組織への周辺のダメージを最小限に抑えながら、有効性のために必要に応じてＬＥＤ又は様々なパワー及び波長を組み合わせて適切に制御することができる。

ＩＲ又はラマン分光法が（ＩＲ放射が、挿入されたファイバーの一部を用いて適用されて）、既存のウイルスのシグネチャーピーク位置を特定するために利用されてもよく、ピーク高さが、感染の程度を示している。

紫外線の収集及び伝送を用いた処理：
ｉｎ ｖｉｖｏでのＵＶ送達に関しては、これは主に治癒ではなく治療であり、容赦なく無遠慮でより強力なＸ線でヒトの組織を急襲する前に、他のものと共に又は最初は単独で作用するものである。数千億ドルががんの研究、治療、処置において費やされてきた。本願の処置装置及びプロトコルは、本質的に、細菌及びウイルスに感染した局所組織を破壊することができ（すなわち、組織上のウイルス性又は細菌性病原菌の複製を排除するためにＲＮＡ構造を破壊することができ）、並びに、隣接する健康な細胞組織への影響を最小限に抑えながら、がん細胞及び腫瘍細胞を選択的に死滅させることも（ＤＮＡ破壊も）できる。

治療用紫外線を体内に導入するための、特に、既存の内視鏡によって保有される効果的な伝送媒体は、一般的に、最適なパフォーマンスのために以下の基準を要する：
（ａ） ＤＮＡ／ＲＮＡを破壊する波長、最も望ましくは波長２６５ｎｍの又はその付近の波長で紫外線出力を有する紫外線源は、ＤＮＡ／ＲＮＡ破壊効果が最も大きい。

（ｂ） 紫外線源からの紫外線伝送放射に固有の不可避のパワー損失を補償するために、パワー出力は、望ましくは２０ｍＷより大きく、理想的には７５ｍＷ以上で、出力が大きいほどシステムにおける固有の柔軟性が高くなる。

（ｃ） 紫外線源と伝送媒体との間の光学的インターフェースは可能な限り完全であるべきであり、光ケーブルの端部等の伝送媒体の端部は、（ｘ－ｙ平面アラインメント装置を用いる等、適切なアラインメントで）物理的な突き合わせ接続のためのＬＥＤのダイ等の発光源を完全に覆うことができ、又は、間にある光方向付けインターフェースが、光源からの光を集め、それを平行にし、その焦点を伝送媒体の近位端に合わせる。

（ｄ） 発せられた紫外線は、散乱を最小限に抑え、伝送媒体による伝送を最大にして、最大限に集めることができるべきである。ＵＶ適合性の光ファイバー伝送ケーブルの場合、これは、約２０から２７度の取り込み受光角未満の光ファイバーケーブルの端部への伝送である（受光角以上の光は吸収されて熱に変わる）。

（ｅ） 紫外線の影響に耐性を示し、必要に応じて柔軟性があり、光を集めて適切なクラッディング、ディフューザーで光を伝送するための寸法の、光を集める及び動作領域及びチャネルに適合するための寸法パラメータの伝送媒体が必要である。柔軟性のあるファイバーは、特に低ＵＶ減衰組成の場合、一般的に６００ミクロン未満の直径の非常に小さな直径のファイバーであり、ファイバーがＬＥＤを効率的に受け入れる場合は、一般的に数ミリメートルの大きな直径のファイバーであるか、又は光の取り込みが失われる大きな隙間を有するファイバーの束であるべきである。融合した端部のファイバーは、隙間の損失を最小限に抑えて良好な取り込みを提供し、柔軟性を依然として備え、ファイバーの遠位の操作部分が、分離されたファイバー束のものであり、必要な柔軟性を有するものである。

（ｆ） 光の収集は、より多くの光を受け入れることができる大きな直径の伝送媒体で最適である一方で、光出力の伝送媒体では、柔軟能力のために最小の直径（一般的には、気管支鏡の用途では１ｃｍの曲げ半径ほど）が必要であり、小さい直径（１ｍｍ以下）が、気管支鏡又はＥＢＵＳ若しくはＥＵＳ吸引針における小さい直径のチャネルに光ファイバー等の伝送媒体が挿入可能であるのを可能にし、肺の気管支等の小さな臓器領域に入るのを可能にする。レンズ又は先細のファイバーセクション等の光伝送ダウンフォーカス媒体は利用可能であるが、ＵＶ伝送及びパワーにおいて大きな損失を有する。

（ｇ） 伝送媒体の減衰損失、光を完全に捕捉できない又は適切に伝送できないこと、及び遷移損失を含む、紫外線源からの全てのパワー損失が考慮された後、出力光パワーは、効果的且つ合理的なタイミングでの病原菌除菌のために、少なくとも２ｍＷ／ｃｍ^２であるべきであり、より好ましくは、少なくとも２０ｍＷ／ｃｍ^２が伝送媒体の遠位端から病原菌に発せられるべきである。９５％を超えるパワー損失は不測のことではない。

以下は、光伝送パワーレベルを効果的な値に改良する、効果的な紫外線伝送の構造及び方法を例示している。

ＤＮＡ／ＲＮＡ破壊用紫外線の使用は、従来の局所Ｘ線放射線療法の悪戦苦闘する身体に対する同じく非全身的な治療補助と同様であり、おそらくそれよりも優れてさえいる。別の実施形態は、焦点を合わせた光の適用のため、及び、体内又は内視鏡等の狭いチャネル内等の到達するのが困難な領域における実用的なＵＶ殺菌のための効率的な光伝送装置及び光伝送の方法を含む。

当該方法の一実施形態は、以下のステップを含む：
（ａ） ＬＥＤ等の広散乱非コヒーレント光源から光を発するステップ；
（ｂ） 光源によって発せられた非コヒーレント光の実質的に全てを捕捉して平行にするのに効果的な直径まで、発せられた光を平行にするステップ；
（ｃ） 平行にされた光の実質的に全てを、平行にされた光の直径と少なくとも実質的に等しい直径の低減衰光伝送媒体に導入するステップ（コリメーションは完全である必要はないが、取り込み角度未満で光を導入するのに十分であり得ることが理解されたい）；
（ｄ） 所望のサイズのより小さな直径の伝送媒体内の焦点に、平行にされた光の焦点を合わせるステップ；及び
（ｅ） 強化したパワー及び強度で、より小さな直径の伝送媒体から光を発するステップ。

或いは、ステップ（ｂ）、（ｃ）、及び（ｄ）は、単一又は複合要素と組み合わされてもよく、実質的に等しい直径の伝送媒体の使用と共に、コリメーション及び焦点合わせの両方を実施する。

特定の実施形態において、当該方法を実施するための装置は、ＬＥＤ等の光源を含み、これは、円錐又は放物線（対称若しくは非対称又は軸外）等の反射性のコリメート部材によって取り囲まれ、光源から発せられた光の実質的に全て（又は少なくとも大部分）のコリメート反射を可能にする光源が入るのを許可する基部セクションを有する。当該装置は、比較的高い受光角を有し、平行にされた光を最大限に集めるためにコリメート部材の開口端に合わせた直径を有する短い過渡的な光の収集及び伝送の要素をさらに含む。短い過渡的な光の収集及び伝送の要素は、次に、低減衰カプラを用いて同様の直径の短い第１の光ファイバーケーブルに結合され、光ファイバーケーブルへの光の伝達は最大になる。次に、同様の直径の第１の光ファイバーケーブルは、低減衰フォーカス入力レンズを用いて、減少した直径のより長い第２の光ファイバーケーブルに結合され、第２の光ファイバーケーブルは、光出力を必要とする到達するのが困難な領域により長い第２の光ファイバーケーブルを挿入した光の遠位端出力に利用される。

深紫外線放射ＬＥＤの出力と共に利用可能な構成要素には光の収集及び伝送の要素が含まれ、これは、利用可能なライトパイプ又は液体ライトガイドのいずれかであり、利用可能な低減衰ＵＶ光ファイバーケーブルと比較して、ＵＶ受光角が２倍以上である。ライトパイプ及び液体ライトガイドは、取り込み角に関してはＵＶ劣化性プラスチック光ファイバーケーブルと同等であるが、劣化はない。真空又は部分真空をその中に引き込むことによって、又は、反射コリメート部材と短い液体ライトガイドを一体化して同じ液体でそれを満たすことによって等、反射コリメート部材から減衰空気（具体的には空気中の窒素成分）を除去することで、紫外線損失のさらなる低下が得られる。

紫外線伝送システムにおける遠位の深紫外線出力を最大化する方法の別の実施形態は、以下のステップを含む：
（１） 紫外線源及び少なくとも平行にされた光の出力直径よりも大きい出力直径を有するコリメート部材と紫外線源とを一体化することによって、紫外線出力の全てを平行にするステップ；
（２） 低紫外線減衰伝送を有する光のコレクタ及びトランスミッタ要素を用いて、平行にされた紫外線の実質的に全てを集め、光のコレクタ及びトランスミッタは、コリメート部材の出力直径に光学的に合わされた直径を有するステップ；並びに、
（３） 遠位端出力を有する紫外線伝送ケーブルに、集められた平行にされた光を伝送し、その焦点を合わせるステップ。

上記の構造の変更には、短いライトパイプ又は液体ライトガイドを、レンズフォーカスカプラーを介して長い光ファイバーケーブルに直接結合すること、適切なコリメート又はフォーカスレンズカプラーを用いて様々な直径のライトパイプ又は液体ライトガイドを利用することが含まれる。

独自の１２０°以上の半球状放射を有するＬＥＤは、通常の光学系を使用して焦点を合わせるのが困難である。放物面鏡は、そのように広く発散する光を平行にする（平行光線に反射する）ため、ＬＥＤによく合う。そのようなより大きな平行にされたビームは、従来、次に、通常はレンズによって一点又はより小さな領域に焦点を合わされる。しかし、本発明によると、遷移要素を使用して、限られた光の取り込み（特に紫外線）によって通常失われる光の収集を強化することができる。遷移要素は、より高い屈折率の物質で満たされた液体ライトガイドを含む。それらは、より大きな開口数を有するだけでなく、より大きなコア直径で作ることができ、従って、カップリングに良く合っている。遷移液体ライトガイドから出る光を、小さいか又は近づくのが困難である場所まで動かすことは、２つのファイバーケーブルを結合し且つ開口数を一致させる既知の方法を介して、同様のサイズの光ファイバーケーブルのセクションを結合することによって実施される。光ファイバーケーブルのより小さい直径への相互接続には、ここでもファイバー間カプラが使用され得る。上記のプロセスは、長い波長よりも小さい波長に対してより重要である。従って、紫外線の使用、特により小さいＵＶ－Ｃ波長では、この一連の成分が特に有用であり、これらの初期の光学ミラー及びライトガイドを使用することなく可能なものよりもはるかに大きな全体的な伝送効率を可能にすることができる。しかし、光ファイバーとは対照的に、液体ライトガイドは柔軟性に難があり、一般的に、柔軟性をほとんど又は全く必要としない内視鏡又は他の用途でより効果的である。

光の収集にさらに寄与するために、一実施形態において、紫外線放射ダイオードには、一体化されたレンズが提供され、この一体化されたレンズは、いくらかの損失を伴うけれども、２７°等の接続されたファイバーの取り込み角によりぴったりと合うように、通常の１２０°の放射出力角度を減少させて、それによって、伝送のためにファイバーに向けられる光の量を増加させる。このレンズ及びカップリング又は紫外線伝送に使用される任意の他のレンズは、ＵＶ劣化に耐性を示さなければならないことが理解されたい。一般的に、石英が、プラスチックレンズよりも取り扱い及び生産が困難であり高価であるけれども、理想的な耐性材料である。

別の実施形態では、液体ライトガイドへのコリメーションは、ＴＩＲ（全照明保持）レンズ等のレンズシステムと換えられ、ＬＥＤ等の光源から集められた光を平行にし、その後、平行にされた光の焦点を、光ファイバーの直径以下の焦点領域又は焦点面に合わせるように構成される。

非球面レンズは、特にペアで使用される場合、細い直径のファイバーに焦点を合わせることで同様のコリメート機能を提供する。

レンズの底部の凹みに適合した光源からの発せられた光は、レンズの放物線状セクションによって平行にされ、次に、平行にされた光の焦点は、直ちに、レンズの凹面のセクションによって、レンズの遠位端から１１ｍｍの位置に示される焦点領域又は焦点面の第１のファイバー束に合わされる。第１のファイバー束の直径は、例えば８から１２ｍｍであり、このファイバー束は、第１のファイバー束と第２のファイバー束との間の第２の減少フォーカス要素（ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｆｏｃｕｓｉｎｇ ｅｌｅｍｅｎｔ）を介した第２のより小さなファイバー束（１から２ｍｍ）への伝送の中間である。光損失を回避するためには、平行にされた光の焦点を合わせて、より小さなファイバー束の直径内に収まるようにＴＩＲレンズを構成することが望ましい。

利用可能なＴＩＲレンズの典型的な例は約２０ｍｍの直径を有し、挿入された３．９×３．９ＬＥＤは約１．２×１．２ｍｍの発光ダイを有し、焦点距離は約１６ｍｍである。

光ファイバーケーブルのアルミニウムフェルールの端部は、光ファイバーケーブルをＴＩＲレンズに相対的な位置に保持し、光の焦点を、レンズの焦点に位置する２ｍｍのファイバーケーブルの端部に合わせている。光ファイバーケーブルは、消毒目的又は摩耗のために、必要に応じてフェルールクランプを外すことによって、容易に取り外して交換することができる。

紫外線では光損失因子である焦点までの総距離を減らすために、別の実施形態は、折り畳まれた非常に小さい厚さを有するが焦点距離は類似しているフレネルタイプのレンズ等、フォーカス凸レンズにリンクされた別個の放物線コリメート要素を有する。

異なる開口数を球面レンズに合わせることによって、より良いカップリングが提供される。入ってくる及び出ていく光の円錐のサイズが異なる光学部品を合わせる方法の１つは、球面（ボール）レンズを使用することである。一例は、ＬＥＤ等のより大きな角度の発光体からの光の低い入射角の光ファイバーケーブルへのカップリングである。側面放射ＬＥＤは、上部放射ＬＥＤよりも小さい放射角を有するが、依然として光ファイバーケーブルよりも大きい。

さらなる実施形態では、集束距離体積が囲まれ、空気含有体積（パラボリックコリメータを含む）には、部分真空又は不活性ガスが提供される。前者では、パラボリック構造が空気圧崩壊に対して強化される。

市販のＴＩＲレンズ及びフレネルレンズは、紫外線による劣化の影響を受けやすいポリカーボネート等のプラスチックで構成されていることに留意されたい。従って、平行にすること及び焦点を合わせることに使用するために、レンズは、同じか又は同様に効果的な構成及び構造を有する石英等のＵＶ不活性材料で構成される。しかし、劣化性レンズは使い捨ての要素を用いて利用可能であり、劣化によって許容できないパフォーマンスが結果として生じる前に何度も使用され得る。他のレンズには、必要に応じて選択的な焦点合わせのための非球面レンズが含まれる。

本願は、比較的弱いＵＶ－Ｃ光がＸ線の代わりに使用され、通常の外部への放射線処理とは反対に必要な領域に非常に（一般的に２５ｍｍ以下まで）接近して、人体内に直接送達されることを除いて、現在の放射線処理と同様の利用を伴う。放射線処理に使用されるＸ線は、本質的には、同様のタイプの光、より正確には電磁放射線であるが、はるかに高い周波数であり、従ってはるかに高いエネルギーレベルである。細菌、ウイルス、及び腫瘍に共通するＲＮＡ／ＤＮＡ感受性のピークは２５４ｎｍ～２７５ｎｍであり、すなわち、約２６５ｎｍにおいて最大ピークを有するＵＶ－Ｃ光のピークである。
紫外線を伝送するために使用されるボアスコープは、病原菌又はその破壊に対してあったとしてもほとんど影響を与えない３６５ｎｍの範囲等の可視波長スペクトルの紫外線を伝送するように完全に構成されている。ボアスコープＵＶ伝送は、金属疲労又は欠陥の検出、接着剤の硬化等の機械的効果のためのものである。従って、病原菌に影響を与える紫外線以外の紫外線を用いるこれらの装置及び利用は、本願の範囲外である。

安全性の問題：
上記のように、ＵＶ病原菌処理（ほぼ例外なく、がんよりも積極的な処理を必要としないウイルス及び細菌処理のもの）における最近の実際の発展は、有効性が低く且つはるかに長い曝露が必要であるにもかかわらず安全性の問題があるため、もっぱらＵＶ－Ａ光に焦点を当てている。

Ｘ線と比較して低いパワーであっても、ＵＶ－Ｃ光は強力すぎて、おそらく健康な組織又は血管に有害であり得るが、これは臨床的に証明されておらず、又はいかなる正当な範囲までも調査されてさえいない。そのような証明されていない有害な範囲でさえも回避するために、正確な波長を有する制御可能なＵＶ放射ＬＥＤ、パルス回路、及び正確な短い持続時間の曝露で、正確に焦点を合わせた又はより広い焦点及び制御された放射が提供され、適切な曝露が一般的に数秒だけ、長くても数分であるように調整される。正確な放射距離は、一般的に、生理学的因子及び経験豊富な医療従事者によって、又は、ＬＩＤＡＲ若しくは同様のタイプの回路距離フィードバックの支援によってさえも得られる。

強いＵＶパルスの間に中断を入れて曝露を引き伸ばすと、総エネルギーは同等になる。これは、病原菌感染細胞と比較して、正常細胞への害を非常に減少させ、正常細胞がより良く機能するＤＮＡ修復メカニズムを有することに一般的には起因し、これによって、十分な時間が与えられればＤＮＡのダメージを修正することができると考えられている。

病原菌不活性化レベル及び健康な細胞及び組織が悪影響を受けるレベルに関する光源の動作パラメータは、病原菌又は健康な細胞若しくは組織に実際に到達するＵＶ－Ｃ光のパワーレベルを用いて測定される。これらは、従来、影響を受けている面積に基づき測定され、ミリジュール／平方センチメートル（ｍＪ／ｃｍ^２及びその寸法変動）の単位である。基準測定が、２６５ｎｍ（ＲＮＡ／ＤＮＡ破壊に対する理想的な波長）のＵＶ－Ｃ適用に較正され、変数は、発生パワーレベル、適用時間、及び、焦点合わせにばらつきを有する適用部位からの発生距離である。変数及び不活性化効果を有する操作表が、適切で効果的且つ安全なＵＶ－Ｃ光の適用を決定する。ウイルス及び細菌等の病原菌の不活性化は、ミリワットのパワーレベルで病原菌に直接ＵＶ－Ｃ光を適用して、数秒又は多くても数分ほどで完了する。

結核、肺炎、及び気管支炎は全て、病原菌（細菌及びウイルス）が呼吸器系を介して体内に入り、最終的に肺に入るものである。従って、それらは、肺組織に穴を掘る表面開始病原菌である。これらの表面開始病原菌に対するＵＶ－Ｃ光の適用に関しては、浸透問題はない。完全な気管支鏡検査は約３０から６０分続いて、典型的な肺に対して約２０の主要部位を有する様々な気管支及び気道を観察する。従って、完全な肺の治療にはほんの少し長く時間がかかる。

上記の病原菌はヒト組織よりも破壊されやすいため、上記のようにそれぞれの破壊の差を決定することによって、使用されることになる目標パワーレベルを選択するための基礎が提供される。

紫外線、特にＵＶ－Ｃの効果は、一般的にｍＪ／ｃｍ^２の破壊波長（理想的な２６ｎｍ波長）でのパワーレベルの観点から決定された多数のベースライン病原菌破壊によって研究されている。これらは、特定の病原菌について上記の表に例証されている。

病原菌（すなわち、ウイルス及び細菌）の検出に関する問題は、細菌及びウイルスの部位を決定するための唯一の実際の基礎が、病原菌によって生じた目に見える物理的なダメージの位置決定であるということである。

従って、気管支鏡等の内視鏡を使用して、ダメージ部位をＵＶ－Ｃ光での標的とし、決定された差は高い値を有し、ウイルス又は細菌が確実に存在して細胞を乗っ取っているため、より焦点が合わされたＵＶ－Ｃ光が用いられる。あり得るウイルス又は細菌の存在に対する予防として、残りの肺全体をより低いパワーのＵＶ－Ｃ光で覆うことができる。後者に関して、より広い焦点の広がりを利用することが有用であり得る。決定された１つの部位あたりの最小時間に応じて、通常の気管支鏡検査の処置時間は、適切に調整されるべきである。

知られているように、距離は、逆２乗の関係で、効果的な強度及びエネルギー供給に強い影響を与える。従って、特定の距離が、様々な距離の設定に対する定義に含まれる。既知のＬＥＤ ＵＶ－Ｃ装置は、２６５ｎｍ＋／－５ｎｍ内でそのパワーのうちの９０％を有するため、ピークＤＮＡ感度曲線は、１０ｎｍの波長範囲を安全に使用するのに十分な幅がある。従って、利用可能なパワーは、その発せられたパワーの９０％が２６５ｎｍの理想的な範囲にあるＵＶ－Ｃ装置である。

古典的な気管支鏡に加えて、本明細書において記載されている紫外線は、体の開口部に挿入されているか、小さな切開部に挿入されているかにかかわらず、異なる臓器で特別に使用される等、あらゆるタイプの内視鏡で利用可能である。これらには、以下のような人体内の多くの系を調査するために使用される内視鏡検査が含まれる：
消化管：食道、胃、及び十二指腸（食道胃十二指腸内視鏡検査）、小腸（小腸内視鏡検査）、大腸／結腸（大腸内視鏡検査、Ｓ状結腸鏡検査）、胆管、直腸（直腸鏡検査）、及び肛門（肛門鏡検査）；
気道：鼻（鼻鏡検査）、下気道（気管支鏡検査）；
耳：耳鏡検査；
尿路：膀胱鏡検査；
女性生殖器系（女性生殖器系鏡検査（ｇｙｎｏｓｃｏｐｙ））：子宮頸部（膣頸管鏡検査）、子宮（子宮鏡検査）、卵管（卵管鏡検査）；
小切開を介するもの：腹腔又は骨盤腔（腹腔鏡検査）、関節内部（関節鏡検査）、胸部臓器（胸腔鏡検査及び縦隔鏡検査）。

外部制御との物理的な接続は有さないが、代わりに（体内での動き及び動作が）制御されるか、又は、磁気、ＲＦ、及びＢｌｕｅｔｏｏｔｈ等で充電されるカプセル内視鏡だけでなく、使い捨ての内視鏡も本明細書に含まれる。臓器の治療が主要な考慮事項であるけれども、血液及び骨格構造の骨等の他の身体部位も、白血病又は他の病原性に基づく血液若しくは骨格の苦痛に対する同様の治療に適しているということが理解されたい。

本願において使用される場合、「内視鏡」には、ヒト又は動物の体内に挿入可能であり、且つ、その独自の光伝送要素を介して又は保有された光伝送要素を介してヒト又は動物の体内に紫外線を運ぶ及び伝送することができるいかなる構造も含まれる。古典的に定義されている内視鏡は、観察能力を必要としないが、コンピュータにリンクされたＸ線ガイダンスマップ等の位置決め方向付け手段と組み合わせて使用されるか、又は経験豊富な手動操作とさえ組み合わせて使用されることだけを必要とするとして、さらに拡張されている。

本明細書において記載される紫外線源は、ヒト又は動物の体外に配置され、そこから発せられる紫外線のみが体内に伝送される。古典的な内視鏡装置では、外部のライトボックスが、臓器等の内部の身体部分の照明及び観察のために、内視鏡を介して伝送される可視光の放射素子を有している。例えば、気管支鏡内視鏡は、上述したように、異常の検出に対する肺の部位の可視検査のために使用される。ＧｌｉｄｅＳｃｏｐｅの商標で販売されているもの等の使い捨ての内視鏡では、光源又は「ボックス」は、内視鏡のグリップコントロールにある。

特にカートリッジの形態であり且つ交換可能な場合は、バッテリーパックを使用して、上述の使い捨ての内視鏡等の構成で内視鏡を完全に持ち運び可能にすることができる。

ＵＶ－Ｃ、さらにはＦａｒ ＵＶよりもはるかに高い周波数（より小さな波長）の電磁放射線を使用する照明がん治療法が既に存在する。放射線治療で使用されるＸ線は、通常、外部から送達され、０．０１～１０ｎｍの波長のＸ線を有している。これらは高周波のものであり、従って、高エネルギーの電磁放射線である。これらは、０．０１から１０ナノメートルに及ぶ波長を有し、従って、３×１０１９から３×１０１６Ｈｚに及ぶ周波数を有する。周波数が高いほど、エネルギーは大きくなる（プランクの法則）。ＵＶ－ＣがＲＮＡ及びＤＮＡのリンクを分解すると、Ｘ線がそれらを抹消する。放射線治療のための密封小線源治療が、代替のものがより致命的であるため、容認されている。正確に送達されるＵＶ－Ｃの使用は、Ｘ線よりもはるかに致命的ではなく、はるかにより局所的に、内部に、より正確に誘導されて送達される。

より効率的な「ザッピング」に利用することができるがん細胞の特徴がいくつかある。がん細胞は蛍光色素等で容易にタグ付けされ、健康な正常細胞から非常に容易に別個に特定できるようにする。そのような可視のタギングで、ＵＶ－Ｃ装置をプログラムして、がん細胞を検出し、ＡＩ評価を用いて、隣接する健康な正常細胞へのＵＶの衝突を回避しながら、最適なパルス又はタイミングのＵＶ強度で最適な焦点距離において紫外線処理をトリガするときを決定することができる。そのような微調整された処理の結果として、転移したがんの部位を有するステージ４のがん患者は、より効果的に治療可能である。通常、転移したがんの治療に必要とされる広範な用途での治療法は、付随の致命的な作用を伴って正常細胞にも大きく影響を与える傾向がある。高度に焦点を合わせたＵＶは、がん細胞と共に処理されている正常な健康な細胞の程度を最小限に抑えることによって、この致命的な作用を取り除くことができる。

必要な紫外線強度を決定する際の因子は、組織の厚い層に浸透する光の影響を決定することと、がん細胞がより多くのがん細胞の深いポケットをブロックしているかどうかを決定することである。具体的には、波長が全てＤＮＡ／ＲＮＡピーク感度ゾーンにあるハイパワーのＬＥＤで、最大の有効性及び最短の曝露時間を得ることが可能である。

正常細胞とウイルス及び細菌との間には明確な違いがある。この違いを、安全なＵＶ処理のために容易に利用することができる。がん細胞対健康な細胞に関しては、健康な細胞と比較して、がん細胞に対するＵＶ効果に関して違いが確立されている。

急速に分裂する（有糸分裂等では複製する）細胞のＤＮＡは、複製され、翻訳され、別の細胞を作るためのタンパク質の製造に使用され得るように、頻繁且つ長期的にＤＮＡがほぐれることを伴う。有害ながん性細胞は、定義上、体が処理できるよりもはるかに速く、正常細胞よりもはるかに速く増殖する。正常細胞のＤＮＡは、頻繁且つ定期的に放射線に曝露される急速に増殖する腫瘍性細胞のＤＮＡよりも、ＤＮＡを壊滅させるＵＶ－Ｃ光子からはるかによく保護されている。

がん性細胞の第２の比較的弱い部分は、健康な正常細胞が有するように、機能的なＤＮＡエラー修復システムを有していないことである。正常細胞は、一文字のエラーを修正してリンクを開く酵素を有している。これは、第１のメカニズムとの相乗効果をもたらす。がん性細胞は、放射線に基づくＤＮＡ破壊に脆弱なだけでなく、そのような破壊は、正常細胞のようにすぐには修復されない。

正常細胞と腫瘍細胞との第３の及び他の違いは、そのようながん細胞の急速な増殖には、より多くの迅速に利用できるエネルギーが必要とされるということである。がんは、ＡＴＰ→ＡＤＰサイクル（使用可能なエネルギーを放出する）を変化させている。それらの細胞が行う変更及び、低酸素環境（低酸素）で動作する能力。先行技術文献は、そのような低酸素が腫瘍細胞を「放射線及び化学療法に耐性」にし得るという証拠を提供している。もしそうであれば、ＵＶ－Ｃ放射線療法とのさらなる相乗効果があり、ウイルスに対する処理プロトコルによって、身体が異物と解釈するかなりのＲＮＡデブリが生じる。これによって、抗体が生成されるが、病原菌は残っていない。これは、病原菌の再感染を防ぐ強力なメカニズムをもたらす可能性がある。これは、弱毒化ウイルスを使用するワクチンプロトコルと類似している。

夜間等、がん治療のために外部から伝送される紫外線放射を、おそらく記載されているような定期的且つ周期的な曝露の一時停止を伴って、数時間でも延長させることが望ましい場合は、デューティサイクル及び曝露時間を調整した内視鏡又は専用の小さなＵＶ－Ｃ源が、残りの光学的な「臓器への窓」の外側に接続される。がん性腫瘍が溶解等で除去された後、外科医がコネクタ及び光ファイバー部分を取り除き、皮膚を再び封じる。これは、ガラス（シリカ）の伝送部材以外の銅又は他の汚染物質が内部に残っていないため、脳深部へのＵＶ送達に適している可能性がある。ステージ４のがんの状況は、複数のスポットがそれぞれ数時間の正常組織に対しては有害でない放射線を必要としている適切な状態であり、好ましくは同時且つ迅速に送達される。

抗体の活性化又は生成は、ＵＶ ＲＮＡ／ＤＮＡ破壊処理の「副作用」であり得る。ウイルス若しくは抗体細胞、又は臓器領域の組織に対する「蛍光を発する」方法が、患部を知らせるのに寄与する。

本発明の一実施形態によると、ウイルス性及び／又は細菌性の病原菌に対してヒト又は動物を治療する方法は、以下のステップを含む：
（１） 病原菌に感染したヒトの臓器又は身体部分に、光ファイバーの光伝送を内蔵した内視鏡を挿入するステップ；
（２） 病原菌の近くに内視鏡をガイドするステップ；
（３） ヒト又は動物の臓器又は身体部分の組織への悪影響を最小限に抑えつつ、病原菌に衝突させるように、光ファイバーの光伝送を介して十分な強度及び十分な持続時間の紫外線を向けて、その複製ＤＮＡを破壊的に分裂させるステップ；並びに、
（４） ヒト又は動物を効果的に治療するのに十分な破壊的分裂をもたらすステップ。

特定された病原菌を一掃するために必要な曝露時間を決定し、次に、適切なＵＶ送達を効果的に制御するために使用するシステムが記載される。例えば、同じパワーレベル及びスペクトルの光に対して、喉及び上部気管内のコロナウイルスの場合、３５秒の処理時間が必要となり、インフルエンザは１５秒必要となり、細菌感染は５秒必要となる。構造がペンライト又は耳鏡と類似する挿入管により、最小限の時間、ＵＶ－Ｃ光を風邪ウイルス等の病原菌のすぐ近くに持っていくことが可能である。ペンライト又は耳鏡は、外部配線がなく、パワーデリバリーの漏れを最小限に抑えるため、有用な実施例である。ハイパワー出力のＵＶ－Ｃ ＬＥＤを使用することによって、より短い曝露に対するより高いパワーの使用が操作上容易になる。今日の充電可能なバッテリーパック及びその高出力密度技術を利用することによって、安全なワイヤレスで便利な電力の調達も、幸いにも容易になっている。口は、溶連菌感染による扁桃腺炎（ｓｔｒｅｐ ｔｈｒｏａｔ）等、挿入及び病原菌の処理を行うための別の近づきやすい場所であり、一般的な風邪はウイルス性であるため、処理は一般的な風邪の寛解又は治癒においてさえ効果的であり得る。紫外線によって容易に排除される細菌によって虫歯は生じるため、歯科治療でさえ容易になり得る。

目に見えない領域において等、距離の測定が必要な場合は、ＬＩＤＡＲ等の距離測定装置をファイバー束に含めて、１つのファイバーがレーザー信号を提供し、別のファイバーがそれを受信してエコー距離測定を作動させることができる。最終的には、距離に依存することなくデータを確保することがさらに良い場合がある。距離に関係なく領域に紫外線を浴びさせ、ウイルスを死滅させ、健康な組織を死滅させなければ、距離の問題は排除される。細菌又はウイルスを標的とする場合、遠くからの浸透はごくわずかであり、深部組織にはほとんど影響しない。たとえその薄い層を死滅させたとしても、おそらく死に絶えて交換されるだけである。腫瘍の場合、浸透させるためには、ハイパワーが、腫瘍のすぐ上に必要とされ、従って、ここでも距離は問題にならない。距離の問題は、腫瘍での浸透を達成させようとして、内視鏡をそのすぐ上に持っていくことができない場合に生じ始める。

内視鏡使用者の手による使用を損なわない方法で、較正された持続時間（曝露）の光パルスを正確に発するために、プッシュボタン／フットスイッチのトリガが使用されてもよい。これらの制御は、便宜上、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）又は他のワイヤレスリンク機構であり得る。

任意の予備的なステップは、Ｘ線、蛍光を発する手順、又は他の既知の位置決定手順等を用いて、病原菌の位置を予め決定することである。任意の最終的なステップは、紫外線処理の有効性を確かめるためにＤＮＡデブリを検出すること、及び、必要に応じてさらなるステップを指示することである。

Ｍｏｌｅｘ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ等から入手可能なもの等、光ファイバーケーブルは、２６５ｎｍの深紫外線範囲であっても減衰は最小限である。本発明の一実施形態では、そのような低減衰の光ファイバーケーブルを既存の内視鏡光ファイバーの代わりに使用して（標準的な内視鏡の改良を伴って）、同時係属出願に記載されたＬＥＤアレイ等のＵＶ－Ｃ光源からのＵＶ－Ｃ光を肺等の臓器内に持っていき、ＵＶ－Ｃ光が健康な細胞及び組織に悪影響を及ぼす前の時間枠内でウイルス及び細菌等の病原菌をすばやく死滅させる。低減衰光ファイバーケーブルは、減衰パワー伝送損失が最小化されるため、同等の方法で、より小さなＬＥＤアレイ又はより低いパワーの他のＵＶ－Ｃ光源の利用を可能にする。実際、内視鏡において一般的に使用される光ファイバーは、いかなる深紫外線伝送にも適していないことがテストによって示されている。

従来技術は、先に示唆しているように、ＵＶ－Ｃモジュールが、２７５ｎｍのＵＶ波長を有する光を直接適用して、９９．９％の死滅率まで３０秒でＣＯＶＩＤ－１９の組織培養物を取り出したことを示している。使用される３０秒の１８ｍｗは、約６００ｍＪのエネルギーである。

特別な低減衰光ファイバーケーブルを内視鏡内の元の光ファイバーと交換することは、既存の内視鏡の特殊な取り扱い及び再調整を必要とする。従って、別の実施形態では、既存の内視鏡を変更する必要は回避される。

この実施形態において、当該装置は、内視鏡挿入管（一般的に生検ツールの挿入に使用される）又は生検／吸引チャネルへの挿入に適応した、特定のタイプの内視鏡に適応した長さの別個の低ＵＶ－Ｃ減衰光ファイバーケーブルを含む。光ファイバーケーブルは、さらに、ＵＶ－Ｃ光伝送端部を有し、もう一方の端部が、コリメート又はフォーカスレンズの低減衰カップリング、又は、直接若しくは白色光ＬＥＤで一般的に使用される「ピッグテール」コネクタを用いて等のＬＥＤ若しくはレーザー（本明細書ではまとめてＬＥＤと呼ぶ）等のＵＶ－Ｃ放射源のアレイからの光学的に束ねられたＵＶ－Ｃ出力に結合されるように構成される。そのような実施形態では、特に結合された単一のハイパワーＬＥＤを用いて、ＬＥＤ－ファイバー結合は、ファイバーに対する操作ハンドルに含まれてもよい。

或いは、フォーカスレンズが、より大きい直径の光ファイバーケーブル、レーザービーム、ＬＥＤ、又は他の平行にされた光からの出力の焦点を、大きな光又はパワーの損失なしに、焦点領域においてより小さな光ファイバーケーブルに完全に合わせることを可能にする。

既存の４０ｍＷ ＵＶ－Ｃ ＬＥＤは、ｉｎ ｖｉｖｏでの病原菌処理のために名目上十分なパワーを提供するけれども、７５ｍＷ、９５ｍＷ、及び３６０ｍＷのより高いパワーのＬＥＤが本発明のために開発された。人体内の効果的な病原菌死滅伝送に対する既存の低いパワーのＵＶ－Ｃ光源及びＵＶ－Ｃの高減衰の問題は、ハイパワーＵＶ－Ｃ ＬＥＤの具体的な開発によって改善された。

或いは、（ヒートシンクに対する様々な準備を伴って）高入力パワーで電力が供給される２６５ｎｍ ＬＥＤの大規模なアレイ（７～５０）が、減衰があっても、１つの処理部位あたり数秒以内又は１秒未満でさえも病原菌の治療に十分な総出力を提供する。白色ＬＥＤを有して、及び、一部のＵＶ適用においてさえ使用されるもの等のＬＥＤアレイは、一般的には、ＬＥＤがシンプルな間隔で配置され、いかなる集中したパワーも個々のＬＥＤパワー出力を超えることなく、光源内の個々の出力を有する。これらは、効果的に伝送されるＵＶ－Ｃ光には全く適さない。同時係属出願及び本願のＬＥＤアレイは、伝送可能な出力を組み合わせて、強化された病原菌死滅光線の複数のパワー出力を提供するように配置される。加えて、この組み合わせによって、単一ＬＥＤの寸法よりも小さい直径が小さい光ファイバーに完全に導入するための最小寸法の焦点が合わされた出力が提供される。

同時係属出願において記載されているように、アレイの出力パワーは、本明細書における一実施形態において、約５０ｍｍ以内の放射距離で、数秒以内、理想的には１秒以内に病原菌を死滅させるのに十分な２６５ｎｍ範囲（２６０～２７０ｎｍ）にある。第２の実施形態における光ファイバーケーブルは、単一単位の長さのものであってもよく、又は、光学的に結合された部分のものでもよい。第１の実施形態では、内視鏡の光ファイバーケーブルは、光源から延びるコネクタの光ファイバーケーブルに光学的に結合される。第２の実施形態では、長い光ファイバーケーブルは、コネクタ部分及び挿入部分を含んでもよく、又は、結合された部分で構成されてもよい。

ＵＶ－Ｃ光源では、個々のＬＥＤからの出力がコリメートレンズで平行にされて、ＵＶ－Ｃ光の損失はないか又は最小限で、光ファイバーケーブルの結合された端部に焦点を合わせられる。或いは、ＬＥＤのそれぞれは、ＬＥＤ結合ピッグテールコネクタ等によって短い（例えば約７インチ等の）低減衰光ファイバーケーブルに直接結合されるか、又は、光を発するＬＥＤダイに直接接している短い光ファイバーケーブルに直接結合される。この後者の実施形態において、ファイバーは、固定された当接された接続を有するＬＥＤの穴の開いた保護カバー内に延びる。ＬＥＤに接続されたファイバーのもう一方の端部は、交換された内視鏡ケーブル又は内視鏡挿入ケーブルのいずれかであり得る長い光ファイバーケーブルに（フォーカスレンズ又は直接アバットメントを用いて）直接光接続するために単一のコードに集められる。

別の実施形態では、光ファイバーケーブルの端部は、光源又は光源の上のレンズと直接「突き合わせ結合」される。これは、最も直接的な接続の形態であるが、正確に実施するのが最も困難である。知られている限り、このタイプの光接続は、深紫外線源では使用されておらず、一般的に、可視光源でのみ利用されてきた。

突き合わせ結合は、レンズ等の固体を介した伝送によって引き起こされる損失の影響を受けにくいけれども、紫外線の収集及び伝送を最大化するためには様々な基準に従わなければならない。ファイバーが、ＬＥＤのダイ等の光源を完全に覆うことが寸法上できない場合、光学的に覆われていない領域からかなりの光が失われる。光ファイバーの直径を大きくすることは、紫外線の取り込みを増加させることにおいて効果的であるけれども、ケーブルのより小さい操作可能なファイバーの直径まで光を運ぶ上で問題となる。フォーカスレンズ及び先細のファイバーセクションによって、伝送される光及びパワーが大幅に失われる。紫外線源のパワーを増加することは、一般的に、光源の寸法の増加とそれに伴うファイバーケーブルの直径の増加、及び、操作可能なファイバーの直径へのダウンフォーカスから生じる損失の増加を要する。

アラインメントの問題が、ファイバーが紫外線源を完全に覆うには不十分な寸法のものである場合に発生し、アラインメントの小さい偏差によって、伝送可能な紫外線が完全にではないにしても大きく失われる。ＳＭＡコネクタ及びファイバー端部のフェルール等の装置は、アライメントの問題を軽減するか又は最小限に抑えるのに有用である。

シングルコアファイバーとは対照的に、全てのタイプの紫外線伝送ファイバー束で、ファイバー間のすきま間の空間で失われる光の問題が発生する。しかし、シングルコアファイバーには、適切な処理配置に関して柔軟性の問題がある。光取り込み位置におけるファイバーの短い距離に対して、すきま間の空間を最小にしてファイバー束の端部を（六角形のインターフィット等を用いて）融合することができ、ファイバーの残りの部分は柔軟なファイバー束の構成で維持されることが発見されている。

内視鏡キャリア：
肺気管支鏡等の柔軟性のある内視鏡は、肺の気管支等の臓器の通路に挿入されるように適応した挿入管部分を有し、典型的には、典型的な気管支鏡に対して約５ｍｍの直径を有する。他の内視鏡における挿入管部分の直径は、特定の内視鏡が使用されることになる臓器の寸法のパラメータに応じて変化する。長い光ファイバーケーブルは、制御されて、器具のチャネル（「生検チャネル」）及び挿入管を介して挿入され、そこで、遠位端まで及びそれを超えて延びる。

気管支鏡及び他の内視鏡には、空気／水ノズル、ウォータージェット、白色照明灯、及び観察用通路（ＣＣＤユニット）等の様々な通路及び生検チャネルが提供される。内視鏡内の様々な通路は、所定の位置に固定された要素又は固定されたエンドキャップを有するけれども、生検チャネル又は器具の挿入チャネルは、必然的に、中空のチャネルのものであり、そこを通って生検ツール等の器具が挿入され且つ取り除かれ（生検サンプルを回収するために生検ツールは取り除き可能でなければならない）、そこが、内視鏡端部からの生検ツールの延びを可能にする。結合させることなく、挿入及び取り除きを可能にし、機械的に操作可能なツールを収容するために、「生検チャネル」は比較的大きく、内視鏡のモデル及びタイプに応じて約２．２ｍｍから約３．７ｍｍほどの直径である。

この実施形態によると、比較的長いＵＶ－Ｃ伝送の低減衰光ファイバーケーブルは、生検ツールの代わりに生検チャネルに挿入することができるように、生検チャネルの直径よりも小さい直径を有して（クラッディングを含んで）サイズ決めされている。気管支鏡の一実施形態では、光ファイバーケーブルの長さは約２メートルであり、１メートルはＵＶ－Ｃ光源と気管支鏡との間に延び、光ファイバーケーブルのもう１メートルは、内部の病原菌部位の処理に使用される場合、生検チャネル内に含まれる。生検ツールと同様に、光ファイバーは気管支鏡の端部から延びることができ、光ファイバーケーブルのより小さい厚さ（１～２ｍｍほど）が、５ｍｍの内視鏡直径で許可されているよりも小さい臓器通路に近づくことができる。そのような延びの制御は、距離マーキングによる生検サンプルの採取を効果的に実施するために既に使用されている同様のプランジャー機構によって実施される。

両端にクラッディング及び光コネクタを有した、（内視鏡生検チャネルにおける使用に適している）１．０メートル×０．４～０．６ｍｍ直径の寸法の低減衰損失ＵＶ－Ｃ伝送光ファイバーケーブルは、「ピッグテール」コネクタを用いて内視鏡の生検チャネルに挿入する等、ＵＶ－Ｃ光源への低減衰損失カップリングに適応している。ＬＥＤのダイへのファイバー端部の突き合わせ結合は、上記の様々なタイプのレンズと同様に、別のタイプの光接続を提供する。移動制御は、遠位先端を越えた光ファイバーケーブルの移動のシンプルな延び及び引き戻しの制御で内視鏡を制御し、光ケーブルの遠位端にある任意の光学的な針の周辺を制御することである。

さらなる実施形態では、耳鏡として知られる一般的なハンドヘルドの器具は、白色ＬＥＤの代わりに又はそれと一緒にＵＶ－Ｃ ＬＥＤを含有するように変更され、耳、鼻、喉及び生殖器（例えば、ＨＰＶの治療のため等）のより容易に近づくことができるｉｎ ｖｉｖｏ部位を治療する際に使用するために、短い低減衰光ファイバーケーブルを有し、これらの部位へのＵＶ－Ｃ光適用のためのファイバーケーブルを運ぶ検鏡を有する。中耳感染の治療等の用途のために、耳鏡のような装置には、中耳に通じる耳管に導入するための延ばすことができる光ファイバーケーブルの延長部が含まれる。

挿入のための単一の経路がある実施形態では、挿入の程度のみが必要な場合、「内視鏡」は（生理学的に許可されているように）硬質であってもよく、「内視鏡」の定義は、本明細書において使用される場合、ｉｎ ｖｉｖｏのＵＶ－Ｃ光導入装置であり、部位の観察及び非観察の両方の能力を含む。後者の用途の装置には、白色光は必要ではない。

延ばすことができる光ファイバーケーブルを用いた実施形態では、光ファイバーケーブルの端部の周りのクラッディングをＵＶ－Ｃ光伝送可能にすることができ、対応するファイバーの端部を処理して横方向の光放射を可能にすることができ、それによって、ケーブル延長部で、ＵＶ－Ｃ光をランタンと同様の円周方向である３６０度に延ばすことができ、肺等の臓器内の病原菌部位に対するＵＶ－Ｃ光のより大きな放射衝突が発生する。

生検チャネル内の光ファイバーケーブルのフラッシュエンドの位置決めは、位置デテント及び位置決めされた外襟等の任意の数の手段を用いて実施することができる。内視鏡装置によって、異なる寸法パラメータを有する光ファイバーケーブルが必要となり、それに応じてケーブルはサイズ決めされる。

単一の長さの光ファイバーケーブル又は完全に突き合わされた長さの光ファイバーケーブルでさえも、ＵＶ－Ｃ光減衰の影響を最小限に抑えるように役立つ。従って、５×５アレイ（２５のＬＥＤ）のＵＶ－Ｃ ２６５ｎｍ ＬＥＤは、１つのＬＥＤあたり４０ｍＷのパワー出力で、合計１ワット（いかなる名目上の減衰パワー量も差し引いたもの）の出力パワーを提供する。同様に、７×７アレイ（４９のＬＥＤ）のＬＥＤは、約２ワット又は名目上の出力パワーを提供する。１平方センチメートルあたり約２００ｍＷの出力パワー（１秒あたり２００ｍＪ／ｃｍ^２のエネルギー）のため、文字通り１秒未満でウイルス及び細菌の病原菌が不活性化又は破壊され、病原菌の破壊が、効果的に控えめにされたパワーで確実にされる。そのパワーレベルでは、１秒未満の病原菌除去は、病原菌感染部位の近くにある、任意のより耐性を示し且つ自己回復作用を有する健康な細胞及び組織に害を及ぼす可能性のある時間スパンを下回る時間スパンで効果的な治療を提供する。そのような短い曝露時間は、合理的で短い治療セッションでの複数の感染部位の治療も容易にする。他のパワーレベルを有するＬＥＤによって、アレイの必要性並びにそれに伴う接続及び光結合の複雑さが軽減されるか又は排除さえされる。

耳鏡タイプの装置、及び光ファイバーケーブルと治療部位との間のより近い距離では、３×３（９のＬＥＤ）又は２×２（４のＬＥＤ）のアレイでさえも効果的であり、適したバッテリー電源で、より少ないパワーを必要とする。

本明細書における全ての実施形態について、ＬＥＤの数は、対称のアレイにおけるものであると記載されており、その数はそれによって限定されないことが一般的に理解されたい。さらに、考慮すべきは出力パワーであり、実際のＬＥＤの数ではない。単一のハイパワーＬＥＤは、複雑さが少なく、光の収集及び伝送、並びに装置の修理がより容易であるため、好ましい。

最適化されたＤＮＡ／ＲＮＡ破壊特異的な２６５ｎｍ ＬＥＤの出力パワーを増やす能力で、より耐性を示すがん細胞を効果的な除去の標的とすることができる。これは、組織壁から腫瘍を外科的に切除することと組み合わせて、がん性細胞に対する効果的な手順であり、ＵＶ－Ｃ光が、がん部位の組織壁等、外科的治療が近づくことができない部位を処理して、残留しているがん性細胞を死滅させるか、又は再発を防ぐことができる。加えて、第２の実施形態における内視鏡から延びる光ファイバーケーブルの「ランタン」部分は、実際に、ドラッグしてがん部位の上で直接接触させて、非常に標的化された様式でがん細胞の破壊を最大化することができる。

がん組織へのＵＶ－Ｃ光の浸透をさらに高めるために、「ランタン」部分をトグルスイベル構造の紫外線導電性ファイバー針のアレイと一体化させることができる（２．２ｍｍから３．７ｍｍの生検チャネルに構造が挿入され、次に、内視鏡の端部から「ランタン」部分を取り除いた後で、ケーブルに垂直な方向に拡張されるのを可能にする）。或いは、「ランタン部分」の周囲に針が残り、それによって、いずれの実施形態の針も、引き続きがん性部位のより深い部分まで貫通して処理する。ケーブル挿入の間の生検チャネル壁との干渉を防ぐために、針は適切な位置で引っ込められ、延ばされる。シンプルな押し引き機構は、必要に応じて針が平らにされるか又は延ばされるのを可能にする。「針」という用語は一般的であり、主に、分散するファイバー端部の全体的な形状を指す。針の端部は、組織又は臓器に穴を開けるのが望ましい場合を除いて、そのような穴を開けるのに十分なほど鋭くあるべきではない。通常は近づくことができない領域の生検検査に一般的に使用される中空Ｅ－ＢＵＳ及び同様のタイプの吸引針（約１ｍｍの直径の中空を有する）は、直接腫瘍内に病原菌死滅用紫外線を直接及び近くに適用するために直径が小さい場合、ＵＶ運搬ファイバーに対するステアリングキャリアとして使用することができる。処理の過程にわたる複数の浸透が、悪性腫瘍を著しく不活性化することができ、さもなければ、この悪性腫瘍は、外科的除去には近づきにくいものである。近づくのが非常に制限されている脳腫瘍も、最小サイズのＵＶ運搬ファイバーで効果的に治療することができる。

がん細胞への浸透をさらに容易にするために、より高いパワーのＵＶ－Ａ光ＬＥＤをＬＥＤアレイに組み込み、ＵＶ－Ｃを適用するたびに動作可能にして作動させて、死んだがん細胞の層を切除及び除去することができる。内視鏡からのウォータージェット及び吸引が、死んだがん細胞の除去をさらに容易にするために利用されてもよい。内視鏡の白色光は、処理の視野を照らすために適切に利用される。或いは、白色光ＬＥＤが、ＬＥＤアレイに組み込まれてもよく、白色光は、マルチチャネルファイバーに沿って伝送される。これは、本質的には全てのものに対して１つの照明チャネルを有する硬質の内視鏡に対して有用であり得る。

ＵＶ－Ｃ処理が部位ごとに又は連続した手順の動作において完了すると、光ファイバーケーブルを取り除くことができ、さらに、通常の動作のために、生検ツールを生検チャネルに挿入することができる。ファイバー又はレンズは、光の伝送をさらに高めるためにＡＲコーティング等のさらなる処理を含んでもよい。

以下は、様々な実施形態のファイバーアセンブリの表形式の列挙である。これらは単に例示的であり、構造及び構成要素において変更を含む他のアセンブリも可能である。

アセンブリの表
ファイバーアセンブリ１：
－ ＬＥＤは、１ｍｍ又は２ｍｍの直径のファイバーに突き合わせ結合され、５００ｕｍまで先細である。先細の部分はさらに外部の５００ｕｍ又は６００ｕｍのファイバーに結合され、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ２：
－ ＬＥＤは、ダイ／ＬＥＤのサイズに一致するファイバーの直径（シングルコア又は束）に突き合わせ結合され、より狭いポイント、理想的には５００ｕｍまで先細である。先細の部分はさらに外部の５００ｕｍ又は６００ｕｍのファイバーに結合され、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ３：
－ ＬＥＤは、融合コアファイバー束に突き合わせ結合される。

－ これは、ファイバー束の厚さが１ｃｍの曲げ半径を達成するのを可能にする。

－ 融合コアファイバー束のさらなる利点は、結合による割り込みのない単一のファイバー長である。

－ 束における多くのファイバーが、さらなる光を取り込む機会を可能にし、ファイバーを介したパワー出力の機会を増やしている。

－ ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ４：
－ 単一長（シングルコア又は束）の６００ｕｍのファイバーケーブルが、ＬＥＤに突き合わせ結合されており、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ５：
－ ＬＥＤは、ＴＩＲ等の光学レンズを用いてファイバーに結合され、さらに５００ｕｍの先細の部分に焦点が合わされ、次に、５００ｕｍ又は６００ｕｍの外部のファイバーに結合され、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ６：
－ ＬＥＤは、ＴＩＲ等の光学レンズを用いてファイバーに結合され、さらに５００ｕｍ又は６００ｕｍの外部のファイバーに焦点が合わされ且つ結合され、ここで、外部のファイバーの近位端は、光ビームを５００ｕｍのより狭いポイントに持っていくためのフォーカスレンズを含み、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ７：
－ ＬＥＤは、非球面レンズを用いて等、光学レンズを用いてファイバーに結合され、５００ｕｍ～８００ｕｍに焦点を合わされ、さらに、外部のファイバーに結合され、ここで、外部のファイバーの近位端は、光ビームを５００ｕｍのより狭いポイントに持っていくためのフォーカスレンズを含み、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ８：
－ ＬＥＤは、３０°レンズを用いてファイバーに接続され、ＬＥＤを覆い、一対の非球面レンズ等の焦点距離における第２の光学的なＴＩＲレンズに接続されてコリメートし、さらに光の焦点を、６００ｕｍの単一長の外部のファイバーケーブルに合わせ、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ９：
－ ５００ｕｍ又は６００ｕｍのファイバーが、レーザー又はコヒーレントＬＥＤ（レーザーのような焦点合わせの質を有するＬＥＤ）に直接結合され、ファイバーの遠位端での末端処理を含んでもよい。

ファイバーアセンブリ１０：
－ ＬＥＤは、軸外の放物面鏡又は楕円面鏡等の鏡を使用して狭いファイバーの直径に焦点を合わされる。

ファイバーアセンブリ１１：
－ ＬＥＤは、３０°又はファイバー受け入れ角度で、４－ｉｎ－１レンズ（大きなＬＥＤサイズ用）等の光レンズを用いてファイバーに結合され、突き合わせ結合又は適切な焦点距離を有するレンズのいずれかでファイバーに焦点が合わせられる。ファイバーは、さらに、用途ごとにビーム直径を許容できる直径サイズにするために、先細にされてもよく又はさらなる光学的な結合を含んでもよい。

－ ４－ｉｎ－１レンズは、それぞれのダイから発せられる個々のビームが平行にされて単一のビームになるのを可能にする。

－ これは、ファイバーに入る光がほとんどそのまま外に出るのを可能にし、それによって、許容できない角度でのファイバーの壁への衝突を回避している。

ファイバーアセンブリ１２：
－ ＬＥＤは、３０度又はファイバー受け入れ角度等で、光学レンズを用いてファイバーに結合され、突き合わせ結合又は適切な焦点距離のレンズ若しくは一連のレンズでファイバーに焦点が合わせられる。ファイバーは、さらに、用途ごとにビーム直径を許容できる直径サイズにするために、先細にされてもよく又はさらなる光学的な結合を含んでもよい。

－ これは、ファイバーに入る光がほとんどそのまま外に出るのを可能にし、許容できない角度でのファイバーの壁への衝突を回避している。

ファイバーアセンブリ１３：
－ １つ以上のＬＥＤはそれぞれ、複数のファイバー結合アセンブリの光ファイバー又は光ファイバーの端部に結合される。結合方法は、突き合わせ結合、レンズ、又は他の光学的なアセンブリを用いたものであってもよい。これらのアセンブリの出力は、ＬＥＤのパワーが単一のＬＥＤのパワーよりも大きくなるように、スプリットピッグテール光ファイバーコンバイナ／スプリッタアセンブリを含む方法で単一の光ファイバーに結合するように構成される。

本発明の上記及び他の目的、特徴、及び利点は、以下の考察及び図面からより明らかになる。

らせん支持結合の破壊を伴うＤＮＡに対する紫外線の影響を描いた図である。 光の波長の関数として、紫外線の殺菌有効性を示したグラフである。 ｍＪ／ｃｍ^２で測定された出力率でのＵＶ－Ｃパワー量の関数として、細菌及びケラチノサイトの生存率を示したグラフである。 内部挿入端部及び外部内視鏡接続端部を示すラベル付きの部分を有する従来技術の気管支鏡内視鏡を描いた図である。 光源に対する出力電気接続及び光源からの入射光のための光ファイバーライトガイドを有する従来技術の内視鏡接続端部を示した図である。 気管支鏡に対する従来技術の拡張されたマルチレベルの光源及び制御装置を示した図である。 生検弁によってアクセスされる生検／吸引チャネルを有する内視鏡の右側の断面図である。 図７の内視鏡の端面図及び断面側面図である。 耳鏡の側面断面図である。 図９の耳鏡の挿入部分の拡大図である。 空気で満たされた放物面鏡光コリメータを用いた液体光に対する光収集光学結合構造の実施形態を有するＵＶ放射ＬＥＤの概略図である。 液体で満たされた放物面鏡を有する図１１の概略図である。 図１１又は１１Ａの紫外線収集構造及び様々な寸法の伝送ファイバーを使用した紫外線の収集、伝送、及び放射の構造の一実施形態の概略図である。 光のコリメート素子及びフォーカス素子を組み合わせたＴＩＲ（全内部（照明）反射）レンズの斜視図である。 発せられた光の焦点が合わされた、図１６のＴＩＲレンズに結合されたＬＥＤを概略的に示した図である。 ＴＩＲレンズによる光波のコリメーション及び光ファイバーケーブルへの平行にされた光の焦点合わせの方向を概略的に示した図である。 様々な寸法の伝送ファイバーを有するＴＩＲレンズを用いた、図１５の紫外線収集構造を使用した紫外線の収集、伝送、及び放射の構造の一実施形態の概略図である。 図１６のＴＩＲレンズの代わりに、コリメータとしてフレネルレンズ及びフォーカス素子を用いた、放射面鏡の紫外線収集構造を使用した紫外線の収集、伝送、及び放射の構造の一実施形態の概略図である。 高い屈折率の球面レンズが光を平行にし、その焦点をファイバーに合わせることを示した図である。 生検チャネルに挿入された細長い紫外線伝送光ファイバーケーブルを示した図であり、光ファイバーケーブルは、遠位端においてクラッディングの部分を取り除いて、引き出し又は挿入の動きの間に、生検／吸引チャネルの内壁への放射状のＵＶ殺菌光の伝送を可能にしている。 完全なクラッディングを有し、引き出し又は挿入の動きの間に、ＵＶ殺菌光が円錐状の衝突として生検／吸引チャネルの内壁まで遠位から伝送されている紫外線伝送光ファイバーケーブルを示した図である。 図２０のＵＶ伝送光ファイバーケーブルを用いた水道管（約４’’のＩＤ）の断面図であり、白カビ、カビ、菌類の増殖及び病原菌からのパイプの殺菌を実施しており、これは、より長い滞留時間又は医療グレードの殺菌よりも低いものを必要とするさらなる衝突距離で発生してもよい。 図１９のＵＶ伝送光ファイバーケーブルを用いた水道管（約４’’のＩＤ）の断面図であり、白カビ、カビ、菌類の増殖及び病原菌からのパイプの殺菌を実施しており、これは、より長い滞留時間又は医療グレードの殺菌よりも低いものを必要とするさらなる衝突距離で発生してもよい。 パイプの内壁のすぐ近くに動力付きＵＶ ＬＥＤライトのアレイがある拡張された遠端部を有する電気伝送ケーブルを示した図である。 肺の主気管支枝に挿入された気管支鏡の端部を示した図であり、光ファイバーは、より小さい気管支に延びている。 病原菌のＵＶ不活性化から生じるＤＮＡ断片を描いた図である。 ３０度レンズを用いた４０ｍＷのＵＶ２６５ｎｍ ＬＥＤ及び関連する特性チャートを示した図である。 本明細書における方法及び装置用に作られた７５ｍＷの２６５ｎｍ ＵＶ放射ＬＥＤを、放射パターンと共に示した図である。 本明細書における方法及び装置用に作られた９５ｍＷの２６５ｎｍ ＵＶ放射ＬＥＤを、放射パターンと共に示した図である。 本明細書における方法及び装置用に作られた３６０ｍＷの２６５ｎｍ ＵＶ放射ＬＥＤを、放射パターンと共に示した図である。 紫外線運搬ファイバーの先細の部分の断面図を示した図であり、光伝送は、紫外線の流れの方向に応じて、Ｄ１からＤ２及びＤ２からＤ１へと変わっている。 紫外線運搬ファイバーの先細の部分の立体図を示した図であり、光伝送は、紫外線の流れの方向に応じて、Ｄ１からＤ２及びＤ２からＤ１へと変わっている。 六角形のインターフィット形状を有する融合コアバンドルを描いた図である。 ３７ １０００ｕｍコアファイバー束を例示した図である。 シングルコアファイバーを例示した図である。 両端にフェルールのアライメントがある図３２Ａのファイバー束の側面図である。 両端にフェルールのアライメントがある図３２Ｂのファイバーの側面図である。 アライメントジグで保持されるエンドフェルールを用いたＬＥＤに対するファイバー束の突き合わせ結合を示した図である。 異なる直径のファイバー間の遷移を実施するためにＬＥＤ及びファイバーの先細要素への突き合わせ結合の接続を使用した紫外線の収集及び伝送のシステムを示した図である。 ｘ－ｙ平面調整可能の、アライメントジグで保持されるエンドフェルールを用いたＬＥＤに対するファイバー束の突き合わせ結合を示した図である。 １ｍｍファイバーに突き合わせ結合された７５ｍＷの２６５ｎｍ ＬＥＤの仮想シミュレーションの出力を示した図である。 ７５ｍＷ ＬＥＤに突き合わせ結合された２ｍｍファイバー束の効率を示した図である。 図３５及び３６のＬＥＤの放射パターンを示した図である。 ３５０ｎｍでのＴｈｏｒ ＰＭ３２０Ｅ放射計に対するＴｈｏｒＬａｂｓ Ｓ１４２Ｃ積分球センサの感度グラフを示した図である。 ＳＭＡコネクタを用いてＬＥＤに突き合わせ結合された２ｍｍファイバー束を示した図である。 シングルコアを有する図４１のファイバーの構成を示した図である。 ３つのファイバーを有する図４１のファイバー束の構成を示した図である。 ７つのファイバーを有する図４１のファイバー束の構成を示した図である。 １９のファイバーを有する図４１のファイバー束の構成を示した図である。 腫瘍に挿入され、ＵＶ伝送ファイバーを含有するＥＢＵＳガイド吸引針を描いた図である。 ＬＥＤからの紫外線の出力を示した図であり、３０度レンズが、非球面レンズのペアになっており、高度に焦点を合わせられたスポット出力を有している。 光ファイバーへの図４３の光出力のレイトレースを示した図である。 図４３及び図４４の光の寸法的出力を示したである。 操作ハンドルを示した図であり、延びた光ファイバーケーブルを有し、ハンドル内に含有されたファイバーアセンブリシステムを有している。 内視鏡の生検チャネルに挿入された図４６のファイバーを示した図であり、延びた制御ハンドルを有している。

図面を参照すると、図１は、紫外線がウイルス等の病原菌のＤＮＡ１の構造を不活性化してほどくモードを概略的に示している。ＵＶ３は、ＤＮＡ（及びＲＮＡ）のらせん構造を維持しているリン結合２を破壊し、それによってＤＮＡを効果的に死滅させるか又は破壊している。

図２は、様々な波長の紫外線の殺菌効果を示したグラフであり、２６５ ｎｍの波長でピークの殺菌有効性４を示している。Ｅｘｐｅｒｔ Ｒｅｖ Ａｎｔｉ Ｉｎｆｅｃｔ Ｔｈｅｒ，２０１２ Ｆｅｂ；１０（２）：１８５－１９５，Ｕｌｔｒａｖｉｏｌｅｔ Ｃ ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ： ａｎ ａｌｔｅｒｎａｔｉｖｅ ａｎｔｉｍｉｃｒｏｂｉａｌ ａｐｐｒｏａｃｈ ｔｏ ｌｏｃａｌｉｚｅｄ ｉｎｆｅｃｔｉｏｎｓ？ Ｂｙ Ｔｉａｎｈｏｎｇ Ｄａｉ， １，２ Ｍａｒｋ Ｓ Ｖｒａｈａｓ， ３ Ｃｌｉｎｔｏｎ Ｋ Ｍｕｒｒａｙ， ４ ａｎｄ Ｍｉｃｈａｅｌ Ｒ Ｈａｍｂｌｉｎから得た図３は、コロニー生存率に対する細菌６及びケラチノサイト（皮膚）５のＵＶ－Ｃ投与の効果、並びに、病原菌の死滅及び皮膚細胞への影響に関するＵＶ－Ｃ光の相対的な安全性を例示したグラフである。細菌の実質的に全てを死滅させる１０ｍＪ／ｃｍ^２のＵＶ－Ｃの直接投与でさえ、皮膚細胞への影響は比較的最小のものである。

本発明の実施形態において使用される、光伝送ファイバーを運ぶための、消毒するのが困難な典型的な気管支鏡内視鏡７が図４～８に示されており、図６において示されている（最も典型的にはキセノン光源を有した）光源ボックス１３からの光を用いたその挿入管１０を介した光入力を有している。図５において示されている内視鏡コネクタ１５は、図４において示されている内視鏡７に取り付けられ、内視鏡に対する光ケーブル接続１１、及びライトボックス１３に対する接続１４を有している。光ケーブル接続を紫外線の伝送に対して利用可能にするために、上記のように、ソラリゼーション耐性を有する低ＵＶ減衰の柔軟な光ファイバーケーブルと交換し、光伝送システムに光学的に接続しなければならない。

図７は、内視鏡７の断面図であり、水及び空気のチャネル１６及び１７、生検／吸引チャネル１２を有する生検挿入弁１２ａを示している。生検／吸引チャネル１２は、超音波及び生検サンプリングツール等の様々な器具の取り除き可能な挿入のために構成される。図８及び８Ａは、挿入管７ａ（一般的に約５ｍｍの直径）の遠位端１８の端面及び側面図であり、生検チャネル１２の出口、照明ファイバー２５（柔軟性があり、通常は紫外線劣化に耐性のない柔軟なポリマー又はシリカのもの）を介した照明のために光が伝送される光ガイドレンズ、観察のためのＣＣＤイメージテイクを有する対物レンズ、並びに、空気及び水のジェットチャネル１６及び１７を有している。

図９及び１０は、耳鏡３０の断面図であり、図１０は、挿入鏡３５の断面図である。耳鏡のハンドルにあるバッテリー３４によって動力が供給されるＬＥＤ３３は、患者の鼻、喉、又は耳に挿入するために鏡３５を通って延びるファイバー束３１に結合される。ファイバーの延びが、患者の鼻の中に位置づけられると、内耳感染のＵＶ処理のために、ファイバーが鼻の後部にある耳管を通って内耳に入るのを可能にする。ファイバーの延びは、それらが、喉及び鼻の中のあり得る感染部位に対してより近い位置に置かれるのも可能にする。

図１１及び１２は、紫外線伝送用の液体ライトガイド４１への、コリメート放物面鏡４２（アルミニウム）を用いた、ＵＶ放射ＬＥＤ４０のダイ４０ａからの広がった光のコリメーションの実施形態を描いている。図１１では、コリメータ放物面鏡４２は空気で満たされ、液体ライトガイド４１は閉じた端部を有している。図１２では、液体ライトガイド４１’は、液体ライトガイド４１’と同じ液体４３を含有する放物面鏡４２を有して開放されている。両方の実施形態においてＬＥＤ４０は、放物面鏡４２内の形作られた凹部４２ａに適合する。コリメーションにより、発せられた光のほぼ全てが集められ、最終的な出力が増加する。

図１３は、図１２の埋め込み型ＵＶ ＬＥＤ４０を有した紫外線の発生及び伝送の装置２００の一実施形態であり、比較的大きな直径（６～８ｍｍ）の液体ライトガイド部分４１に紫外線を発し、液体ライトガイド部分４１は、ファイバーカプラ４４を介して低減衰で（結合損失が最小の）同様のサイズのＵＶシリカファイバー部分４５に結合される。ＵＶシリカファイバー部分４５は、次に、低ＵＶ減衰ファイバーでより小さい直径（示されているように２ｍｍ）の細長い光ファイバー動作部分４７に結合され、焦点が合わされる。この後者の部分は、その消毒又は殺菌のために、又は身体の臓器内で病原菌をインサイツで死滅させる内視鏡処置において使用するために、内視鏡の生検チャネルに適合するようにサイズ決めされる。操作部分の遠位端は、より広く且つより近い領域にわたるＵＶ発生を容易にするための遠位端ディフューザー処理４７Ａを有して示されている。操作部分４７を、液体ライトガイドに対するフォーカス素子４４に直接結合させることができる。加えて、操作部分４７を、そのＵＶ耐性構造の関数として、殺菌及び柔軟性の損失を考慮して、取り外し可能に結合させ且つ使い捨てにすることができる。より広いファイバー又はライトガイドは、より大きな紫外線の収集を提供するが、より小さな直径のファイバーが、サイズが制限された感染部位での又はその近くでのＵＶ放射の効果的な位置決めを可能にするために必要である。実際、適切なファイバーの位置決めに必要な柔軟性を考慮すると、ファイバーは、ファイバーが挿入される内視鏡の曲率半径に合わせて１ｃｍの曲率半径を有することができるべきである。６００ミクロン（０．６ｍｍ）以下のファイバー束は、そのような柔軟な曲率を提供し、そのような直径のファイバー束への焦点合わせが、紫外線及びパワーのさらなる損失を回避するためには、最も望ましい。

図１４は、図１１、１２、及び１３のＬＥＤ４０等の広範囲に散乱する光源から直接光を組み合わせて効率的に収集し、その後に焦点を合わせるために、焦点表面５０ｂと共に一体化されたコリメートレンズ形状構成５０ａを有する円錐形のＴＩＲレンズ５０を描いている。図１５は、焦点面５１ａまでコリメート及びフォーカス５２を有するＴＩＲレンズを通過する、比較的大きなファイバー束５３（８から１２ｍｍ）への光５１の経路を概略的に描いている。図１６は、位置合わせされたＵＶ放射ダイオード４０を有するＴＩＲレンズ５０を描いており、発せられた光５１は、ケーブルフェルール５２に入り、次に操作ファイバー部分４７に入る。現在利用可能な全てのＴＩＲレンズはプラスチック組成のものであり、劣化性があり、紫外線屈折での使用には適していないことに留意されたい。従って、同様の屈折形状の効果的なＴＩＲレンズが、紫外線耐性の研磨された石英結晶で構成される。

図１６及び１７は、出力構造が図１２の出力構造と類似しているが、ＬＥＤ出力収集は、ＴＩＲレンズ５０（図１６）及びペアのフレネルレンズ６１を有する放物面鏡６０（図１７）によって集められ、平行にされ、さらに焦点が合わされて、ファイバーフェルール５２になり、その後、小さい直径の操作ファイバーケーブル部分に焦点が合わされる。

図１８は、ＬＥＤ４０からの出力紫外線７１を集め、平行にし、さらに、操作ファイバー４７に焦点を合わせるための高屈折率球面レンズ７０の代替のレンズ構造を示している。

図１９は、内視鏡の小さい直径（２．２ｍｍから３．７ｍｍ）の生検／吸引チャネル１２の滅菌を概略的に描いており、生検／吸引チャネル１２は、その機能のために、内視鏡の非常に感染性の高い領域であり、同時に、その寸法（２．２．ｍｍから３．７ｍｍＩＤ×４００～６００ｍｍ長さ）に近づくことが困難であるために、最も殺菌するのが困難で最も時間がかかる領域である。図１３、１７、及び１８の操作ファイバー部分４７は、生検／吸引チャネル１２に挿入された状態で示されており（空気及び水のチャネルは類似しているが、ＩＤ寸法はさらに小さい）、生検チャネル１２の内壁からのファイバー１２の距離は、明確にするために、誇張されている。ファイバー４７が取り除き又は挿入の方向のいずれかに動かされるに従い、ファイバー４７Ａの拡散処理された遠位端（クラッディング４７ｂの取り除かれた部分を有する）は、紫外線が隣接するチャネル壁１２に直接衝突するのを可能にし、内側のチャネル周辺の迅速な殺菌をもたらす。

同様の図２０は、拡散処理された遠位端ではなく（完全なクラッディング４７ｂを有する）操作ファイバー部分４７の遠位端から発せられる紫外線による生検／吸引チャネル１２の滅菌を概略的に描いている。生検／吸引チャネル１２の内壁への紫外線の衝突は円錐状の衝突である。

図２１は、ケーブルの移動と共に、水道管１１２の内壁に対して角度を付けた円錐状に紫外線を発するファイバーで消毒するために水道管１１２に挿入された、拡散末端処理のないＵＶ伝送ファイバーケーブル４７の位置決めを有する図２０と等しい概略図である。道管は内視鏡のチャネルよりも大きいため、ファイバー４７は道管の底部近くに置かれ、道管１１２の底部のより近くで、底部に対してはより多くのパワーで、道管のより遠い上部に対してはより少ないパワーで紫外線を発する。時間を計った移動による消毒は、上部の消毒率に基づいている。しかし、重力が病原性感染部位を道管の基部又は底部に向ける傾向があること、及び、移動時間の差が均一にされる傾向があることに留意されたい。

図２２は、図１９のように拡散末端処理４７Ａ及び放射状方向の消毒紫外線衝突を有するファイバー４７を用いて内視鏡の生検／吸引チャネルを消毒する場合と同様である。道管内部の上部及び下部の消毒に関する異なる考慮事項は、図２１における道管の消毒に関する考慮事項と同様である。

水道管は生検／吸引チャネルよりもはるかに大きな寸法であるため、いかなる生物学的な害の付随の問題もなく、最大の殺菌力で水道管１１２を殺菌するために、ＵＶ放射ＬＥＤを図２３において示されているように円形の円筒構造８２内に直接配置することができる。電力が、電気コネクタ８１を介してＬＥＤ４０に送られ、構造体８２は、制御棒を介して導管１１２を通って動かされるか、又はコード８０によって引っ張られる。

図２４は、生検チャネル１２及びその気管支鏡端部８から、肺１００の気管支１０に延びる光ファイバー４７の生検ツールを有する気管支鏡７の使用を例示している。１ｍｍの直径を有して使用される光ファイバー４７は、５ｍｍの気管支鏡７が位置することができない１ｍｍ直径の細気管支まで延びることができる。そのような近接性により、比較的少量のＵＶパワーでも、典型的な肺の大部分（約８０％）の病原菌を効果的に死滅させることができる。１ｍｍ未満の直径の細気管支は、その口に位置する延びたファイバーからの短い距離に対しても紫外線を入射させることができる。

図２５は、紫外線等によって病原菌のＤＮＡがほどかれるときに示される、アポトーシス及びネクローシスの性質のＤＮＡ断片のタイプを示している。

図２６は、３０度レンズ４２０が配置された２６５ｎｍの４０ｍＷ ＵＶ放射ＬＥＤ４０を、放射パターン４００、並びに、波長４０１、正規化された出力パワー、順電流対順電圧４０３、はんだ付け条件及び物理的／電気的特性４０５のグラフで示される詳細と共に描いている。

図２７、２８、及び２９は、７５ｍＷ７５；９５ｍＷ９５及び３６０ｍＷ３６０の本明細書における方法及び装置のために作られた２６５ ｎｍのＵＶ放射ＬＥＤを、そのそれぞれの放射パターン７５’、９５’、及び３６０’と共に示している。放射において約２７°の受け入れ角から外れた紫外線は伝送されず、いかなる紫外線放射パターンからも失われる。それぞれのＬＥＤの放射パターンは中心に向かって集中しており、図２６の４０ｍＷ ＬＥＤ４０を有する３０°レンズ等の、角度放射を低減するレンズは、伝送ファイバーの取り込み角限界以下の伝送のために取り込むことができる光量を増加させる。レンズを使用することで２０％の損失があると推定されているにもかかわらず、伝送可能な紫外線は正味で増加している。

図３０から３３Ｂは、紫外線伝送装置において使用される光ファイバーの構造及び構成の実施形態に関する。

図３０及び３０Ａは、紫外線の流れの方向に応じてＤ１からＤ２及びＤ２からＤ１への光伝送変換を有する紫外線運搬ファイバーの先細の部分１２０の断面及び外観を示している。受け入れ角を超える先細の部分１２０ａに衝突する光は失われるが、先細の部分は、受け入れ角内の光をより小さい直径１２０ｂを介して伝送させることにおいて効果的である。先細の部分は、制限された領域での放射のために、より大きな直径のファイバー又はファイバー部分において集められた光を、より小さな直径のファイバー又はファイバー部分に伝送するために利用される。しかし、光の損失はかなりの量であり得る。

図３１は、個々のファイバーの六角形の端部で融合コアファイバー束４８を有するファイバーケーブル４７を描いており、これは、図３２におけるすき間の空間から生じる光損失を、そのような空間を減らすことによって約３０％少なくする。短い部分のみが、光の入力を容易にするために融合コアを必要とし、ファイバー束の残りの部分は、ファイバー束が必要な柔軟性を保持するのを可能にするために融合させるべきではない。

図３２Ａは、クラッディング４９を有する束全体の直径が６０００ｕｍである３７ １０００ｕｍコアファイバー束４８の端面図を描いており、図３２Ｂは、クラッディング４９を有する同じ寸法のシングルコアファイバー４８’の図を描いており、剛性の程度は比較的高いが、光の取り込みは大きい。

図３３Ａ及び３３Ｂは、それぞれファイバーの束４８及び４８’を有する図３２Ａ及び３２Ｂのファイバーケーブル４７の側面図を描いており、ファイバーのそれぞれの両端にアライメントフェルール４９０を有している。

図３４は、アライメントジグ４９’で保持されるエンドフェルール４９０を用いたＬＥＤ４０のダイ４１に対するファイバー束４７の突き合わせ結合を示している。最初に最大の紫外線がＬＥＤから集まるのを保証するには、アライメントが重要である。光の収集をより効果的に行うためには、ファイバーコア４８は、ＬＥＤダイ４１を完全に覆う直径又は寸法を有するべきである。ファイバーコアに到達しない光は集められず、失われる。しかし、コアに到達した光でさえも、コアの受け入れ角を超えると、実際の伝送から失われることになる。

図３５は、伝送システムを示しており、ＬＥＤ４０のダイ４１からの紫外線は、ファイバーケーブル４７の融合ファイバー束４８を通り、１８００ｕｍのケーブル直径で、光の焦点が、３．６から１のテーパーを有する先細の部分１２０を通って５００ｕｍの直径の光ビームに合わされ、６００ｕｍの直径で、２ｍｍ又は１ｍｍの直径のファイバーケーブル４７のファイバー束４８へのフェルール４９接続に合わされる。

図３６は、フェルール４９を用いてファイバーケーブル４７をＬＥＤ４０に位置合わせして突き合わせ結合するためのアライメント突き合わせ結合ジグ２００を示しており、調整ピンを介してｘ－ｙ平面において調整可能な位置合わせ精度を有している。

実施例
実施例１：
図２８の７５ｍＷの２６５ｎｍ ＬＥＤを、その光コネクタを介して図４及び７において示されているものと類似のＯｌｙｍｐｕｓ ＢＦ４０気管支鏡内視鏡に突き合わせ結合し、光を、内視鏡ファイバーを介して伝送させた。２６５ ｎｍ測定放射計で測定した内視鏡の遠位端からの総伝送紫外線出力は０．００００ワットであった。較正として、同じＬＥＤを長さ１ｍの６００ｕｍ直径の低ＵＶ減衰ファイバーに突き合わせ結合させた。これによって、約１４．４ｍＷ又は０．０１４ワットの出力が得られた。

実施例２：
図３７の仮想シミュレーションにおいて示されているように、７５ｍＷの２６５ｎｍ ＬＥＤを、０．３７のＮＡ（減衰）、及び２１．５度の受け入れ半角で、１ｍｍファイバーに突き合わせ結合させ、結合効率は６．１％、ＵＶ出力パワーは６．１５２９Ｄ－０２ワットであった（０．０６１５ワット又は６．１５ｍＷ）。

実施例３：
同様に、図３８は、７５ｍＷのＬＥＤに突き合わせ結合された２ｍｍファイバー束の効率を１３．９％として示しており、ＵＶ出力パワーは、１．３９２２Ｅ－０１ワットであった（１３．９ｍＷ）。

レイトレーシング手順を、実施例２及び３において記載されている手順に関して、図３７及び３８において例示されているように実施し、図３９の放射パターンを有した。

レイトレーシングは、以下に基づく放射パターンのシミュレーションであり、ノンシーケンシャルのＺｅｍａｘシミュレーションソフトウェアを用いて行った。
（１） 図３９を参照すると、図の左部分に垂直に配置された１．２ｍｍ×１．２ｍｍの正方形の仮想の１ワットＬＥＤダイから光が発せられ、その光を右に発している。
（２） 発せられた光の波長は２６５ｎｍで、ＬＥＤの上面の全ての点から１２０°の左右の角度で発せられており、すなわち、ダイ表面に垂直な単一の方向から、任意の方向に６０°以下の角度を形成する全ての光線が外向きの光にトレースされて、ダイ表面から１０ｍｍ離れた垂直の開口を通ってＬＥＤウィンドウから０．２５ｍｍの位置にあるＬＥＤの仮想の開口部を通過するのがどれでどれだけであるかを確認する。
（３） その開口は光ファイバーの表面を表しており、ファイバーの受け入れ角内にある光線、具体的には２１．５°以下の垂線との角度を形成する光線のみを通過するように設定される。
（４） ２０００万のランダム光線が開始され、ＬＥＤダイ表面の各点から特定の粒度で追跡され、垂直との６０°未満の角度を形成する任意の方向の全ての角度の特定の粒度で出ていく。
（５） 通過する光線は、仮想の開口の各増分領域内で合計される。１ワットのパワーを有する２０００万の光線に基づき、増分領域全ての合計は次のことを示す。

（ａ） 最も光線の数が集中した領域のピーク「単位面積あたりのパワー」は、１平方センチメートルあたり０．１７３ワットであった。

ＬＥＤ及びファイバーを突き合わせ結合する際の手順－分析、シミュレーション、及び測定：
媒体を介して紫外線を送達すること、この場合はＬＥＤ源から開始して光を光ファイバーケーブルに伝送することは、ＬＥＤのダイとファイバーとの結合から始まる。これを実施するシンプルで直接的な方法は、必ずしも最善又は最も効率的ではないけれども、「突き合わせ結合」の方法を使用することである。この手順では、実際に触れるとダイの完全性に害を与えるため（通常はどのような場合でも保護カバーされている）、可能な限り近くファイバーの近位端がＬＥＤのダイと接近するようにされる。ＬＥＤの光はＬＥＤ内部のダイ部品から、典型的には１２０°から１３０°の角度で広範囲に広がるため、光が広がる機会を得る前にダイの近くで結合を開始することで、可能な限り角膨張を起こさないようにすることが効果的である。本明細書では、放射及び結合の有効性が３つの方法で評価されるが、これらは互いによく一致している。
（１） レイトレーシングシミュレーション－典型的には、何百万もの光線が可能な限りの方向に出てきて、それらがシミュレートされたファイバーの開口に入る場合にどのように入るかを確認するためにそれらを流す光源としての光源のシミュレーションを含む。
（２） 既知のＬＥＤ及びファイバー構成の実際の測定－ＬＥＤダイのサイズ（正方形）とパワー（放出）は様々であり、光ファイバーケーブルのコアサイズも様々である。使用されるファイバーは短く、使用される紫外線に対する減衰は低い。生のＬＥＤからのパワーだけでなく、ＬＥＤに結合された１つ又は複数のファイバーからのパワーも、ＬＥＤのパワーがその製造業者によって特定されている方法と同様の「積分球」タイプの放射計で測定した。これによって、最も高い値が生成されるが、方向に関係なく放射出力全てが考慮される。これらのテストから導き出された結論は、相対的結合効率パーセント（１００×パワーアウト／パワーイン）に対してのみ使用される。入手するのが困難なそのような放射計の特殊なＵＶバージョンは入手可能ではなかったため、報告された絶対出力に関係なく、効率（比率、相対計算）は正しいと見なされるため、はるかに感度の低い可視光バージョンを相関ベースに使用した。

これを裏付けるように、使用されるＴｈｏｒ ＰＭ３２０Ｅ放射計用ＴｈｏｒＬａｂｓ Ｓ１４２Ｃ積分球センサの感度グラフが、図４０において示されている。３５０ｎｍでは、おそらくより低い２６５ｎｍでも、感度は０．７５／０．０５又は１５倍低い感度である。パワー測定の比率は妥当であると見なされる。
（３） 隣接するファイバーケーブル端部によって覆われるダイ面積の割合とその面積に基づくシンプルな計算を考慮にいれることができる。従って、ＬＥＤダイの２Ｄ領域の１／２のみを覆うファイバーは、覆われた中央部分が同等以上の放射強度を有するため、結合された総パワーの約又は少なくとも１／２を有することになる。

以下は、実施例４～１０としてのＬＥＤ及びケーブルの分析及び比較である：
実施例４：大きい開口を有する１ｍｍファイバーへの１ワットの１２０°ＬＥＤのレイトレーシングシミュレーションを使用して、結合効率ＬＥＤのパワーアウト／ファイバーのパワーインを決定した。

実施例５：大きい開口を有する２ｍｍファイバーへの１ワットの１２０°ＬＥＤのレイトレーシングシミュレーションを使用して、結合効率ＬＥＤのパワーアウト／ファイバーのパワーインを決定した。

実施例６：上述したように、相対効率（パワーアウト／パワーインの比率）を測定するのに十分な方法で、ＵＶ－Ｃ ＬＥＤに突き合わせ結合された２つの異なる開口数の２０００ｕｍ、３０００ｕｍ、及び４０００ｕｍファイバーを測定した。

実施例７：１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された４ｍｍ×４ｍｍである３６０ｍＷのＬＥＤダイが、面積カバー率を使用して分析されて、覆われていない光によるさらなる損失が決定される。

実施例８：１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された３ｍｍ×３ｍｍである３６０ｍＷのＬＥＤダイが、面積カバー率を使用して分析されて、覆われていない光によるさらなる損失が決定される。

実施例９：１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された１．２ｍｍ×１．２ｍｍである７５ｍＷのＬＥＤダイが、面積カバー率を使用して分析されて、覆われていない光によるさらなる損失が決定される。

実施例１０：１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された１．３８ｍｍ×１．３８ｍｍである９０ｍＷのＬＥＤダイが、面積カバー率を使用して分析されて、覆われていない光によるさらなる損失が決定される。

結果：
実施例４－このレイトレーシング（図３７）は、１ｍｍのファイバーに対するＬＥＤの結合の効率が６．１５％であることを示した。

実施例５－このレイトレーシング（図３８）は、２ｍｍのファイバーに対するＬＥＤの結合の効率が１３．９％であることを示した。

実施例６－３０００ｕｍ ＮＡ０．２８ケーブルは、２３％の測定された効率を有した。

４０００ｕｍ ＮＡ０．２２ケーブルは、３２％の測定された効率を有した（最大直径、ケーブル）。

２０００ｕｍ ＮＡ０．２８ケーブルは、２２％の測定された効率を有した。

２０００ｕｍ ＮＡ０．２２ケーブルは、２４％の測定された効率を有した。

積分球放射計を用いて行ったこれらの測定から、２２％という値を、ＬＥＤ照射全体のうちどれだけの量が、ＬＥＤに突き合わせ結合されたファイバーを通過するのかに対するガイドとして使用することができる。

実施例７－１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された４ｍｍ×４ｍｍである３６０ｍＷのＬＥＤダイの面積比分析：
４ｍｍ正方形のダイの面積は１６ｍｍ２（平方ミリメートル）である。半径０．５ｍｍの１ｍｍファイバーの面積はＰＩ＊（０．５）２＝０．７８５ｍｍ２である。その面積は１６ｍｍ２の４．９１％である。２２％の４．９１％＝結合効率１．１％。

実施例８－３６０ｍＷの１％は、３．８９ｍＷのアウトである。

４ｍｍ正方形のＬＥＤダイに対する直径１ｍｍの円形ファイバーの相対サイズ。

実施例９－１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された３ｍｍ×３ｍｍである３６０ｍＷのＬＥＤダイの面積比分析：
３ｍｍ正方形のダイの面積は９ｍｍ２（平方ミリメートル）である。

半径０．５ｍｍの１ｍｍファイバーの面積はＰＩ＊（０．５）２＝０．７８５ｍｍ２である。

その面積は９ｍｍ２の８．７２％である。

２２％の８．７２％＝結合効率１．９２％
３６０ｍＷの１．９２％は、６．９１ｍＷのアウトである。

３ｍｍ正方形のＬＥＤダイに対する直径１ｍｍの円形ファイバーの相対サイズ。

実施例１０－１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された１．２ｍｍ×１．２ｍｍである７５ｍｍＷのＬＥＤダイの面積比分析：

１．２ｍｍ正方形のダイの面積は１．４４ｍｍ２（平方ミリメートル）である。

半径０．５ｍｍの１ｍｍコアファイバーの面積はＰＩ＊（０．５）２＝０．７８５ｍｍ２である。

その面積は１．４４ｍｍ２の５４．５％である。

２２％の５４．５％＝結合効率１２．０％
７５ｍＷの１２．０％は、８．９９ｍＷのアウトである。

１．２ｍｍ正方形のＬＥＤダイに対する直径１ｍｍの円形ファイバーの相対サイズ。

上記のＩＥＥＥの研究では、３ｃｍの距離で単一の１８ｍＷの２７５ｎｍ ＬＥＤを使用し、３０秒で最大６００ｍＪのエネルギーを放出して、ＣＯＶＩＤウイルスを９９．９％減少させた。

照射面から３ｃｍの距離では、１２０°幅の放射光が半径２．６ｃｍ（直径５．２ｃｍ）の円形領域を覆うため、照射面積（Ｐｉ ｒ２）は２１．２ｃｍ２となる。

２６５ｎｍの７５ｍＷ ＬＥＤは、２７５ｎｍよりも約２５％効率が高いため、このＬＥＤは１１．２ｍＷを提供すると見なされる。３ｃｍの距離では、６００ｍＪのエネルギーは６００ｍＪ／（１１．２ｍＪ／秒）＝５３．６秒かかり、直径５．２ｃｍのスポットを消毒することができる。

２／３ほどの近さとなる２ｃｍの距離では、時間は（２／３）２であり、０．４４倍短い＝２３．６秒となり、直径３．５ｃｍのスポットを消毒することができる。

１／３ほどの近さとなる１ｃｍの距離では、時間は（１／３）２であり、０．１０９倍短い＝５．８４秒となり、直径１．７３ｃｍのスポットを消毒することができる。

１／１５ほどの近さとなる２ｍｍの距離では、時間は（１／１５）２であり、０．００４４倍短い＝０．２３８秒となり、直径０．３５ｃｍ（３．５ｍｍ）のスポットを消毒することができる。

実施例１１－１ｍｍファイバーに突き合わせ結合された１．３８ｍｍ×１．３８ｍｍである９０ｍｍＷのＬＥＤダイの面積比分析：
１．３８ｍｍ正方形のダイの面積は１．９０ｍｍ２（平方ミリメートル）である。半径０．５ｍｍの１ｍｍファイバーの面積はＰＩ＊（０．５）２＝０．７８５ｍｍ２である。その面積は１．９０ｍｍ２の４１．３％である。

２２％の４１．３％＝結合効率９．１０％及び９０ｍＷの９．１０％は、８．１２ｍＷのアウトである。

１ｍｍ正方形のＬＥＤダイに対する直径１ｍｍの円形ファイバーの相対サイズ。

実施例１２－５００ｕｍファイバーに突き合わせ結合された１．２ｍｍ×１．２ｍｍである７５ｍｍＷのＬＥＤダイの面積比分析：
１．２ｍｍ正方形のダイの面積は１．４４ｍｍ２（平方ミリメートル）である。半径０．２５０ｍｍの５００ｕｍファイバーの面積はＰＩ＊（０．２５）２＝０．１９６ｍｍ２である。その面積は１．４４ｍｍ２の１３．６％である。

２２％の１３．６％＝結合効率３．０％であり、７５ｍＷの３．０％は、ファイバーの２．２５ｍＷのアウトである。

１．２ｍｍ正方形のＬＥＤダイに対する直径０．５ｍｍの円形ファイバーコアの相対サイズ。

７５ｍＷ ＬＥＤは２６５ｎｍであり、２７５ｎｍよりも約２５％効率が高く、このＬＥＤは２．８１ｍＷと見なされる。３ｃｍの距離では、６００ｍＪのエネルギーは６００ｍＪ／（２．８１ｍＪ／秒）＝２１３．５秒かかり、直径５．２ｃｍのスポットを消毒することができる。２／３ほどの近さとなる２ｃｍの距離では、時間は（２／３）２であり、０．４４倍短い＝９４．０秒となり、直径３．５ｃｍのスポットを消毒することができる。
１／３ほどの近さとなる１ｃｍの距離では、時間は（１／３）２であり、０．１０９倍短い＝４０．６秒となり、直径１．７３ｃｍのスポットを消毒することができる。

１／１５ほどの近さとなる２ｍｍの距離では、時間は（１／１５）２であり、０．００４４４倍短い＝０．９４９秒となり、直径３．５ｍｍのスポットを消毒することができる。

１ｍｍＯ．Ｄ．バージョンの消毒ケーブルを使用した、直径２ｍｍ、長さ６６０ｍｍの生検チャネルの殺菌に対する計算：
ＩＥＥＥの研究から、２７５ｎｍ、１２０°放射、２０ｍＷのＬＥＤを３ｃｍの距離で３０秒間使用すると、ＣＯＶＩＤ１９型ＳＡＲＳウイルスの培養物が９９．９％不活性化された。

１２０°の拡散光から３ｃｍの距離では、２１．２ｃｍ^２の円形の照射面積が得られる。その距離の半径は２．６ｃｍである。面積Ｐｉ Ｒの二乗は、２，１２３平方ｍｍである。
（注－単位は括弧内のものであり、ｍＷのパワーはｍＪ／秒と同じである）
エネルギー（ｍＪ）＝強度（ｍＷ／ｃｍ^２又はｍＪ／ｓｅｃ／ｃｍ^２）×（時間（秒）×面積（ｃｍ^２））
（Ｉ）ＩＥＥＥの研究では、使用される強度を見つけるために、強度を解き、使用する：
強度＝エネルギー／（時間×面積）、この研究では：
強度＝６００ｍＪ／（３０秒×２１．２ｃｍ^２）＝０．９４ｍＷ／ｃｍ^２又は約１ｍＷ／ｃｍ^２
である。

ＩＥＥＥの研究では、３０秒間に１平方センチメートルあたり約１ｍＷを使用した。

（ＩＩ）本発明の紫外線は、ファイバーを介して生検チャネルに入る。

直径２ｍｍの生検チャネル内の表面積の計算は以下のように行われる：
面積を計算するために、円筒形の管の表面を縦の点線に沿って「カット」し、缶のラベルのような平らな長方形に広げる。その長方形の長さと幅は、それぞれ管の長さと管の円周であり、以下のように例示される。

その長方形の長さは６６０ｍｍ（２６インチ）、幅は生検チャネルの円周である。

チャネルの半径は１ｍｍであるため、円周（２Ｐｉ ｒ）は６．３ｍｍである。

従って、この長方形の面積は６６０×６．３＝４，１５８ｍｍ^２、又は４１．５８ｃｍ^２である。

測定を、６００ｕｍコア光ファイバーケーブルに突き合わせ結合された１．２ｍｍ正方形の７５ｍＷ ＬＥＤエミッタからの光で行って、１４．４ｍＷ／ｃｍ^２の出現強度が示された。２６５ｎｍが２７５ｎｍよりも２５％優れていることを考慮すると、効果的な１８．０ｍＷ／ｃｍ^２である。

この研究においてＣＯＶＩＤ１９ウイルスが同量、生検チャネル内にあったとすると、以下の計算により９９．９％の減少には０．８秒かかる：
エネルギーに変換される強度の定義：（括弧内は単位）
エネルギー（ｍＪ）＝強度（ｍＪ／ｓｅｃ／ｃｍ^２）×時間（秒）×面積（ｃｍ^２）
時間のためには
時間（秒）＝エネルギー／（強度×面積）
を解く。

本例においては、詳細は：
時間＝６００ｍＪ／（１８ｍＷ／ｃｍ^２×４１．５８ｃｍ２）＝０．８０秒
である。

これらのレベルで、特により高いパワーのＬＥＤを使用すると、同様の近い範囲で、悪性リンパ節を死滅させるのに十分なＵＶ－Ｃ光を合理的な時間で送達することが可能になる。これらのリンパ節は、成熟したＥＢＵＳ（ＥｎｄｏＢｒｏｎｃｈｉａｌ ＵｌｔｒａＳｏｕｎｄ）技術と、１ｍｍＩ．Ｄ．の吸引針の内側に挿入されるＵＶ－Ｃ送達ファイバーケーブルを使用して、すでに発見され、分類され、繰り返し位置が特定されている。ケーブル自体は、内視鏡生検チャネルを通して挿入され、肺気管支内から近づくことができる悪性リンパ節のすぐ内側である、ＵＶ－Ｃ送達が必要な場所まで超音波を介して正確にガイドされる。

図４１には、さらなる突き合わせ結合アセンブリが示されており、ＳＭＡ４９０が整列したＬＥＤダイ４１との突き合わせ係合のためにファイバーバンダ４７を維持及び保持している。図４１Ａ～Ｄは、ファイバーケーブル４７がそれぞれ、代替的にシングルコア４８ａ、３つのファイバー４８ｂ、７つのファイバー４８ｃ、及び１９のファイバー４８ｄを有していることを示している。ファイバーの数が多いファイバーケーブルは、すき間の量が少なく、光のピックアップが大きくなる。

図４２は、通常は近づくことができない体の領域でも集中的ながん治療が可能な構造を例示している。ＥＢＵＳ吸引針３００は、通常、がん性組織の生検サンプル採取に利用される（ＥＢＵＳは肺生検に特異的であるが、同等のＥＵＳ吸引針は体の他の部位や、膵臓等の通常は近づきにくい部位でも利用可能である）。吸引針３００は一般に、重大な損傷なしに生検サンプルを抽出するために約１ｍｍのＯＤと０．９７ｍｍのＩＤを有する。紫外線伝送ファイバー３４７は、１ｍｍ未満の直径であり、示されているように吸引針に挿入することができ、そこから延ばすことが可能である。この構造により、光ファイバー３４７は、内視鏡でも通常は近づきにくい身体の一部に運ばれて操縦され、がん病変、腫瘍、組織内に運ばれ、がん性部位内で紫外線を放出して、がん内部から直接がんのＤＮＡ脱構築を行うことができる。これにより、がん部位のみに特異的に向けられるはるかに少ない放射線タイプの治療が提供され、安全性が強化され、有効性が向上する。ＵＶ－Ｃの短い範囲と限られた浸透は、その安全な利用を強化するが、最大の効果を得るためには、がん部位の異なる部分にＵＶ－Ｃを運ぶ継続的な浸透と位置決めが必要になる可能性がある。

図４３は、図２６に示されている４０ｍＷ ＬＥＤの３０度レンズ等のレンズがＵＶ放射ＬＥＤ５００に提供された効率的な光ファイバーアセンブリを例示している。レンズは、完全に受け入れられるように、発せられた紫外線５１２を受け入れ角以下で非球面レンズ５０１に向け、部分的に平行にする。次に、光は第２の逆方向に配置された非球面レンズ５０２に伝送され、そこでは、光５１２の焦点を約５００ｕｍの非常に小さなスポットに合わせ、柔軟な６００ｕｍファイバーに直接入射させる。

シミュレートされた伝送計算は、最初にＬＥＤから発せられた光のうち合計７５％の放射を示している。これは、図２８の９５ｍＷ ＬＥＤから７５ｍＷであるとシミュレートされ、５０３のファイバーに対して図２９の３６０ｍＷ ＬＥＤから約２７０ｍＷであると推定される。受け入れ角に入る光の量は、最終的な光伝送パワーの約２７から４０ｍＷの光の約１０から１２％と推定される。図４４は、光５１２からファイバーケーブル４７へのレイトレーシングが１００％であることを示している。しかし、光線の一部はファイバーの受け入れ角から外れる。図４５は、約５００ｕｍでのファイバーの光ビーム５１２の小さな焦点合わせされたスポットを示している。

図４６は、光ファイバケーブル４７を制御するためのハンドル６００を示している。図４７は、延びた制御ハンドル６００を有して、生検チャネル弁エントリ１２Ａを介して生検チャネル１２に内視鏡７に挿入されたファイバーケーブル４７を示している。ハンドルにはプッシュボタン６０１があり、内視鏡の端部８（図４、８、９に見られる）からのケーブル４７の延びを制御して、そこから紫外線を発する拡散部分４７Ａを露出させている。スケール６０２は内視鏡端部８からの延びたファイバーケーブルの延長位置の程度を示している。ＬＥＤ 紫外線源とファイバーケーブル４７への光接続は、ハンドル６００内に含まれている。

上記の説明、図、及び例は、本発明を例示しているにすぎず、装置の構造、組成及び構成要素、並びに方法のステップ及び要件の変更は例示にすぎず、変更は、添付の特許請求の範囲に定められている本発明の範囲から逸脱することなく行うことができるということが理解されたい。

Claims (5)

1. 病原菌を遠隔から除菌するための装置であって、病原菌死滅波長範囲の紫外線を発するための光源、前記紫外線による劣化に対して少なくとも最初は耐性を示す有形の伝送媒体、及び、紫外線源と前記有形の伝送媒体との間の光インターフェースとを含み、それによって、発せられた前記紫外線は、前記光源から集められ、前記有形の伝送媒体を介して伝送され、それによって、前記有形の伝送媒体から発せられ、それに近接する病原菌に向けられた紫外線は、合理的な時間内に病原菌を実質的に効果的に死滅させるのに十分なパワーレベルにある、装置。
2. 前記紫外線を発するための光源は、発光ダイを含む少なくとも１つの発光ダイオード（ＬＥＤ）を含み、それによって、前記最初は耐性を示す有形の伝送媒体は、低減衰光ファイバーケーブルを含み、それによって、前記光インターフェースは、前記発光ダイと前記光ファイバーケーブルとの光接続を含む、請求項１に記載の装置。
3. 前記発光ダイオードは、少なくとも４０ｍＪ／ｃｍ^２のパワー出力で、２５０ｎｍから２８５ｎｍの波長レベルの紫外線放射を提供する、請求項２に記載の装置。
4. 前記光インターフェースは、前記光ファイバーケーブルと前記発光ダイとの間の直接的な突き合わせ結合、並びに、前記発光ダイからの光を集めて、前記光ファイバーケーブルを介した伝送のためにそれを平行にする光収集及び光平行レンズシステムのうち少なくとも１つを含む、請求項３に記載の装置。
5. 請求項１に記載の装置を用いて、直接紫外線が近づきにくい病原菌感染領域から病原菌を殺菌する方法であって、
   （ａ） 前記光源から発せられた前記紫外線をその第１の端部において集めるため、及び、出力された光が伝送される所まで、集めた紫外線の出力をその第２の端部において発するための紫外線収集構造を前記有形の伝送媒体に提供するステップと、
   （ｂ） 伝送部材を介して伝送した光が前記感染領域の病原菌の大部分に効果的に到達できる程度まで、光伝送部材を近づきにくい領域に挿入できるように、光伝送部材を構成及び寸法決めするステップと、
   （ｃ） 望ましい距離で、望ましい合理的な期間内に、病原菌を含有する領域を殺菌するのに十分なパワー強度を、前記第２の端部から発せられた紫外線に提供するステップと、
   （ｄ） 前記病原菌感染領域に又はそれに隣接して前記光伝送部材を挿入し、それに紫外線を提供するステップと、
   （ｅ） 殺菌用紫外線が前記光伝送部材を介して伝送される間に前記光伝送部材を動かし、それによって、前記紫外線は、前記病原菌感染領域を許容できる程度で殺菌するのに十分な望ましい距離で望ましい時間、殺菌されることになる所に衝突するステップと、
   を含む方法。
   

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