JP6217044B2 - 皮膚レーザー治療用装置及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、皮膚治療のための装置及び方法に関する。特に、本発明は、任意で高周波電流と組み合わせて適切な波長のレーザービームで構成される装置を使用し、しわ取りや一般的な若返りの効果など表皮に与える影響を得るための治療用装置及び方法に関わるものである。

人の見栄えを良くする医療行為及び美容成形術は、肌のシミと関係する問題点を解決し、彼または彼女の外見を受理する能力の欠如に由来する真性な精神的苦痛の状況に対処し且つ解決するために、ますます広く使用されるようになっている。

老化の影響を弱め、特に顔及び首や胸部上部など身体の他の部分のしわの形成の除去或いはしわ取りを目指した治療に専心的な症例が、様々な処置、使用される方法及び機械で多数存在する。最近では、レーザーを使用する表皮治療技術が開発されている。多くのアプリケーションでは、治療される表皮部分をレーザービームによって事実上一定のやり方で照射し、結果としてレーザービームは表皮の上部層の除去を伴う表面アブレーション過程を行なう。

特に顔のしわ及び肌のシミを取るための表皮治療でのレーザーの使用は、とりわけ次のような著作物に開示されている：Chernoff G, Slatkine M, Zair AND, Mead D.,「シルクタッチ：新しい皮膚にする美容手術の新技術」Journal of Clinical Laser Medicine & Surgery,１９９５年４月;１３（２）：９７‐１００；Waldorf HA, Kauvar AN, Geronemus RG.,「４７人の患者で遊離炭酸ガスレーザーを使用した細く深いしわの皮膚リサーフェシング」Dermatol Surgery,１９９５年１１月；２１（１１）：９４０‐６；David LM, Sarne AJ, Unger WP.,「顔の皮膚をリサーフェシングするための迅速なレーザー走査」Dermatol Surgery,１９９５年１２月；２１（１２）：１０３１‐３；Lasｋ G, Keller G, Lowe N, Gormley D.,「皮膚のしわをシルクタッチフラッシュ走査によるレーザー皮膚リサーフェシング」Dermatol Surgery,１９９５年１２月；２１（１２）：１０２１‐４；Apfelberg DB.,「しわ、紫外線による老化及びにきび跡をリサーフェシングするフルフェイス型ＣＰＧ走査を備えたウルトラパルス炭酸ガスレーザー」Plast Reconstr Surgery,１９９７年６月；９９（７）：１８１７‐２５；Apfelberg DB, Smoller B.,「上皮再形成のためのＣＰＧ走査を備えたウルトラパルス炭酸ガスレーザー：臨床組織学の研究」Plast Reconstr Ｓurgery,１９９７年６月；９９（７）：２０８９‐９４；Raulin C, Drommer RB, Schonermark MP, Werner S.,「顔のしわ‐フェイスリフト手術に代わる或いは補足するウルトラパルスＣＯ２レーザー」Laryngorhinootologie, １９９７年６月；７６（６）：３５１‐７；Trelles MA, Rigau J, Mellor TK, Garcia L.,「炭酸ガスレーザーによる顔の皮膚リサーフェシングでパルス技術とフラッシュ走査との臨床組織学の比較」Dermatol Surgery,１９９８年１月；２４（１）：４３‐９；Weinstein C.,「コンピュータ化された走査エルビウム：皮膚リサーフェシングのためのヤグレーザー」Dermatol Surgery,１９９８年１月；２４（１）：８３‐９；Bernstein LJ, Kauvar AN, Grossman MC, Geronemus RG.,「高エネルギー短パルスのフラッシュ走査炭酸ガスレーザーを用いた傷痕リサーフェシング」Dermatol Surgery,１９９８年１月；２４（１）：１０１‐７；Va'isse V, Clerici T, Ｆusade T.,「走査パルス高エネルギーＣＯ２レーザーを用いたボーエン病。６ケースの追跡調査」Ann Dermatol Venereol Journal,２００１年１１月；１２８（１１）：１２２０‐４。

最近では様々な方法が開発され、表皮治療は不連続的（「断片的な」技術として知られている）である、すなわちレーザーは治療を与える部位のレーザービームで照射されないエリアから相互に切り離された連続しないエリアに集束される。レーザービームで照射されるゾーンは、治療が実行されない大きいボリュームとは相互に隔てられた本質的に円筒状のボリュームでアブレーションに晒される。この種の方法は、レーザー８７オプトエレクトロニクスに関連したレーザー手術及び医療のための議会第７回国際学会の議事録に大城俊夫らによる「レーザー皮膚科‐最新技術」がシュプリンガ編集出版、１９８８年、頁５１３ｆｆに開示されている。同様の方法は米国特許第６,９９７,９２３号に記載されている。

このように、レーザーによって引き起こされる高い加熱による局所的な組織の損傷及び紅斑を引き起こす組織アブレーションの要件を、できるだけ低侵襲である方法の必要性と共に組み合わせる試みが成されてきた。レーザービームによって中へ影響を受けなかった広いゾーンによって相互に隔てられた制限された組織部に作用することによって、従来型の完全なボリューム或いは完全な表面エリア治療で得られたものと同等の、しかも表皮へのより小さな副作用と紅斑構成の減少及び一般的な治療後の回復時間の短縮により（しわの減少或いは除去などの）治療効果を得ることが可能であろうと思われた。

文献では、この種類の処置はとりわけ次のような著作物に開示されている：Fitzpatricｋ RE, Rostan EF, Marchell N.,「炭酸ガスレーザー対エルビウムによって誘発されるコラーゲン引き締め：ヤグレーザー」Lasers Surgery Medicine ２０００年;２７（５）：３９５‐４０３；Hasegawa T, Matsukura T, Mizuno Y, Suga Y, Ogawa H, Ikeda S.,「ニキビ痕のためのフラクショナル光熱融解システムと呼ばれるレーザー装置の臨床試験」Dermatol Surgery,２００６年９月；３３（９）： ６２３‐７；Rahman Z, Alam M, Dover JS.,「色素沈着及び質感向上のためのフラクショナルレーザー治療」Skin Therapy Letter,２００６年１１月；１（９）：７‐１１；Laubach H, Chan HH, Rius F, Anderson RR, Manstein D.,「フラクショナル光熱融解の病変サイズの皮膚温度の影響」Lasers Surgery Medicine,２００７年１月；３９（１）：１４‐８；Collawn SS.,「フラクセル（登録商標）皮膚リサーフェシング」Ann Plast Surgery, ２００７年３月；５８（３）：２３７‐４０；Hantash BM, Bedi VP, Chan KF, Zachary CB.,「新規の切除フラクショナルリサーフェシング装置の生体外組織学的評価」Lasers Ｓurgery Medicine,２００７年２月；３９（２）：８７‐９５；Hantash BM, Bedi VP, Kapadia B, Rahman Z, Jiang K, Tanner H, Chan KF.,「新規の切除フラクショナルリサーフェシング装置の生体内組織学的評価」Lasers Surgery Medicine,２００７年 ２月；３９（２）：９６‐１０７。

これらの方法の効能については議論の余地がある。特に、共に接近し過ぎるボリュームに作用することは回復時間の短縮の観点から特別の改良を得ることができず、治療していないゾーンと相互に離れ過ぎている治療するボリュームが不十分な結果とそれに伴う第二の治療の必要性のリスクを含んでいる。

高周波電流の使用も審美治療では公知である。例えば、Goldberg DJ, Fazeli A, Berlin AL.,「単極高周波装置を用いたセルライト治療の臨床研究及びＭＲＩ分析」Dermatol Surgery,２００８年２月；３４（２）：２０４‐９、或いは、Montesi G, Calvieri S, Balzani A, Gold MH.,「皮膚科的欠陥治療における両極高周波：臨床病理的免疫組織化学の態様」Journal of Drugs in Dermatology,２００７年２月；６（２）：２１２‐５。

国際公開第ＷＯ‐Ａ‐０２／２６１４７号及び米国特許第６,７０２,８０８号は、高周波電流が光エネルギーと組み合わせた表皮治療用システムについて開示している。この公報に記載された治療は、光学及び高周波照射の同時適用を備えている。それらの波長（λ）が１，２００ｎｍ以下でなければならないことは示されているが、使用される光学的放射の特性は詳細に記述されてはいない。

本発明の目的は、相乗効果つまり個別の異なる技術で入手可能な結果の合計が超過する治療効能を得るための時間及び空間の両方の比例数の正確な関係による異なる技術の組み合わせの結果である技術を提供することにある。

主用途は、特にしわを取り、引き締め、組織の全面的な若返りを得ることを目的として、審美的な皮膚治療に関わるものである。従って、本発明は、光学レーザー照射の適用を経て皮膚及び根本的な組織の美容治療方法にも関わる。

特に、現在まで使用されているフラクショナル技術と従来のリサーフェシング術を比較すると、フラクショナル技術は複雑でない術後経過を過ごすという利点を有すると同時に皮膚質感の優れた回復と、孔隙率の減少を保証し、明るさと弾力を増加させる。これらの技術の限界は、フラクショナル技術に内在する低侵襲アプローチに反して、過度に侵攻性のパラメータを使用せずに任意の有意な程度に真皮の深層構造を刺激することが不可能であり、緩んだ皮膚に及ぼす効果は乏しい。

国際的な文献及び特許文献目録から、ＣＯ２レーザーを備えたプラズマの形成がパルスの時間形状にどのように依存しているかを見ることができる。本発明は、望ましくない副作用の発症を防ぐと同時に真皮網状層に適切な熱波を転送するために、プラズマの形成に物理的な法則及び従ってプラズマ媒介アブレーションを考慮するパルスでエネルギーの新しい時間分配に基づいている。

１つの態様によれば、先行技術の問題点を完全に或いは部分的に解決するために、本発明は表皮部位を治療するためのシステムを提供する。かかるシステムは、
少なくとも１つのレーザーエネルギー源；
レーザービームを生成する時刻制御装置；
前記表皮部位にレーザービームを向けるよう指示され且つ配置されたレーザーエネルギー集束システム；を備え、
そこで、前記制御装置は、基礎周波数で放射された複数の合成パルスを備え、各合成パルスが前記基礎周波数より高い周波数の一連のサブパルスを備えるレーザービームを生成する。

異なる態様によれば、本発明は、患者の表皮の一部を治療するための審美方法に関するものであり、基礎周波数で放射された１つ以上の合成パルスを備え、各合成パルスが前記基礎周波数より高い周波数の一連のサブパルスを備えるレーザービームを放射するステップで構成される。

有利には、合成パルスはより高いフルエンスでプレパルスを或いはより低いフルエンスで１つ以上の後続のサブパルスを構成することができる。レーザーパルスは高周波電流の適用と組み合わせることができる。
特に、合成パルスは、連続的なプレパルス放射の第一の間隔及び第二の一連のサブパルスの放射期間を備え、前記一連のサブパルスは少なくとも一つのサブパルスを備えている。

用語「集束システム」は、異なる位置にビームを動かすための走査装置を備える動的システムとして、また正確なオプティクスが例えばマトリックスに応じた適切なパターンによって例えば初期ビームを配置された複数の隣接するビームに分割する静的システムとしての両方を意図されている。

本発明の幾つかの実施形態では、レーザーエネルギー集束システムは、パターンによって分配された表皮の連続するボリュームを治療するよう配置され且つ制御され、そこで、治療された各ボリュームは前記ボリュームを治療するために使用されたレーザービームの軸に本質的に位置決めされた中心部を有し、予め設定できるマトリックスの地点に応じて、前記連続するボリュームを治療するために使用されるレーザービームの軸を分配する。

これにより、治療されようとする表皮の一部を想定して単一ビームから例えば特別のオプティクスで得られた複数ビームを同時に照射することができる。様々なビームは、適切なパターン例えばマトリックスによって例えば配置される。しかし、好ましくは、単一ビーム或いは１つ以上のビームを使用することができ、走査動作は、座標例えばデカルト座標或いは極座標に応じて与えられる。幾つかの実施形態では、レーザーエネルギーの単一パルスが予め設定されたパターンに沿って例えばマトリックスの地点による連続した可変位置で「発射」されるようにレーザーパルスの放射を制御する。

他の実施形態では、１つの治療位置から別の治療位置へ十分に移動できる短い時間を提供し、エネルギー放射を中断せずにレーザービームは１つの位置から他方へ移動できる。このような方法で、与えられた地点或いは放射パターンの位置で休止過程中のビームの影響と比較する場合、１つの放射地点から別の地点までの移動の間、レーザーの影響は実質的に極僅かである。

すべての場合に（走査装置で同時に或いは連続して照射された）隣接したビームは、重複するゾーンつまり２つの隣接したビーム（或いはさらに３つ以上の隣接したビーム）の影響が重複してまとまるゾーンを有することができる。また、当然、走査或いは複合ビーム動作及び第一のケースで走査時間の関数として、空間のビーム重複或いはその他の空間と時間のビーム重複が考慮されなければならない。

別の態様によれば、本発明は表皮部位を治療するためのシステムに関わるものであり、かかるシステムは、
‐パルス・レーザービームを生成する少なくとも１つのレーザーエネルギー源と、
‐前記表皮部位にレーザービームを向けるよう指示され且つ配置されたレーザーエネルギー集束システムと、
‐高周波電流を適用するための少なくとも１つの電極を備えた高周波電流源と、
‐適時協調的なやり方で前記レーザービーム及び前記高周波電流を放射するようレーザーエネルギー源及び高周波電流源を制御する少なくとも１台の制御装置と、を備えている。

幾つかの実施形態では、制御装置は、パルス・レーザービーム放射の時間間隔と少なくとも部分的に重複する時間間隔で及び／又はパルス・レーザービームの放射の時間間隔に続く時間間隔で、高周波電流を放射するよう設計されている。

本発明のさらなる有利な特徴及び実施形態は、以下に説明され本願の一体部分を形成する添付の特許請求の範囲で示される。上記の簡潔な記述は、以下の詳細な記述がより良く理解されまた本発明の従来技術への貢献を高く評価され得るよう本発明の様々な実施形態の特性を識別するものである。当然ながら、本発明のその他の特徴は以下に述べられ添付の特許請求の範囲に記載されている。これに関連して、本発明の異なる実施形態を詳細に説明する前に、本発明の様々な実施形態は適用における構造上の詳細及び以下の記述或いは図面に記載される構成要素の配置を制限するものではないことが理解されなければならない。本発明は、他の実施形態で実施することができ、また様々な方法で実行することができる。さらに、ここに使用された語法及び用語が純粋に記述的な目的のためであり、制限を考慮したものでないことが理解されるべきである。

従って、当事者には本発明の概念に基づいた説明が本発明の様々な目的を実施するための他の構造物、他の方法及び／又は他のシステムを設計するための基礎として容易に使用され得ることが理解される。従って、特許請求の範囲は本発明の精神及び本発明の範囲から逸脱することなく同等の構造物に包括的なものとして考慮されることは重要である。

本発明は、以下に本発明の実施形態を実質的に制限することのない説明及び添付の図面によってより一層理解される。

本発明を具体化する装置を示す略図。 図１の装置のハンドピースの詳細を示す拡大図。 レーザービーム走査システムを示す略図。 主レーザービームを複数の隣接或いは連続レーザービームに分割するためのシステムを示す略図。 マトリックスを示す図。それによって表皮部分のレーザー治療地点を配置できる。 レーザー及び高周波治療を組み合わせて改良されたハンドピースを示す概略図。 高周波電流適用のための電極の改良された実施形態を示す概略図。 高周波電流適用のための電極の改良された実施形態を示す概略図。 高周波電流適用のための電極の改良された実施形態を示す概略図。 高周波電流適用のための電極の改良された実施形態を示す概略図。 図６のハンドピースの使用を示す図。 ２つの異なる実施形態でレーザーパルスの形を示す図。 ２つの異なる実施形態でレーザーパルスの形を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 異なる適用条件で本発明のレーザーパルスの２つの異なる種類で治療された組織の組織画像を示す図。 本発明の異なる種類のレーザーパルスで治療された組織のアブレーション及び熱衝撃の効果を示す概略図。 本発明の異なる種類のレーザーパルスで治療された組織のアブレーション及び熱衝撃の効果を示す概略図。 本発明の異なる種類のレーザーパルスで治療された組織のアブレーション及び熱衝撃の効果を示す概略図。 本発明の異なる種類のレーザーパルスで治療された組織のアブレーション及び熱衝撃の効果を示す概略図。 本発明の異なる種類のレーザーパルスで治療された組織のアブレーション及び熱衝撃の効果を示す概略図。 高周波電流の周波数の関数として組織の伝導性を示す略図。 本発明のレーザーパルスで治療された組織中のヘモグロビンの経時的傾向を高周波電流の適用の有無で示す略図。 本発明のレーザーパルスで治療された組織中のヘモグロビンの経時的傾向を高周波電流の適用の有無で示す略図。 本発明のレーザーパルスで治療された組織中のヘモグロビンの経時的傾向を高周波電流の適用の有無で示す略図。 本発明のレーザーパルスで治療された組織中のヘモグロビンの経時的傾向を高周波電流の適用の有無で示す略図。 本発明のレーザーパルスで治療された組織中のヘモグロビンの経時的傾向を高周波電流の適用の有無で示す略図。 異なる種類の治療によって誘発された収縮の影響を示す略図。 様々な治療条件での治療によって引き起こされる皮膚発赤の解消速度を示す略図。 放射されたレーザーエネルギーの密度の関数としてプラズマの形成に関わる略図。 レーザー照射の形態での光学エネルギーの適用と高周波電流の形態での電気的エネルギーとの組み合わせによって誘発された生物学的現象について説明する時系列図。

＜ハンドピース及びオプティクスの構造＞
以下、典型的な実施形態の詳細な記述は添付の図面を参照する。異なる図面における同様の符号番号は同一か或いは類似の要素を識別するものである。さらに、図面は必ずしも同一寸法ではない。また、以下の詳細な記述は発明を制限するものではない。さらに正確に言えば、発明の範囲は添付の特許請求の範囲によって定義されている。説明全体で「１つの実施形態」或いは「その実施形態」或いは「幾つかの実施形態」を参照して、実施形態に関して記述された特別の特徴、構造或いは要素は、記述された発明の要旨の少なくとも１つの実施形態を包含するということを意味する。従って、説明全体にわたる様々な地点で「１つの実施形態において」或いは「その実施形態において」或いは「幾つかの実施形態において」は必ずしも同一の実施形態或いは複数の実施形態を参照するものではない。また、特別の特徴、構造或いは要素は１つ以上の実施形態中の任意の適切な方法で組み合わせることができる。

図１及び２は、本発明を組み入れることができる装置を示す。一般的に装置１は基礎３から構成され、少なくとも１つのレーザー源５が収容される。レーザー源５は連続的なレーザーで有り得るが、好ましくは、パルス・レーザーを使用する。符号番号５で総称して示されたブロックは、時間によるレーザー照射の放射を制御するシステムつまりパルス発生システムを包含するよう意図されている。

幾つかの実施形態によれば、レーザー源は５３２から１３，０００ｎｍの間で構成されまた特にＣＯ２レーザー光線に対応する１０，６００ｎｍの波長で放射する波長を有することができる。実際レーザー源はＣＯ２レーザーが好適である。

幾つかの使用モードにおいて、レーザーは各位置或いは治療パターンの地点にパルスを供給するよう制御できる。しかも他の使用モードでは、１つ以上のレーザーパルスが各動作位置ですなわち治療される各地点で「発射」することができる。例えば、レーザーの各位置で２から５つのパルスを提供することができる。好ましくは、レーザーはオペレーターによって選ばれた設定に依存して、治療されようとする表皮部分の各位置或いはパターンの地点に１つ以上のパルスを放射することができるよう制御されている。レーザービームの移動は、より詳しく以下に説明される走査ミラーシステムによって得ることができる。好ましくは、１つの治療位置から別の治療位置へつまり１地点から別の治療パターンの地点まで移動する場合、レーザー光線は中断される。

有利には、幾つかの実施形態では、レーザービームは、中心で最大出力密度及びビーム断面の周囲の方へ減少するガウスビーム分布を有している。幾つかの実施形態では、ビームのガウス形を得るために、レーザー光共振器（キャビティ）は基本波伝搬モードを絶縁するよう生産され、また集束オプティクスは軸から外へ移動する場合ガウス形のエネルギー分布を維持することに寄与するよう設計されなければならない。レーザー光共振器の直径を適切に選択すること及びレーザー源のミラーの適切な半径は、ガウスビーム・プロフィールを提供するＴＥＭ００発振モードの発生を提供することができる。

レーザービームは、ハンドピース９の方へ導光路７を通って伝えることができる。また案内は、レーザー出力の周波数及び照射に依存して様々な方法で設計することができる。示された例証では、導光路は単に窪んだ管状の要素から作られ互いに連結され、その内部でレーザービームを屈折させるためのミラーが案内の様々な管状部分の軸に沿ってビームを偏向させるために配置されている。

ハンドピース９の内部には、集束システム及び／又はレーザービームの走査システムが配置され、その幾つかが図３及び４に概略的に示されている。好ましくは、ハンドピース９は、例えば非表示の制御装置によって電子制御されるアクチュエータ２３に関わって、例えば２枚の走査ミラー２１を備える走査システム（図３）を包含する。走査ミラーは、以下に詳しく定義される基準によれば、与えられたパスを追従するようハンドピース１３からのレーザービームＦの出力動作を制御する。従って、この場合、単一レーザービームＦはハンドピースから出力され治療されようとする表皮表面に向けて指定され、そこから例えばスペーサー１１によってハンドピースを一定距離で保持することができる。符号番号１５で概略的に示された押しボタン或いはノブ或いは他の調節用インターフェース部材をハンドピース１３上に配置することができ、それによってオペレーターがビームの形状及び／又は走査表面の寸法とエリア及びビームの動作などを修正することができる。

その中に包含されているハンドピース１３及び走査システムによって、使用者によって任意に変更可能で定義され格納されたパターンに応じてビームＦの動作を制御することができる。

集束オプティクスは、レーザービームのパスに沿った適切な位置に配置される。図３で前記オプティクスは符号番号２５で示されハンドピース内に置かれているが、これは厳密には必要ではなく他の位置も可能であることが理解されるべきである。さらにオプティクス２５は以下に明確にされるように、与えられたエネルギー密度分配を半径の関数としてビームに課する機能を有する。

他の実施形態では、ハンドピース１３の内部に、レーザービームを互いに隣接する複数のビームに分割し、以下に述べられる基準に応じて半径の関数として隣接したビームの各々にエネルギー密度プロフィールを与える集束システムを配置している。

幾つかの実施形態では、レーザー源によって生成されたビームの形状との組み合わせでハンドピースに配置されたレンズはガウスエネルギー密度分配プロフィールを上昇させる。生成されたビームの形状は、レーザー腔の内部で伝搬モードの純度に依存し、結果としてレーザー源の出力で自由空間の伝搬の軸を横切るエネルギー分布を決定する。

幾つかの実施形態では、治療されようとする表皮部分に照射されるビームは、図４で表わされた種類の光学システムで生成された隣接するビームになることができ、また図３で表わされるような走査システムによって移動されるのと同じレーザービームによって時系列で想定される位置で単純に表わすことができる。後者の場合、好ましくは、レーザービームはスイッチで電源を作動される、つまり放射パターンに応じて望まれた各位置で連続して起動されると同時に好ましくは１つの地点から他への移動中にレーザーはスイッチを切られる。

隣接したレーザービームを生成するためのシステムは何であっても、図５で概略的に示されるように、例えばマトリックスの地点によるパターンに追従して表皮を照射することができる。一般的に、符号Ｅは表皮の治療された部分を示し、符号Ｆはレーザービームの軸と治療されている表皮表面との間の交差地点を示している。この場合、長方形メッシュを備えたマトリックス或いはグリッドに応じて配置される複数の地点によって治療パターンが形成され、それらの頂点はレーザービームの中心が位置決めされる地点を形成することが観察されなければならない。１つ以上のレーザーパルスを地点Ｆによって表わされる各位置に放射することができる。

図５のパターンが純粋に例証として提供されているのであって、異なるパターン例えば菱形のメッシュを備えたマトリックスによって或いは地点Ｆが曲線によってまたは螺旋によって或いは任意の他の方法によって配置されるパターンで使用できることを理解するべきである。現在、四角形つまり長方形か菱形のメッシュを備えたマトリックスによるパターンが好まれている。

使用されたレーザーパルスの形状、放射パラメータの値及びレーザー照射の様々な形状で得られた結果は、以下に議論される。

本発明の改良された実施形態によれば、レーザー治療は高周波を適用して治療と組み合わせている。図６及び７は、この実施形態を説明している。図６はハンドピース１０９を示し、符号番号１１０で概略的に示された高周波発生器に加えてハンドピース９と同じ要素を包含している。高周波発生器は一組の電極１１３に接続される。幾つかの実施形態では、電極１１３はハンドピース１０９と治療されようとする表面との間にスペーサーを形成するよう形成されている。距離はレーザーの光学特性に基づいて決定され、上述の実施形態のように、その放射線は導光管１１５を通ってハンドピース１０９に伝えられる。機器と使用者との間のインターフェース手段は、一般的に符号番号１１７で示され１つ以上の押しボタンなどと同様にハンドピース１０９上に提供されている。

スペーサーとしての電極の使用は特にコンパクトで安価な使い勝手の良い機器を得られる。

この種のハンドピースを用いて、治療された組織にレーザーと高周波の影響を相乗的に組み合わせることは可能である。図７で示されるように、電極１１３が治療されようとする皮膚例えば患者の顔に置かれる場合、電極によって生成された高周波電界は組織へ伝わり誘導電流を発生させ、治療された組織を熱する。

図６Ａ、６Ｂ、６Ｃ及び６Ｄは、電極が皮膚から離間して動く場合、電極と治療された患者の表皮との間に電弧を生成するリスクを防ぐか或いは減少させる高周波電流の適用のために電極の改善された実施形態を概略的に示す。この実施形態では、高周波電流の電力回路のスイッチを切るための装置を提供し、かかる装置は皮膚上で放電が生じるのを防いで回路を開き保護ゾーンの内部電力を止める。特に、電極１１３はそれぞれのケース１１４に着座する端部１１３Ａ（図６Ｄ）を備えることができる。端部１１３Ａは、それぞれのケース１１４に収容されている第二の接触１１８と共動する第一の接触を形成する。接触１１３Ａ、１１８は、それぞれのバネ１２０の圧縮の結果として閉じられる一組のスイッチを形成し、電極１１３が皮膚に対して押される際にケース１１４に有利に収容される。スプリング１２０の圧縮は、電気回路を閉じて電極１１３の端部１１３Ａを接触１１８と接触させる。オペレーターがハンドピース１０９を移動して電極１１３を患者の皮膚から遠ざける場合、スプリング１２０は伸びて接触１１３Ａ、１１８を相互に引き離しその結果として電気回路を開く。弧Ｏはケース１１４の内部に閉じ込められた残留分を放電する。

１つの移動可能な端部１１３Ａを備えた電極１１３及び電気回路に永久的に接続されたもう１つの端部を使用することができることが理解されるべきである。補助バネを使用する必要なしに、電極１１３が作られる物質の特性によって弾性効果を得ることができる。例えば電極１１３は、有利には弓形で薄板バネの形状で作ることができる。電極の一方の端部は固定され、ハンドピースが皮膚に押される際に他方は電気回路を閉じて保護ゾーンで囲まれた固定接触部に接近する移動可能な接触部を形成する。

移動可能な接触の使用に代わって或いはその組み合わせで、伝導性の物質で作られているか或いは好ましくはそれに生理食塩水などの伝導性の液体を浸み込ませることによって伝導性になるスポンジ１１６を電極１１３と関連することができる。スポンジ１１６は、可逆的に電極１１３に固定されるように例えば溝と共に適切に形作ることができる。スポンジ１１６は、衛生上の理由で有利に使い捨てることができる。

レーザー光線及び高周波は、以下に述べられる説明から明らかになる基準によれば、様々な方法で時系列的に組み合わせるか重複することができる。

光学的放射及び高周波電流の組み合わせの結果及びこの方法で入手可能な特別の効能の幾つかの可能な説明を以下に論じる。

＜レーザービームの時間形状＞
レーザー光線のパルスの特別な形状つまりパルス・レーザー光線の特別な経時的傾向が発見され、それは本発明の重要な要素であり、先行技術によるシステムと比較して、組織上に得られる生物学的作用を非常に大きくする。またある場合に、本発明によって形作られたレーザーパルスが高周波電流との組み合わせで相乗効果を持っていることが発見されている。以下に説明されるように、本発明によるパルスの形状は特に皮膚組織を若返らせて引き締める治療でより効率的な治療及びより速い治癒を可能にする。

図８は、本発明による一連のレーザーパルスの第一の時間形状つまり時間の経過に伴うレーザー光線放射の傾向を示している。この図では、横座標は時間を示し縦座標は放射された力を示す。

以下、図８の形状を有するレーザーパルスを「パルスＳ」として示す。前記パルスは事実合成パルスである。以下に詳細に記述されるように、合成パルスはサブパルス或いはハイポ・エネルギーパルスとの組み合わせで構成されたパルスとして意図されている。

図８は、期間Ｔでの一連のパルスＳＰを示している。期間Ｔは間隔τ‐ｏｎ及び間隔τ‐ｏｆｆを有する。間隔τ‐ｏｎ及び間隔τ‐ｏｆｆの合計はパルスの期間Ｔと等しい。関係τ‐ｏｎ／Τは、合成パルスの負荷サイクルとして定義される。合成パルスの期間Ｔの逆の１／Ｔは、合成パルスの周波数として定義される。幾つかの実施形態によれば、以下基礎周波数として定義される合成パルスの周波数は、１から１０００Ｈｚの間、例えば１から５００Ｈｚで構成される。合成パルスの負荷サイクルは、１％から９０％の間、好ましくは２％と５０％の間で、さらに好ましくは２％と４０％の間で構成される。

図８で観察することができるように、サブパルスＳｉは各合成パルスの間隔τ‐ｏｎに含まれる。図８のサブパルスの実施形態では、すべての同じ継続時間は間隔τ‐ｏｎに含まれる。幾つかの実施形態では、サブパルスＳｉは１ｋＨｚから２００ｋＨｚの間で構成される周波数を有する。好ましい実施形態では、サブパルスの周波数は１ｋＨｚから１００ｋＨｚの間で、さらに好ましくは２ｋＨｚから５０ｋＨｚの間で構成される。幾つかの実施形態では、周波数は５から４５ｋＨｚの間、例えば８から４０ｋＨｚで構成される。

サブパルスの負荷サイクルつまり図８のＴｓで示されたサブパルスの期間と（サブパルスが放射される間の）オン間隔の継続時間との関係は、合成パルス及び各パルスで放射されることを要求されるパルス当たりのエネルギーの継続期間τ‐ｏｎのピーク電力の関数として決定される。幾つかの実施形態では、単一サブパルスのオン継続期間が１から５０マイクロセカンドの間、好ましくは２から４０マイクロセカンドの間で構成される。幾つかの実施形態では、オン期間の継続時間は３から２５マイクロセカンドである。負荷サイクルは、１から９０％の間、好ましくは１から５０％の間、さらに好ましくは２から２５％の間で構成される。典型的には、負荷サイクルは３から２４％の間である。

図８で示されたピーク電力は、１０から２００Ｗの間、好ましくは４０から１９０Ｗの間で構成される。

幾つかの実施形態では、合成パルス１パルス当たりのエネルギーは、０.２から２００ ｍＪの間、例えば０.４から１５０ｍＪの間、好ましくは０.４から１３０ｍＪの間で構成される。

単一のサブパルスＳｉのエネルギーは、０.２から１０ｍＪの間、好ましくは０.４から８ｍＪの間で構成される。

スポット・エリアつまりビームが投影される表面上のレーザービームのセクションのエリアは、０.０００１から０.０００３ｃｍ２、好ましくは０.０００１５から０.０００２ｃｍ２の間で有利に構成される。フルエンスつまり表面エリアの１ユニット当たりのエネルギーは、上記された出力とスポット・エリアとの間の比率として得られる。幾つかの実施形態によれば、スポットの直径は、５０から５００マイクロメートルの間、好ましくは８０から４００マイクロメートルの間、さらに好ましくは１００から２００マイクロメートルの間で、例えば１５０マイクロメートルの周囲で構成される。

平均出力は、２から１００Ｗの間、例えば４から８０Ｗの間、好ましくは４から５０Ｗの間で構成される。

本発明の幾つかの実施形態では、各トレイン或いは合成パルスのためのパルスＳｉの数は、１から１００の間、好ましくは１より大きく８０以下で構成される。

以下の表１及び２はそれぞれパルスの主パラメータに対する２連の値を示している。２本の対応するラインの値によって定義された間隔で各パラメータが変化してもよいことが理解されるべきである。

本発明によれば、表３はパルスの典型的な実施形態のパラメータの可能な組み合わせを示している。

図９は、本発明の改良された実施形態でレーザー光線の経時的傾向を概略的に示している。再度、時間は横座標、放射された力は縦座標で示される。図９で見ることができるように、この場合、放射が発光時間間隔τ‐ｏｎにおいて非連続的であるがサブパルスがむしろ特徴的であるという意味で、各レーザーパルスはまだ合成パルスである。以下、図９の合成パルスはＤパルスと命名しＤＰで示される。図９は、期間Ｔの一連のパルスＤＰを示す。期間Ｔは，オン間隔τ‐ｏｎ及びオフ間隔τ‐ｏｆｆを有する。時間区間τ‐ｏｎとτ‐ｏｆｆの合計は、パルスＤＰの期間Ｔと等しい。関係τ‐ｏｎ／Τは、合成パルスＤＰの負荷サイクルとして定義される。合成パルスＤＰの期間Ｔの逆の１／Ｔは、合成パルスＤＰの周波数として定義される。

幾つかの実施形態によれば、基礎周波数として定義された合成パルスＤＰの周波数は、１から１０００Ｈｚの間、例えば１から５００Ｈｚで構成される。合成パルスＤＰの負荷サイクルは、１％から９０％の間、好ましくは２％から４０％の間、さらに好ましくは２％から５０％の間で構成される。

図９で観察することができるように、各合成パルスＤＰの間隔τ‐ｏｎは、より大きな持続時間のサブパルスとより短い持続時間のサブパルスのトレインを包含し、好ましくは前記短いサブパルスのそれぞれに等しい。以下、より大きな持続時間のサブパルスをプレパルスＰｉ或いはハイパー・エネルギーパルスとして示し、より短い持続時間の後続のサブパルスをサブパルス或いはハイポ・エネルギーパルスＳｉとして示す。プレパルスＰｉに続く合成パルスＤＰの間隔τ‐ｏｎの部分は、以下「テイル」と呼ばれる。従って、各合成パルスＤＰは、順に、プレパルスＰｉ、サブパルスＳｉのトレイン、そしてオフ間隔τ‐ｏｆｆで構成される。１つの態様によれば、ハイパー・エネルギーパルスは、真皮の中間層に作用することなく表皮を取り去るプラズマを生成するような表面エリアの１ユニット当たりのエネルギーを備えたパルスとして意図されている。ハイポ・エネルギーは、「冷性」アブレーション、つまり真皮の深いレベルのコラーゲンの充血及び収縮を引き起こす十分な強度のプラズマ或いは実質的なプラズマなしでアブレーションを生成するように適用された表面エリアの１ユニット当たりのエネルギーを備えたパルス或いはサブパルスとして意図されている。
一層特に、合成パルスは、連続的なプレパルス放射（プレパルスＰｉ）の第一の間隔及び第二の後続のサブパルスの放射期間を備え、前記後続のサブパルスはレーザー持続時間ＳｉのサブパルスＳｉのトレインを備えている。

幾つかの実施形態では、図９で概略的に示されるように、プレパルス或いはハイパー・エネルギーパルスＰｉはハイポ・エネルギーパルス或いはサブパルスＳｉより高いピーク電力を有する。例えば後者のピーク電力は前者のピーク電力よりも１５から７０％低い。

パルスＳｉとＰｉとが同じピーク電力を持つことも可能である。

間隔τ‐ｏｎとτ‐ｏｆｆとの時間の合計はパルスの期間Ｔと等しい。関係τ‐ｏｎ／Τは、合成パルスの負荷サイクルを定義する。合成パルスの期間Ｔの逆の１／Ｔは、合成パルスの周波数を定義する。以下、幾つかの実施形態によれば、基礎周波数として定義された合成パルスの周波数は１から１０００Ｈｚの間、例えば１から５００Ｈｚの間で構成される。合成パルスの負荷サイクルは、１％から９０％の間、好ましくは２％から５０％の間、さらに好ましくは２％から４０％の間で構成される。

幾つかの実施形態では、サブパルスＳｉは１ｋＨｚから２００ｋＨｚの間で周波数を構成する。好ましい実施形態では、サブパルスの周波数は１ｋＨｚから１００ｋＨｚの間、さらに好ましくは２ｋＨｚから５０ｋＨｚの間で構成される。幾つかの実施形態では、周波数は５から４５ｋＨｚ例えば８から４０ｋＨｚの間で構成される。

幾つかの実施形態では、プレパルスＰｉは１０から１００マイクロセカンドの間で持続時間を構成する。本発明の改良された実施形態では、プレパルスは２０から９０マイクロセカンドの間、特に４０から８０マイクロセカンドの間で持続時間を構成する。現在、プレパルスの好ましい持続期間は５０から７０マイクロセカンド間で構成される。最適な結果は約６０マイクロセカンド周囲のプレパルス持続時間で得られた。

パルスＤＰのテイルを形成するサブパルスの負荷サイクルつまり図９のＴｓで示されたサブパルスの期間とサブパルスＳｉの間隔の持続時間との関係は、合成パルスの持続時間τ‐ｏｎ及び各パルスで放射されることを要求された１パルス当たりのエネルギーのピーク電力の関数として決定される。

サブパルスの負荷サイクルは１％から９０％の間、好ましくは２から５０％の間、より好ましくは２から４０％の間で構成される。

図９の「ピーク電力」として示されたプレパルス（Ｐｉ）のピーク電力は１００から５００Ｗの間、好ましくは１５０から５００Ｗの間であり得る。幾つかの実施形態では、ピーク電力は２００から４００Ｗの間、例えば２５０から３５０Ｗの間で構成される。例えば２５０から５００Ｗの間で構成される高いピーク電力を採用することも可能である。

サブパルス或いはハイポ・エネルギーパルスＳｉのピーク電力は、例えば２０から２５０Ｗの間、好ましくは１００から２５０Ｗの間で本質的により低くなり得る。

プレパルスのエネルギーは、例えば１０から４０ｍＪの間、好ましくは１２から２５ｍＪの間、さらに好ましくは１２から２０ｍＪの間であり得る。

幾つかの実施形態では、サブパルスＳｉのトレインの全エネルギーは０．４から２００ｍＪの間、例えば０．４から１５０ｍＪの間、好ましくは０．４から１３０ｍＪの間で構成される。

単一のサブパルスＳｉのエネルギーは０．１から１０ｍＪの間、好ましくは０．１から８ｍＪの間であり得る。

各合成パルスのハイポ・エネルギー・サブパルスＳｉの数は、例えば１から１００までの間で可変であり、好ましくは１より大きく８０以下である。スポット・エリアつまりビームが投影される表面上のレーザービームのセクションのエリアは、０.０００１から０.０００３ｃｍ２、好ましくは０.０００１５から０.０００２ｃｍ２の間で有利に構成される。幾つかの実施形態によれば、スポットの直径は５０から５００マイクロメートルの間、好ましくは８０から４００マイクロメートルの間、さらに好ましくは１００から２００マイクロメートルの間で、例えば１５０マイクロメートルの周囲で構成される。

フルエンスつまり表面エリアの１ユニット当たりのエネルギーは、上記された力とスポット・エリアとの間の比率として得られ、プレパルス或いはハイパー・エネルギーパルスＰｉを、または各サブパルス或いはハイポ・エネルギーパルスＳｉを、さらにはサブパルスＳｉ及びスポット・エリアに基づいて熟慮された（Ｐｉ或いは単一Ｓｉ或いはパルスＳｉの合計）間隔で放射されたエネルギーのトレイン全体を、計算することができる。

以下の表４及び５はそれぞれパルスの主パラメータに対する２連の値を示している。２本の対応するラインの値によって定義された間隔においてパラメータを変えることができることを理解すべきである。

次の表６は、前述のパラメータ値の例を示している。

以下、表７は、プレパルス或いは高エネルギー・パルス・Ｐｉの著しいパラメータ値の例を示し、上で示されたパルスＳｉのパラメータとの組み合わせで使用可能である。

合成パルスの期間Ｔは、オフ期間τ‐ｏＦＦ及びオン期間τ‐ｏｎの合計によって得られ、次いでパルスＰｉ及びＳｉの期間の合計によって得られる。オフ期間は０.１から５ミリセカンドの間、好ましくは０.５から２ミリセカンド間、さらに好ましくは０.８から１.２ミリセカンドの間で構成される。

治療されようとする表皮部分を想定して治療されようとする表面上に与えられたパターンに応じて、複数の地点でパルスＳＰ或いはＤＰのトレインを「発射する」ことによって、治療を実行する。与えられたパターン地点におけるレーザー休止時間は、合成パルスの反復周波数（つまり期間Ｔの反対）及び与えられたパターン地点に適用された合成パルスの数と共に決定される。

レーザービームを適用するための地点の間隔は、５０マイクロメートルから１０００マイクロメートルの間、好ましくは９０から５５０マイクロメートルの間であり得る。

十分に高いレーザー光量及び非常に短いレーザーパルスの継続時間のために、レーザー組織相互作用過程は照射された表面に接近中のプラズマの形成によって媒介される。プラズマは、イオン化された粒子の大きなフラクションを備えた肉眼で中性の気相として定義される。

光学破壊過程では、レーザーパルスの光子は、照射された表面の近くでそれらを吸収した分子のイオン化による所定量の電子を生成する；非常に強いレーザーパルスの電場は、それらを非常に加速させ、数ナノセカンドで開始される電子雪崩イオン化過程が約１０の２０乗個の電子／ｃｍ３（高密度プラズマ）の非常に大きな電子密度のオーダーで１０の４乗℃の非常に高いプラズマ温度のオーダーで到達するようにできる。これらの条件下でプラズマは、イオン化された部位の高い吸光係数により入射ビームから次の組織表面の遮蔽を伴って光学上不透明である。次のプラズマの拡張は衝撃波を生成し、組織の分裂及び局部破壊を引き起こす場合がある。

図１７（Green HA, Domankevitz Y, Nishoka NS.,「Pulsed carbon dioxide laser ablation of burned skin: vitro and in vivo analysis」Laser Surgery Medicine 1990;10(5)：476‐84より抜粋）は、ＣＯ２レーザーのフルエンスの関数としてプラズマ形成のパーセンテージを示している。４０から５０Ｊ／ｃｍの間で構成されるエネルギー密度を備えたパルスは、プラズマのパーセンテージは非常に高く、切断部はプラズマ自体によって媒介されることが注記できる。代わりに、低いフルエンス１から１０Ｊ／ｃｍ２を備えたパルスは、プラズマのパーセンテージは多かれ少なかれ無視でき、切断部は主にレーザー光線によって媒介される。第一のケースではレーザー自体で生成されその生物学的作用を生むプラズマであり、第二のケースではレーザービームが組織を直接気化する。第一のケースでは、関係する温度は非常に短い休止時間（ｎｓ）を伴い１０，０００℃のオーダーで非常に高い。第二のケースでは、関係する温度は約１，５００から２，０００℃のオーダーでしかも時間はより長い（ｍｓ）。２つのケースで得られた生物学的作用は、それぞれ非常に異なる。

一般的には、プラズマ気化はその高い精度、非常に清潔な残余組織（それが最小限の横方向の熱損傷を誘発する）、とりわけ炭化のほぼ完全な欠如によりレーザー気化することが好まれる。例えば、実際極めて高い正確さが要求される角膜手術において、現在プラズマアブレーションが絶対的な至適基準である。さらに、高いピーク強度が使用される場合、無視できない熱効果の影響を受けることに加えて、レーザーアブレーションはさらにオペレーターによる切断の制御性を制限する写真製版の影響を受ける。代わりに、本発明の場合、写真製版の影響は組織収縮を得るために誘発されるコラーゲン繊維の望ましい収縮を熱効果との相乗効果として正の要素である。

本発明の幾つかの実施形態の主な目的は、充血とコラーゲン線維の収縮を刺激でき同時に最小限の可能な横方向の熱損傷を誘発する最小限の可能なヒートフロントを備えて真皮の深い層に達することにある。中間の低温つまり４０から７０℃の間で両方の現象を活性化できることは公知である。約１９Ｊ／ｃｍ２周囲の閾知よりも大きなパルスはプラズマを生成することができ、従って７，０００℃超の温度でアブレーション腔を生成する。プラズマによって生成された（半球状の）アブレーション腔の周囲で、問題は横方向の熱損傷が最小になるよう破壊されているので組織は収縮することができない。実際、コラーゲン繊維は破壊され毛細管は脱水する（この理由で真皮乳頭層に達するにもかかわらず出血はない）。

本発明によって組み立てられたパルスは、最小限の横方向の熱損傷を伴う表皮の一部を切除するために、炭素質残基の存在或いは横方向の過度の熱損傷による再上皮化などの相関附随効果を最小限に削減することによって、ハイパー・エネルギー・レーザーパルスを発生させることができる。しかしながら、他方ではアブレーション腔の周囲に熱が過度に高まると広範囲のコラーゲン破壊を引き起こし、収縮することができるコラーゲン及び機能的な毛細管を見つけるためには、アブレーション腔から少なくとも１００マイクロメートル離れる必要がある。

逆に、平均１９Ｊ／ｃｍ２未満のパルスは最小のアブレーション腔をもたらし、コラーゲン短縮（収縮）をアブレーション腔周囲にさえ保証し、しかも放出されるエネルギー含有量が明らかに低くなるよう毛細血管の最小血管拡張を誘発する。

この限界を克服するために過去にこのスタック技術は導入された；これは、各地点における前述の低いエネルギー・パルスの複数回の反復に関わる。これにより、かなりの深さに到達するのを可能にしたが、耐用性を犠牲にして、フラクショナル技術の最少侵襲論理に逆行するようになった。

これらの考察に始まり本発明によって組み立てられたパルスによって先行技術の欠点を解消し治療された組織の結果を著しく高めることは可能である。特に、プラズマを媒介としたアブレーションは、上記で定義されたＤ型パルスによってレーザーアブレーションと組み合わせることができる。

プラズマが光吸収性物質でレーザーのアブレーション効率を縮小するとともに「冷性」レーザーアブレーションを得るための理想的なフルエンスは、４から１９Ｊ／ｃｍ２の間隔で変化する。この間隔のフルエンスで作用すると、１パルス当たり組織の２０から４０μｍは取り去られる。Ｄ型パルスにおいては、合成パルスのテイルを形成する一連のハイポ・エネルギー・サブパルスＳｉ（４から１９Ｊ／ｃｍ２）は、表皮を取り去るが真皮の中間層に作用しないようにプラズマを生成することができる単一ハイパー・エネルギーパルス（４０Ｊ／ｃｍ２）（プレパルスＰｉ）に先行される。その後、ハイパー・エネルギー・プレパルスＰｉは、アブレーション可能なハイポ・エネルギー・レーザー・パルス或いは「冷性」アブレーションを生成するだけでなく特効的に充血及び真皮の深いレベルにあるコラーゲン線維の収縮する影響を引き起こすことができるレーザー・サブパルスＳｉのトレインで追従される。

幾つかの実施形態によれば、Ｄ型合成パルスは、ハイパー・エネルギー体或いはGreen（図１７）によって産生されたカーブによって単にプラズマを生成することができるプレパルスＰｉによって設計されている。サブパルスＳｉつまり小さなハイポ・エネルギーパルスのテイルによってこのプレパルスＰｉを速やかに追従する。幾つかの実施形態では、ハイパー・エネルギー・プレパルスは、エネルギー１５ｍＪ、６０μｓのｏｎ時間τ‐ｏｎ、ピーク電力２５０Ｗ、直径２００μｍで、結果として４７.７Ｊ／ｃｍ２の表面エリアで１ユニット当たりのエネルギーのスポット（つまり皮膚上の入射円形部）を特徴とする。次のサブパルスＳｉは、１パルス当たりのエネルギー３ｍＪ、２４μｓのオン間隔、ピーク電力は再び２５０Ｗに等しく、スポット径２００μｍで、結果として９.５Ｊ／ｃｍ２の表面エリアで１ユニット当たりのエネルギーを特徴とする。

本発明の基礎をなす概念は、一般的には、時間と空間の両方に関連して正確な比例関係によって、起こる様々な物理学的現象の知識のおかげで互いに異なる技術を組み合わせることの結果である技術の実装に関わる。

この点に関して再び、リサーフェシング及び若返り審美治療或いは外見を損なう瘢痕化の治療の範囲内で、フラクショナル技術と共に成長因子或いはバイオ刺激的な医薬品を含むゲル剤などの医療品を組み合わせることも可能である。従来のフラクショナル技術の限界は、プラズマによって媒介されないレーザーアブレーションによって引き起こされた横方向の熱損傷の化学的物理的特性にある。実際これらの条件では、残余組織はヒアリン質化（ガラス質化）現象に晒され、レーザー療法後表皮に適用された前述の製品の拡散の障害を表わしている。

これらの範囲は、上記で定義されるようなＳ型パルスの使用で克服される。上記に示されるように、Ｓ型パルスは、例えば１５０μｍのスポット径及び１から３５Ｊ／ｃｍ２の間、例えば２から２０Ｊ／ｃｍ２の間、好ましくは２から１５Ｊ／ｃｍ２の間で構成される表面エリアの１ユニット当たりのエネルギーを特徴とする一連のサブパルスで構成される。従って、これらのサブパルスは単に有意なプラズマ形成のための閾知よりも大きなエネルギーが特徴である。実際、プラズマは光吸収性物質であり、従ってこの閾値より大きい１パルス当たりのエネルギーを放射することは逆効果であろう。これらのフルエンスではプラズマを形成するパルスのパーセンテージは重要で、Green（１９９０）によれば約３０％である。組織学の中で観察することができるように、このように得られたパルスは半球形のクレーターの形成を引き起こす。主な特性は、このようなクレーターが僅かな熱損傷及び余白と腔の縁部との両方に最適な弾力性を備えて「クリーン」であることが組織学的に観察することができる。これらはすべて腔を任意の薬用製品の適用に非常に受容的にするのに寄与できる。

＜高周波電流の特性＞
図６及び７を参照して説明すると、レーザー源によって生成された光学放射は、少なくとも１つの電極を介して高周波電流の適用と組み合わせることができる。好ましくは、電極はレーザー・エミッタが配置されるのと同じハンドピースに一体型である。例えばレーザービームの入射ゾーンに位置し治療されようとする組織ゾーンに集中電流を得るために、治療が施される患者の四肢に関わって置かれる電極として第一の電極から距離を置いて適用され電気回路を閉じるための第二の電極が設けられているけれども、２つの電極がそれぞれ近接して置かれて使用するのが望ましく、好ましくはレーザー・エミッタを担持する同じハンドピースに両方担持される。幾つかの実施形態では、図６で示されるように、電極はレーザー源によって照射されたゾーンに隣接する。

幾つかの実施形態では、高周波電流は５０から１０００ｋＨｚの間、好ましくは１００から７００ｋＨｚの間で周波数を構成する。現在の好ましい実施形態では、電流の周波数は４００から６００ｋＨｚの間、さらに好ましくは４５０から５５０ｋＨｚの間で構成される。高周波電流の適用は、通常レーザー光線適用時間より長い持続時間を有することができる。典型的には、高周波電流の放射時間は１から１０秒の間である。好ましい実施形態では、適用時間は２から５秒の間である。以下に明らかになる理由によって、高周波電流の放射はレーザー源による光学的放射の適用の前に開始することがない。好ましくは、レーザー光線の適用は高周波電流の適用の前に開始される。幾つかの実施形態では、レーザー光線の放射は高周波電流の適用が開始する前に停止する。実際、２つのエネルギー形式を適用する間の相乗効果は、血管化組織をレーザーで誘発された変化の結果として推測上達成され、前記変化がこのエネルギーの適用を必要とする組織のボリュームに高周波電流の次の流量を促進する。

有利には、放射された電流の力は５から１００Ｗの間であり得る。好ましい実施形態では、力は１０から５０Ｗの間で構成される。

時間と空間が相互に適切に組み合わされた２つの異なるエネルギー形式（光学及び高周波電流）の複合構成は、典型的な組織修復の生物学的方法の活性化閾値を越えることができるエネルギー量の転送を深く可能にする。別々に放射された高周波電流の形状で適用されたエネルギーは、如何なる生物学的方法も活性化することができない。同時に、極めて侵襲性のあるパラメータ（スタック３から５）を使用しなければ、レーザー光線単独ではこれらの過程を著しく活性化するのに十分な量で真皮網状層に達することはできない。

特に有利な本発明の実施形態は、２つのエネルギー形式つまり光学（レーザー）及び電気（高周波電流）の生物学的相乗効果を得るように共生エネルギーの複合構成を備える。言いかえれば、異なるエネルギーつまり光学及び高周波電流のこのような複合放射は放射された単一エネルギーの単純な合計より大きな生物学的作用を生じさせる。従って、関連する単一要素同士の時間関係は重要である。

レーザーアブレーション効果を備えたハイポ・エネルギー・サブパルスのトレインで追従するプラズマアブレーション・ハイパー・エネルギー・プレパルスで構成されるＤ型パルスの起源の論理的根拠に関連して、プラズマで生成されたアブレーション腔付近部分の熱波によって、無傷の表皮からレーザーパルスで生成されたアブレーション腔に及びここから上記腔（図１２Ｃ参照）を周囲する拡張毛細血管内に容易にジャンプする高周波電流が流れることを観察できる。

表皮から表面毛細血管までの直接的な電流のジャンプは、健康な表皮及びプラズマで生成されたアブレーション腔から約１００マイクロメートルに位置するのでより困難である。一連の現象つまりレーザーアブレーション及び高周波電流の適用は、現象の最適化にとって非常に重要である。

適用シーケンスつまり関連エネルギー間の時間関係は、２つのエネルギー形式の複合構成で重要な役割を果たす。本発明で得られた相乗効果の説明を提供するために、ここで示され、制限的であると考慮されるべきではないが、適用された２つのエネルギー形式の作用機構の可能な解釈によれば、それらによって引き起こされた生物学的事象の連鎖に依存して２つのエネルギー同士で密接な相関性を有し、高い治療効率を得るためには無視することができない。効率の損失は、不均衡或いは過度のエネルギー放射に帰着することができ、高周波電流によるフラクショナルな技術を鼓舞する法則に反する。

２つのエネルギー形式の組み合わされた放射によって引き起こされる現象の可能な解釈によれば、それは可能な説明としてここに提供されるが、発明の基礎をなしている概念に縛られるものではないし依存するものでもない。図１８で概略的に示されるように（媒介或いはプラズマに因らない）レーザーアブレーションの後、持続性充血に続いて一時的な乏血が生じる。

図１８では、時間は横座標で示される。図示されるように、レーザーパルスは気体及びプラズマの形成、そしてフロントパルス上昇後０．０１から０．１秒の間隔で組織の乏血に追従される（ここで記述されるそれらのような合成パルスの場合、これは合成Ｄ型パルスの場合にプレパルスのフロントが上昇するように或いは合成Ｓ型パルスの場合に最初のサブパルスのフロントが上昇するように意図されている）。

組織における強い充血は、次の２４時間で生じる。さらに、最初の半秒で激しい滲出が起こり、滲出液と角質（外皮）のプラグを形成する。略図は表皮及び真皮の伝導性の経時的傾向を示している。図示されるように、表皮よりもさらに伝導性を有するようになる真皮と伝導性数値が逆さまになる瞬間（レーザーパルス適用の開始から１０分の２〜３秒から１秒を超える）まで、一般的には真皮よりも表皮の伝導性が大きいことを観測することができる。２本のカーブが交差する瞬間は高周波電流の形状でエネルギー適用を開始する最適な瞬間である。典型的には、高周波電流はレーザーパルスのフロントを上昇させた後、０．８から１．２秒で開始するよう適用することができる。

実際、前の瞬間に表皮と真皮との間の伝導性に過度のギャップがある。重要な治療効果を得るために、このインピーダンス・ジャンプは電流が前述の電気伝導率カーブの交差地点を起点として放射されるならばそれらの十分量よりさらに大きな非常に多量の高周波電流の適用を強要する。

この点で、真皮乳頭層の毛細血管の均質の充血を引き起こすためにレーザー光線によって生成された熱波の空間における分配は、相当な重要性を想定する。実際、真皮のヒートフロントのある程度の重複を依然として保証することができるが、スポットがそれらの間をできるだけ大きな距離で分配されることは重要である。これは、すべての毛細管が血管拡張の現象に関与し、従って電流が毛細管を通って真皮網状層に十分に流れることができることを保証する。

＜新しいレーザーパルスの影響、任意で高周波電流との複合構成＞
上記された新しいレーザーパルスの形状の影響を評価するために、先行技術におけるそれらの多数の改良の態様を強調するために別々に或いは高周波電流の適用との組み合わせで多数の臨床研究が行なわれてきた。

典型的な適用は、特にしわを取り組織を安定させて全体的な若返りを得る目的で皮膚の審美的治療に関わるものである。

上記されたレーザーパルスＳＰ及びＤＰの組織に対する異なる影響を評価するために、生体内試験は羊で行なわれた。

図１０Ａから１０Ｋは、到達した結果から選ばれたものを示している。各図は使用された（ＤＰ或いはＳＰ）パルスの種類、「爆発」として示されパーセンテージで表示された合成パルスの負荷サイクル、ｍＪで表示されたパルスにつき放射されたエネルギー及び適用された合成パルスの持続時間をマイクロセカンドで示している。

図１０Ａから１０Ｋで説明されたマイクロ写真は、特に、適用された光学レーザービームの軸で組織アブレーションの影響及び収縮の影響を示している。図１０Ａから１０Ｋで示されたすべての写真で組織学から観察することができるように、ＳＰパルス及びＤＰパルスはアブレーション・ゾーンの形状を見る限る相当に異なり、レーザービームによって影響を受けた中心ゾーンを周囲する組織の収縮効力に関係している。続く図１１Ａ及び１１Ｂは、ＳＰパルス（図１１Ａ）及びＤＰパルス（図１１Ｂ）でそれぞれ得られたアブレーション及び収縮効力の略図を示している。図１２Ａ及び１２Ｂは、２つのケース（ＳＰパルスを図１２Ａ、ＤＰパルスを図１２Ｂ）の組織で生成される熱泡を概略的に示している。

図１０から１２で観察することができるように、ＳＰパルスが適度の収縮効力で真皮乳頭層（ＰＤ）のアブレーション・ゾーンを生成し同時に再度ＤＰパルスは真皮乳頭層（ＰＤ）に制限を受けるがより深くアブレーション・ゾーンを生成する。アブレーション・ゾーンは、真皮乳頭層が本質的な短縮或いは収縮を経験した周辺地域に周囲される。熱の観点（図１２Ａ及び１２Ｂ）からすると、ＳＰパルスが熱泡つまり熱で組織が熱くなるフロントを生成することを観察することができ、それは真皮乳頭層の厚みに影響を受け、真皮網状層ＲＤ下を覆う。プレパルス及び一連の高周波サブパルスによって形成されたテイルを特徴とするＤＰパルスは、熱泡つまり図１２で表わされたヒートフロントを生成し、真皮乳頭層を深く通り抜けることに加えて真皮網状層下に浸透する。

図１２Ｃは２つのモードで光学放射のアブレーションの影響を概略的に示している：直接的レーザーアブレーション及びプラズマ媒介アブレーション。表皮に刻まれた第一の腔は、プラズマ媒介アブレーションによって生成される（図中「プラズマアブレーション腔」として示す）。アブレーションの最深部（図中「レーザーアブレーション腔」として示す）は、レーザービームを使用する直接的アブレーションによって得られる。さらに図は、プラズマによって生成された熱波によって及びレーザー光線によって生成された熱波によって関わるゾーンを示している。観察することができるように、レーザーアブレーション過程（プラズマ媒介ではない）中に生じた熱によって打たれたゾーンは、表皮からさらに深く位置し血管のより大きな密度を有する組織に浸透する。これは放射の結果として膨張及び充血を被る。

この浸透増加の影響は、血液供給の刺激及び従って組織の強い充血である。真皮網状層の熱刺激は、さらに真皮乳頭層の表層の収縮増加を引き起こす。

上記説明された結果は、レーザーエネルギーだけの適用を指している。高周波電流の放射を備えた（合成ＤＰ型或いはＳＰ型パルスの形状で放射された）レーザー光線の複合構成は治療効力の改良を得ることを可能にする。

組織中の高周波電流の浸透は、適用された電流周波数、組織の透磁率、そして次式による組織の伝導性に依存する：

そこで：
δはｍで表現された標準透過度
π＝３.１４
ＦはＨｚで周波数
μはメーター当たりヘンリーで表される透磁率
σはメーター当たりシーメンスで表される電気伝導率

図１３は、次の組織或いは構造のための電流周波数の関数として電気伝導率（Ｓ／ｍで表される）の傾向を示している：
ＢＶ：血管
ＷＳ：湿った皮膚
Ｆ ：脂肪組織
ＤＳ：乾燥皮膚

最大の伝導性が血管のそれであることは図１３の略図で観察することができる。

アブレーション治療及び血管拡張がない状態で、高周波電流は表皮を通って約９０％、血管に沿って１０％のみ流れる。レーザー照射によって及びとりわけレーザーパルスを備えた表皮の放射に起因するアブレーションの結果として組織の刺激に続いて、高周波電流の流量条件の本質的な改良が得られる。

血管拡張は主として２つの結果に起因する：第一の速効は熱波による加熱である。血管の加熱は熱効果の結果として即時の血管拡張を引き起こす。第二の遅くてより持続的な効果は神経調整要因へのレーザー作用に起因する。この効力が第一と比較して遅れて生じ、時間とともにより大きな持続性を持っている。

２つの結果のどれが使用されるかにかかわらず、血管拡張は血管を通る電流流量の増加と及び必然の皮膚表層（表皮）の電流流量の減少に寄与する。これは、血管壁と表皮の外側表面との間の距離の減少、及び欠陥の増加した断面の両方に起因する。さらに、アブレーション腔の構成は局部的つまりレーザーアブレーション効果によって得られた組織上のミクロの穴で、外側表面と血管との間の距離を縮小する。これは、高周波電流のより効率的な深い浸透を可能にする。レーザーによって引き起こされた温度の局部的な上昇に起因するアブレーション腔におけるプラズマの形成は、さらに電気的な伝達を改良する。

典型的には、表面上の電流の９０％及び血管中１０％の分配から、表皮のレベルで流れる高周波電流の約６０％及び血管レベルで４０％の分配がレーザーエネルギーの適用の結果として得ることができる。

これによって、組織深く電流流量を増加させ充血を引き起こす。次いでこの深い充血は、外部からのエネルギー放射が引き起こされた後でさえ、より表面的な組織の充血を与えてしまう。

ヘモグロビンの量は、組織充血のレベルの目安を提供する。図１４Ａから１４Ｅは、本発明によるレーザー或いはレーザー及び高周波電流を備えた治療に追従するヘモグロビンのパーセンテージにおける変化の傾向を時間の経過とともに略図で示している。図形は、上記２つのパルスＳＰとＤＰのうちの一方或いは他方を用いて、高周波電流の適用の有無と共に様々な種類の治療の異なる影響を強調している。経時的なヘモグロビンのパーセンテージの傾向は、時間の経過とともに充血の傾向を示している。血流及び従って充血の増加につれてヘモグロビンの増加が見られる。横座標は治療からの時間（比例したスケールではないが）を示し、縦座標は縦座標（治療の前のヘモグロビン含有量）の原点と一致する基線値から開始するヘモグロビンのパーセンテージの変化を示している。

これらの図で示された結果を得るために使用されるパラメータは次の通りである：
平均パルス・パワ‐：３０Ｗ
ピーク電力：２５０Ｗ
４０のサブパルスＳｉが続く６０マイクロセカンドのプレパルスＰｉを備えたＤパルス；４０のサブパルスを備えたＳパルス
スタック１（１合成パルス）
休止時間１ｍｓ
パルス当りのエネルギー０.７５ｍＪ
高周波エネルギー：５００ｋＨｚで３秒間３０Ｗ。

特に、図１４ＡはＳＰとＤＰで符号を付けられた２本のカーブを示している。それは、高周波電流の適用なしで、それぞれが単独でＳＰ型パルス及びＤＰ型パルスを備えレーザーでの治療に追従するヘモグロビン・パーセンテージの変化の傾向を経時的に示している。両方の場合、ヘモグロビンの量が治療に続いて増加し、治療後１８から２０時間辺りにピークを有することを観測することができる。しかしながら、ＤＰ型パルスによる治療の場合には、ピークがはるかに低い。実際、これは患者への審美的治療のより低い影響及び従って発赤及び腫れなどのより少ないマイナス副作用に相当する。

適用から２４時間以内で充血ピークを越えた後、ヘモグロビン値は４０％未満で基線値（先の適用）を超えるレベルまで下がる。しかしながら、長期的に見て、治療後７２時間を超えるとＤＰ型パルスによる治療によって引き起こされた充血は、僅かに増加して基線値を上回って残る傾向があり、一方従来のパルスによって引き起こされた充血は、先の適用値の方へ返りながら減少する傾向がある。

実際、これはＤＰパルスを備えた治療がそれほど侵襲性ではないことを意味しており、短時間で望ましくない副作用をより少なくしているが、長い時間通常値を上回る値で充血のレベルを維持してしまう。これは、若返りの望ましい結果及び組織の調色につながる生物学的プロセスの刺激のより長い永続効果を可能にする。

図１４Ｂは、ＳＰ型と高周波電流のレーザーパルスとの組み合わせの適用によって得られるそれらでＳＰパルス（ＳＰ曲線）によるレーザーエネルギーの適用で得られたヘモグロビンのパーセンテージ内容に対する影響を比較している。

ＳＰ型パルスとの組み合わせで高周波を適用することによって、充血増加のピークのさらなる減少があることを観察することができる。従って、副作用の減少の利点は短期（適用からの約２４時間）で得られる。

長期（７２時間以上）では、増加したヘモグロビン量が観察され、レーザー＋高周波電流の複合治療の場合には経時的に増加した充血の程度を示している。これは、レーザーによる事前治療によって引き起こされた血管拡張が組織のより深い層の中に電流の流れを促進したように、高周波によって放射されたエネルギーが表皮外層で流れを犠牲にして深い充血を引き起こしたという事実に一致している。このように、短期での充血ピークを縮小するけれども、引き起こされた深い充血は時間の経過とともに長く尾を引き維持される。

図１４Ｃは、ＤＰパルスを備えたレーザービーム単独で（ＤＰカーブ）と、高周波との複合構成でＤＰパルスを備えたレーザービーム（ＤＰ＋ＲＦカーブ）でのヘモグロビン量のパーセンテージの変化の観点から影響を比較している。２４時間で充血ピークが本質的に単調なままである、つまりレーザーエネルギー及び高周波電力量の複合適用によって積極的にも否定的にも影響を受けるものではないことが観測できる。長期では、複合適用の場合より急峻な傾向で両方の場合での増加に続いて最少に到達する。

図１４ＤのカーブＤＰ＋ＲＦ及びＳＰ＋ＲＦは、ＳＰパルス（ＳＰ＋ＲＦカーブ）とＤＰパルス（ＤＰ＋ＲＦカーブ）の２つのケースで、レーザー＋ＲＦ電流の複合適用の場合の経時的なヘモグロビン・パーセンテージの変化の傾向を示している。

最後に、図１４Ｅは４つのカーブＳＰ、ＤＰ、ＳＰ＋ＲＦ、ＤＰ＋ＲＦの重複を示している。点線で示された理想的なカーブＩＤは、これらの４本のカーブ上で重複する；これは、最小限の望ましくない副作用及び最大の処理効能を得るためには充血が避けることができない理想的な傾向であることを表わしている。ＤＰパルスの使用、或いは高周波電流の適用と２つのＤＰまたはＳＰのパルスのうちの１つとの組み合わせによる使用が、理想的なカーブにより接近し、従ってより好ましい充血カーブを提供することが観察できる。特に、ＤＰパルスの形状によって、高周波電流を適用することなく、時間の経過とともに充血の傾向の観点から特に効果的な結果を得るのを可能にすることが観察できる。

時間の経過とともに持続する充血によってＰＨ値、温度、ＮＯ、ｐｔＯ２、ｐｔＣＯ２、Ｏ２、セルラレドックス錯体、急性期タンパク質、サイトカイン、細胞の増殖速度は、細胞分化及び細胞リサーフェシング速度の活性化に充血の影響の結果として効率的な組織修理を得ることができる。

充血を誘発しまたその経時的な傾向観点に加えて、これらの治療の効能を評価する別の重要な要因は、組織及び特にコラーゲンの収縮影響である。収縮は表皮を若返らせ、しわを減らし、組織を調和させて安定させるための治療において相当重要な効果である。

パルスＳＰ、ＤＰ、及びＳＰ＋ＲＦ、ＤＰ＋ＲＦの様々な複合構成を使用して実行された数々のテストによって、実行された治療の種類の関数として変化するという結果を保証している。収縮率は、適用時に及び適用後に続く時間間隔での治療パターンの地点間の距離を測定することによって簡単に決定することができる。図１５は、縦軸にパターン地点間の平均距離、つまり横座標で示された４つの可能な組み合わせに対するレーザービームのマークの中心間の平均距離を示している：
ＳＰ：ＳＰパルス単独レーザー
ＤＰ：ＤＰパルス単独レーザー
ＳＰ＋ＲＦ：高周波電流との組み合わせによるＳＰパルス・レーザー
ＤＰ＋ＲＦ：高周波電流との組み合わせによるＤＰパルス・レーザー

図１５は、Ｉｍ及び１２０で四角形をラベル付けされて示されている。前者は、治療直後つまり組織の治療の速効として得られた収縮を示す値を示している。１２０で示された四角形は、治療後１２０時間で集められたデータを示している。データの統計的有意性は（***）（＝重要性９９％以上）及びｎｓ（統計学的に有意でないデータ）でマークされている。

図１５の略図では、長期で使用されたレーザーパルス（ＳＰ、ＤＰ）の種類にかかわらず、レーザー＋高周波の複合治療の場合に収縮の観点からの結果はより大きいことが観察できる。

また処理の優越性は、治療された患者の全快に要した時間、つまり治療の跡が表皮から消えるまでの必要時間の関数として決定される。この態様に関係のある実験結果は図１６に要約されている。

この図では、横座標は治療（横軸の原点）からの日数で表される時間を示している。縦座標は以下不適切に経時的に存続する「外皮」（かさぶた）と呼ばれる滲出液及び角質のプラグの割合を示している。治療直後、外皮の１００％は可視できる。ＤＰ＋ＲＦ、ＳＰ＋ＲＦ、ＤＰ及びＳＰで示された４本のカーブは、外皮の数の減少の傾向を経時的に示している。ＤＰ型パルス及び高周波電流によるレーザー光線の複合治療が、外皮の高い割合（８０％）の消失に要した時間で実質的減少を特徴とする一方で、レーザー単独及びＳＰパルスは、これらの外皮に長い持続性を引き起こす。ＤＰパルス及び高周波による治療の場合、外皮の８０％以上は治療後８から９日で解消され、一方ＳＰパルス単独レーザー適用の場合、同じ減少レベルには治療後１３日で到達する。

ここで図示され目的の記載された実施形態は、図面に示され且つ実施形態の種々の例証に関連して内容及び詳細を上記で完全に説明してきたが、当業者には、数々の修正変更及び省略は革新的な教示原理または上記概念及び添付の特許請求の範囲で定義された目的の利点から逸脱することなく可能であることが理解される。従って、記述された技術革新の有効範囲は、全ての修正、変更及び省略を含むように、添付の特許請求の範囲の最も広い解釈に基づいて決定されなければならない。加えて、順序またはシ‐ケンスまたは方法またはプロセスのいずれかのステップが代替的な実施形態に応じて変更または再配置することができる。特に、適切な繰り返し周波数を備えた単純な一連のパルスとしてレーザーパルスの他の形状を用いて、レーザー放射及び高周波電流の複合構成から上記相乗効果を得ることが可能である。

＜図面の見出し＞
図８及び図９：縦軸がピーク電力／横軸が滞留時間
図１１（Ａ）（Ｂ）及び図１２（Ａ）（Ｂ）：パルスＳ／真皮乳頭層／真皮網状層
図１２（Ｃ）：レーザーアブレーション腔／プラズマアブレーション腔／表皮／充血血管／プラズマ熱波／レーザー熱波
図１３：伝導性／周波数
図１４：時間
図１５：収縮
図１６：日数
図１７：プラズマ形成
図１８：デルタは非常に高いため真皮中電流密度は非常に低い／表皮伝導性／真皮伝導性／プラズマ＆気体／レーザーパルス／気体／滲出物及びプラグ／乏血／充血

１ 装置
３ 基礎
５ レーザー源
７ 波導管
９；１３；１０９ ハンドピース
２１ 走査ミラー
２３ アクチュエータ
２５ オプティク
１１０ 高周波発生器
１１３ 電極
１１４ ケース
１１５ 光導管
１１７ 押しボタン
１１８ 接触
１１６ スポンジ
１２０ バネ
Ｅ 表皮部分
Ｆ 地点
Ｔ 期間
Ｐｉ ハイパー・エネルギー・プレパルス
Ｓｉ ハイポ・エネルギー・サブパルス

Claims (22)

1. 表皮部位を治療するためのシステムであって、
   ‐少なくとも１つのレーザーエネルギー源；
   ‐レーザービームを生成する時間制御装置；
   ‐前記表皮部位にレーザービームを向けるようにされ且つ配置されたレーザーエネルギー集束システム；
   を有し、
   前記制御装置が、基礎周波数(１／Ｔ)で放射された複数の合成パルス(ＤＰ)から成るレーザービームを発生し、
   各合成パルス(ＤＰ)が、前記基礎周波数(１／Ｔ)より高い周波数の一連のサブパルス(Ｓｉ)を備え、
   各合成パルス(ＤＰ)が、連続的なプレパルス放射の第一の間隔を備え、
   この第一の間隔中に、連続したプレパルス（Ｐｉ）が発生され、
   この連続したプレパルス（Ｐｉ）の後に、一連のサブパルスの放射期間が続き、
   前記一連のサブパルスの放射期間中に、前記一連のサブパルス(Ｓｉ)が放射され、
   前記一連のサブパルス(Ｓｉ)が、連続したプレパルス（Ｐｉ）の後に続くサブパルス（Ｓｉ）のトレインから成り、
   前記連続したプレパルス放射の第一の間隔の持続時間が前記後に続くサブパルス（Ｓｉ）の各々より長いこと
   を特徴とする表皮部位の治療システム。
2. 前記基礎周波数が１〜１０００Ｈｚの間で構成されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
3. 前記合成パルスが、前記サブパルスより高い単位表面当りのエネルギーをもつプレパルスを有することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のシステム。
4. 前記プレパルスのピーク電力が後続するサブパルスのピーク電力より高いことを特徴とする請求項１又は請求項２又は請求項３に記載のシステム。
5. レーザーエネルギー集束システムが、パターンに従って分配された表皮の連続するボリュームを治療するよう配置され且つ制御され、治療された各ボリュームの中心部が前記ボリュームを治療するために使用されたレーザービームの軸線上に本質的に位置決めされ、前記連続するボリュームを治療するために使用されるレーザービームの軸線が分配されることを特徴とする請求項１〜４の何れか一項に記載のシステム。
6. 前記集束システムが、それぞれ５０マイクロメートルから１０００マイクロメートル、好ましくは９０から５５０マイクロメートルまで一定間隔で配置されたピッチに従って１つ以上のレーザービームを向けるようにされ且つ配置されていることを特徴とする請求項５に記載のシステム。
7. 高周波電流を印加するための高周波電流源及び少なくとも１つの電極を備えることを特徴とする請求項１〜６の何れか一項に記載のシステム。
8. 高周波電流を印加するための２つの電極を備えることを特徴とする請求項７に記載のシステム。
9. 前記高周波電流源及び前記レーザー源が、前記レーザービームの印加に合わせて前記高周波電流源によって発生した高周波電流を印加するように制御されることを特徴とする請求項７又は請求項８に記載のシステム。
10. 前記高周波電流源及び前記レーザー源が、前記レーザービームの印加と少なくとも部分的に同時に及び／又は連続して高周波電流を印加するように制御されることを特徴とする請求項９に記載のシステム。
11. 前記高周波電流源が、前記レーザービームの印加と組合わさって前記表皮部位に１〜１０秒の間、好ましくは２〜５秒の間高周波電流を印加するように制御されることを特徴とする請求項７〜請求項１０の何れか一項に記載のシステム。
12. 前記高周波電流源が、好ましくは５０から１０００ｋＨｚの間、好ましくは１００から７００ｋＨｚの間、さらに好ましくは４００から６００ｋＨｚの間、より好ましくは４５０から５５０ｋＨｚの間の周波数で電流を生成することを特徴とする請求項７〜請求項１１の何れか一項に記載のシステム。
13. 前記高周波電流源が、５から１００Ｗの間、好ましくは１０から５０Ｗの間で構成される電力を印加することを特徴とする請求項７〜請求項１２の何れか一項に記載のシステム。
14. 前記高周波電流源が、レーザー放射の開始から０．１から１．５秒の時間遅延で放射を開始するように制御されることを特徴とする請求項７〜請求項１３の何れか一項に記載のシステム。
15. 前記少なくとも１つの電極が治療されようとする組織と電極との間で放電の形成を減らす或いは阻止する手段を備えることを特徴とする請求項７〜請求項１４の何れか一項に記載のシステム。
16. 前記レーザーエネルギー源が、５３２から１３，０００ｎｍの間の波長を構成することを特徴とする請求項１〜請求項１５の何れか一項に記載のシステム。
17. 前記レーザーエネルギー源が、１０，６００ｎｍで放射するＣＯ２レーザーであることを特徴とする請求項１６に記載のシステム。
18. 互いに離間して配置され、治療されようとする表皮の一部の多地点に前記レーザービームを向ける走査装置を備えることを特徴とする請求項１〜請求項１６の何れか一項に記載のシステム。
19. 前記少なくとも１つのエネルギー源からアプリケータ・ハンドピースに向けてレーザーエネルギーを伝達するために導光路を備えることを特徴とする請求項１〜請求項１８の何れか一項に記載のシステム。
20. 前記走査装置が、前記アプリケータ・ハンドピースに収容されることを特徴とする請求項１８と請求項１９に記載のシステム。
21. 高周波電流を印加する前記少なくとも１つの電極が、前記ハンドピースに担持されることを特徴とする少なくとも請求項７と請求項１９に記載のシステム。
22. 前記ハンドピースが、高周波電流を印加する前記２つの電極を担持することを特徴とする少なくとも請求項８と請求項１９に記載のシステム。

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