JPH11504843A - 超短パルス高繰り返し速さの生物組織の処理用レーザシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 高パルス繰り返し速さで動作する超短パルス幅レーザシステム（１０）を使用する方法及び装置が高速、効率的で、正確で且つ損傷がない生物組織除去に対して開示される。エネルギー貯蔵が小さな深さに集中し且つ間接的な損傷を導く相当の水力学的運動及び熱伝導が起きる前に生じるように各レーザパルスの幅は約１ｆｓから５０ｐｓ以下までのオーダにある。パルス当たり除去される物質の深さは約１ミクロメートルのオーダであり、且つこの除去方法に関する最小限の熱的及び機械的な効果は、引き続き、高物質除去速さを達成する、１０から１０００ヘルツ以上の領域の高繰り返し速さ動作を可能にする。組織の除去される塊当たりの入力レーザは小さく、且つ物質を除去することを要求されるエネルギー密度はパルス幅を減少させると共に減少する。チャープパルス増幅チタニウム−ドープサファイアレーザ（１０）の使用は一つの実施例でソースとして開示される。

Description

【発明の詳細な説明】 超短パルス高繰り返し速さの生物組織の処理用レーザシステム 発明の分野 本発明は物質及び生物組織の処理に適する超短パルス幅レーザシステムの分野 に関し、間接的な損傷を実質的に削減しつつ、特に実質的な物質の塊を効率的に 除去するように超短パルスレーザシステムが少なくも１０ヘルツ以上のパルス繰 り返し速さで動作可能である物質除去装置及び方法に関する。 米国政府のサポートの承認 本発明は契約番号ＤＥ−ＦＧ０３−９１ＥＲ６１２２７の下に米国政府サポー トによりなされ、米国エネルギー省、許可番号Ｎ００１４−９１−Ｃ０１３４に より許可され、海軍研究所、且つ許可番号ＲＲ０１１９２により許可され、国立 健康研究所により許可された。米国政府は本発明にある権利を有している。 発明の背景 有機又は無機ターゲットとのレーザ相互作用は物質の処理及び外科的な組織除 去と同じ程度の多様な適用に対して過去三十年間調査されてきた。レーザ組織処 理への一つの重要な挑戦は、除去の効率を最大にする必要性であり、一方、同時 に、隣接物質組織への間接的な損傷を最小にする必要性である。 近年は、カリエスにかかった損傷の除去（虫歯の除去）、口の悪性腫瘍及び歯 周病、及び組織標本及び根管手術の外科手術のような多様な歯への適用において 治療及び予防道具としてレーザを使用す ることにますます重要性をもたらしている。 これらの進歩にもかかわらず、レーザは歯の処置の使用では現在受け入れ難く 且つ歯の表面に且つ歯髄に間接的な損傷を生じさせる熱レベルを生成するので健 全な歯の構造（柔らかい構造とは反対に固い構造）を除去する能力に限定された ままである。固い歯の物質の除去に対する始めの処置は高放射量を要求し且つ周 囲の組織に著しい損傷を生じさせるＣＯ₂，ルビー及びＮｄ：ＹＡＤ（ネオジム ドープドイットリウム・アルミニウム・ガーネット）レーザを用いる光学ドリル を必要とする。結果として、もし間接的な損傷を減少させるために新しい方法が 発見されなければレーザは一般的なドリル用の道具にならないであろうというこ とが１９７０年の中頃では一般的な結論であった。 Ｅｒ：ＹＡＤ（エルビウムドープドＹＡＤのレーザの歯科用光学ドリルが１９ ９０年の始めに勇気づける結果をもたらし、さらに周囲の組織に過渡の損傷を生 成することなく効率的なドリルとして果たすべき能力を示した。ナノ秒からマイ クロ秒までのパルス幅状況で動作し、熱損傷を最小にするＥｒ：ＹＡＤシステム の成功は、医療の他の適用領域で観測されており、且つナノ秒からミクロ秒まで のパルス幅との組み合わせで使用されるとき、システムについて特有の特別な波 長（２９００ｎｍ）で生物組織の高吸収係数のたまものと考えられる。 Ｎｅｅ等の三つの赤外線レーザにより歯科用の除去、外科及び医学におけるレ ーザ、Ｖｏｌ．１７，１９９７は、歯科の適用における象牙質及びエナメル質の 除去のような、固い組織の処理に適する三つのレーザシステムを開示する。レー ザシステムは電磁スペクトルの近赤外線における全動作（Ｅｒ：ＹＳＧＧ，Ｈｏ ：ＹＳＧＧ，及びＱスイッチＮｄ：ＹＡＧ）を開示した、そして二つの異なる状 況：Ｅｒ：ＹＳＧＧ及びＨｏ：ＹＳＧＧレーザに対して約２５０ミクロ秒パルス 幅、Ｅｒ：ＹＡＧシステムに対して約１５ナノ秒パルス幅でパルス化される。 開示した除去速さがパルス当たり約１０数ミクロメートルの範囲にある間、開 示したレーザシステムは古典的なスペクトル選択性（波長依存吸収）を示し且つ パルス当たり２０から３０ミリジュールを越えるパルスエネルギーで動作するこ とにより高除去速さをもたらす。レーザ出力を増大することにより物質除去を高 めることは、しかしながら、隣接物質の間接損傷を生じさせる光熱的及び光機械 的効果を増大させることにより達成される。なお、出力を増大することはビーム のプラズマ減作用に至り、例えば入射レーザエネルギーはターゲットの前の周囲 の加熱に浪費される。 レーザパルスが組織と相互作用するときに、高強度パルスは非常に高いぱちっ という音響音を付加的に生じさせる。これらのぱっちという音、ぱんという音は ユーザにとって、医療への適用の場合には、患者にとって非常に好ましくない大 きな高周波数成分を含む。このようなノイズの心理的な衝撃に加えて、これらの 高周波のぱっちという音は周期的に渡り繰り返されとき臨床医に聴覚喪失を生じ させる。 Vassiliadis，et al．に対する米国特許５，３４２，１９８号は歯科への適用 における象牙質の除去に適するＥｒ：ＹＡＧＩＲレーザシステムを開示する。レ ーザは数十ピコ秒から約数十ミリ秒までの範囲のパルス幅のビームを持つパルス 出力を生成する。歯の象牙質及びエナメル質の除去に有効的であると開示さてい るけれど、物質除去が行われる機構が理解できない。しかしながら、かなり、方 法に適すると開示されるレーザシステムはエナメル質相互作用に対して概ね有効 である証明された波長（１．５から３．５ミクロン） で動作するものに過ぎない。かくして、物質ターゲットの吸収特性は除去速さに 対して主な関心事である。なお、高エネルギーレベルはエナメル質及び象牙質を 除去することを要求され、熱損傷及び音響ノイズの問題に至る。 特に密度分野に対し、且つ概して固い組織の除去に対し、代表的には約１から １００ナノ秒範囲のパルス幅を持つレーザの付加的な適用が紫外線（ＵＶ）光を 放出するエキシマレーザの使用により提案された。エキシマレーザにより使用さ れる短い波長及びナノ秒範囲パルス幅の双方はレーザ組織相互作用の異なる状況 を規定することに寄与する。短い波長の紫外線光子は組織分子の化学結合を直接 に破壊するのに十分強力である。結果として、ＵＶエキシマレーザは最小限熱エ ネルギーが隣接組織に移動する物質ターゲットをしばしば蒸発させる。結果とし て生じるガス（蒸発生成物）はターゲット表面から離れて噴出され、ターゲット を溶融、作り直し、又は熱損傷の他の証拠が比較的無いようにする。 ＵＶエキシマレーザの別の重要な特徴は可視光または電磁スペクトルの近赤外 線部分に透明である物質がスペクトルのＵＶ領域で強い吸収をしばしば示し始め ることである。特別の波長での物質の吸収が強くなるにつれて、その波長を有す るレーザパルスにより達成される侵入がますます浅くなることが十分に確立され ている。かくして、多くのタイプの物質では、ＵＶパルスは約１から４ミクロメ ートルまでの範囲の深さに代表的には侵入するに過ぎない。パルスを単にカウン トすることにより除去深さを規定する高い精度が達成される。なお、組織はＵＶ 波長（例えば、ＡｒＦに対して１９３ｎｍ）の吸収性が強く、したがってレーザ 組織相互作用領域を高精度で制御することが可能になる。 ＵＶエキシマレーザについて比較的損傷が無い物質除去特性にも かかわらず、これらのシステムは生物組織処理への適応性を制限するいくつかの 不利益を受ける。損傷が無い組織除去の報告は単一パルスで又は非常に低い繰り 返し速さ（代表的には約１から５ヘルツ）を持つパルスで行われる評価から結果 として生じる。エキシマシステムのパルス当たり低い塊除去のため（単位時間当 りに除去される物質が足りない）、効率的な物質の除去は高パルス繰り返し速さ により達成されるに過ぎない。しかしながら、パルス繰り返し速さが約４から５ ヘルツを越えると、著しい熱的及び機械的間接損傷が観測される。ＵＶ光子は化 学的結合を直接に破壊するほど強力であるが、ＵＶ波長で放射される組織の突然 変異誘発要因の効果を促進するほど強力であり、長期的安全及びシステムオペレ ータの健康について関心を引き起こすほどである。エキシマレーザにより生成さ れる散乱光は臨床医及び／又は患者に相当の脅迫を与える。３００ナノメートル 以下の波長の低強度散乱放射は周囲環境と相互作用することが可能で、原子酸素 及び他の自由基を生成する。これらは目のレンズ及び角膜と反応し、白内障を生 成し、且つ日焼けと等価な皮膚のやけどを生成する。結果として、エキシマレー ザシステムは薄い被覆パターン又は絶縁体の若しくは半導体物質のエッチングの ような無機物質処理適用に最も適することが分かる。 なお、エキシマレーザシステムの動作パラメータは物質除去が相変わらず波長 及びビームエネルギーに依存する過程（波長に弱依存するけれど）のままである という程度である。十数ナノ秒のパルス幅状況でパルス化されるときにも、エキ シマレーザはパルス当たり約１０から１０００ミリジュールの範囲のエネルギー を受渡しするように構成される。より高いエネルギーで、エキシマレーザはプラ ズマ減作用及びパルス対パルス相互作用により生じ、ＩＲレーザと同一の問題を 受ける。なお、パルスエネルギーが増加すると、関連 するぱちっという音響音の強度もまた増加する。 発明の要約 したがって、本発明の実施において高速で、効率的で、さらに間接損傷が無く 、高パルス繰り返し速さでフェムト秒からピコ秒までのパルス幅状況で動作する パルスレーザと生物組織と間の物質レーザ相互作用を介して物質の選択的な除去 のための装置及び方法が提供される。 本発明の方法は機械的なドリルシステムの除去速さに匹敵し又はこれを越える 物質除去速さを結果として生じさせ、一方、低除去速さレーザシステムの精度を はるかに越えるほどである。 本発明の実施の一つの実施例では、選択的な生物組織除去方法はパルスレーザ を設けることからなり、各々が約１フェムト秒から約１００ピコ秒までの範囲の パルス幅を有する個々のパルスを具備するパルス出力ビームを生成するように動 作させる。パルスビームは生物組織のような、除去が所望される、ターゲット物 質に向けられる。 各パルスは周期的に崩壊するプラズマを形成するように前記生物組織の薄い層 部分と相互作用して、衝突した組織部分が除去されるようにしてある。残存組織 への熱的又は機械的なエネルギーの実質的な移動が無く、且つ実質的に残存組織 への間接損傷が無く十分な深さの組織が除去されるまでプラズマ形成のステップ は毎秒１０パルスよりも大きく又はこれに等しいパルス繰り返し速さで繰り返さ れる。 本発明の一つの側面によれば、プラズマは組織物質を具備する原子又は分子の 多光子吸収及び／又は衝突イオン化により形成される。パルス出力ビームの各パ ルスは約０．１から約１００ミリジュー ルまでの範囲のエネルギーを有し、組織が組織タイプ、レーザパルス幅及びレー ザ波長に依存し平方センチメートル当たり約０．１から約１５ジュールの範囲の エネルギーフルエンスを経験するようにパルスビームは組織ターゲットに対して 直径を有する。パルスビームは、動作されるとき、パルス当たり約０．１から約 ２．０ミクロメートルまでの範囲にある物質除去速さを示し、除去速さは組織発 色団の変化、組織固さ、組織状態に無関係に実質的に一定である。 本発明の付加的な側面によれば、本発明の方法は電磁スペクトルの２００から ２０００ナノメートル領域で動作するレーザシステムにより実施される。 本発明のより詳細な実施例では、チャープパルス増幅固体レーザは１０から２ ０００ヘルツまでの調整可能な繰り返し速さで０．０２から１００ピコ秒領域で の幅を有し約３ミリジュールのパルスエネルギーを有するパルスを提供し、約５ ００ミクロメートル直径パルスビームを提供するために使用される。機械的な歯 科ドリルの除去速さに匹敵し又はこれを越える除去速さで歯科処置でカリエスに かかった損傷のような所望されない物質、象牙質、エナメル質及び又は柔らかい 組織を選択的に除去するためにパルスビームが使用される。特に病的で又は所望 されない組織が健康的組織と共に点在される場合に、又は作業領域が神経外科適 用、及び整形外科において、脳外科及び背骨外科のように、例外的に狭く又は例 外的に繊細な骨除去の場合に、本発明の装置及び方法による物質除去の正確及び 選択は付加的な繊細な外科処置を可能にする。 図面の簡単な説明 本発明のこれらの及び他の特徴、側面、利点は、下記の詳細な説明、添付クレ ーム、添付図面に関し検討されるとき、より完全に理 解され、図面では： 図１（ａ）は、パルス幅が本発明の原理の実施により減少されるとき、単調し きい値を示す溶融シリカに対して、ピコ秒でパルス幅の関数としてプロットされ る、平方センチメートル当たりのジュールでのレーザ損傷フルエンスの実験決定 値とパルス幅のルートτからのフルエンス逸脱とのグラフ表示であり； 図１（ｂ）は、パルス幅のルートτ尺度からのフルエンス逸脱とは無関係の波 長を示す溶融シリカに対して、ピコ秒でパルス幅の関数としてプロットされる、 平方センチメートル当たりのジュールでのレーザ損傷フルエンスの実験決定値の グラフ表示であり； 図２は多種の吸収特性を有する物質に対してパルス幅の関数としてプロットさ れる除去しきいの実験決定値のグラフ表示であり、物質の発色団の除去しきい値 の独立を描写し； 図３は、レーザフルエンスの関数としてプロットされる、パルス当たりのミク ロンでの物質除去速さの実験決定値のグラフ表示であり、一例として象牙質及び エナメル質の物質に対する超短レーザパルスのグラフ表示であり、物質の特性の 一定レーザフルエンスで除去速さの独立を描写し； 図４は、１０ヘルツ繰り返し速さでナノ秒レーザパルス（三角形）と比較され るよう超短レーザパルス（中実ダイアモンド）に対して、時間に関数としてプロ ットされる、残留パルス加熱の実験決定値のグラフ表示であり； 図５は、１０００ヘルツ繰り返し速さで動作する超短レーザパルスに対して、 時間の関数としてプロットされる、残留パルス加熱の実験決定値のグラフ表示で あり； 図６は本発明の原理の実施に適するチャープパルス増幅半導体レーザシステム の簡単なブロックレベルの概略図であり； 図７は図６の超短パルス幅、高繰り返し速さレーザシステムを組み込む一例と しての歯科のドリル装置の簡単なブロックレベルの概略図である。 好ましい実施例の詳細な説明 一例としてのレーザシステムの動作原理は、下記節に詳細に説明されるが、例 えば、固い組織の除去、カリエスにかかった損傷の除去中に象牙質の除去に対し てある機構と接続して開発される。歯科への適用に関するレーザシステムの動作 説明は一例の目的に対してであり、本発明のレーザの適用を限定するつもりはな い。以下により詳細に説明されるように、本発明のレーザシステムは一般的な物 質除去及びミクロ機械工作に対する特にすぐれた実用に加えて広い多種の生物組 織除去工程に対する適用を有する。当業者は一般的な意味でレーザ組織相互作用 に対するレーザシステムの新規な動作状況の実用及び適用可能性を直接認めるで あろう。 発明者は、さらに以下に説明されるレーザシステムを実用化し、従来のレーザ システムより優れる固い組織相互作用特性を提供し且つ物質除去速さを提供する レーザ動作パラメータ状況を、機械ドリル技術と同等と確認した。有利なことと して、本発明のレーザシステムの組織除去方法は、組織の除去される塊当たりの 入力レーザエネルギーが小さいので、有効な物質除去を形成し、生物組織を切っ たり、ドリルで穴をあけたり、彫刻したりするために用いられる従来技術で達成 できる一定の物質の塊を除去するように要求されるエネルギー量の減少となる。 レーザシステムの除去効率が高くなり、ストレス衝撃の期間が短くなるので間接 的な機械的な損傷が無視ででき、一方、エネルギー貯蔵が極端に短くなるので間 接的な熱損傷が最小限になる。 除去しきい及び除去速さが組織のタイプに最小限に依存するだけであり、且つ 条件、かくして、除去（物質除去）は組織線形吸収特性、組織水分含有量、物質 形態学、ミクロ構成、組織固さに一般的には感受性がなくこれに加えて一般的に 発色団に独立である。除去深さの精度は各パルスで小さな塊の物質だけ除去する ことにより達成され、一方、容量測定の除去は除去パルスの繰り返し周波数によ り制御される。除去深さの正確な制御に加えて組織除去の正確な空間制御は本発 明者により決定され、強度依存多光子の初期化及びプラズマ成端処理の結果生じ た。多光子及び衝突イオン工程の双方による臨界密度プラズマの形成は、エネル ギー貯蔵が約１０ピコ秒以下で行われるとき、ほぼレーザ光の波長の深さより下 で相当なエネルギー貯蔵を削減する。この「自己成端」は各パルスに対して組織 除去の高精度を確実にし且つ高除去効率に対して重に責任を負い、本発明に係る 超短パルスの、一定の塊の組織又は物質の除去をもたらすことを要求されるレー ザエネルギーの大きさとして規定される。除去効率は、本発明によれば、固い、 絶縁体物質、例えば、溶融シリカ、骨、エナメル質等に対して、レーザエネルギ ーのジュール当たり除去される約０．１立方ミリメートルで、実証された。実質 的に同一のレーザビームサイズと同じ物質量を除去するためにレーザエネルギー がかなり増加しなければならない点で、従来のナノ秒パルス幅レーザシステムは 実質的に減少効率を低下させる。 本発明の方法の付加的な利点は，紫外線領域で動作するレーザを現在採用する 手段の、全てでなくとも、ほとんどで、より長い波長、超短パルス幅レーザシス テムが利用され得るということである。紫外線レーザを本発明のより長い波長超 短パルスレーザと置換することはより短い波長レーザにより生成される変異誘発 性の放射に関連する危険と、臨床医及びその患者に主張される付添人の危険を削 減する利益を提供する。 本発明の原理の実施に係る、超短パルス幅、高繰り返し速さレーザの動作特性 は図１（ａ）、１（ｂ）、２及び３を参照して説明される。 Ｉ． 動作の原理：超短パルス幅 以前に知られ且つ使用されている長いパルスレーザシステムは、ナノ秒からミ クロ秒パルス幅状況で動作しているが、多大な間接損傷を発生することなしでは 実質的な組織量を除去する能力において一般的には非効率であることを自ら示し た。従来技術の長いパルスレーザシステム（従来技術Ｎｄ：ＹＡＧ又はＥｒ：Ｙ ＡＧＩＲレーザ、例えば）では、物質除去ターゲット位置に加えられる光学エネ ルギーの多くはターゲット物質の構造的な完全な状態を崩壊することに参加して いなく、しかもむしろ熱、音響、又は機械的なエネルギーとして周囲の組織に移 されている。このエネルギーは周囲の組織を経由して望まれない鋭い物音、物質 を焦がすこと、変色、表面溶融及び感知される苦痛を現す機械的な衝撃及び熱の 双方として伝播する。 便宜上、数十ピコ秒よりも長いパルスに対して、大部分の物質除去について一 般的に受け入れられるモデルはコヒレントな光子の入射ビームによる伝導帯電子 の加熱を伴い且つ大部分の物質格子に対する熱エネルギー移動を伴う。損傷は従 来技術の熱貯蔵により生じ結果として溶融し、沸騰し、及び／又は除去が望まれ るその領域の物質の破片になる。物質除去に対する制御速さが物質格子及び格子 熱力学特性（熱容量、潜熱、溶融熱、等）を介して熱伝導に依存するため、物質 特性の観測可能な変化をもたらすように要求され、しきい損傷フルエンスとここ に呼ばれ、且つ単位領域当たりの入射レーザエネルギーとして定義されるエネル ギー最少量はパルス幅（τ ）の平方根にほぼ依存する。十分な物質除去特性を得るために、過去には、比較 的長いパルス幅が必要と考えられていた。長いパルス幅は、しかしながら、従来 技術のナノ秒又はより長いパルスレーザシステムにより示される望まれない側の 効果の多くの源にしばしばなる。関心のある特別の組織又は物質に対する特性電 子−格子エネルギー移動時間以下のパルス幅を有するレーザで物質除去が行われ るとき、しかしながら、予期しない結果が得られる。固い、生物物質の大部分に 対して、この特性エネルギー移動時間は約１０から５０ピコ秒のオーダにある。 しかしながら、この特性移動時間よりも短いパルス幅を含むパラメートリック状 況でパルスレーザシステムが動作されるとき、物質除去の肉体機構は図１（ａ） 及び１（ｂ）で描写されるように変換する。 図１（ａ）は１０５３ナノメートル波長領域で動作するレーザシステムに対し てピコ秒の単位でビームパルス幅（τ）の関数として、レーザにより誘起される 損傷の一般的な振る舞い、すなわち平方センチメートル当たりのジュール（Ｊ／ ｃｍ²）で損傷フルエンスを描写するログ−ロググラフである。約２０ピコ秒以 上のパルス幅では、古典的であり、拡散により支配され且つ物質格子構造に対す る電子運動エネルギー移動及びレーザパルス期間中の拡散について特有である平 方根τ（τ^1/2）の尺度に従うようにパルス幅の関数としての損傷フルエンスの プロットが見られる。物質の損傷は、この領域では、現実には熱になり、且つ溶 融、沸騰、及び／又は物質表面の破片を特徴とする。しかしながら、２０ピコ秒 パルス幅以下では、本発明者は損傷フルエンスが平方根τモデルから逸脱し、且 つ長いパルス、すなわち熱的に支配される状況から多光子及び衝突イオン化、及 びプラズマ形成を特徴とする除去状況までのゆるやかな変化に関して安定的な減 少しきいを示す。短いパルス損傷はレー ザビームのガウス発光分布のピークに囲まれる小領域に代表的には閉じ込められ る。かくして、損傷（物質の除去）はイオン化を生成するビーム強度が十分な領 域にわたってだけ生じる。 パルス幅が、緩和時間、すなわち、電子がエネルギーを格子に移動するのに要 求される時間（一例とする象牙質の物質の場合には約２０ピコ秒）以下の時間周 期に減少するので、レーザエネルギーは疑似自由電子を生成するために非直線的 に吸収され、疑似自由電子は引き続いて種電子となり、衝突イオン化により電子 なだれ又は電子カスケードを生じさせ、レーザ光学的電場に応答して発振する物 質伝導帯電子が光子散乱によりエネルギーを移動する。電子が物質に対する帯ギ ャップエネルギーに等しい運動エネルギーを獲得すると、次の衝突イオン化が付 加的な原子価電子を伝導帯に入れるように促進する。結果としての電子なだれは 、例えばガスにより生成される電子なだれに類似するが、大部分の物質の構造に 不可逆な変化に至る。 初期疑似自由電子は多光子吸収又は個々の構成原子及び分子又は物質の欠陥位 置の光学的電場イオン化により生成されると考えられる。 電子なだれによりミクロプラズマは個々のパルスの端の後に除去により退化す ると認められる物質の表面に生成される。十分に短いパルスに対して、臨界密度 ミクロプラズマは、衝突イオン化がほとんど又は全く無しに、光学的電場イオン 化（ここで多光子イオン化と呼ばれる）の結果として直接に生成される。図１に 見られるように、パルス幅が約１０から１００フェムト（ｆｅｍｔｏ）秒か又は それ以下までの範囲になるように減少されるとき実験決定損傷フルエンスは、パ ルス幅の関数として示されように、多光子イオン化制限（非衝突イオン化）に接 近する。しかしながら、１フェムト秒を 超過するが特性光子結合時間以下のレーザパルス幅から相当の利益が得られるこ とが当業者により実現される。 レーザからターゲット物質までのエネルギー移動に対する機構がターゲット物 質を溶融し且つ沸騰するよりもむしろターゲット物質からの集中的で強力なプラ ズマを形成することが必要なので、物質が除去される前には物質の大部分にエネ ルギー移動がほとんどない。上記したように、損傷がイオン化を形成するのに十 分なビーム強度により照射される領域にだけ生じる。本発明の実施に係るパルス 幅では、格子結合の時間が不十分であり且つ、そのため拡散により誘起される間 接的な損傷が無視できる。減少した間接的な損傷に対する付加的な利益はパルス 幅が減少するに従って単調に減少する除去しきいに起因して実現される。結果と して、超短パルス幅レーザシステムはレーザ物質相互作用の結果として物質に生 じる間接的な損傷の量の劇的な減少を提供する。短い（＜１０ピコ秒）パルスに より形成されるときの損傷領域は、代表的には長い（ナノ秒からミクロ秒まで） パルスで形成されるときよりも数倍のオーダの大きさだけ小さくなる。 図１（ｂ）は、本発明者により実験的に決定されるものであるが、二つの波長 、１０５３ナノメートル（上記した如く）及び５２６ナノメートルでのレーザビ ームに対してピコ秒でのパルス幅の関数として、溶融シリカに対して、ジュール ／ｃｍ²での損傷フルエンスを描写するログ−ロググラフである。 図１（ｂ）から見られるように、従来技術の平方根τ尺度からの、パルス幅の 関数として、損傷フルエンスの逸脱は、波長とは無関係である。ピコ秒以下の領 域（約０．３ピコ秒）でのパルス幅では、二つの波長に対する（周波数の単位で 表される）損傷フルエンス値は２のファクタだけ異なるに過ぎない（１０５３ナ ノメートルの 場合に対して約２ジュール／ｃｍ²、且つ５２６ナノメートルの場合に対して約 ０．９ジュール／ｃｍ²）。 図２を説明する。組織を処理するために超短レーザパルスを使用するという付 加的な結果は、レーザ波長、物質の組織発色団、構造、水和及び酸化状態に対す る除去しきい及び除去速さ（パルス当たりに除去される物質の容積）の相対的な 無感応を表す。図２は本発明者により実験的に決定される多種の光吸収特性を有 する物質に対してパルス幅の関数として除去しきいのグラフ表示を描写する。コ ラーゲンゲル（全多細胞組織にある繊維性たんぱく質）の物質は生きている組織 の密度及び原子数にそっくりの特性を有するように準備された。異なる濃度の水 成第二銅塩化物がゲルと混合されて線形吸収の範囲を持つ物質を提供する。約０ ．３から約１０００ピコ秒までの連続的な調整可能な幅を持つパルスを形成する ことが可能であるチャープパルス増幅レーザ（以下に詳細に説明される）を用い て除去測定が行われる。 図２に見られるように、１０００ピコ秒パルス幅領域（７５ジュール／ｃｍ² ）の純粋なゲル（人間の角膜に概ね類似する）に対する除去しきいは黒いゲル（ ０．０７４ジュール／ｃｍ²）に対する吸収しきいよりも約１０００倍高くなる 。しかしながら、ピコ秒以下のパルス幅領域では、除去しきいの差はオーダの大 きさ以下まで減少する：特に、その差は約ファクタ６に過ぎない。図２の表示か ら明らかなように、本発明によれば、透明な及び不透明な物質に対する除去しき いは超短パルス幅に収斂する。 理論により拘束されることを望まれなければ、本発明者は吸収しきい無感応は 物質の多光子吸収により生じる疑似自由電子の生成の結果として直接的に生じる ことを自明のこととみなす。 一例としてのエナメル質及び一例としても象牙質の物質の双方に 対して、３５０フェムト秒パルス当たりに除去されるミクロンでの除去速さは平 方センチメートル当たり約０．５から約１６ジュールのフルエンスであり、図３ に描写される。確認を目的として、象牙質は中空四角形で表され、一方、エナメ ル質は中空三角で表される。本発明者により決定される「最適」曲線が個々のデ ータポイントに重ねられた。図から見られるように、双方の物質はパルスエネル ギーが増加するに従って明確な除去効率の飽和パターンを示す。平方センチメー トル当たり約０．５ジュールでの除去しきいから、しきい速さは平方センチメー トル当たり約３ジュールのフルエンスレベルでパルス当たり約１ミクロンまで急 速に増加し、双方の組織タイプに対する除去が約同じ速さで安定する。この点を 越えると、除去速さの非常に小さな増加がフルエンスの増加と共に生じる。パル ス当たり１．５ミクロンの除去は平方センチメートル当たり１６ジュールで象牙 質の物質に対して達成され、平方センチメートルレベル当たり３ジュールと比較 して、フルエンスレベルの５倍の増加に対して除去速さの５０％増加を表すだけ である。除去効率の減少戻りは短波レーザパルスによるミクロプラズマ形成の自 然的な結果であると考えられる。パルスエネルギーが増加するに従って、より密 なプラズマはレーザの立ち上がり区間により生成され、引き続いて、次の放射を 吸収しさらに反射し、かくして表面を遮蔽し且つ付加的なエネルギーが貯蔵のた めに使用されるのを妨げる。 比較の目的のために、平方センチメートル当たり３４ジュールのフルエンスで ナノ秒パルスについて処理されるときの象牙質及びエナメル質の除去速さは中実 四角及び三角形として図３に描写される。図に示されるように、ナノ秒パルスは 、平方センチメートル当たり３４ジュールのフルエンスレベルでは、象牙質に対 してパルス当たり４ミクロンの除去速さ（中実四角）及びエナメル質に対してパ ルス当たり１．４ミクロンの除去速さ（中実三角）示す。本発明者は平方センチ メートル当たり３ジュールのフルエンスレベルがナノ秒パルスに対して象牙質又 はエナメル質のいずれかの除去しきい以下で良いと決定し、そのしきいは約平方 センチメートル当たり２０ジュールの範囲である実験により決定された。 図３から付加的に明らかなように、ナノ秒状況の同一フルエンスレベルに対す る除去速さ象牙質及びエナメル質に対して非常に異なり、象牙質の除去はほとん どファクタ４だけより大きくなっている。かくして、図３によって明確に示され るように、フェムト秒からピコ秒までの幅を持つ短波パルスはナノ秒パルスより も大きな除去効率を実質的に持つ。本発明に係るナノ秒パルス及び短波パルスに 対する除去速さの比較はエナメル質（約１ミクロメートルの除去深さに対して３ ジュール／ｃｍ²対２６ジュール／ｃｍ²）のナノ秒パルスについて１０倍の効率 増加を示し、且つ象牙質（約１ミクロメートルの除去深さに対して３ジュール／ ｃｍ²対１０ジュール／ｃｍ²）において３倍の効率増加を示す。従来技術のミク ロ秒パルスシステムに関連して、本発明の除去効率の増加は上記のナノ秒システ ムとの比較よりも大きくなる。付加的に、図３は、特にナノ秒状況のパルスと比 較するとき、本発明に係る超短パルスの物質の感度についてほとんど完全な不足 を示す。全タイプの組織が、固く、柔らかく、不透明又は透明で、乾燥し又は湿 っていても、一定のレーザフルエントとほぼ同一の速さで除去されることが当業 者により明らかである。 かくして、超短パルス幅状況（約１００フェムト秒又はこれ以下までに減少す る約１０ピコ秒）において組織とのレーザ相互作用はいかなる従来技術の長いパ ルスレーザシステムのものとは機構で実質的に異なることが実証された。超短パ ルスレーザの多くの利点に も拘わらず、しかしながら、多くの除去手段が相対的に短い時間周期に物質の大 きな塊の除去を要求するので、このクラスのレーザシステムの実際的な応用は通 常実行不可能であろう。毎秒約２から１０パルスの従来技術のパルス速さでは、 約１から１．５ミクロンの単一パルス物質除去速さはこれらの手段に対して全く 不十分である。 II． 動作の原理：高繰り返し速さ 本発明の原理の実施によれば、これらの不利益は１００から１０００（１キロ ヘルツ）以上のパルス毎秒の範囲の繰り返し速さでパルスを生成する超短パルス レーザシステムの使用により軽減される。上記の短波パルス幅の物質除去機構特 性の結果であり、物質の大部分にしだいに増える熱が低いだけのために、約１０ ヘルツから約１０００ヘルツ、且つある場合には２０００ヘルツまでのこの高繰 り返し速さは実際的になる。 この高繰り返し速さのシステムについて、高物質除去速さ（毎秒１ミリメート ルまでの）は超短パルス幅システムで達成され、一方、最小限の間接損傷特性を 維持する。超短幅パルスにより高度に集中され、自己成端し、浅い（プラズマ表 皮深さ）エネルギー貯蔵が生じるので、各パルスは薄い層の物質（代表的には１ ミクロメートル以下）だけを除去する。パルスの数を変化させることは物質の塊 を制御する手段を提供する。例えば、もしレーザシステムが典型的な機械歯科用 ドリルの代わりをするとして熟慮されるならば、そのシステムは機械ドリルにつ いて毎秒３００ミクロンの除去速さに近い速さで歯組織にドリルで穴をあけるこ とが要求されるであろう。超短パルス除去速さの検討から、図３の結合して、３ ００ミクロン毎秒除去速さが約２００から３００パルス毎秒（２００−３００ヘ ルツ）間の繰り返し速さでは本発明のレーザシステムを動作するこ とにより容易に達成されることが明らかである。 特徴的には、従来技術のナノ秒パルス幅システムに関連する除去領域に高度の 熱負荷及び結果としての周囲物質の温度増加のため従来技術のナノ秒パルス幅シ ステムはこのような高繰り返し速さで動作することができない。ＵＶ波長で動作 する多種のナノ秒システムは、約２０ヘルツのパルス繰り返し速さで動作される ときターゲット物質の好ましくない焦げを生じさせるとして文献で説明された。 代表的な１５ナノ秒ＵＶパルスが約パルス当たり４ミクロンの速さで一例として 象牙質の物質を除去することができるので、最大繰り返しパルス除去速さは約毎 秒８０ミクロンのオーダになるに過ぎないであろう。 固い又は柔らかい組織の除去に従来使用されるレーザは電磁スペクトルの赤外 線領域で動作し、約１０ナノ秒から３５０ミクロ秒を越えるまでの範囲のパルス 幅を有し、且つ一例として象牙質タイプの物質に関し約パルス当たり２０から５ ０ミクロンまでの特性除去速さを示す。ＩＲレーザは、２から３ヘルツ程度の低 いパルス繰り返し速さで動作されるとき、一例としての象牙質のようなターゲッ ト物質の好ましくない焦げを生じさせることが付加的に知られている。かくして 、従来のパルスＩＲシステムは約毎秒１５０ミクロンの最大速さで物質除去を行 うことができるに過ぎないことが明らかである。 なお、例えば、歯科処理に対するレーザシステムの適用を成功させるためには 、少なくとも神経を殺すのを避けるために歯髄付近の温度上昇が５度Ｃ以下にど どまらなければならない。図４は、フルエンス３ジュール／ｃｍ²（中実ダイア モンド）で約３５０フェムト秒のパルス幅を有する本発明のレーザと比較して、 １ナノ秒パルス幅とフルエンス３４ジュール／ｃｍ²（中実三角）を有するレー ザで処理される一例としての象牙質の物質について、時間の関数として、残留温 度上昇の自記温度計の測定のグラフ表示である。双方のレーザは１０ヘルツパル スの繰り返し速さで動作される。図４から見られるように、ナノ秒レーザシステ ムはたった約５秒動作後にフェムト秒レーザと比較して８度Ｃの温度差を示す。 ナノ秒レーザの残留温度は毎秒１度の速さで増加し続ける。対比して、フェムト レーザの残留温度は１分を越える適用時間後にも実質的に室雰囲気のままである 。 図５に転じて、本発明に係るレーザ動作の時間の関数として１０００ヘルツの 繰り返し速さで残留温度のグラフ表示が描写される。パルス幅はフルエンス約０ ．２ジュール／ｃｍ²で６００フェムト秒である。図５から見られるように、残 留温度は６０秒適用時間後に室雰囲気よりも約５度ゆっくり増加するに過ぎない 。 かくして、本発明の実施に係るレーザ動作が除去ターゲット領域の最小限の熱 負荷に結果的になる物質除去システムを構成することが可能になり且つかくして 、塊物質除去をもたらすほどの実質的な周期に対して、付加的ターゲット冷却機 構のいかなるタイプに対して必要が無くても、１０００ヘルツ程度の高さのパル ス繰り返し速さに耐えることが可能になることが明らかである。このようなシス テムがナノ秒パルス幅状況で動作する従来のレーザにより実現されないことも明 らかである。 要するに、高繰り返し速さで動作される超短パルス幅レーザは従来技術のシス テムと比較していくつかの利点がある。パルスエネルギーが減少するに従って、 物質を除去することを要求されるエネルギー密度は減少して本発明の物質除去シ ステムを有効にする。超短パルスの除去効率のため間接損傷の発生が最少限にな る。除去される組織又は他の除去される物質はレーザにより貯蔵されるエネルギ ーの大部分を運び去る。実際に、本発明に係るレーザシステムの最小限間接損傷 及び低エネルギー密度によりパルス繰り返し速さは従来システムで達成可能であ るパルス繰り返し速さをはるかに越え、これにより実質的により大きな塊物質除 去速さを可能にする。 III．システムの構成 本発明の原理の実施に適する、短波パルス幅、高繰り返し速さレーザシステム のブロック図が図６の１０で概ね描写される。本発明の原理に係る超短パルス幅 、高繰り返し速さの特性を実験的に決定するために、描写される一例としてのレ ーザシステムは本発明者によって開発される実験室モデルプロトタイプ装置を表 示する。このように、図６に描写され且つ以下に説明されるレーザシステムはあ る程度の複雑さ及び実験室の実験作業に適する制御可変性を有するが、本発明の 実施に必要である制御可変性をはるかに越える。 レーザシステム１０はパルス出力ビームを生成し、このパルス出力ビームは約 ０．１から約１０ヘルツまでの可変パルス繰り返し速さで約３０フェムト秒から １ナノ秒以上までの選択可変な出力パルス幅を有する。約１０から１０００ヘル ツ以上までの範囲にパルス繰り返し速さを増加することは再生式増幅器に対して ポンプレーザを変化させることにより容易に達成され、再生式増幅器及びポンプ レーザの双方は以下にさらに説明される。レーザシステム１０から得られるパル ス当たりのエネルギーは、約１０ミリジュールから５０ミリジュール以上にまで 可変であり、ビームで送ることができ、そのビームは直径約１０ミクロメートル から１センチメートル以上まで可変なスポットサイズを有する。これらのパラメ ータは、物質特性又は吸収特性を無視して、且つレーザシステムが動作する光学 状況（ＩＲ、可視、又はＵＶ波長）を無視して、全タイプの物質を除去するのに 特別に有効になるように本発明者により決定された。 以下により詳細に説明されるように、以上に説明されるパラメータ内で動作す ることが可能であるいかなるタイプのレーザシステムも本発明の実施で採用され るけれど、レーザシステム１０はモードロック発振器１２を好ましくは具備し、 モードロック発振器１２は所望の最終パルス幅よりも短く又は同一の幅を有する パルスを形成するように動作する。モードロック発振器１２はアルゴンイオンポ ンプレーザ１４により励磁される。２０フェムト秒パルスを形成する、実験室に より構成される発振器に加えて、１００フェムト秒パルスを形成する、商業的に 入手可能な発振器は、本発明の実施に適するように見える。双方の発振器の実施 例はレーザ物質としてチタニウム−ドープサファイアを採用し且つモードロック として周知のカー効果を使用する。この発振器により生成されるパルスは代表的 にはエネルギーが低く、特に約１．０ナノジュールのオーダである。 これらの低いエネルギーパルスはパルスストレッチャ１６により約４オーダの 大きさ（ファクタ１００００）以上までストレッチされる。パルスストレッチャ １６は回折格子を適当に具備し発振器により生成される広帯域パルスの多種周波 数成分を分散させる。画像テレスコープを経由して異なる経路に沿って多種周波 数成分を送信することにより、パルスはΔＬ／ｃ量だけ時間が長くなり、ここに ΔＬは多種周波数成分間の光学的経路長さの差であり且つｃは光速である。所望 の最終パルス幅が約１００フェムト秒を越えるとき、画像テレスコープは屈折光 学機器（レンズ）を好ましくは採用し、所望の最終パルス幅が約１００フェムト 秒以下のとき、画像テレスコープは反射光学機器（放物面鏡）を好ましくは採用 する。 ストレッチパルスは、数オーダの大きさまで、好ましくは、増幅段で、ミリジ ュールの範囲まで、増幅される。増幅器段は当業者が よく知っているレーザ増幅器の多種タイプの任意の一つを具備し、しかし好まし くは再生式増幅器であり、この再生式増幅器ではパルスが単一の増幅器媒体を経 由して多重に通路することが可能になる。再生式増幅器１８はゲイン媒体として チタニウムドープドサファイア（Ｔｉ：サファイア）を採用する。Ｔｉ：サファ イアの短い蓄積時間のため、第２のポンプレーザ２０はＴｉ：サファイアゲイン 媒体を励磁するために使用される。説明した実施例において、このポンプレーザ は周波数重複、Ｑスイッチ、ネオジム−イットリウム−アルミニウム−ガーネッ ト（Ｎｄ：ＹＡＧ）レーザである。Ｔｉ：サファイア再生式増幅器１８を励起す ることを要求されるエネルギーは代表的には再生式増幅器のエネルギー出力の５ 倍以上大きい。本発明者は、５２５ナノメートル光のパルス当たり５０ミリジュ ール以下が再生式増幅器を励磁するために要求され、しかしながら、より多くの エネルギーがポンプビームのアライメントの小さな変化に無感応である出力を形 成するために使用され得ることを決定した。 システムの繰り返し速さはポンプ２０の繰り返し速さにより決定される。ポン プレーザ動作の繰り返し速さを変化させることにより１０００ヘルツまで又はこ れを越える繰り返し速さが達成されるけれど、説明用システムは１０ヘルツで代 表的に動作する。再生式増幅器１８への及びこれからのパルスの切換は偏光回転 に対するポッケルス効果に基づく従来のパルス切換技術で達成される。飽和が達 成されるとパルスは再生式増幅器から切り換えられる。空洞の次の通過は単一の 通過ゲインよりも大きい損失を経験するので、飽和後のスイッチはずしは多少パ ルスエネルギーを減少させる。 再生式増幅器１８はエネルギーが１０ミリジュールまでのパルスを生成する。 これらのパルスはパルスコンプレッサに直接送られ、 又は代わりに、さらに増幅される。一例の実施例では、Ｔｉ：サファイアパワー 増幅器２２における増幅は約５０ミリジュールまでのパルスエネルギーを増加さ せるために採用される。しかしながら、さらなる増幅に対する必要がシステムの 増幅にだけ依存し且つ必ずしも必要でないことは当業者により理解される。パワ ー増幅器２２は、使用されるとき、ポンプレーザ２４、好ましくは周波数重複、 Ｑスイッチド、ネオジム−イットリウム−アルミニウム−ガーネット（Ｎｄ：Ｙ ＡＧ）レーザにより励磁される。 増幅に続いて、パルスが回折格子を採用する可変長パルスコンプレッサ２６に より圧縮される。パルスストレッチャ１６に類似するように、コンプレッサを経 由するレーザパルスの多種周波数成分の光学経路を制御することによりパルス圧 縮が生じる。異なる周波数成分は格子の角度分散により異なる経路に沿って向け られる。多種周波数成分により取られる分散経路長さを制御することにより、多 種幅出力パルスが得られる。 一例としてのレーザシステム１０は約０．０３と約１０００ピコ秒間の範囲で 調整可能である最終パルス幅を実証した。回折格子はミリメートル当たり１２０ ０ライン程度の低い溝の密度からミリメートル当たり１７４０ライン程度の高い 溝の密度で使用される。回折格子は従来のホログラフィー格子又は線織金属（好 ましくは金又は銀）格子である。格子の９４パーセント回折効率のために格子コ ンプレッサ２６を出て行くパルスのエネルギーは増幅器段を出て行くパルスのエ ネルギーから約３０パーセントだけ減少する。 レーザパルスは、受渡システムにより、ハンド−ピース３０を経由して、物質 ターゲット２８に向けられ、この受渡システムはオープンビーム輸送システム、 接合腕、光ファイバー又は中空芯光導波路を具備する。もし所望されるならば、 受渡システムはパルス幅の 付加的圧縮を形成するのに適するようにしてもよい。一例としてのレーザシステ ム１０は一般的な研究手段であるので、ビーム輸送及び合焦システムは、当業者 に周知である従来のリレーテレスコープを具備するオープンビーム輸送システム である。 ハンド−ピース３０は射光が所望される物質ターゲット２８にパルスを集中す る合焦要素３２を適当に具備する。適当な合焦要素は屈折（レンズ）又は反射（ 鏡）要素からなる。代表的な一例としての合焦要素は単一の大きなｆ数（ｆ＞１ ００）の一重線レンズからなり、２５０ミクロメートルよりも大きなスポットサ イズのターゲット領域にビームを集中させる。スポットサイズは最良の焦点から 離れたターゲットを移動することにより、又はレンズを変化させる簡単な手段に より、容易に調整される。大きなｆ数に対して且つ約１００ミクロメートルより 大きなスポットサイズに対して、色及び球面収差が本発明者により決定されたこ とが物質除去にとって重要ではないけれど注目されべきである。 本発明のレーザシステムは光学の小さな変化さらにパルスストレッチャ１６及 びコンプレッサ２６の格子角度の小さな調整により約８００から１０６４ナノメ ートルまでの連続的な調整可能な出力を生成することが可能である。第２の調波 （４００から５３２ナノメートルまで）での動作は圧縮後に薄い二重水素カリウ ム燐酸塩結晶（ＫＤ*P）を介してビームを通過させることにより達成される。Ｋ Ｄ*P結晶はタイプＩ相合わせとしてカットされ且つ代表的には長さ０．５及び４ ミリ秒の間にある。 超短パルス幅、高繰り返し速さレーザシステムは図６に具体化した一例として のチャープ−パルス増幅固体レーザを参照して説明されたけれど、近ＩＲからＵ Ｖまでの電磁スペクトルの多種部分で動作し、且つ１０００ヘルツまでの繰り返 し速さで、約１０フェムト 秒から約１ナノ秒までの幅を有するパルスを形成することが可能である多くの異 なるレーザシステムが本発明の熟慮内にあることが当業者により理解される。こ のシステムから要求されるものはパルス幅が物質格子に対して電子エネルギー移 動の緩和時間尺度よりも相当に短くなることであり、周囲物質に実質的にいかな る間接障害も無く、プラズマ生成及び次に除去又はプラズマにより達成される除 去処理を特徴とする物質除去を結果として生じる。図７に転じる。本発明に係る 超短パルス幅、高繰り返し速さのレーザシステム１００を組み込む物質除去装置 （例えば、歯科用のドリルシステム）の簡単なブロックレベル概略図が描写され る。物質除去装置はさらに物質ターゲットの特定領域にレーザビームを向ける光 学受渡システムを具備する。光学受渡システムは物質除去システムの設計パラメ ータに依存し且つファイバー光ケーブル１０１、接合腕１０２、又は被覆反射器 １０３及びビームの焦点を合わすレンズ１０４を具備するオープンビーム受渡シ ステムを代わりに備える。ハンドピース１０５は、接合腕１０２の末端に取り付 けられように描写され、物質除去ターゲット１０７、例えば、歯の表面に接近す るように歯医者又は臨床医にビームを操作させる。ハンドピース１０５は光ケー ブル１０１の末端に取り付けられケーブルをより容易に操作させる。 レーザコントローラ１０６はレーザシステム１００に接続され、オペレータに より与えられるコントロール信号に応答して、パルス繰り返し速さに加え、レー ザの活性化を制御する。 ｏｎ−ｏｆｆスイッチ１０８（フットペダル又は代わりに、ハンドスイッチ） がレーザコントローラに接続され且つスイッチの押下を行う歯医者又は臨床医に 応答してレーザに活性化信号を与える。同様に、パルス繰り返し速さコントロー ラ１１０がレーザコントロ ーラに接続され且つノブの回転を行う臨床医に応答してレーザシステムのパルス 繰り返し速度を増加又は減少させる可変抵抗器コントロールとして提供される。 フィードバックアナライザー１２０及びフィードバックトランスジューサ１２ ２はレーザと結合して動作して除去端点の正確なコントロールを可能にする。本 発明の長短波パルス幅、高繰り返し速さレーザシステムがコールドプラズマ形成 の原理に基づいて物質を除去するため、組織分化診断法が分光器のプラズマ放出 特徴に基づいて物質ターゲット領域について行われる。この場合、フィードバッ クトランスジューサ１２２は除去した組織のそばで生成されるプラズマからの放 出光を収集する収集ファイバーをさらに具備する分光器を構成するように設けら れる。光は分散され且つフィードバックアナライザー１２０、このましくは増感 した、ゲート付き、光学マルチャンネルアナライザー／分光写真器により分析さ れる。異なる組織タイプ、例えば、象牙質、エナメル質、及び歯髄、さらに異な る組織状態、例えば、病的な状態対通常の状態の放出ピーク特性はアナライザー １２０に内蔵した基準データと比較される。組織特徴が変化すると、レーザの応 答受渡を中止するフィードバック信号がレーザコントローラにフィードバックア ナライザー１２０により与えられる。 他に、フィードバックトランジューサ１２２は物質ターゲットの穴深さ診断を 行うのに適した光学コヒーレント断層レントゲン写真撮影ヘッドの構成に設けら れてもよい。レーザシステムが物質を除去するとき、除去穴の深さが光学コヒー レント断層レントゲン写真撮影ヘッドにより連続的にモニターされる。穴深さデ ータは、引き続いて、レーザコントローラにフィードバック信号を出すようにプ ログラムされるフィードバックアナライザー１２０に与えられ、か くして所定穴深さが達成されるときにレーザ受渡を停止する。 装置の最も普通の適用は歯医者又は臨床医によりフットペダル動作を必要とし 、歯医者又は臨床医はまずパルス繰り返し速さを決定して設定し、且つターゲッ ト組織の視覚的な試験及び処理の進捗の評価に基づいてレーザ動作を開始したり 停止したりする。かくして、その装置はカリエスにかかった損傷の除去、歯の外 表面のしみの除去、歯を鈍感にすることを含む多くの異なる歯科処置を行うのに 適していることが分かる。多種のフィードバック装置と組み合わせてこの装置を 使用することにより、歯医者又は臨床医は、健全な歯髄又は神経組織に損傷を与 えるという恐怖なしに、歯内療法の処置における病的な神経組織に加えてエナメ ル質、象牙質、病的な柔らかい歯肉組織を含む細心の注意を要し且つ困難な処置 を行うことが可能になる。 本発明の超短パルス幅高繰り返し速さレーザシステムは一例として歯科ドリル 適用と結合して説明されたけれど、このレーザシステムは物質除去の適用の非常 に広い範囲に適する手術の特徴を有することは当業者にとって明らかである。耳 、鼻及び喉障害の手術において、塊の物質除去は、中耳骨手術、コレステリン腫 、頭蓋骨及び顎骨手術、悪性組織の選択除去、及び鼓膜手術のような多種の外科 手術で要求される。関心のある組織的な特徴がお互いに非常に接近しているため 、これらの処置の多くは手術する医者が非常に器用な手ぎわを持つことを要求す る。さらに、このような処置と関連する組織の近さ及び細心の注意を要すること のため、ターゲット組織だけを処理し且つ他のものに損傷を与えるのを回避する ために大きな注意が必要とされねばならない。 かくして、本発明のレーザシステムの特徴はこのような外科処置の適用に著し く適することが分かる。なお、本発明のレーザシステ ムは日焼け壊死組織切除の分野の使用に適する。皮膚に新しい表面を付けること 及び日焼け組織除去は超短パルス、高繰り返し速さレーザが適用される特別の適 用である。本発明の物質除去の精度は物質の薄い層だけがレーザパルス当たり除 去されるという事実から得られる。パルスの数を制御することにより、外科医が 除去される物質の量を制御する。組織分化診断フィードバック装置と組み合わせ て日焼け壊死組織切除に対するこの除去方法の適用は皮膚表面を非常に正確に織 り成すことを可能にする。レーザビームが向けられる場所を震わせること、ラス ター走査を行うこと、又はレーザビーム輪郭を制御することにより、臨床医は予 め定められた肌理に彫刻することを可能にする。 本発明のレーザシステムが適する付加的処置は、部分的な半月切除、滑膜切除 、軟骨整復術、軟骨、腱除去、及びミクロ穿孔、新しい表面を付けること、軟骨 、腱及び骨物質を織り成すことを含む関節鏡外科を具備する。 以上の説明から、約１ｆｓから約１００ｐｓのオーダのパルス幅を有するパル スレーザシステムを具備し、高速で、効率的で、正確で、損傷のない生物組織の 除去に対する装置及び方法を提供することが分かる。レーザパルスの幅は熱エネ ルギーの形でビームからターゲット物質格子のエネルギーの移動がほとんどない 程度である。パルス幅がより短くなると、多光子及び／又は衝突イオン化はパル ス間の時間周期でターゲット表面から除去するコールドプラズマを生成する。短 パルスで動作するとき、エネルギー貯蔵は小さな深さに集中し、相当の流体力学 運動及び熱伝導が物質格子で起こる前に生じる。パルス当たり除去される物質の 深さが小さい間に、プラズマによりもたされる除去と関連する最小限の熱及び機 械的な効果は、引き続いて、高物質除去速さを達成する高パルス繰り返し速さで レーザシステムの動作を可能にする。 当業者は、本発明の多種の好ましい実施例の以上の例及び説明は全体として本 発明を説明するだけであり、且つビームエネルギー密度に加え、波長、パルス幅 、パルス繰り返し速さの変化が本発明の精神及び範囲内でなされ得るということ を評価するであろう。したがって、本発明はここに説明される特定の実施例に限 定されず、しかもむしろ添付クレームの範囲により規定される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＵＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ， ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，Ｇ Ｅ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ， ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，Ｐ Ｌ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 ダ シルビア，ルイーズ ビー. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94526, ダンビル，カミノ ラモン プレース 1995 (72)発明者 マシューズ，デニス エル. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94038, モス ビーチ，ステットソン ストリート 600 (72)発明者 グリンスキー，マイケル イー. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94550, リバーモア，ケンジントン コモン 419 (72)発明者 スチュアート，ブレント シー. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94536, フレモント，アルテュラ ストリート 38774 (72)発明者 ペリー，マイケル ディー. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94550, リバーモア，マウント ハミルトン コー ト 5625 (72)発明者 フェイト，マイケル ディー. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94550, リバーモア，ヘレン ウェイ 363 (72)発明者 ルーベンチック，アレキサンダー エム. アメリカ合衆国，カリフォルニア 94550, リバーモア，パシフィク アベニュ 350 ＃703

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．パルスレーザを備え、 前記パルスを動作してパルス出力ビームを生成し、該ビームは個々のパルスを 具備し、各々は約１フェムト秒から約１００ピコ秒までの範囲のパルス幅を有し ； 除去が所望されるターゲット物質に前記パルスビームを向け、各パルスがプラ ズマを形成するように前記物質の薄い層部分と相互作用し； 前記物質部分が除去されるように前記形成したプラズマに崩壊させ； 残存物質に熱的又は機械的なエネルギーの移動を実質的にせずに且つ実質的に 残存物質に対する間接損傷なしに十分な深さの物質が除去されるまで毎秒１０パ ルスより大きなパルス繰り返し速さで前記プラズマ形成ステップを繰り返すこと からなる選択物質除去処理方法。 ２．ターゲット物質は特有の電子−光子エネルギー移動時間を有し且つ個々の パルスの各々はターゲット物質に移動される熱エネルギーが無視できる程度の前 記特有の移動時間よりも小さい幅を有する、請求項１に記載の方法。 ３．前記プラズマは衝突及び／又は多光子イオン化により形成される、請求項 ２に記載の方法。 ４．前記パルスレーザは２００から２５００ナノ秒の範囲の波長を有するパル ス出力を生成する、請求項１に記載の方法。 ５．前記パルス出力ビームは電磁スペクトルの可視部分の波長を有する、請求 項４に記載の方法。 ６．前記パルスレーザは電磁スペクトルの紫外線部分の波長を有 するパルス出力ビームを生成する、請求項４に記載の方法。 ７．前記パルスレーザは電磁スペクトルビームの赤外線部分の波長を有するパ ルス出力ビームを生成する、請求項４に記載の方法。 ８．前記パルスレーザはチャープパルス増幅固体レーザである、請求項３に記 載の方法。 ９．前記パルス出力ビームの各パルスは約０．０１から約５０ミリジュールま での範囲のエネルギーを有し、前記パルスビームは組織が平方センチメートル当 たり約０．３から約１５ジュールまでの歯のエネルギーフルエンスを経験する程 度に物質ターゲットの直径を有する、請求項３に記載の方法。 １０．前記パルスビームはパルス当たり約０．０１から約２ミクロメートルま での範囲の物質除去速さを示し、前記除去速さは物質の発色団、物質固さ、又は 物質の状態に無関係に実質的に一定である、請求項９に記載の方法。 １１．選択物質除去処理に適するレーザシステムにおいて、 パルス出力ビームを生成するように動作するレーザを備え、該ビームは個々の パルスを具備し各々パルスは約１フェムト秒から約１００ピコ秒までの範囲のパ ルス幅を有し、該パルスは毎秒約１０パルスよりも大きなパルス繰り返し速さの ビームにより形成され； 除去が所望されるターゲット物質にパルス出力ビームを向ける手段を備え、各 パルスがプラズマを形成するように前記物質の薄い層部分と相互作用を行い、残 存物質に熱的な又は機械的なエネルギーの実質的な移動をせずにかつ実質的に残 存物質に対する間接的な損傷なしに十分な量の物質が除去されるまで各連続パル スは付加的なプラズマを形成するシステム。 １２．前記ブラズマは衝突及び／又は多光子イオン化により形成される、請求 項１１に記載のレーザシステム。 １３．前記パルス出力ビームの各パルスは約０．０１から約５０ミリジュール の範囲のエネルギーを有し、前記パルスビームは前記物質が平方センチメートル 当たり約０．３から約１５ジュールの範囲のエネルギーフルエンスを経験する程 度に物質ターゲットの直径を有する、請求項１１に記載のレーザシステム。 １４．前記パルスビームはパルス当たり約０．０１から約２ミリメートルの範 囲の物質除去速さを示し、前記除去速度は物質の発色団、物質固さ又は物質状態 に無関係に実質的に一定である、請求項１３に記載のレーザシステム。 １５．前記パルスレーザはチャープパルス増幅固体レーザである、請求項１４ に記載のレーザシステム。 １６．前記出力ビームは２００から２５００ナノメートルの範囲の波長を有す る、請求項１４に記載のレーザシステム。 １７．さらに前記レーザパルス及び前記ターゲット物質間の相互作用に応答し て物質の特性を分析するフィードバック手段を具備する、請求項１１に記載のレ ーザシステム。 １８．前記フィードバック手段はさらに分光写真器を具備し、前記フィードバ ック手段は各パルスにより形成される前記プラズマを分光写真術により評価し、 前記物質特性はプラズマスペクトルを具備する特性ピークの特別のものにより表 示され、フィードバック手段はさらに前記特性ピークの特別のものの変化に応じ て制御信号を形成する、請求項１７に記載のレーザシステム。 １９．フィードバック手段はレーザに結合して動作し、レーザは前記制御信号 の受信時に動作を中止するように制御信号に応答して動作する、請求項１８に記 載のレーザシステム。 ２０．前記フィードバック手段は光学断層レントゲン写真装置を具備し、前記 フィードバック手段は各パルスにより除去されるター ゲット物質の量を光学的に評価し、前記物質特性は除去される物質の深さにより 表示され、フィードバックはさらに所定値に達する前記深さに応答して制御信号 を形成する、請求項１７に記載のレーザシステム。 ２１．フィードバック手段はレーザに結合されて動作し、レーザは制御信号の 受信時に動作を中止するように前記制御信号に応答して動作する、請求項２０に 記載のレーザシステム。