JP5489722B2 - 血管の止血用のｌｅｄ装置 - Google Patents

Description

本発明は一般に、皮膚の血管を止血するために用いられるＬＥＤ技術の分野、及びその皮膚形成手術への適用に関する。

特に本発明は、皮膚の毛細血管からの出血の問題に対処するためのＬＥＤ装置に関する。

本発明はまた、真皮切除用のレーザと組み合わせて使用し、前記処置の副作用を軽減するための前述のタイプの装置に関する。

血管、特に表在性の皮膚の毛細血管など径の小さい血管の止血は、現在のところ主に３つの方法、すなわち、１）血管内の血流を妨げる局部の機械的な圧迫（血小板凝集によって凝固を生じさせることを可能にする）、２）例えば硬化作用又は血管収縮作用を有する薬品を用いた薬理学的な処置、及び３）熱凝固を引き起こすプロセスによって実施される。

特にこうしたプロセスに関して、２つの異なったタイプの処置、すなわち電気凝固及び光凝固を得るために用いられる、２種類の装置を区別することができる。いずれの場合も、結果として生じる止血と共に、組織中に引き起こされる温度増加によって、血液及び血管の構造上の構成要素に含まれるタンパク質の熱変性が起こる。電気凝固は通常、組織に印加するとジュール効果によって熱を発生させる高周波の交流（３００ｋＨｚ超）を生成する、透熱的な凝固装置−クランプ装置などの装置を用いて実施される。しかし、それらが引き起こす熱プロセスは非選択的であるため、すなわち、周囲の組織を加熱することなく、その作用を凝固が必要な血管に限定することができないため、この技術の使用に関連する危険性は高い。

「光凝固」という用語は、前の技術ほど普及していないが、組織を光エネルギーで照射し、その後、光エネルギーを熱エネルギーに変換することによって血管の凝固を生じさせる、ずっと新しい技術を意味するのに用いられる。

この結果は、通常は主に組織の水分によって吸収される近赤外又は中赤外の領域（０．７〜１０μｍ）の波長を有するレーザ装置を用いて得られる。こうした装置は本質的に、既に皮膚形成手術及び血管形成手術に使用されているダイオード・レーザ、エルビウム・レーザ、ネオジム・レーザ及びＣＯ_２レーザである。こうしたレーザは一般に、周囲の組織に影響を与えないような血液成分に対する選択的作用を有していない。

最近では、他のタイプのレーザ、すなわち、より径の大きい皮膚の血管（約１ｍｍ）に対する選択的な硬化作用を有し、表在性血管腫を除去するのに用いられる、約５８０〜５９０ｎｍの放射を用いる色素レーザを皮膚病学に使用することも推奨されている。しかし、こうした装置は、より径の小さい皮膚の毛細血管（１０〜１００ミクロン）にはそうした選択的作用を有しておらず、それは、色素レーザのパルス状の放射モードのために、毛細血管の凝固を生じさせるのに十分な熱を蓄積することができないためである。さらに、こうしたレーザ装置は、近赤外及び中赤外の範囲の波長で動作するものよりさらに高価であり、またレーザ媒体を構成する色素の交換であるメンテナンスを、きわめて頻繁に行うことも要求される。

特にしわの切除を得る（皮膚の表面を再び滑らかにする）ために、レーザ又は機械的な器具を用いて表皮及び真皮の一部を除去する美容外科における真皮の切除に関しては、この切除処置によって、きわめて頻繁に（直径が１００ミクロン未満である）真皮乳頭の皮膚の血管からの出血が起こる。処置中に出血が起こると、出血によって医師が処置中の領域をはっきりと見ることができなくなること、出血が感染症を引き起こす可能性があること、またレーザによる真皮切除の場合には、出血がレーザ放射に対する遮蔽物して作用することから、患者にとっても外科医にとっても不都合である。出血が起こったときには、出血が終わるまで処置を一時的に中断することが必要になるが、それには数分かかることがあり、このため、処置セッションが連続的に中断及び開始され、手術時間全体がかなり長くなり、それによって患者に不快感を与え、処置のコストが増大することになる。さらに、結果として得られる美容効果も、広い瘢痕領域の存在によって無効になる可能性がある。

皮膚形成手術の分野では、出血の問題を克服するために、現在のところ基本的には２つの技術的な解決策、すなわち、１）出血している皮膚の表面を機械的に圧迫すること（これは最も直接的な解決策であり、ほとんどの場合において好ましい）、２）ＣＯ_２レーザを照射すること（特に、同じレーザが真皮切除処置にも使用されるとき）が提唱されている。しかし既に言及したように、ＣＯ_２レーザは血液成分に対して選択的ではなく、真皮組織すべての凝固を引き起こし、しばしば過度の熱の影響を及ぼし、その結果として組織の熱傷による損傷を生じさせ、結果的に瘢痕の問題を伴うようになる。

したがって皮膚形成手術、より一般的には剥脱による損傷の処置において、出血の制御に関する問題は、依然として簡単且つ安価な解決策が見つかっていない未解決の問題である。したがって、基本的に重要なことは、血液成分に対して選択的に作用し、安価で処理及び使用が容易であり、場合によっては、美容外科において真皮切除用のレーザ（エルビウム：ＹＡＧ及びＣＯ_２）と共に使用するように設計され、出血の副作用を迅速且つ効果的に克服することができる、安全な装置を提供することである。

本発明の一般的な目的は、光−熱凝固プロセスによって、すなわち制御された熱の放出と共に、血液によって選択的に吸収される波長の放射を用いて、皮膚の血管の止血を生じさせるための、小型で処理しやすく持ち運び可能なＬＥＤ装置を提供することである。当該の装置は、美容外科における、より一般的には、外科的又は偶発的な場合など、どのようにして生じたものであっても表在性の皮膚の損傷の処置における、真皮切除処置のためのものである。

本発明の特定の目的は、表在性の血管の出血の場合に止血を生じさせるために、皮膚に接触させて直接的に適用することによって手動で操作すること、又は適切な光学装置によって集束させること、又は光ファイバ手段を用いて伝送することが可能なＬＥＤ装置を提供することである。

本発明の他の特定の目的は、外科的な又は美容整形の処置において、例えば真皮切除処置の場合に、前記処置中に表在性の血管の止血を生じさせる目的で、使用されるレーザのハンドピースに関連付けられた光放射を用いるＬＥＤ装置を提供することである。

これらの目的は、止血用のＬＥＤ装置によって達成され、その本質的な特徴は、ＬＥＤが青紫色のスペクトル帯域（３９０〜４７０ｎｍ）の光を放射することにある。

本発明の他の重要な特徴は、従属請求項に記載される。

止血用のＬＥＤ装置の特徴及び利点は、ここでは非限定的な実施例として添付図面を参照して示す実施例に関する以下の説明から明らかになるであろう。

本発明による止血用のＬＥＤ装置の概略図である。 本発明による止血用のＬＥＤ装置を、真皮切除用のレーザと共にどのように使用するかを示す図である。 皮膚における主な発光団の吸収スペクトルを示す図である。 ＬＥＤ装置を皮膚に接触させて用いる場合について、計算によって得られた青色光の影響による毛細血管における温度増加を示す図である。 計算によって得られた、図４と同じ処置によって発生させた青色光の影響による皮膚の厚さにおける温度増加を示す図である。 ＬＥＤ装置を皮膚に集束させる場合について、計算によって得られた青色光の影響による毛細血管における温度を示す図である。 計算によって得られた、図６と同じ処置によって発生させた青色光の影響による皮膚の厚さにおける温度増加を示す図である。 集束させた光放射を伝送するためにＬＥＤ装置に光ファイバ手段を採用する場合について、計算によって得られた青色光の影響による毛細血管における温度を示す図である。 計算によって得られた、図８と同じ処置によって発生させた青色光の影響による皮膚の厚さにおける温度増加を示す図である。

皮膚の血管の止血用のＬＥＤ装置は、青紫色のスペクトル帯域（３９０〜４７０ｎｍ）の放射を用い、光−熱効果の結果として血管の凝固を生じさせることに基づくものである。ＬＥＤ装置は、組織に直接接触させて使用する、又は適切な光学装置を用いて集束させる、又は光ファイバの伝送手段を使用するように設計され、それによって、ＬＥＤ装置を、外科的な又は美容整形の処置で使用するために、単独で、又はレーザ若しくは高出力の非干渉性の光源のハンドピースと共に用いることが可能になる。

図１は、ＬＥＤ装置の１つの実現可能な実施例を概略的に示しており、図中、参照番号１は、容易に処理できるような大きさ、例えば直径５ｃｍ、長さ１２ｃｍの円筒形の容器を指している。容器１は、例えば患者又はオペレータに対する電気ショックの危険性を低減するように２４Ｖで電力供給される、安定化させた電圧及び電流の制限手段を有するアナログ型のＬＥＤ６用の電力供給ユニット２を収容する。電力供給ユニット２は、２４Ｖの電力供給を与える電源電圧で動作する外部の電源３に電気的に接続される。参照番号４は、やはり前述の安定化された電力供給ユニット２によって電力供給を受ける、ＬＥＤ６を冷却するためのファンを指している。ＬＥＤ６は、ＬＥＤによって発生した熱を放散させるためのヒート・シンク５の上に、それと熱的に接触するように設置される。

参照番号７は、少なくとも１つのレンズ８を含む、ＬＥＤ６からの光放射を集束させるための光学系を識別するものであり、前記光学系は、適切なスペーサ９によってヒート・シンク５に簡単に取り付けることができる。

光をＬＥＤから光ファイバによって伝送する場合には、装置に、前述の集束系７上に設置するための光ファイバ結合手段１０を取り付けることも可能であり、ファイバは、例えばＳＭＡねじ型の雌型コネクタ１１によって接続される。

図２は、参照番号１２によって識別されるＬＥＤ装置を、外科用又は美容整形用のレーザ装置１６と共にどのように用いるかを示しており、図中、１３は光ファイバ（例えば直径１ｍｍ）、１４はレーザの関節式アーム、１５は前記関節式アーム上のハンドピースである。光ファイバの端部は、ＬＥＤからの光がレーザからの光に対して同軸に放射されるように、ハンドピース内に係止される。ハンドピースの内部には、例えば放射された光をファイバを通して集束させるための光学系、及びＬＥＤの波長に対しては透過性であり、レーザの波長は完全に反射するダイクロイック・リフレクタからなる適切な光学系も存在する。光学系は、ハンドピースの直前に配置される関節式アームの最後のミラーに代わるものであり、その結果、処置を受ける組織の表面上で、ＬＥＤ放射の焦点がレーザ放射の焦点と重なるようになる。

ＬＥＤの構成要素は、最近になって比較的安価に開発されたもの（例えばＲｏｉｔｈｎｅｒ Ｌａｓｅｒｔｅｃｈｎｉｋ ＧｍｂＨのカタログ参照）など、約１００ｍＷ〜１Ｗの全体的に中程度から高程度の出力を伴う青紫色の帯域の光を放射する、個々のＬＥＤのマトリクスの形でもよい。青紫色のスペクトル帯域のＬＥＤ放射が選択されるのは、酸化ヘモグロビンの主な光吸収のピークが約４１０ｎｍにあり、還元ヘモグロビンではそれが約４３０ｎｍであるためである。図３に示すように、前記スペクトル領域におけるこれら２つの種の吸収は、水やメラニンなど他の皮膚の構成要素のものよりかなり高い。青色のスペクトル帯域におけるヘモグロビンの光学的な特性を利用して、表皮の剥離又は剥脱による損失の場合に、小〜中程度の径（直径１０〜１００ミクロン）の真皮血管に光凝固を生じさせることができる。真皮層の中を青色光が透過する深さが（数百ミクロンに）限られているため、装置の適用が表在性の毛細血管に制限される。

接触による適用法
１つの実現可能な実施例では、ＬＥＤアレイ、例えば４３０〜４４０ｎｍの間に現れる帯域で、したがって還元ヘモグロビンの吸収ピークの近くで、平均７００ｍＷの光パワーを放射するＬＥＤ ４３５−６６−６０（Ｒｏｉｔｈｎｅｒ Ｌａｓｅｒｔｅｃｈｎｉｋ、オーストリア、ウィーン）からなる光源が用いられる。止血処置は、ＬＥＤの光放射面を皮膚の出血している領域に直接接触するように配置することによって実施される。前記適用法は、比較的広い領域、すなわち約１ｃｍ^２の皮膚の止血に適している。皮膚とＬＥＤの光放射面の間に、装置によって放射される波長に透過性のある無菌材料のシートを挿入することができる。

以下の実施例は、装置を皮膚に直接接触させて用いるときの温度増加及びその分布の推定を示す。このために、装置がその動作中に熱を放散させること、特に前述のＬＥＤは８Ｗのパワーを放散させることに留意することが重要である。皮膚に直接接触させて適用するとき、この熱パワーのうちの約１Ｗが伝導によって皮膚の組織に伝えられると想定することができる。照射される領域の寸法はＬＥＤの寸法と一致する、すなわち半径４ｍｍの円盤状である。表皮が真皮の剥脱によって除去されたと想定すると、径の小さい真皮浅層の毛細血管で生じる温度増加を、「生体伝熱方程式」及び有限要素法（例えば、Ｆ．Ｒｏｓｓｉ、Ｒ．Ｐｉｎｉ、「Ｍｏｄｅｌｉｎｇ ｔｈｅ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｒｉｓｅ ｄｕｒｉｎｇ ｄｉｏｄｅ ｌａｓｅｒ ｗｅｌｄｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｃｏｒｎｅａ」、Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＸＶ、ＳＰＩＥ ５６８８巻、１８５〜１９３頁、米国、ワシントン州、ベリングハム、２００５参照）を用いて計算することができる。図４に示すように、結果として得られるグラフは、このタイプの処置を受けた毛細血管における温度の応答と時間の関係を示しており、数秒の照射（５〜１０秒）のうちに、達した温度によって血液成分の凝固を生じさせること、したがって、出血を止めることが可能であることを理解することができる。５秒の処置後の真皮内の温度分布のマップを図５に示す。放射されたボリュームに限定された、局所的な加熱であることを理解することができる。

ＬＥＤ放射の集束を用いた適用法
他の実現可能な実施例では、同じ光源、すなわちＬＥＤ ４３５−６６−６０（４３５ｎｍ、７００ｍＷの放射パワー）が用いられるが、この場合、ＬＥＤの前方に光学集束系７が設置される。この適用法は、数平方ミリメートル程度の小さい皮膚の領域の止血に適している。集束装置がＬＥＤによって放射されるパワーの５０％の損失を生じさせ、皮膚上の照射される領域の半径が１ｍｍであると仮定して、血液成分の加熱及び組織内の熱分布のダイナミクスを評価することができる。図６は、計算によって得られた温度の応答を示しており、０．３秒後に所望の加熱効果が得られることが観察される。この考察を用いると、図７に示すように、生じた熱分布はかなり局所的である。

ＬＥＤによって放射された光の光ファイバによる伝送を用いた適用法
他の実現可能な実施例では、同じ光源、すなわちＬＥＤ ４３５−６６−６０（４３５ｎｍ、７００ｍＷの放射パワー）が用いられるが、この場合、光学集束系７に加えて、光ファイバ結合系９も設置される。０．５ｍｍの半径を有するファイバを用いると想定すると、この方法によって、数平方ミリメートル程度の小さい皮膚の領域の止血にさらに適した処置を、きわめて正確に適用することができる。例えば光ファイバを用いる方法は、個々のしわの真皮の剥脱中に引き起こされる出血を止めるのに特に有利である。光ファイバの結合がＬＥＤによって放射されるパワーの７０％の損失を生じさせ、皮膚上の照射される領域の半径が０．５ｍｍであると想定して、前のケースと同様に、止血をもたらす処置の効率を評価することができる。結果を図８及び９に示す。０．３秒後に所望の加熱効果に達し、それはきわめて局所的である。

光ファイバによる伝送、及びＬＥＤによって放射された光とレーザ又は高出力の非干渉性の光源からの光放射との結合を用いた適用法
この方法は、特に短いパルスのエルビウム・レーザを用いるときに、「低温切除」によって、すなわち、止血を生じさせるには不十分である、ごくわずかな皮膚の温度増加を生じさせることによって実施される、レーザによる真皮切除処置に用いられる。達成可能な操作の精度、及び出血している毛細血管におけるヘモグロビンの加熱ダイナミクスは、前のケースのものに匹敵する。

本明細書に詳しく記載されていない任意の他の態様に関しては、前述の適用法を拡張して複数のＬＥＤモジュールを組み合わせて使用し、当該のＬＥＤモジュールでは、それぞれ酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸収ピークと一致した光放射を得るために、各ＬＥＤが（利用可能な光パワーを高める目的で）同じタイプのものであっても、前述のＬＥＤ ４３５−６６−６０−１１０及びＬＥＤ ４０５−６６−６０−１１０（Ｒｏｉｔｈｎｅｒ Ｌａｓｅｒｔｅｃｈｎｉｋ、オーストリア、ウィーン）など異なるタイプのものであってもよいことが、当業者には明らかであろう。

開示内容の再考に基づき、本発明に対する様々な変更形態及び代替形態を理解することができる。こうした変更及び追加は、以下の特許請求の範囲によって定められる本発明の範囲内であることが企図される。

Claims (5)

1. 少なくとも１つのＬＥＤ（６）、前記ＬＥＤ用の電力供給ユニット（２）、前記ＬＥＤを冷却するための手段（４）、及び前記ＬＥＤから熱を放散させるための手段（５）を備える皮膚の血管の止血用のＬＥＤ装置であって、
   ヘモグロビン及び酸化ヘモグロビンの光の吸収が、皮膚の血管に光凝固を生じさせるように、
   前記ＬＥＤが、メラニンと水である他の皮膚の構成要素と比べてヘモグロビン及び酸化ヘモグロビンの前記光の吸収が高い、青紫色のスペクトル帯域の光を放射し、
   異なる波長帯域の光を放射する、複数のＬＥＤモジュールが提供され、
   異なる波長帯域の光を放射する前記ＬＥＤが、４１０ｎｍ及び４３０〜４４０ｎｍの光を放出することを特徴とするＬＥＤ装置。
2. 前記ＬＥＤ用の光学集束系（７）も備える請求項１に記載のＬＥＤ装置。
3. 集束させた光の光ファイバ結合のための系（１０）も備える請求項１又は２に記載のＬＥＤ装置。
4. 前記光ファイバ結合系（１０）を通して、レーザ（１６）又は高出力の非干渉性の光源のハンドピース（１５）に結合されることを特徴とする請求項３に記載のＬＥＤ装置。
5. 前記ＬＥＤの全出力が、０．１〜１Ｗの間からなる請求項１から４までのいずれかに記載のＬＥＤ装置。