【発明の詳細な説明】
可視光による子宮内膜の加熱処理方法
発明の背景 １．発明の分野
本発明は一般に内部組織の治療のための輻射エネルギーの使用方法に関し、特
に、子宮の内膜および他の中空の体内器官を加熱するために可視光を使用する方
法およびシステムを提供する。
過剰の子宮出血は多くの割合の女性の一生における一定の時期に生じる比較的
一般的な状態である。子宮摘出は極端な場合の過剰出血を軽減するための効果的
な処理方法であるが、多くの女性は子宮内膜（endometrium）の除去および／ま
たは焼灼のような、より穏やかな処理方法を選ぶ。
この子宮内膜の焼灼および／または除去のために種々の治療方法が提案されて
いる。例えば、子宮組織の切断および焼灼を行なうために電気外科手術を採用す
ることが既知であり、比較的有効であるが、相当に時間がかかる。さらに、数多
くの別の治療方法が提案されており、焼灼性の薬品、レーザー焼灼、および加熱
液体の適用がこの中に含まれる。この内の焼灼性薬品の許容度は目的領域外の組
織への接触の危険性および傷害性を有する過剰の暴露の可能性によって制限され
てきた。レーザー焼灼は子宮内膜を焼いて除去するために使用されていたが、合
理的な出力設定におけるレーザーの有効面積が比較的狭く、このような処理方法
では子宮内膜を完全に治療するのに極めて長い時間がかかる。
さらに、最近になって、子宮内膜の温度を均一に上昇するために加熱液体（一
般的に水または塩類溶液）を使用することが提案されている。このような提案は
かなり均一な治療温度での比較的迅速な処理方法を提供しているが、このような
方法を適用するためのシステムは極めて複雑になる傾向があった。特に、このよ
うなシステムは過剰な流体圧力および流体汚染から患者を保護して体内空孔部の
中に流体を循環させながら、目的領域外の組織の加熱を避ける機構を一般に備え
ている。
上記に鑑みて、子宮内膜を除去および／または焼灼するための別のシステムお
よび方法を提供することが望ましい。これらのシステムおよび方法が時間のかか
る治療処理を要さずに広範囲の患者の生理的条件に適合し得るものであればなお
好ましい。さらに、これらの子宮の治療方法が侵襲性をできるだけ抑えた穏やか
な処理方法であって、安全性が高まり、作用を受ける組織の調節機能が向上して
、子宮を穿孔して周囲組織に傷害を与える危険性が減少できることが理想的であ
る。２．従来の技術
米国特許第５，４７８，３３９号はレーザー光拡散のための子宮内装置および
その使用方法を記載している。また、米国特許第５，４４９，３５４号もレーザ
ーエネルギーによる体内空孔部の内部を治療するための装置を記載している。米
国特許第４，７８４，１３２号は体内腔のレーザー治療、特に血管のような閉塞
された体内腔を治療するための方法および装置を記載している。米国特許第５，
５１７，００５号は食品調製において使用する可視光および赤外料理装置を記載
している。
また、米国特許第４，６１２，９３８号は体内空孔部を照明する方法を記載し
ている。米国特許第５，４０５，３６９号は胃腸組織の光化学的焼灼を記載して
いる。
さらに、米国特許第５，５３６，２６５号は光分散装置およびその製造方法を
記載している。米国特許第５，２９８，０２６号は腫瘍のレーザー治療の方法お
よび装置を記載している。米国特許第４，９９８，９３０号および同第５，１２
５，９２５号は体内空孔部用レーザーカテーテルおよび光治療方法を記載してい
る。
発明の概要
第１の態様において、本発明は中空の体内器官の内膜（lining）を治療するた
めの方法を提供する。この方法は電磁的輻射エネルギーを発生することから成り
、当該輻射エネルギーの少なくとも主要部分が可視光スペクトル内の光エネルギ
ーから成る。この輻射エネルギーは中空の体内器官内から中空の体内器官の内膜
上に拡散されて、この可視光エネルギーによって内膜の少なくとも主要部分が加
熱される。
可視光は、特に子宮内膜を治療する場合に、所定の目的の深さまで組織を加熱
できる場合が多い。必要に応じて、上記の輻射エネルギーは、さらに、赤外また
はマイクロ波エネルギーのような透過性のエネルギーによって構成されている。
これによって、可視光が内膜表面近傍の内膜の部分を加熱すると共に、浸透性の
エネルギーによって表面下のより深い部分が直接に加熱できる。幾つかの実施形
態において、上記の中空の体内空孔部はその内部におけるガスまたは液体の加圧
によって膨張されている。
また、別の態様において、本発明は過剰の子宮出血の治療方法を提供する。こ
の方法は可視光スペクトル内の光エネルギーから成る主要部分を有する電磁輻射
エネルギーを発生することから成る。この輻射エネルギーは子宮から子宮内膜に
拡散される。特に、この可視光エネルギーは子宮内膜の少なくとも主要部分を加
熱する。上記の拡散および加熱工程は、加熱した子宮内膜部分が所定の子宮内膜
焼灼範囲内の温度に到達した時点で終了する。幾つかの実施形態においては、拡
散装置プローブを子宮内で走査して子宮内膜のひだを操作することによって、概
ね全ての子宮内膜を処理することができる。
別の態様においては、本発明は基端部および先端部を有する光ケーブルから成
る光学的高熱（hyperthermia）拡散装置プローブを提供する。この光ケーブルは
可視光スペクトル内の光エネルギーを伝達するケーブルであり、中空の体内器官
の内膜を加熱するように作用する。光ファイバーケーブルから先端側に延出して
いる少なくとも１個の拡散装置が中空の体内器官内からその内膜に放射状に光エ
ネルギーを拡散するように構成されている。好ましくは、上記のプローブは複数
の拡散装置を備えており、当該複数の拡散装置が弾性的に付勢されて互いに横方
向に広がる。これらの弾性的な拡散装置構造を選択的に用いることによって、拡
散装置の立体的形状が特定の患者の生理的状態に適合するように変化できる。
さらに別の態様においては、本発明は光学的高熱拡散装置プローブを提供する
。このプローブは基端部および先端部を有する光ファイバーケーブルから構成さ
れており、当該ケーブルは治療用光エネルギーを伝達することができる。複数の
拡散装置がこの光ファイバーから先端側に延出している。これらの拡散装置は、
軸方向に位置合わせされている時は先端側に光エネルギーを伝達できるが、互い
に横方向に分離している時は放射状に光エネルギーを拡散するように構成されて
いる。さらに、シースが拡散装置の少なくとも一部分上に摺動できるように配置
可能であって、当該部分を一体に位置合わせする。従って、シースの位置を変え
ることによって拡散装置の有効長を変更することができ、プローブを異なる子宮
内形状を有する使用者にそれぞれ適合することが可能になる。
図面の簡単な説明
図１は本発明の原理に従う弾性的拡散装置プローブの先端部の斜視図である。
図２は可視光スペクトル内の輻射エネルギーを用いて子宮内膜を加熱するため
のシステムの概略図であり、当該システムは図１のプローブを備えている図であ
る。
図３Ａおよび図３Ｂはプローブのシースから弾性的な拡散装置を選択的に延出
させることによって異なる子宮の形状を有する患者の子宮内膜を加熱するための
図１のプローブの使用方法を示している図である。特定の実施形態の詳細な説明
まず、図１において、可視光子宮内膜焼灼プローブ１０は基端側延伸部分１２
および先端側延伸部分１４を有する細長い本体部から概ね構成されている。一対
の弾性的拡散装置１６，１８がシース２０から先端側に延伸可能に配置されてい
る。なお、本発明のプローブは一対の弾性的拡散装置について概ね説明するが、
３個以上の弾性的拡散装置端部を有するプローブ構造もまた本発明の範囲内であ
る。
拡散装置１６，１８は半円筒体２２および球状端部２４により構成されている
。これらの半円筒体は弾性的に付勢されて横方向に広がるようになっている。好
ましくは、これらの半円筒体はシース２０により軸方向に拘束できる程度に十分
な柔軟性を有している。半円筒体２２がシース２０から先端側に延出している時
に、これらは図示のように外側に広がって子宮の「Ｙ」字形状に概ね一致する。
理想的には、これらの拡散装置は子宮内膜に鈍い傷を負わせる力よりも小さい力
によって弾性的に外側に広がって、拡散装置が周囲の体内空孔部によって安全に
放射状に拘束できる。
好ましくは、シース２０の先端部の基端側にある拡散装置１６，１８の部分２
６は一体に組み合わされて円形の断面を有する導波管を構成している。このよう
な円形断面は導波管２６の機能を高めて輻射エネルギーを効率良く伝達する。換
言すれば、これらの２個の拡散装置は共に、必要に応じて周囲のシース２０によ
って組み合わされて、当該シースを介して先端側に可視光スペクトル内の光を効
率よく伝達する。拡散装置１６，１８の基端側において、導波管２６は一般的に
光ファイバーの束のような従来の高出力光学ケーブルに連結されている。
シース２０よりも先端側に延出する拡散装置１６，１８の部分２８はそれらの
分離した半円形の断面から放射状に光を拡散する。弾性的な拡散装置１６，１８
の周りに光拡散パタンを形成して組み合せの導波管に沿う透過率を高めるために
、当該拡散装置構造体の屈折率が軸方向および半径方向に変化できる。而して、
組み合わせ部分２６およびそれぞれの先端部分２８を通って先端側に伝達される
光は球状端部２４を介して概ね同等の球形形状で拡散される。
各拡散装置１６，１８の構造は多数個の別々なファイバーにより形成してもよ
く、また、所望の光伝搬特性を有するモノリシックなポリマー構造により構成す
ることもできる。例えば、適当な拡散装置材料および／または構造はRare Earth
Medical社（ウェスト・ヤーマウス、マサチューセッツ州）から市販されている
。あるいは、弾性的拡散装置１６，１８は市販のガラスまたはプラスチックファ
イバーを所望断面の軸体に束ねることによって製造できる。拡散装置の端部にお
いて、これらのファイバーは広がって所望の光出力分布を行なう。また、これら
のファイバーを織ったり編んだりして光漏れを誘発することができ、織り方や編
み方の密度および強さを変えることによってその光の出力分布を変えることがで
きる。その後、このように作成したファイバーをシリコーンエラストマー等の基
材に結合することができる。
シース２０は弾性的拡散装置１６，１８を直線状の形態に拘束するのに十分な
フープ強度を有する単純なポリマーまたは金属シースにより構成できる。上述の
ように、このシースは、必要に応じて、弾性的拡散装置１６，１８により形成さ
れる組み合わされた導波管２６を介する輻射エネルギーの先端側への伝達を促進
する反射性の内側表面、および／または、一定の屈折率を有するまたは材料によ
り構成することができる。幾つかの実施形態において、このシースと弾性的拡散
装置との間の間隙には子宮の空孔部を膨張させるためのガス流通路が備えられる
。シース２０は光源、ガス供給源、拡散装置伸長機構等の接続のための基端側ハ
ウジングを備えている場合が多い。さらに、シース２０は、必要に応じて、膨張
可能な環状バルーン、外径の局部的な増大部、あるいは、特に子宮の膨張が望ま
れる場合にシース２０の外表面を子宮頸によって密封できるようにする別の機構
を備えることができる。
次に、図２において、可視光の子宮内膜焼灼システム３０は基端側ハウジング
３２を有するプローブ１０を備えている。さらに、概略的に示した基端側ハウジ
ングには、拡散装置伸長機構３４、可視光供給源３６の連結部材、温度センサー
システム３８の連結部材および膨張ガス入力ポート４０が備えられている。
可視光供給源３６は一般的に電磁輻射エネルギーを発生し、このエネルギーは
可視光スペクトルに含まれる全エネルギーの少なくとも主要部分を含んでいる。
一般に、可視光エネルギーは、特に組織をその表面または当該表面の近傍におい
て加熱する場合に、その浸透性が幾分制限される。多くの場合において、目的と
される加熱組織は子宮の内部表面から１ｃｍほど内側であるため、可視光の浸透
性が極めて適している。これに対して、赤外およびマイクロ波エネルギーは組織
を通して相当な距離だけ浸透でき、露光した内膜の下の相当な深さまで加熱処理
が行なわれる。それゆえ、可視光は赤外やマイクロ波エネルギーに比して安全性
において有意差をもって遊離であり、目的とされる子宮内膜の下方組織の過温症
の危険性も実質的に低減できる。しかしながら、可視光スペクトル内の輻射エネ
ルギーと所定量の赤外および／またはマイクロ波エネルギー（後者は通常は別の
伝達構造を有する）のようなより浸透性の高いエネルギーとを組み合わせた電磁
的な輻射エネルギーを供給して組織表面と露光された内膜の下方の所望の深さの
両方における組織を処理することが望ましい。さらに、これらの可視光および浸
透性の輻射エネルギーの相対的な量が選択的に制御可能であれば理想的である。
一般に、光供給源３６は子宮内膜の主要部分を、一般的には約８０℃以上で好
ましくは約１００℃までの、所定の高熱温度範囲まで加熱するのに十分なエネル
ギーを供給できる。なお、加熱時間は、処理面積の大きさ、加熱する組織の深さ
、可視光および浸透性の電磁的エネルギーの特定の組合せ、膨張媒体に対する熱
の伝送性、および光供給源およびケーブルにより供給される出力によって決まる
。一般に、光供給源３６は組織浸透性と表面加熱との組み合わせに応じて選択さ
れるスペクトル特性を有するクオーツ、ハロゲン、キセノン等の光供給源により
構成されている。可視光スペクトル内の主要な輻射エネルギーを供給するランプ
構造の一例が本明細書にその開示全体が参考文献として含まれる米国特許第５，
５１７，００５号に記載されている。
温度センサーシステム３８は必要に応じて弾性的拡散装置１６，１８の端部の
中に組み込まれた熱電対または他の温度センサーを備えることができる。幾つか
の実施形態において、この温度センサーシステムは組合せの導波管を介して戻っ
てきた反射光をモニターして分析することにより露光された子宮内膜の温度が決
定できる。なお、この温度センサーシステム３８は光供給源３６にフィードバッ
クできる場合が多いことが当然に理解できる。このようなフィードバック機能に
よって、子宮内膜の加熱処理が所定の焼灼温度で行なうことが可能になり、この
ような子宮内膜焼灼温度を一定の時間だけ維持することができる。
二酸化炭素等の生体許容可能なガスが子宮を膨張するために膨張ポート４０を
介してしばしば導入される。このような膨張ガスは子宮内のひだを平坦にして均
一な露光の度合いを高めて、水や塩類溶液の膨張による熱の対流や流体による汚
染を回避する。また、水や塩類溶液による膨張もまた有効である。幾つかの実施
形態において、子宮内膜のひだをプローブの穏やかな回転により処理して弾性的
拡散装置構造体により当該子宮内膜のひだを開いて露光することができる。
図示のプローブの実施形態は子宮内膜焼灼処理の視覚的方向のための内視鏡を
備えていないが、シースを拡張してその主内孔部または別の付属内孔部の中にこ
のような内視鏡を備えることができることが当然に理解できる。幾つかの実施形
態においては、拡散装置の断面がこのような内視鏡に適合できるように変形でき
る。
図１のプローブを用いる子宮内膜焼灼の方法を図３Ａおよび図３Ｂに基づいて
説明する。一般に、プローブ１０は、拡散装置１６，１８を介して治療用の輻射
エネルギーを伝達する前に位置決めされる。幾つかの実施形態においては、シー
ス２０が、拡散装置を当該シースの内孔部の中に導入する前に子宮頸を介して導
入される。必要に応じて内視鏡を含む閉塞具がシースの子宮頸を介する位置決め
を行なうために使用できる。別の実施形態においては、拡散装置の丸みを付けた
端部が組み合わされてシースの進入の際に非外傷性の端部を形成する。
幾つかの実施形態においては、シース２０は子宮頸Ｃに対してシール部を形成
する。上述のように、シースに取り付けた環状のバルーンや単純な傾斜したショ
ルダー部（この部分においてシースは基端側にその直径を増加する）によってこ
のようなシールが行なえる。シースが子宮頸においてシールされると、膨張ガス
がシースを介して供給されて子宮内の空孔部が膨張されて、子宮内膜のあらゆる
ひだが露光可能になる。あるいは、シース２０の直径を実質的に小さくして、弾
性的拡散装置１６，１８による子宮内膜表面の操作によって各ひだを露光できる
。このような実施形態においては、好ましくはシース２０に内蔵される内視鏡の
存在によって、子宮内膜の手動操作が容易になる。
図３Ａの子宮Ｕ１と図３Ｂの子宮Ｕ２との比較により理解できるように、プロ
ーブ１０の弾性的拡散装置構造は実質的に異なる子宮容積に容易に適合可能とな
る標準的な大きさのプローブを許容し得る。特に、拡散装置の「Ｙ」形状は子宮
の形状に概ね一致して細部や底部を露光して治療することができる。都合の良い
ことに、子宮の異なる幅には拡散装置の柔軟性によって適応することができ、こ
の柔軟性は処理中において子宮の側面により安全に拘束される。加えて、子宮の
異なる長さにはシース２０の先端部から拡散装置を所定の長さだけ延出させるこ
とによって適応することができる。従って、広い範囲の解剖学的構造が図示の標
準的な装置によって治療できる。装置の位置決めはその固有の形状により補助さ
れ、子宮上部における概ね楕円形の断面によって自己整合する傾向がある。
上述のように、主要の可視光スペクトル成分を含む電磁的輻射エネルギーがシ
ースを介して伝達されて拡散装置１６，１８により拡散される。都合の良いこと
に、この可視光エネルギーは子宮内膜の主要部分を加熱して、当該露光された子
宮内膜表面またはその近傍において加熱処理を行なう。この加熱処理は子宮内膜
が所定の子宮内膜焼灼範囲内の温度に到達した段階で即時に停止でき、あるいは
、この子宮内膜は治療を行なうために一定時間だけ上昇した温度に維持できる。
上述のように、拡散装置は子宮内膜温度の接触測定用の温度センサーを内蔵でき
、あるいは、シース２０を介して戻された反射エネルギーは分析されてその情報
を用いることができる。都合の良いことに、拡散装置１６，１８の比較的大きい
連続的な拡散表面が、当該拡散装置の表面が子宮内膜に接触する場合のように、
任意の局所的な「ホットスポット（hot spots）」を最小にする。従って、この
大きな拡散装置の表面が子宮内膜におけるひだを直接操作して加熱処理中の露光
効率を高めることができる。
一般に、約５ワットから１５０ワットの間の輻射エネルギーが、一般に、０．
２５分から１０．０分の間の時間で治療中に拡散装置を介して伝達される。この
全体の輻射エネルギーのうちで、約４０％から９０％が可視光スペクトル内の輻
射光エネルギーとなる。図示の例示的な実施形態においては、シースは約２．０
ｍｍから９．０ｍｍの間の外径を有し、拡散装置は約１．０ｃｍから１０．０ｃ
ｍの間の範囲の距離でシースから延出できる。このような構造は約０．２５分か
ら１０．０分の間の範囲の時間での加熱処理による有効な子宮内膜焼灼治療を行
なうことができる。
以上、本発明の例示的な実施形態をその明瞭化と理解のためにある程度詳細に
説明したが、当該技術分野における熟練者にとって、種々の変形、変更および適
応態様が明らかである。それゆえ、本発明の範囲は特許請求の範囲によってのみ
限定される。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Background of the heat treatment method invention endometrial by visible light 1. FIELD OF THE INVENTION The present invention relates generally to methods of using radiant energy for the treatment of internal tissues, and more particularly to methods and systems for using visible light to heat the lining of the uterus and other hollow bodily organs. . Excessive uterine bleeding is a relatively common condition that occurs at certain times in the life of a large proportion of women. Hysterectomy is an effective treatment to reduce excessive bleeding in extreme cases, but many women choose a more gentle treatment, such as removing and / or cauterizing the endometrium . Various treatment methods have been proposed for cauterizing and / or removing the endometrium. For example, it is known to employ electrosurgery to perform cutting and cauterization of uterine tissue, which is relatively effective but takes considerable time. In addition, a number of alternative treatments have been proposed, including cauterizing drugs, laser ablation, and the application of heated liquids. The tolerance of the cauterizing agents has been limited by the risk of contact with tissue outside the area of interest and the potential for injurious overexposure. Laser ablation has been used to burn and remove the endometrium, but the effective area of the laser at reasonable power settings is relatively small, and such a method of treatment can completely treat the endometrium. It takes a very long time. Furthermore, it has recently been proposed to use heated liquids (typically water or saline) to raise the temperature of the endometrium evenly. While such proposals have provided a relatively rapid processing method at fairly uniform treatment temperatures, the systems for applying such methods have tended to be quite complex. In particular, such systems generally include mechanisms to protect the patient from excessive fluid pressure and fluid contamination and to circulate fluid through the body cavity while avoiding heating of tissue outside the target area. In view of the above, it would be desirable to provide another system and method for removing and / or cauterizing the endometrium. It would be even more desirable if these systems and methods could accommodate a wide range of patient physiological conditions without the need for time-consuming treatment procedures. In addition, these uterine treatment methods are gentle treatment methods that minimize invasiveness, increase safety, improve the function of controlling affected tissues, and perforate the uterus to injure surrounding tissues. Ideally, the risk of harm is reduced. 2. Prior Art U.S. Pat. No. 5,478,339 describes an intrauterine device for laser light diffusion and its use. U.S. Pat. No. 5,449,354 also describes an apparatus for treating the interior of a body cavity with laser energy. U.S. Pat. No. 4,784,132 describes a method and apparatus for laser treatment of a body lumen, particularly for treating an occluded body lumen such as a blood vessel. U.S. Pat. No. 5,517,005 describes visible and infrared cooking equipment for use in food preparation. U.S. Pat. No. 4,612,938 describes a method for illuminating a body cavity. U.S. Patent No. 5,405,369 describes photochemical ablation of gastrointestinal tissue. Further, U.S. Pat. No. 5,536,265 describes an optical dispersion device and a method of manufacturing the same. U.S. Pat. No. 5,298,026 describes a method and apparatus for laser treatment of tumors. U.S. Pat. Nos. 4,998,930 and 5,125,925 describe laser catheters for body cavities and methods of phototherapy. SUMMARY OF THE INVENTION In a first aspect, the invention provides a method for treating the lining of a hollow body organ. The method comprises generating electromagnetic radiation energy, at least a major portion of the radiation energy comprising light energy in the visible light spectrum. This radiant energy is diffused from within the hollow body organ to the intima of the hollow body organ, and at least a main portion of the inner membrane is heated by the visible light energy. Visible light can often heat tissue to a predetermined target depth, especially when treating the endometrium. Optionally, the radiant energy is further comprised of transmissive energy, such as infrared or microwave energy. This allows visible light to heat portions of the intima near the intima surface and directly heat deeper portions below the surface with penetrating energy. In some embodiments, the hollow body cavity is inflated by pressurization of a gas or liquid therein. In another aspect, the invention provides a method of treating excessive uterine bleeding. The method comprises generating electromagnetic radiation energy having a major portion consisting of light energy in the visible light spectrum. This radiant energy is spread from the uterus to the endometrium. In particular, this visible light energy heats at least a major portion of the endometrium. The diffusion and heating steps are terminated when the heated endometrial portion reaches a temperature within a predetermined endometrial ablation range. In some embodiments, substantially all of the endometrium can be processed by manipulating the endometrial fold by scanning the diffuser probe in the uterus. In another aspect, the invention provides an optical hyperthermia diffuser probe comprising an optical cable having a proximal end and a distal end. This optical cable transmits light energy in the visible light spectrum and acts to heat the intima of hollow body organs. At least one diffusion device extending distally from the fiber optic cable is configured to radially diffuse light energy from within the hollow body organ to its intima. Preferably, the probe comprises a plurality of diffusing devices, the plurality of diffusing devices being elastically biased to spread laterally with respect to each other. By selectively using these resilient diffuser structures, the three-dimensional shape of the diffuser can be varied to suit a particular patient's physiological condition. In yet another aspect, the present invention provides an optical hot spreader probe. The probe comprises a fiber optic cable having a proximal end and a distal end, the cable being capable of transmitting therapeutic light energy. A plurality of diffusers extend distally from the optical fiber. These diffusers are configured to transmit light energy to the distal end when axially aligned, but to radiate light energy radially when separated from one another. Further, the sheath can be slidably positioned over at least a portion of the diffusion device to align the portions together. Thus, by changing the position of the sheath, the effective length of the diffusion device can be changed, allowing the probe to be adapted to users with different intrauterine shapes. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a perspective view of the distal end of an elastic diffuser probe in accordance with the principles of the present invention. FIG. 2 is a schematic diagram of a system for heating the endometrium using radiant energy in the visible light spectrum, the system including the probe of FIG. 3A and 3B illustrate the use of the probe of FIG. 1 to heat the endometrium of a patient having a different uterine shape by selectively extending an elastic diffuser from the sheath of the probe. FIG. DETAILED DESCRIPTION OF SPECIFIC EMBODIMENTS Referring first to FIG. 1, a visible light endometrial ablation probe 10 generally comprises an elongated body having a proximal extension 12 and a distal extension 14. A pair of elastic diffusion devices 16 and 18 are disposed so as to extend from the sheath 20 to the distal end side. Although the probe of the present invention generally describes a pair of elastic diffusers, a probe structure having three or more elastic diffuser ends is also within the scope of the present invention. The diffusion devices 16 and 18 are constituted by a semi-cylindrical body 22 and a spherical end 24. These semi-cylindrical bodies are elastically biased to spread laterally. Preferably, these semi-cylindrical bodies are sufficiently flexible to be axially constrained by the sheath 20. As the semi-cylindrical bodies 22 extend distally from the sheath 20, they extend outwardly as shown to generally conform to the "Y" shape of the uterus. Ideally, these diffusers are elastically spread outward with a force less than a force that causes a dull wound to the endometrium, so that the diffuser can be safely radially restrained by the surrounding body cavity. Preferably, the portions 26 of the diffusers 16, 18 on the proximal side of the distal end of the sheath 20 are combined together to form a waveguide having a circular cross section. Such a circular cross section enhances the function of the waveguide 26 and efficiently transmits radiant energy. In other words, these two diffusing devices are combined, as needed, by the surrounding sheath 20 to efficiently transmit light in the visible light spectrum to the distal end via the sheath. At the proximal end of the diffusers 16, 18, the waveguide 26 is typically connected to a conventional high power optical cable, such as a bundle of optical fibers. Portions 28 of the diffusers 16, 18 extending distally beyond the sheath 20 diffuse light radially from their separate semicircular cross-sections. The refractive index of the diffuser structure can be varied axially and radially to form a light diffusion pattern around the elastic diffusers 16 and 18 to increase the transmittance along the combined waveguide. Thus, light transmitted distally through the combining portion 26 and the respective distal portion 28 is diffused through the spherical end 24 into a generally equivalent spherical shape. The structure of each diffuser 16, 18 may be formed by a number of separate fibers, or may be formed by a monolithic polymer structure having the desired light propagation properties. For example, suitable diffuser materials and / or structures are commercially available from Rare Earth Medical (West Yarmouth, Mass.). Alternatively, the elastic diffusers 16, 18 can be manufactured by bundling commercially available glass or plastic fibers onto a shaft of desired cross section. At the end of the diffuser, these fibers are spread to provide the desired light output distribution. Light leakage can be induced by weaving or knitting these fibers, and the power distribution of the light can be changed by changing the density and strength of the weave or knit. Thereafter, the fiber thus created can be bonded to a substrate such as a silicone elastomer. Sheath 20 can be comprised of a simple polymer or metal sheath having sufficient hoop strength to restrain elastic diffusers 16, 18 in a linear configuration. As mentioned above, this sheath optionally has a reflective inner surface that facilitates the distal transmission of radiant energy through the combined waveguide 26 formed by the elastic diffusers 16,18. And / or may have a constant refractive index or be made of a material. In some embodiments, the gap between the sheath and the elastic diffusion device is provided with a gas flow passage for inflating the uterine cavity. The sheath 20 often includes a proximal housing for connecting a light source, a gas supply, a diffusion device extension mechanism, and the like. In addition, the sheath 20 can be optionally inflated with an annular balloon, a local increase in outer diameter, or so that the outer surface of the sheath 20 can be sealed by the cervix, especially if uterine inflation is desired. Another mechanism can be provided. Referring now to FIG. 2, a visible light endometrial ablation system 30 includes a probe 10 having a proximal housing 32. Further, the schematically illustrated proximal housing includes a diffuser extension mechanism 34, a connection member for a visible light source 36, a connection member for a temperature sensor system 38, and an inflation gas input port 40. The visible light source 36 generally generates electromagnetic radiation energy, which includes at least a major portion of the total energy contained in the visible light spectrum. In general, visible light energy is somewhat limited in its permeability, especially when heating tissue at or near its surface. In many cases, the penetration of visible light is very suitable because the targeted heated tissue is about 1 cm inside the internal surface of the uterus. In contrast, infrared and microwave energy can penetrate a significant distance through the tissue, and heat treatment to a substantial depth below the exposed intima. Therefore, visible light is released with a significant difference in safety as compared with infrared or microwave energy, and the risk of hyperthermia of the target tissue below the endometrium can be substantially reduced. However, electromagnetic radiation combining radiation energy in the visible light spectrum with more penetrating energy, such as a certain amount of infrared and / or microwave energy (the latter usually has a separate transfer structure) It is desirable to provide energy to treat the tissue both at the tissue surface and at a desired depth below the exposed intima. Further, it would be ideal if the relative amounts of these visible and penetrating radiant energies could be selectively controlled. In general, the light source 36 can provide sufficient energy to heat a major portion of the endometrium to a predetermined hot temperature range, typically above about 80 ° C. and preferably up to about 100 ° C. The heating time is determined by the size of the treatment area, the depth of the tissue to be heated, the specific combination of visible and penetrating electromagnetic energy, the heat transfer to the expansion medium, and the light source and cable. Output. Generally, the light source 36 comprises a light source such as quartz, halogen, xenon, or the like having spectral characteristics selected according to a combination of tissue permeability and surface heating. An example of a lamp structure that supplies the main radiant energy in the visible light spectrum is described in US Pat. No. 5,517,005, the entire disclosure of which is incorporated herein by reference. The temperature sensor system 38 may include a thermocouple or other temperature sensor incorporated into the ends of the resilient diffusers 16, 18 as needed. In some embodiments, the temperature sensor system can determine the temperature of the exposed endometrium by monitoring and analyzing the reflected light returning through the combined waveguide. It should be understood that the temperature sensor system 38 can often feed back to the light supply source 36. Such a feedback function enables the heat treatment of the endometrium to be performed at a predetermined ablation temperature, and such an endometrial ablation temperature can be maintained for a certain period of time. Bio-acceptable gases, such as carbon dioxide, are often introduced through the inflation port 40 to inflate the uterus. Such inflation gas flattens the folds in the uterus and enhances uniform exposure, avoiding heat convection and fluid contamination due to the expansion of the water or saline solution. Swelling with water or saline solution is also effective. In some embodiments, the endometrial fold can be treated by gentle rotation of the probe to open and expose the endometrial fold by means of an elastic diffuser structure. The illustrated embodiment of the probe does not include an endoscope for the visual orientation of the endometrial ablation procedure, but expands the sheath such that it is within its main lumen or another accessory lumen. Naturally, it can be understood that a simple endoscope can be provided. In some embodiments, the cross-section of the diffuser can be modified to be compatible with such an endoscope. A method of endometrial ablation using the probe of FIG. 1 will be described with reference to FIGS. 3A and 3B. Generally, the probe 10 is positioned before transmitting therapeutic radiation energy through the diffusion devices 16,18. In some embodiments, the sheath 20 is introduced through the cervix before introducing the diffusion device into the lumen of the sheath. An obturator, including an endoscope, if desired, can be used to position the sheath through the cervix. In another embodiment, the rounded ends of the diffuser combine to form an atraumatic end upon sheath entry. In some embodiments, sheath 20 forms a seal with cervix C. As described above, such a seal may be provided by an annular balloon attached to the sheath or a simple angled shoulder (where the sheath increases in diameter proximally). When the sheath is sealed at the cervix, inflation gas is supplied through the sheath to inflate the cavities in the uterus and allow any folds in the endometrium to be exposed. Alternatively, the diameter of sheath 20 can be substantially reduced, and each fold can be exposed by manipulating the endometrial surface with elastic diffusers 16,18. In such embodiments, the manual operation of the endometrium is facilitated by the presence of an endoscope, which is preferably housed in the sheath 20. As can be seen by comparing uterine U1 of FIG. 3A with uterine U2 of FIG. 3B, the elastic diffuser configuration of probe 10 provides a standard sized probe that can be easily adapted to substantially different uterine volumes. Acceptable. In particular, the "Y" shape of the diffuser generally matches the shape of the uterus and can be treated by exposing details and bottom. Advantageously, different widths of the uterus can be accommodated by the flexibility of the diffuser, which is safely constrained by the side of the uterus during processing. In addition, different lengths of the uterus can be accommodated by extending the diffusion device from the distal end of the sheath 20 by a predetermined length. Thus, a wide range of anatomical structures can be treated with the standard devices shown. The positioning of the device is aided by its unique shape and tends to self-align by the generally oval cross-section in the upper uterus. As described above, electromagnetic radiant energy, including the main visible light spectral components, is transmitted through the sheath and diffused by the diffusers 16,18. Conveniently, this visible light energy heats a major portion of the endometrium to provide a heat treatment at or near the exposed endometrial surface. The heat treatment can be stopped immediately when the endometrium has reached a temperature within the predetermined endometrial ablation range, or the endometrium can be maintained at an elevated temperature for a period of time to effect treatment. As described above, the diffuser can incorporate a temperature sensor for contact measurement of endometrial temperature, or the reflected energy returned via sheath 20 can be analyzed and use that information. Conveniently, the relatively large continuous diffusion surfaces of the diffusers 16, 18 may cause any local "hot spots", such as when the surfaces of the diffusers contact the endometrium. ) ”Is minimized. Thus, the surface of this large diffuser can directly manipulate the folds in the endometrium to increase exposure efficiency during the heat treatment. Generally, radiant energy between about 5 watts and 150 watts will typically It is transmitted via the diffusion device during the treatment in a time between 25 and 10.0 minutes. Of this total radiant energy, about 40% to 90% is radiant light energy in the visible light spectrum. In the illustrated exemplary embodiment, the sheath has an outer diameter between about 2.0 mm and 9.0 mm, and the diffuser has a sheath at a distance ranging between about 1.0 cm to 10.0 cm. Can be extended from Such a structure can provide an effective endometrial ablation treatment by heat treatment for a time ranging between about 0.25 minutes and 10.0 minutes. While the exemplary embodiments of the invention have been described in some detail for clarity and understanding, various modifications, changes, and adaptations will be apparent to those skilled in the art. Therefore, the scope of the present invention is limited only by the appended claims.