DE19731730C2

DE19731730C2 - Lasersonde

Info

Publication number: DE19731730C2
Application number: DE19731730A
Authority: DE
Inventors: Shinji Kokubu
Original assignee: J Morita Manufaturing Corp
Current assignee: J Morita Manufaturing Corp
Priority date: 1996-07-24
Filing date: 1997-07-23
Publication date: 2002-11-07
Anticipated expiration: 2017-07-24
Also published as: DE19731730A1; JPH1033549A; US6179830B1

Description

Die Erfindung betrifft eine Lasersonde, wie sie am Vorderen de eines Laserhandstücks anzubringen ist und die von einer Bedienperson in Kontakt mit einem erkrankten Teil eines or ganischen, harten Gewebes wie einem Knochen zu bringen ist, um den erkrankten Teil mit Laserlicht zu bestrahlen.

Bei der Laserbehandlung, wie sie auf verschiedenen medizini schen Gebieten ausgeführt wird, wird ein erkrankter Teil mit Laserlicht bestrahlt, um eine Verdampfung, Abtrennung, Koa gulation oder Hämostase eines organischen, weichen Gewebes wie des Epithels eines Muskels oder Nervs oder eine Verdamp fung eines organischen, harten Gewebes wie eines Knochens oder von Zahnschmelz auszuführen. Z. B. wird zur Koagulation und Hämostase von organischem, weichem Gewebe ein Nd:YAG- Festkörperlaser verwendet. Laserlicht wird am Vorderende einer konischen Lasersonde aus Quarz oder Saphir gebündelt, und das organische, weiche Gewebe wird mit dem Laserlicht bestrahlt, um eine Behandlung, Verdampfung, Abtrennung, Ko agulation oder Hämostase auszuführen.

Als Laserbehandlungsvorrichtung zum Behandeln von organi schem, hartem Gewebe ist eine solche unter Verwendung eines Er:YAG-Festkörperlasers mit einer Wellenlänge von 2,94 µm bekannt. In der Vorrichtung ist eine Lasersonde mit einer optischen Faser lösbar am Vorderende eines Handstücks befes tigt, und zum Handstück geführtes Laserlicht wird von der optischen Faser der Lasersonde abgestrahlt. Gemäß dieser Vorrichtung erfolgt eine Behandlung durch Bestrahlen eines erkrankten Teils von organischem, hartem Gewebe mit Laser licht, um den erkrankten Teil dieses Gewebes zu verdampfen.

Im allgemeinen verfügt eine optische Faser über eine Drei schichtstruktur aus einem Kern, einem Mantel und einer Hül le. Der Kern, der sich im Zentrum befindet, verfügt über einen Brechungsindex, der höher als derjenige des ihn bede ckenden Mantels ist. Die Hülle bedeckt den Kern und den Man tel, um sie zu schützen. Gemäß der Brechungsindexverteilung in radialer Richtung eines Kernquerschnitts werden optische Fasern grob in zwei Arten eingeteilt: optische Fasern mit Stufenindex, bei denen die Brechungsindexverteilung entlang einer Richtung gleichmäßig ist; und optische Fasern mit Gra dientenindex, bei denen der Brechungsindex allmählich mit zunehmendem Abstand vom Zentrum des Kerns zum Mantel kleiner wird. Bei optischen Fasern mit Stufenindex breitet sich Licht dadurch aus, dass es an der Grenzfläche zwischen dem Kern und dem Mantel totalreflektiert wird. Demgegenüber wird bei einer optischen Faser mit Gradientenindex Licht weiter geleitet, während es mäanderförmig im Kern läuft. Die Energieverteilung in der Strahlungsebene des vom Lichtemissions ende einer derartigen optischen Faser mit Stufenindex emit tierten Laserlichts ist häufig entsprechend einer Normalver teilung verteilt, deren Zentrum in der Nähe der Verlänge rungslinie der Mittelachse der optischen Faser liegt. Anders gesagt, ist die Energiedichte in der Nähe der Verlängerung der Mittelachse der optischen Faser höher, während sie in der Nähe der Verlängerung der Grenzfläche zwischen dem Kern und dem Mantel kleiner ist.

Bei einer bekannten Lasersonde, wie sie bei der obengenann ten Laserbehandlungsvorrichtung für organisches, hartes Ge webe verwendet wird, wird hauptsächlich eine optische Faser mit Stufenindex verwendet. Bei einer Lasersonde unter Ver wendung einer derartigen Faser wird, wenn Laserlicht in Form kontinuierlicher Impulse für ungefähr 5 Minuten emittiert wird, die Lichtemissionsfläche zerstört und löst sich ab, mit dem Ergebnis, dass der Verdampfungswirkungsgrad für or ganisches, hartes Gewebe abnimmt. Aufgrund einer derartigen Beschädigung oder eines Ablösens ist die Beständigkeit der Sonde sehr niedrig. Es wird angenommen, dass dieser Effekt wegen des folgenden Grunds auftritt.

Bei einer derartigen Laserbehandlungsvorrichtung wird Laser licht von der Laserlichtquelle über eine optische Faser einer Laserlicht-Führungseinrichtung zum Körper des Hand stücks geführt und tritt dann in die optische Faser der La sersonde ein, die eine optische Mittelachse aufweist, die mit derjenigen der optischen Führungsfaser übereinstimmt. In der optischen Führungsfaser der Laserlicht-Führungseinrich tung wird Laserlicht z. B. auf solche Weise geführt, dass der Energiepegel zur Mittelachse der Faser hin höher wird. Die optische Faser einer bekannten Lasersonde, der Laser licht von einer derartigen optischen Führungsfaser zugeführt wird, hat keine Funktion dahingehend, dass sie die Energieverteilung des Laserlichts so ändert, dass sie gleichmäßig wird. Wenn Laserlicht als solches in die optische Faser der Lasersonde eintritt, ist daher die Energiedichte des Laser lichts im Kernzentrum an der Lichtemissionsfläche der opti schen Faser größer als am Kernumfang. Dies bewirkt, dass das Kernzentrum an der Lichtemissionsfläche abgeschält oder be schädigt wird, was die Beständigkeit der Sonde beeinträch tigt.

Bei der obenbeschriebenen Laserbehandlungsvorrichtung für organisches, hartes Gewebe wird, wenn die Vorrichtung dazu verwendet wird, solches Gewebe zu verdampfen, hauptsächlich eine Lasersonde verwendet, die eine herkömmliche optische Faser mit Stufenindex nutzt, wie oben beschrieben, und die Lasersonde wird am Vorderende des Handstücks befestigt. Die Lasersonde wird im Kontakt mit dem organischen harten Gewebe gebracht, und dann wird dieses mit Laserlicht bestrahlt. Da bei werden organische Komponenten des verdampften organi schen harten Gewebes, wie Phosphor, Schwefel und Calcium auf der Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde abgeschieden.

Wenn derartige organische Komponenten auf der Lichtemissi onsfläche der optischen Faser der Lasersonde abgeschieden werden, wird durch Laserlicht, wie es durch die Abscheidung absorbiert wird, Wärme erzeugt, die die Temperatur der Lichtemissionsfläche erhöht. Gleichzeitig bewirkt die Ab scheidung derartiger Komponenten eine Absenkung des Schmelz punkts von Quarzglas (SiO₂), das das Hauptmaterial des Kerns ist. Im Ergebnis wird das Lichtemissionsende der optischen Faser der Lasersonde bei einer niedrigeren Temperatur ge schmolzen, als es dem Schmelzpunkt von Quarzglas entspricht, und die Lichtemissionsfläche der Lasersonde wird abgeschält oder beschädigt. Diese Beschädigung läuft heftig ab, insbe sondere in der Nähe der Mittelachse des Kerns, wo die Energiedichte hoch ist. Wenn organisches, hartes Gewebe unter Verwendung einer derartigen Laserbehandlungsvorrichtung be handelt wird, wie oben beschrieben, wird ferner im allgemei nen Wasser in Dampfform von einem erkrankten Teil geliefert. Daher entsteht an der Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde eine thermische Spannung, die bewirkt, dass die Lichtemissionsfläche noch leichter abgeschält oder beschädigt wird.

Fig. 17 ist eine Schnittansicht, die eine optische Faser 1 einer bekannten Lasersonde zeigt, und spezieller ist es eine Schnittansicht, die den Zustand des Lichtemissionsendes der optischen Faser 1 zeigt, wie dann erhalten, nachdem die La sersonde an der obengenannten, bekannten Laserbehandlungs vorrichtung befestigt wurde und organisches, hartes Gewebe kontinuierlich für 20 bis 30 Sekunden mit Laserlichtimpulsen bestrahlt wurde, um verdampft zu werden. Zum Vereinfachen der Beschreibung ist die Hülle nicht dargestellt. Die opti sche Faser 1 umfasst einen Kern 4 und einen Mantel 5. Wenn die optische Faser 1 an der Laserbehandlungsvorrichtung mit Lasersonde befestigt wird und das organische, harte Gewebe mit kontinuierlichen Impulsen von Laserlicht bestrahlt wird, um verdampft zu werden, wie es in Fig. 17 dargestellt ist, wird z. B. der Kern 4 nach 20 bis 30 Sekunden von der Licht emissionsfläche 6 abgelöst, wie sie vor dem Gebrauch vor liegt und wie sie durch die gestrichelte Linie mit zwei Punkten gekennzeichnet ist, und die aktuelle Lichtemissions fläche 2 tritt zurück. Wenn der Kern 4 auf diese Weise abge trennt wird, hat die Lichtemissionsfläche 2 konkave Form, ist also nicht eben, so dass Laserlicht durch die Lichtemis sionsfläche 2 gestreut wird und zwischen ihr und einem er krankten Teil ein Spalt entsteht. Im Ergebnis ist die Ver dampfungsmenge des organischen, harten Gewebes pro Zeitein heit stark verringert, und es ist unmöglich, den erkrankten Teil zu behandeln.

Wenn über die optische Faser 1 der Lasersonde kontinuierli che Impulse für 20 bis 30 Sekunden zugeführt werden, um das organische, harte Gewebe zu verdampfen, wird das Verdamp fungsvermögen z. B. im Mittel um bis zu ungefähr einem Drit tel verringert. Daher ist es schwierig, eine Verdampfung kontinuierlich auszuführen, während der Verdampfungswir kungsgrad gleichmäßig beibehalten wird. Um das Verdampfungs vermögen bei einer Laserbehandlungsvorrichtung aufrechtzuer halten, muss die Lasersonde mit der optischen Faser 1 häufig durch eine neue ersetzt werden.

Eine Bestrahlungsvorrichtung, die Laserlicht, das von einem Lasergenerator so emittiert wird, dass es eine Laserstrahl intensität mit Normalverteilung aufweist, in Laserlicht mit gleichmäßiger Laserstrahlintensität umsetzt und das umge setzte Laserlicht überträgt und zuführt, ist im Dokument JP-A-2-297986 (1990) offenbart. Im Bestrahlungsgenerator ist ein Polygonprisma zwischen das Laserbauteil und eine opti sche Führungsfaser, durch die Laserlicht übertragen wird, eingefügt. Wenn Laserlicht mit Normalverteilung sowohl in vertikaler als auch seitlicher Richtung durch das Polygon prisma läuft, wird die Intensitätsverteilung des Laserlichts vergleichmäßigt. Bei der offenbarten Bestrahlungsvorrichtung kann die Stärke des vom Laserbauteil emittierten Laserlichts vergleichmäßigt werden, jedoch ist es schwierig, aufgrund verschiedener Brechungsindizes in der optischen Faser oder dergleichen eine Ungleichmäßigkeit der Lichtintensitätsver teilung am Lichtemissionsende der optischen Faser der Laser sonde zu verhindern.

Als andere bekannte Technik ist eine ophthalmologische La serbehandlungsvorrichtung bekannt, die einen erkrankten Teil mittels einer Lasersonde unter Verwendung einer optischen Faser mit Laserlicht bestrahlt. Die Laserbehandlungsvorrichtung verwendet einen impulsförmig betriebenen Argonlaser mit einer Wellenlänge von 0,514 µm, um eine intraokulare Photo koagulation der Retina auszuführen. Wenn mit der Vorrichtung die Behandlung durch Laserbestrahlung ausgeführt wird, kann die zu bestrahlende Fläche mit Laserlicht vom Lichtemissi onsende der optischen Faser der Lasersonde mit gleichmäßiger Energiedichte bestrahlt werden. Daher tritt kaum übermäßige oder unzureichende Koagulation auf.

Bei der obenbeschriebenen Laserbehandlungsvorrichtung ist das Auge, das den mit Laserlicht zu bestrahlenden Gegenstand bildet, ein organisches, weiches Gewebe. Bei Laserlicht für intraokulare Photokoagulation ist daher der Spitzenwert eines Impulses (Impulshöhe) der den Bestrahlungsenergiewert angibt, niedrig oder ungefähr ein Tausendstel desjenigen von Laserlicht zum Verdampfen von organischem, hartem Gewebe. Wenn Laserlicht mit derart niedrigem Pegel über eine Laser sonde mit der obenbeschriebenen, bekannten optischen Faser emittiert wird, wird die Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde durch das Laserlicht kaum beeinflusst, da der Energiepegel des Laserlichts niedrig ist, und demge mäß wird die Lichtemissionsfläche der optischen Faser nicht beschädigt. Demgegenüber ist, wie oben beschrieben, die Be ständigkeit einer Lasersonde zum Emittieren von Laserlicht mit hohem Energiepegel, wie zum Verdampfen von organischem, hartem Gewebe verwendet, niedrig, da die Lichtemissionsflä che der optischen Faser beschädigt wird. Demgemäß wurde ge fordert, eine Lasersonde für organische, harte Gewebe zu entwickeln, bei der die Lichtemissionsfläche der optischen Faser nicht beschädigt wird und demgemäß die Beständigkeit verbessert ist.

Im Dokument DE 37 17 142 C2 ist ein Neodym-Laser für medizinische Anwen dungen mit einem wellenlängenselektiven Laserresonator offenbart, dessen Re flektoren so ausgelegt sind, dass sie bei Wellenlängen zwischen 1,4 µm und 1,5 µm maximal reflektieren und dadurch eine Laseroszillation in diesem Be reich ermöglichen, wobei eine Verstärkung des Lasers in diesem Bereich sehr klein ist.

Im Dokument DE 34 44 824 A1 ist eine nach dem Stufenindexprinzip arbeiten de Sonde für Laserlicht mit einem Laser und einer als Stufenindexfaser mit ei nem Kern und einem Mantel ausgebildeten Lichtleitfaser offenbart. Diese Son de weist ein mechanisches Einkoppelstück auf, das ohne Weiteres ausgewech selt und sterilisiert werden kann.

Das Dokument WO 85/05350 A1 offenbart einen Wellenleiter, bestehend aus einer hohlen optischen Faser zur verlustarmen Übertragung von Wellenlängen im mittleren Infrarotbereich, z. B. im Bereich der CO₂-Laserwellenlänge von 10,6 µm. Bei diesem Wellenleiter ist zumindest die innere Fläche der hohlen Glasfaser entglast und/oder mit einer dünnen Auskleidung aus Germanium versehen. Diese an der inneren Fläche der hohlen Faser vorgenommene Ände rung verringert einen Übertragungsverlust bei den in Rede stehenden Wellen längen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Lasersonde zum Behandeln von organischem, hartem Gewebe zu schaffen, die eine optische Faser aufweist, bei der selbst im Fall eines Verdampfens des genannten Gewebes eine Beschädigung ihrer Lichtemissionsfläche unterdrückt ist und demgemäß ihre Beständigkeit verbessert ist.

Diese Aufgabe ist durch die Lasersonde gemäß dem Anspruch 1 gelöst. Die erfindungsgemäße Lasersonde wird ver wendet, während sie am Handstück z. B. einer Laserbehand lungsvorrichtung angebracht ist, die einen Verdampfungsvor gang für organisches, hartes Gewebe ausführt. In der Laser behandlungsvorrichtung wird in der Laserlichtquelle erzeug tes Laserlicht über die Laserlicht-Führungseinrichtung zum Handstück geleitet. Die Lasersonde umfasst die optische Fa ser, die am Vorderende des Handstücks angebracht ist. Das zum Handstück geführte Laserlicht tritt in die optische Fa ser der Lasersonde ein, um diese zu durchlaufen, und dann wird es vom Lichtemissionsende der optischen Faser zu einem erkrankten Teil eines organischen, harten Gewebes geführt, das zu behandeln ist. Wenn dieses Gewebe mit dem Laserlicht bestrahlt wird, wird in ihm enthaltendes Wasser so erwärmt, dass es schnell verdampft. Dabei werden zusammen mit dem Wasser Komponenten des Gewebes wie Phosphor, Calcium und Schwefel verdampft.

Die verdampften Komponenten scheiden sich an der Lichtemis sionsfläche der optischen Faser ab, von der Laserlicht emit tiert wird. Wenn sich derartige Komponenten des harten Gewe bes an der Lichtemissionsfläche der optischen Faser abschei den, wird diese wolkig, und es ist das Emittieren von Laser licht behindert. Ferner bewirkt das Abscheiden der genannten Komponenten, die organische Komponenten sind, ein Absenken des Schmelzpunktes von Quarzglas (SiO₂), das den Kern der optischen Faser bildet.

Wenn Laserlicht durch eine bekannte optische Faser läuft und dann von einer Lichtemissionsfläche derselben emittiert wird, ist z. B. durch den Brechungsindex der optischen Faser dafür gesorgt, dass eine Energiedichteverteilung in Form einer Normalverteilung vorliegt, bei der die Energiedichte im zentralen Bereich der optischen Faser höher und am Umfang niedriger ist. In der Lichtemissionsfläche der optischen Fa ser hat daher der zentrale Bereich höhere Energiedichte, so dass er leichter als der Umfang erwärmt wird. Demgemäß wird der zentrale Bereich der Lichtemissionsfläche der optischen Faser, auf der sich die genannten Komponenten abscheiden, beschädigt und abgeschält, um konkave Form auszubilden. Im Ergebnis bildet die Lichtemissionsfläche der optischen Faser keine gleichmäßige ebene Fläche, so dass Laserlicht gestreut wird, wodurch sich das Verdampfungsvermögen verringert.

Die optische Faser, wie sie in der erfindungsgemäßen Laser sonde zum Behandeln von organischem, hartem Gewebe angeord net ist, verfügt über eine Konfiguration, bei der der Außen umfang des Kerns durch den Mantel bedeckt ist. Der Kern ver fügt über eine Brechungsindexverteilung, gemäß der der Bre chungsindex im zentralen Bereich niedriger als der in einem den zentralen Bereich umgebenden Bereich ist. Wenn Laser licht in diese optische Faser eindringt, hat von dieser emittiertes Laserlicht eine Energiedichteverteilung, die entlang der radialen Richtung des Kerns im wesentlichen gleichmäßig ist. Im Bereich, wie es der gesamten Fläche des Kerns entspricht, kann daher die Energiedichteverteilung von Laserlicht, das durch die optische Faser hindurchgelaufen ist und dann emittiert wird, vergleichmäßigt werden. An der Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde ist, abweichend vom Fall einer bekannten optischen Faser, die Energie nicht örtlich in der Nähe der Mittelachse konzen triert. Auch dann, wenn Komponenten von organischem, hartem Gewebe auf der Lichtemissionsfläche der optischen Faser ab gelagert werden, erzeugt die gesamte Lichtemissionsfläche der optischen Faser Wärme, so dass sie auf im wesentlichen gleichmäßige Weise beschädigt wird. Wenn organisches, hartes Gewebe unter Verwendung der Laserbehandlungsvorrichtung ver dampft wird, ist daher selbst dann, wenn sich Komponenten dieses Gewebes auf der Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde abscheiden, der zentrale Bereich der Lichtemissionsfläche der optischen Faser davor geschützt, dass er vor Beschädigung und Abschälung eine konkave Form ausbildet. Selbst wenn die Lichtemissionsfläche der opti schen Faser beschädigt wird, erfolgt diese Beschädigung auf im wesentlichen gleichmäßige Weise über die gesamte Licht emissionsfläche. Daher ist verhindert, dass eine Verringe rung des Verdampfungsvermögens aufgrund örtlicher Wärmeer zeugung auf der Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde auftritt.

Bei einer Laserbehandlungsvorrichtung mit einem Handstück, an dem eine Lasersonde mit einer bekannten optischen Faser befestigt wird, wird die Lasersonde mit hoher Rate abge nutzt, da die Beschädigung oder Abschälung der Lichtemis sionsfläche der optischen Faser der Lasersonde mit hoher Ge schwindigkeit fortschreitet. Um für die Laserbehandlungsvor richtung unter Verwendung der Lasersonde ein vorbestimmtes Verdampfungsvermögen aufrechtzuerhalten, muss die Lasersonde häufig durch eine neue ersetzt werden. bei einer Laserbe handlungsvorrichtung, bei der eine erfindungsgemäße Laser sonde angebracht ist, tritt an der Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde kaum eine konkave Beschädi gung auf. Abhängig vom Energiepegel von Laserlicht tritt an der Lichtemissionsfläche der optischen Faser nie eine Be schädigung auf. Im Ergebnis ist die Beschädigungsrate der Lasersonde viel niedriger als bei einer bekannten Vorrich tung, und demgemäß kann der Austausch der Lasersonde selte ner ausgeführt werden.

Bei einer Laserbehandlungsvorrichtung mit Lasersonde kann daher das Verdampfungsvermögen selbst dann aufrechterhalten werden, wenn die Anzahl von Austauschvorgängen für die an der Laserbehandlungsvorrichtung befestigte Lasersonde ver ringert wird. Demgemäß kann die Wartung der Laserbehand lungsvorrichtung auf einfache Weise ausgeführt werden, und es kann die Anzahl von Verbrauchsteilen verringert werden.

Wenn der Energiepegel von Laserlicht so ausgewählt wird, dass es ein solcher ist, bei dem organisches, hartes Gewebe verdampft werden kann, und wenn die Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Lasersonde nicht übermäßig Wärme er zeugt, ist es möglich, im wesentlichen zu verhindern, dass die Lichtemissionsfläche der optischen Faser beschädigt wird. Ein derartiger Energiepegel des Laserlichts ist höher als derjenige bei einer bekannten Laserbehandlungsvorrich tung, wie sie zum Koagulieren von organischem, weichem Gewe be, wie Augengewebe, verwendet wird. Selbst wenn die erfin dungsgemäße Lasersonde einer Laserbehandlungsvorrichtung zur Laserlichtbestrahlung mit derartig hoher Energie verwendet wird, kann verhindert werden, dass die Lichtemissionsfläche der optischen Faser abgeschält oder beschädigt wird.

Bei einer bekannten Laserbehandlungsvorrichtung zum Behan deln von organischem, weichem Gewebe spielt die Beständig keit einer Lasersonde keine Rolle. Bei einer erfindungsgemä ßen Lasersonde wird die Energieverteilung an der Lichtemis sionsfläche der optischen Faser der Lasersonde im wesentli chen vergleichmäßigt, um zu verhindern, dass diese Fläche abgeschält oder beschädigt wird. Laserlicht von einem Argon laser, wie er zum Behandeln von organischem, weichem Gewebe verwendet wird, hat eine Wellenlänge von 0,514 µm und nied rigen Energiepegel. Selbst wenn organisches, hartes Gewebe mit derartigem Laserlicht bestrahlt wird, ist es daher völ lig unmöglich, dieses Gewebe zu verdampfen. Demgemäß unter scheidet sich das bei der Erfindung verwendete Laserbauteil hinsichtlich der Funktion mit der Wirkung wie auch hinsichtlich der Art des emittierten Laserlichts vollständig von demjenigen, wie es bei der bekannten Laserbehandlungsvorrichtung verwendet wird.

Bei einer Laserbehandlungsvorrichtung mit einem Handstück, an dem eine er findungsgemäße Lasersonde befestigt ist, ist eine Zwischenschicht zwischen dem Kern und dem Mantel vorgesehen, wobei das zu emittierende Laserlicht eine Wellenlänge von 1,0 µm bis 5,5 µm hat und zur Verdampfung von organi schem, hartem Gewebe sehr geeignet ist. Das Laserlicht hat eine Ausgangse nergie von 1 mJ bis 2500 mJ. Bei diesem Energiepegel kann das von der La serlichtquelle emittierte Licht, das impulsförmig mit einer Impulsbreite von 1 ns bis 9 ms und einem Impulszyklus von 1 pps bis 200 pps emittiert wird, or ganisches, hartes Gewebe verdampfen, wobei aber kaum ein Abschälen oder Beschädigen der Lichtemissionsfläche der optischen Faser auftritt. Wenn La serlicht mit derartigem Energiepegel mittels der Lasersonde auf einen erkrank ten Teil gebracht wird, kann ganz oder fast völlig vermieden werden, dass die Lichtemissionsfläche der optischen Faser abgeschält oder beschädigt wird. Daher kann die Abnutzungsrate der Lasersonde auf einen sehr niedrigen Grad oder auf Null verringert werden.

Bei der Lasersonde gemäß Anspruch 2 hat die optischen Faser eine Drei schichtstruktur, bei der zwischen dem Kern und dem Mantel eine Zwischen schicht vorhanden ist. Der Brechungsindex des Mantels ist niedriger als der des zentralen Bereichs des Kerns, und der Brechungsindex der Zwischen schicht ist niedriger als der des Kerns. Innerhalb der Brechungsindexvertei lung der gesamten optischen Faser ändert sich der Brechungsindex an der Grenzfläche zwischen dem Kern und der Zwischenschicht sowie an der Grenz fläche zwischen der Zwischenschicht und dem Mantel stark.

Wie oben beschrieben, hat, wenn das Laserlicht bei einer La serbehandlungsvorrichtung zur Behandlung von organischem, hartem Gewebe die Lichtemissionsfläche der Lasersonde er reicht, vorzugsweise eine Energiedichteverteilung, die in der radialen Richtung des Kernquerschnitts gleichmäßig ist. Wenn die Zwischenschicht zwischen den Kern und den Mantel eingefügt ist, ändert sich die Energiedichte von Laserlicht, das durch den Kern der optischen Faser gelaufen ist, an einer Position, die der Grenzfläche zur Zwischenschicht ent spricht, stark. Daher ist verhindert, dass Energie in Berei che ausleckt, die der Zwischenschicht und dem Mantel ent sprechen, so dass der Energieverlust des von der Lichtemis sionsfläche der optischen Faser emittierten Laserlichts klein ist. Demgemäß kann der Energiepegel des in den Kern der optischen Faser eintretenden Laserlichts um das Ausmaß verringert werden, das dem Verringerungsausmaß betreffend der Verluste entspricht.

Innerhalb der Brechungsindexverteilung für die gesamte opti sche Faser verringert sich auf diese Weise der Brechungsin dex in der Folge des Kernumfangs, des zentralen Bereichs des Kerns, des Mantels und der Zwischenschicht. Wenn die opti sche Faser auf diese Weise strukturiert ist, wird die Ener giedichte von durch die optische Faser laufendem Laserlicht im dem Kern entsprechenden Gebiet gleichmäßig gesammelt, wo durch verhindert ist, dass Laserlicht von der Zwischen schicht nach außen ausleckt. Daher kann die Energie von in den Kern der optischen Faser eindringendem Laserlicht in das dem Kern entsprechende Gebiet konzentriert werden, und dem gemäß kann der Energiepegel des eintretenden Laserlichts verringert werden.

Bei der Lasersonde gemäß Anspruch 3 besteht die optische Fa ser aus SiO₂ (Quarzglas). Der Brechungsindex von SiO₂ kann durch Zugabe eines Zusatzstoffes leicht geändert werden. Die Zusatzstoffe, wie sie dem Kern, der Zwischenschicht und dem Mantel zuzusetzen sind, werden so ausgewählt, dass die oben genannten Pegelbeziehungen für die Brechungsindizes gelten.

Z. B. wird GeO₂, das ein Zusatzstoff zum Erhöhen des Bre chungsindex ist, dem Kern zugesetzt. Fluor, das ein Zusatz stoff zum Erniedrigen des Brechungsindex ist, wird der Zwi schenschicht zugesetzt. Der Mantel bleibt aus einfachem SiO₂. Im Ergebnis verringert sich der Brechungsindex allmäh lich in der Reihenfolge des Kerns, des Mantels und der Zwi schenschicht. Die Zusatzstoff-Konzentrationsverteilung im Kern wird auf solche Weise ausgebildet, dass die Konzentra tion im Umfangsbereich niedriger als im zentralen Bereich ist. Wenn die Zusatzstoffkonzentration abhängig vom Abstand von der Mittelachse geändert wird, kann der Brechungsindex im Kern kontinuierlich geändert werden.

Die obengenannten Zusatzstoffe werden auch bei aktuell all gemein verwendeten optischen Fasern verwendet und können demgemäß auf einfache Weise erhalten werden. Wie oben be schrieben, besteht die optische Faser bei der erfindungsge mäßen Lasersonde aus SiO₂, worin der Brechungsindex dadurch eingestellt ist, dass Zusatzstoffe zugesetzt werden, wie sie herkömmlich verwendet werden, weswegen eine einfache Reali sierung möglich ist. Wenn eine Lasersonde mit einer aus der artigen Materialien bestehenden optischen Faser am Handstück einer Laserbehandlungsvorrichtung angebracht wird und dann dazu verwendet wird, organisches, hartes Gewebe zu verdamp fen, kann das Abschälen oder Beschädigen der Lichtemissions fläche der optischen Faser verringert werden.

Bei der Lasersonde gemäß Anspruch 4 wird ein bestimmter Wel lenlängenbereich von Laserlicht verwendet, der in der Nähe desjenigen Wellenlängenbereichs liegt, in dem die Lichtab sorption von Wasser maximal ist, da Laserlicht, das dieser Bedingung genügt, zum Verdampfen von organischem, hartem Ge webe besonders geeignet ist. Wenn Laserlicht mit einer Wel lenlänge in diesem Bereich verwendet wird, ist der Verdamp fungswirkungsgrad verbessert, und organisches, hartes Gewebe kann leicht verdampft werden. Daher kann die Behandlung wir kungsvoll ausgeführt werden. Da der Kerndurchmesser der op tischen Faser klein ist, kann ein erkrankter Teil mit klei nem Durchmesser oder kleiner Fläche leicht durch Laserlicht bestrahlt werden. Wenn derartiges Laserlicht in den Kern der optischen Faser mit der obengenannten Konfiguration ein dringt, können das Abschälen oder Beschädigen der Lichtemis sionsfläche der optischen Faser vollständig oder beinahe vollständig beseitigt werden.

Bei der Lasersonde gemäß Anspruch 5 ist der zentrale Bereich des Kerns an der Lichtemissionsfläche der optischen Faser konkav ausgebildet. Wenn eine Lasersonde mit einer optischen Faser mit solcher Form am Handstück einer Laserbehandlungs vorrichtung angebracht wird und dann zum Verdampfen von or ganischem, hartem Gewebe verwendet wird, wird Laserlicht regelmäßig an einem radial außen liegenden Bereich durch die Lichtemissionsfläche der optischen Faser gestreut, so dass Laserlicht in einem größeren Gebiet emittiert wird. Ferner kann organisches, hartes Gewebe mit im wesentlichen gleich mäßiger Tiefe verdampft werden.

Daher wird Laserlicht am Lichtemissions-Endbereich gestreut, und es kann organisches, hartes Gewebe in einem größeren Ge biet verdampft werden. Im Ergebnis kann im Gebiet, das mit Laserlicht bestrahlt wird, eine gleichmäßige Verdampfung ausgeführt werden.

Ausführungsbeispiele der Er findung gehen aus der folgenden detaillierten Beschreibung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen deutlicher hervor.

Fig. 1A ist ein Blockdiagramm, das die Konfiguration einer Laserbehandlungsvorrichtung 11 zeigt, die ein erstes Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung ist, und Fig. 1B ist ein Teil schnitt durch eine Sonde 16;

Fig. 2 ist ein Kurvenbild, das Beziehungen zwischen der Wel lenlänge von Laserlicht und der Extinktionslänge zeigt;

Fig. 3 ist eine Ansicht, die einen Kontaktzustand zwischen einer optischen Faser 9 der Sonde 16 und organischem, hartem Gewebe 21, das mit Laserlicht zu bestrahlen ist, zeigt;

Fig. 4A ist ein Kurvenbild, das die Brechungsindexverteilung der bei der Sonde 16 von Fig. 3 verwendeten optischen Faser 9 zeigt, und Fig. 4B ist ein Kurvenbild, das die Energie dichteverteilung von Laserlicht zeigt, das in die optische Faser 9 eintritt und dann von dieser emittiert wird;

Fig. 5A ist ein Kurvenbild, das die Brechungsindexverteilung des transparenten Grundmaterials der optischen Faser 9 der Sonde 16 von Fig. 3 zeigt; und Fig. 5B ist ein Kurvenbild, das die Brechungsindexverteilung des Grundmaterials des Kerns zeigt;

Fig. 6 ist ein vergrößerter Teilschnitt von organischem, hartem Gewebe 21a, das, vor kontinuierlicher Bestrahlung, mit einem Laserlichtimpuls (100 mJ × 10 pps) bestrahlt wur de, wie er über die optische Faser 9 der erfindungsgemäßen Sonde 16 zugeführt wurde, um die zeitliche Änderung der Ver dampfung des organischen, harten Gewebes durch Laserlicht zu überprüfen;

Fig. 7 ist ein vergrößerter Teilschnitt von organischem, hartem Gewebe 21b, das mit einem Laserlichtimpuls von 800 mJ × 10 pps durch die optische Faser 9 der erfindungsgemäßen Sonde 16 bestrahlt wurde, wie für kontinuierliche Bestrah lung durch Laserlicht für 30 Minuten verwendet, um die zeit liche Änderung der Verdampfung des organischen, harten Gewe bes durch Laserlicht zu überprüfen;

Fig. 8 ist ein vergrößerter Teilschnitt des Lichtemissions endes einer optischen Faser 1a einer bekannten Sonde nach kontinuierlicher Bestrahlung für 5 Minuten mittels Laser licht (100 mJ × 10 pps), wie über eine optische Faser 1 einer bekannten Sonde zugeführt, um die zeitliche Änderung der Verdampfung von organischem, hartem Gewebe durch Laser licht zu überprüfen;

Fig. 9 ist eine vergrößerte Schnittansicht, die das Licht emissionsende einer optischen Faser 34 einer Sonde zeigt, wie sie bei einer Laserbestrahlungsvorrichtung verwendet ist, die ein anderes Beispiel der ersten Ausführungsform ist und bei der die Unterseite eines Verdampfungsbereichs ebene Form aufweist;

Fig. 10 bis 13 sind vergrößerte Teilschnitte, die eine opti sche Faser 81, 91, 101 bzw. 111 einer an einem Handstück einer Laserbehandlungsvorrichtung, die ein zweites, drittes, viertes bzw. fünftes Ausführungsbeispiel der Erfindung dar stellt, befestigten Sonde zeigt;

Fig. 14A und 14B sind vergrößerte Teilschnitte, die eine op tische Faser 121 einer an einem Handstück einer Laserbehand lungsvorrichtung gemäß einem sechsten Ausführungsbeispiel der Erfindung befestigten Sonde bzw. eine vergrößerte Stirn ansicht der Lichtemissionsfläche 125 der optischen Faser zeigen;

Fig. 15A und 15B sind vergrößerte Teilschnitte, die eine optische Faser 131 einer an einem Handstück einer Laserbehand lungsvorrichtung gemäß einem siebten Ausführungsbeispiel der Erfindung befestigten Sonde bzw. eine vergrößerte Stirnan sicht der Lichtemissionsfläche 135 der optischen Faser zei gen;

Fig. 16A und 16B sind vergrößerte Teilschnitte, die eine op tische Faser 141 einer an einem Handstück einer Laserbehand lungsvorrichtung gemäß einem achten Ausführungsbeispiel der Erfindung befestigten Sonde bzw. eine vergrößerte Stirnan sicht der Lichtemissionsfläche 145 der optischen Faser zei gen; und

Fig. 17 ist eine vergrößerte Schnittansicht, die eine opti sche Faser 1 einer bekannten Sonde einer Laserbehandlungs vorrichtung zeigt.

Nun werden bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung un ter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben.

Fig. 1A ist ein Blockdiagramm, das die Konfiguration einer Laserbehandlungsvorrichtung 11 zeigt, die ein erstes Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung bildet. Diese Laserbehandlungs vorrichtung 11 wird zur Verdampfung, Abtrennung oder Hämo stase von organischem, hartem Gewebe, wie einem Knochen, verwendet. Die Laserbehandlungsvorrichtung 11 umfasst eine Laserlichtquelle 13, einen Wellenleiter 14 und ein Handstück 15.

In der Laserlichtquelle 13 erzeugtes Laserlicht wird über den Wellenleiter 14 zum Handstück 15 geführt. Eine Laserson de 16 ist abnehmbar am Vorderende des Handstücks 15 ange bracht. D. h., dass das Handstück 15 aus einem Handstückkör per 10 und der Lasersonde 16 besteht, wobei die letztere am ersteren befestigt ist. Die Bedienperson der Laserbehandlungsvorrichtung (nachfolgend häufig einfach als "Behand lungsvorrichtung" bezeichnet) 11 sorgt dafür, dass eine Lichtemissionsfläche 17 der Lasersonde (nachfolgend häufig einfach als "Sonde" bezeichnet) 16, wie sie am Handstück 15 befestigt ist, mit einem erkrankten Teil in Kontakt gebracht wird, der mit Laserlicht zu beleuchten ist.

Das Laserlicht, wie es dem Handstück 15 zugeführt wird, durchläuft die Lasersonde 16, um von der Lichtemissionsflä che 17 emittiert zu werden, und dann trifft es auf den er krankten Teil auf. Vorzugsweise wird der Oberfläche des er krankten Teils Wasser in Nebelform zugeführt, so dass ein dünner Wasserfilm ausgebildet wird.

Fig. 1B ist ein Teilschnitt, der die Konfiguration einer op tischen Faser 9 der Sonde 16 zeigt, wobei in einer virtuel len Ebene einschließlich der Achse ein Teilschnitt ausge führt ist. Die Sonde 16 ist mittels der optischen Faser 9 aufgebaut. Diese optische Faser 9 der Sonde 16 ist ein säu lenförmiges Element, wobei der Schnitt der Lichteintritts fläche 19 kongruent mit demjenigen der Lichtemissionsfläche 17 der optischen Faser 9 ist, die als Lichtemissionsfläche der Sonde 16 wirkt. Die Mittelachse 20 der Lichteintritts fläche 19 der optischen Faser 9 fällt mit der Mittelachse 18 der Lichtemissionsfläche 17 der optischen Faser 9 zusammen.

Das organische, harte Gewebe enthält eine große Menge an Wasser. Wenn ein derartiges Gewebe mit Laserlicht mit einer Wellenlänge von 1,0 µm bis 5,5 µm bestrahlt wird, wird es sofort durch das Wasser absorbiert. Die absorbierte Licht energie wird in eine thermische Schwingung von Wassermolekü len umgesetzt und erhöht die Temperatur des Wassers mit dem Ergebnis, dass Wasser momentan verdampft wird. Dies bewirkt, dass das organische, harte Gewebe Wasser verliert, wodurch es zersetzt und verdampft wird, mit dem Ergebnis, dass im organischen, harten Gewebe ein Loch eröffnet wird. Mittels dieses Prozesses wird das organische, harte Gewebe ver dampft.

Die Laserlichtquelle 13 gibt Laserlichtimpulse mit vorbe stimmter Impulsbreite und vorbestimmtem Impulszyklus aus. Z. B. beträgt die vorbestimmte Impulsbreite des Laserlichts 1 ns bis 9 ms, während der vorbestimmte Impulszyklus des La serlichts 1 pps bis 200 pps (Pulse pro Sekunde) beträgt. Der zulässige Wellenlängenbereich des durch die Laserlichtquelle 13 erzeugten Laserlichts beträgt 1,0 µm bis 5,5 µm, und der zulässige Pegel der Emissionsenergie pro Laserlichtimpuls, wie an der Lichtemissionsfläche 17 der Sonde 16 ausgegeben, beträgt 1 mJ bis 2500 mJ.

Im Fall normaler Impulse kann die Impulsbreite im Bereich von 20 µs bis 30 µs bis zu 9 ms liegen. Wenn Modulation mit tels eines AOQ-Schalters (akustooptischer Q-Schalter) er folgt, kann die Impulsbreite auf 20 ns bis 30 ns verkürzt werden, während dann, wenn Modulation mit einem EOQ-Schalter (elektrooptischer Q-Schalter) ausgeführt wird, die Impuls breite auf 1 ns verkürzt werden kann.

Wie oben beschrieben, wird in der Laserbehandlungsvorrich tung 11 die Impulsbreite des dem erkrankten Teil zuzuführen den Laserlichts im Bereich von 1 ns bis 9 ms ausgewählt. Wenn der erkrankte Teil mit impulsförmigem Laserlicht mit einer Impulsbreite von z. B. weniger als 1 ns bestrahlt wird, muss die Höhe (Spitzenwert) der Impulse erhöht werden, um den erkrankten Teil mit Licht derselben Energie innerhalb eines Impulses zu bestrahlen. In diesem Fall wird die Ver dampfungstiefe durch einen Impuls größer, mit dem Ergebnis, dass der erkrankte Teil mit einer Tiefe verdampft werden kann, die größer als die gewünschte ist. Wenn der Spitzen wert höher ist, wird der Wärmestoß, wie er in der Lichtemissionsfläche 17 der optischen Faser 9 hervorgerufen wird, größer, was zur Gefahr führt, dass die Beständigkeit der Sonde 16 leidet.

Demgegenüber besteht dann, wenn der erkrankte Teil mit La serlicht mit einer Impulsbreite über 9 ms bestrahlt wird, die Möglichkeit, dass das Abtrennvermögen beim Abtrennen von organischem, weichem Gewebe und die Möglichkeit von Hämosta sevorgängen verbessert sind. Jedoch kann die Oberflächen schicht des organischen, harten Gewebes, das zu verdampfen ist, anschmelzen, und der Patient, an dem die Behandlung ausgeführt wird, kann Schmerzen erleiden. Da der Wärmeeffekt aufgrund eines Laserlichtimpulses größer wird, kann die thermisch denaturierte Schicht an der Oberfläche des organi schen, harten Gewebes ausgeweitet werden, und der erkrankte Teil kann thermisch beeinflusst werden.

Wie oben beschrieben, wird der Impulszyklus des auf den er krankten Teil zu führenden Laserlichts so ausgewählt, dass er 1 pps bis 200 pps beträgt. Wenn der Impulszyklus kleiner als 1 pps ist, liegt er sehr nahe an 0 pps, weswegen die La serlichtbestrahlung hinsichtlich der Bearbeitungswirkung ihre Bedeutung verliert. Wenn der Impulszyklus größer als 200 pps ist, ist die Verdampfungsrate hinsichtlich des orga nischen, harten Gewebes verbessert, jedoch sind die Größe und die Kosten der Laseremissionsvorrichtung erhöht. Darüber hinaus kann der erkrankte Teil bei der Verdampfung des orga nischen, harten Gewebes thermisch beeinflusst werden.

Angesichts dieser Umstände verwendet die Laserbehandlungs vorrichtung 11 vorzugsweise Laserlicht mit einer Impulsbrei te von 1 ns bis 9 ns und einem Impulszyklus von 1 bis 200 pps.

Fig. 2 ist ein Kurvenbild, das die Beziehung zwischen der Lichtwellenlänge und der Extinktionslänge (Extinktion = Ab sorption + Streuung) zeigt. Diese Extinktionslänge ist der Abstand zwischen der Oberfläche von Wasser und einer Posi tion, an der die Energie von in die Wasseroberfläche ein dringendem Laserlicht auf 1/10 verringert ist. Das Gebiet eines organischen, harten Gewebes, das Wasser nach innen hin enthält und in das Laserlicht mit einer Wellenlänge in einem zulässigen Wellenlängenbereich von 1,0 µm bis 5,5 µm ein dringt, ist flacher als dann, wenn Laserlicht mit einer Wel lenlänge außerhalb dieses Bereichs eindringt. Daher wird nur die Oberfläche eines Bereichs organischen, harten Gewebes, das mit Laserlicht bestrahlt wird, mit der Energie des La serlichts versorgt und dann verdampft. Laserlicht mit einer Wellenlänge, die länger als 5,5 µm ist, hat hohen Absorp tionswirkungsgrad hinsichtlich Calciumcarbonat und Phosphor, die organisches, hartes Gewebe bilden. Wenn das organische, harte Gewebe mit derartigem Laserlicht bestrahlt wird, wird es verkohlt. Daher ist es ziemlich schwierig, derartiges La serlicht bei der Behandlung von organischem, hartem Gewebe zu verwenden.

Ein Beispiel einer Laserlichtquelle 13, die Laserlicht mit einer Wellenlänge im zulässigen Bereich von 1,0 µm bis 5,5 µm ausgibt, ist ein Er:YAG(mit Erbium dotierter Yttrium aluminiumgranat)-Festkörperlaser. Ein solcher Laser gibt La serlicht mit einer Wellenlänge von 2,94 µm aus. Alternativ kann ein Er:YSGG(mit Erbium dotierter Yttriumscandiumgal liumgranat)-Festkörperlaser verwendet werden, der Laserlicht mit einer Wellenlänge von 2,79 µm ausgibt.

Die Wellenlänge des von der Laserlichtquelle emittierten La serlichts befindet sich innerhalb des Wellenlängenbereichs von 2,7 µm bis 3,2 µm (im Bereich W1 in Fig. 2), der den Ma ximalwert der Lichtabsorption von Wasser enthält und der im zulässigen Wellenlängenbereich liegt. Wenn organisches, hartes Gewebe mit der erfindungsgemäßen Laserbehandlungsvor richtung zu verdampfen ist, kann eine Laserlichtquelle ver wendet werden, die mit einer Wellenlänge von 2,7 µm bis 3,2 µm strahlt. Im Ergebnis kann eine wirkungsvolle Behand lung unter Verwendung desjenigen Bereichs ausgeführt werden, in dem die besten Absorptionseigenschaften hinsichtlich Was ser erzielt werden.

Ein anderes Beispiel einer Laserlichtquelle 13, die Laser licht mit einer Wellenlänge im zulässigen Bereich abstrahlt, ist ein Ho:YAG(mit Holmium dotierter Yttriumaluminiumgra nat)-Festkörperlaser, der Laserlicht mit einer Wellenlänge von 2,09 µm abstrahlt. Alternativ kann ein Ho:YSGG(mit Hol mium dotierter Yttriumscandiumgalliumgranat)-Festkörperlaser verwendet werden, der Laserlicht mit einer Wellenlänge von 2,08 µm abstrahlt. Auch kann ein Th:YAG(mit Thorium dotier ter Yttriumaluminiumgranat)-Festkörperlaser verwendet wer den, der Licht mit einer Wellenlänge von 2,01 µm abstrahlt. Weiterhin können Festkörperlaser aus den folgenden Materia lien verwendet werden: Kobaltvanadiumfluorid mit einer Wel lenlänge von 1,75 µm bis 2,5 µm; Er:Glas (mit Erbium dotier tes Glas) mit einer Wellenlänge von 1,54 µm; Nd:Glas (mit Neodym dotiertes Glas) mit einer Wellenlänge von 1,060 µm sowie Nd:YAG (mit Neodym dotierter Yttriumaluminiumgranat) mit einer Wellenlänge von 1,064 µm.

Es kann eine Laserlichtquelle mit einer anderen Konfigura tion als der des obengenannten Festkörperlasers verwendet werden, insoweit sie Laserlicht mit einer Wellenlänge im zu lässigen Bereich von 1,0 µm bis 5,5 µm abstrahlen kann. Z. B. kann eine Gaslaser-Lichtquelle wie ein Co-Laser mit einer Wellenlänge von 5,3 µm verwendet werden. Im Kurvenbild von Fig. 2 kennzeichnen die hohlen Kreise p1 bis p9 auf der durchgezogenen Linie 19 jeweils Wellenlängen von Laserlicht, wie es von verschiedenen Laserlichtquellen ausgegeben wird, nämlich von einem Rubinlaser, einem Nd:YAG-Festkörperlaser, einem Er:Glas-Festkörperlaser, einem Ho:YSGG-Festkörperla ser, einem Ho:YAG-Festkörperlaser, einem Er:YSGG-Festkörper laser, einem Er:YAG-Festkörperlaser, einem CO-Laser und einem CO₂-Laser.

Laserlicht im zulässigen Wellenlängenbereich ist zu Behand lungsvorgängen wie Verdampfen, Abtrennung und Hämostase von organischem, hartem Gewebe geeignet. Insbesondere hat Laser licht mit einer Wellenlänge im Bereich von 2,7 µm bis 3,2 µm (siehe W1 in Fig. 2) im obengenannten zulässigen Wellenlän genbereich eine Wellenlänge innerhalb desjenigen Bereichs, der den Maximalwert hinsichtlich der Lichtabsorption durch Wasser beinhaltet. Derartiges Laserlicht hat hohen Absorp tionswirkungsgrad in bezug auf Wasser enthaltendes organi sches, hartes Gewebe, und es ist insbesondere dazu geeignet, derartiges Gewebe, wie einen Knochen, schnell zu verdampfen.

Der Wellenleiter 14 wird z. B. durch eine optische Faser ge bildet, die Laserlicht im obengenannten zulässigen Wellen längenbereich bei Verlusten leiten kann, die so klein wie möglich sind. Es kann eine gelenkige Handhabungseinrichtung verwendet werden, die aus hohlen Elementen und Reflexions spiegeln besteht, wodurch Laserlicht durch die hohlen Ab schnitte der Elemente geleitet werden kann, während der op tische Pfad durch die Reflexionsspiegel abgelenkt wird.

Fig. 3 ist eine vergrößerte Ansicht, die den Kontaktzustand der die Sonde 16 bildenden optischen Faser 9 mit organi schem, hartem Gewebe 21 zeigt, das mit Laserlicht zu be strahlen ist. Wenn dieses Gewebe unter Verwendung der Laser behandlungsvorrichtung 11 zu verdampfen ist, hält die Be dienperson das Handstück 15 fest, und sie sorgt dafür, dass die Lichtemissionsfläche 17 der die Sonde 16 bildenden opti schen Faser 9 in Kontakt mit der Oberfläche des organischen, harten Gewebes 21 steht. Im Ergebnis durchläuft von der La serlichtquelle 13 erzeugtes und über den Wellenleiter 14 zum Handstück 15 geführtes Laserlicht einen Kern 25 der opti schen Faser 9 und trifft dann auf die Oberfläche des Gewebes 21. Danach dringt das Laserlicht von der Oberfläche des Ge webes 21 in dieses ein, wie durch die strichpunktierte Linie 22 mit zwei Punkten gekennzeichnet.

Die Sonde 16 besteht aus der optischen Faser 9, die dafür sorgt, dass die Energiedichte von von der Lichtemissionsflä che 17 emittiertem Laserlicht im dem Kern entsprechenden Be reich im wesentlichen gleichmäßig verläuft. Wie es in Fig. 3 dargestellt ist, umfasst die optische Faser 9 der Sonde 16 z. B. den Kern 25, eine Zwischenschicht 26 und einen Mantel 27.

Innerhalb der optischen Faser 9 ist die Zwischenschicht 26 am Außenumfang des zylindrischen Kerns 26 ausgebildet, und der Mantel 27 ist am Außenumfang der Zwischenschicht 26 aus gebildet. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind von einer virtuellen Ebene aus gesehen, die recht winklig zur Mittelachse 29 des Kerns 25 verläuft, konzen trisch ausgebildet. Der Brechungsindex n1 des Materials des Kerns 25 ist um so größer, je größer der Abstand von der Mittelachse 29 im Kern 25 ist. Der Brechungsindex n2 des Ma terials des Mantels ist kleiner als der Brechungsindex n1c des Materials des Kerns 25 in der Nähe der Mittelachse 29. Der Brechungsindex n3 des Materials der Zwischenschicht 26 ist kleiner als der Brechungsindex n2 des Materials des Man tels.

Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 beste hen aus Quarzglas (SiO₂), das einen Zusatzstoff enthält. Der Zusatzstoff wird dazu verwendet, den Brechungsindex von SiO₂ zu erhöhen oder zu erniedrigen. Z. B. sind Zusatzstoffe, die den Brechungsindex erhöhen können, GeO₂, TiO₂, P₂O₅ und Al₂O₃, und solche, die den Brechungsindex erniedrigen kön nen, sind Fluor (F) und B₂O₃. Wenn die Konzentration eines derartigen Zusatzstoffs in SiO₂ höher gemacht wird, kann der Brechungsindex im Vergleich zu dem von einfachem SiO₂ ver größert oder verkleinert werden.

Fig. 4A ist ein Kurvenbild, das die Brechungsindexverteilung der optischen Faser 9 von Fig. 3 in radialer Richtung recht winklig zur Mittelachse 29 zeigt. In diesem Kurvenbild ist der Abstand von der Mittelachse 29 der Sonde 16 auf der Abs zisse aufgetragen, während der Brechungsindex des Materials an jeder Position auf der Ordinate aufgetragen ist. Die Bre chungsindexverteilung ist in der Schnittrichtung zur Mittel achse 29 achsensymmetrisch und ändert sich im Kurvenbild so, dass Symmetrie in Querrichtung existiert. Hinsichtlich des Brechungsindex n1c auf der Mittelachse 29 ist der Brechungs index n1 des Kerns 25 in einem Kreisgebiet, das zentrisch zur Mittelachse 29 liegt und einen Radius r1 aufweist, mit zunehmendem Abstand von der Mittelachse 29 größer, während an der Grenzfläche zwischen dem Kern 25 und der Zwischen schicht 26 ein starker Abfall vorliegt.

Der Mantel 27 existiert außerhalb eines zur Mittelachse 29 zentrischen Kreises mit dem Radius r3 sowie innerhalb eines Kreises mit dem Radius r2. Der Brechungsindex n2 des Mantels 27, der in diesem Gebiet vorliegt, ist kleiner als der Bre chungsindex n1c des Kerns 25 auf der Mittelachse 29. Die Zwischenschicht 26 existiert außerhalb eines zur Mittelachse 29 zentrischen Kreises mit dem Radius r1 sowie innerhalb eines Kreises mit dem Radius r3. Der Brechungsindex n3 der Zwischenschicht 26, die in diesem Gebiet vorliegt, ist klei ner als der Brechungsindex n2 des Mantels 27. Der Unter schied zwischen dem Brechungsindex n3 der Zwischenschicht 26 und dem Brechungsindex n2 des Mantels 27 ist kleiner als der zwischen dem Brechungsindex n1c des Kerns 25 auf der Mittel achse 29 und dem Brechungsindex n2 des Mantels 27.

Fig. 4B ist ein Kurvenbild, das die Energiedichteverteilung von Laserlicht zeigt, das in die optische Faser 9 mit der in Fig. 4A dargestellten Brechungsindexverteilung eintritt, durch diese läuft und dann von ihr emittiert wird. Die Ener giedichte des emittierten Laserlichts ist um die Mittelachse 29 des Kerns 25 verteilt. Innerhalb dem dem Kern 25 entspre chenden Gebiet oder dem Gebiet, in dem der Abstand größer als -r1 oder kleiner als +r1 ist, ist der Energiedichtepegel im wesentlichen gleichmäßig, oder er hat den Maximalwert Emax. Außerhalb dem dem Kern 25 entsprechenden Gebiet hat der Energiedichtepegel den Minimalwert Emin. Der Energie dichtepegel fällt im Bereich schnell ab, der der Grenzfläche zwischen dem Kern 25 und der Zwischenschicht 26 entspricht, wobei die Menge ausleckender Energie klein ist.

Als Material des Kerns 25 der optischen Faser 9, die die in Fig. 3 dargestellte Sonde 16 bildet, wird SiO₂ gewählt, dem GeO₂ zugesetzt ist. Als Material der Zwischenschicht 26 wird SiO₂ ausgewählt, zu dem Fluor zugesetzt ist. Als Material des Mantels 27 wird einfaches SiO₂ ausgewählt. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 können aus anderen Materialien als den obenbeschriebenen bestehen, insoweit diese Materialien den obengenannten Wertebeziehungen der Brechungsindizes genügen. Z. B. kann als Material des Kerns 25 SiO₂ verwendet werden, dem B₂O₃ zugesetzt ist.

Die optische Faser 9 wird aus einem Fasergrundmaterial her gestellt, das dieselbe Brechungsindexverteilung wie die von Fig. 4A zeigt. Z. B. wird zunächst das Grundmaterial des Zentrums des Kerns 25 hergestellt. Das Grundmaterial des Zentrums des Kerns 25 wird auf die folgende Weise herge stellt. Als erstes wird ein transparentes Grundmaterial, das die Brechungsindexverteilung von Fig. 5A zeigt, unter Ver wendung von VAD (axiale Dampfphasenabscheidung) hergestellt. Der Außenumfang des Grundmaterials wird durch einen Plasma strahl abgeätzt. Im Ergebnis ist das Grundmaterial des Kerns 25 hergestellt, das die Brechungsindexverteilung von Fig. 5B zeigt. Z. B. besteht das Grundmaterial des Zentrums des Kerns 25 aus SiO₂, zu dem GeO zugesetzt ist. Innerhalb der Brechungsindexverteilung des Grundmaterials des Kerns 25 ist der Brechungsindex innerhalb des Materials im wesentlichen gleichmäßig, mit einer starken Änderung an der Grenzfläche zwischen dem Grundmaterial und dem Außenmaterial.

Das Rohmaterial der Zwischenschicht 26 wird auf laminierte Weise im Außenumfang des so erhaltenen Grundmaterials des Kerns 25 dadurch abgeschieden, dass z. B. eine externe CVD- (chemische Dampfniederschlagung)-Technik verwendet wird, um dadurch das Grundmaterial der Zwischenschicht 26 auszubil den. Z. B. besteht das Grundmaterial der Zwischenschicht 26 aus SiO₂, dem Fluor zugesetzt ist. Das Grundmaterial des Mantels 27 wird auf dieselbe Weise wie das Grundmaterial der Zwischenschicht 26 um den Außenumfang des Grundmaterials der zwischenschicht 26 herum hergestellt. Im Ergebnis wird das Fasergrundmaterial erzeugt.

Die erfindungsgemäße Sonde 16 mit der optischen Faser 9 mit der in Fig. 3 dargestellten Struktur wurde am Handstück 15 der Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 befestigt, wo bei ein Er:YAG-Festkörperlaser als Laserlichtquelle verwen det wurde, und es wurde die Beständigkeit der Sonde 16 über prüft, während organisches, hartes Gewebe mit Laserlicht be strahlt wurde. Nachfolgend werden der Ablauf und die Ergeb nisse im einzelnen beschrieben.

Bei diesem Prüfungsvorgang besteht der Kern 25 der optischen Faser 9 in der Sonde 16 aus SiO₂, dem GeO₂ zugesetzt ist. In der optischen Faser 9 sind darüber hinaus ein erster und ein zweiter Film, die die Hülle bilden, an der Außenumfangsflä che des Mantels 27 ausgebildet. Der erste Film besteht aus einem Siliziummaterial. Der zweite Film besteht aus einem Nylon, einem Teflon(Polytetrafluorethylen)-Polymer oder ei nem Metal wie Aluminium, Gold, Kupfer usw. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind durch die aus dem ersten und zweiten Film gebildete Hülle geschützt.

Beim Prüfvorgang wird die Sonde 16 mit der so aufgebauten optischen Faser 9 am Vorderende des Handstücks 15 befestigt, und die Lichtemissionsfläche 17 der Faser wird in Kontakt mit der Oberfläche des organischen, harten Gewebes gebracht. In diesem Zustand wird kontinuierlich Laserlicht mit vorbe stimmter Energie pro Impuls abgestrahlt. Das zu verdampfende Gewebe 21 ist ein Rinderknochen. Die Zeit kontinuierlicher Einstrahlung von Laserlicht wird aus der Anzahl von Impulsen von Laserlicht abgeleitet, wie es ab dem Bestrahlungsbeginn zum Gewebe 21 geführt wird. Wenn die Wiederholzeit 10 pps (Pulse pro Sekunde) beträgt, werden z. B. Laserlichtimpulse mit einer vorbestimmten Impulsbreite 10 Mal während einer Sekunde zugeführt.

Beim Prüfvorgang wird die Laserbehandlungsvorrichtung 11 mit der obengenannten Lasersonde 16 gemäß der Erfindung verwen det, und das Gewebe 21, das mit vorbestimmter Geschwindig keit in einer vorgegebenen Richtung bewegt wird, wird konti nuierlich mit Laserlicht mit einer Energie pro Impuls von 100 mJ und einer Wiederholfrequenz von 10 pps bestrahlt (nachfolgend wird ein derartiges Laserlicht einfach als "La serlicht von 100 mJ × 10 pps" bezeichnet). Daher ändert sich die Lichtbestrahlungsposition des organischen, harten Gewe bes 21 jedesmal dann, wenn ein Laserlichtimpuls zugeführt wird, und es wird ein neuer Bereich des Gewebes 21 jedesmal dann verdampft und abgeschnitten, wenn ein Laserlichtimpuls zugeführt wird, wodurch ein verdampfter Bereich ausgebildet wird. Wenn das Gewebe 21 kontinuierlich auf die obenbe schriebene Weise mit Laserlicht bestrahlt wird, werden am Gewebe 21 entsprechend der zeitlichen Bewegung der Einstrah lungsposition mehrere verdampfte Bereiche erzeugt.

Fig. 6 ist ein vergrößerter Teilschnitt eines Verdampfungs bereichs 31a von organischem, hartem Gewebe 21a, wie dadurch erzeugt, dass das Gewebe 21, bevor es unter Verwendung der Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1, an der die erfin dungsgemäße Sonde 16 gemäß Fig. 3 befestigt war, kontinuier lich bestrahlt wurde, zunächst mit einem Laserlichtimpuls bestrahlt wurde, um den anfänglichen Verdampfungszustand des Gewebes abhängig von der Bestrahlungsenergie zu überprüfen. Fig. 7 ist ein vergrößerter Teilschnitt eines verdampften Bereichs 31b von organischem, hartem Gewebe 21b, das dadurch hergestellt wurde, dass ein Laserlichtimpuls eingestrahlt wurde, nachdem 30 Minuten ab dem Bestrahlungsstart verstri chen waren.

Die organischen, harten Gewebe 21a und 21b, wie sie in den Fig. 6 und 7 dargestellt sind, werden nun miteinander ver glichen. Das organische, harte Gewebe 21a wird vor der Be strahlung mit kontinuierlichem Laserlicht mit einem Laser lichtimpuls unter Verwendung der Sonde 16 bestrahlt, und der Bereich, der durch das Laserlicht bestrahlt wird, wird in Form einer beschädigten Kugel verdampft, wodurch der ent sprechende verdampfte Bereich 31a ausgebildet wird. Das or ganische, harte Gewebe 21b wird unter Verwendung der Sonde 16, wie sie für kontinuierliche Laserlichtbestrahlung für 30 Minuten verwendet wurde, mit einem Laserlichtimpuls be strahlt, und der durch Laserlicht bestrahlte Bereich wird in Form einer beschädigten Kugel ausgebildet, wodurch der ver dampfte Bereich 31b diese Form hat. Wenn die zwei verdampf ten Bereiche 31a und 31b miteinander verglichen werden, ist erkennbar, dass ihre Formen, Flächen und Tiefen keine we sentliche Änderung erfahren haben. Auch ist erkennbar, dass die Oberflächenrauhigkeiten der verdampften Bereiche 31a und 31b im wesentlichen unverändert geblieben sind. Daraus er gibt sich, dass sich das Verdampfungsvermögen der Behand lungsvorrichtung 11 während der kontinuierlichen Bestrahlung für 30 Minuten nicht geändert hat.

Wenn die Lichtemissionsfläche 17 der die Sonde 16 bildenden optischen Faser 9 zu konkaver Form abgeschält oder beschä digt wird, verringert sich das Verdampfungsvermögen der Be handlungsvorrichtung 11. Selbst nachdem Laserlichtbestrah lung bei den obenangegebenen Bedingungen kontinuierlich für 30 Minuten ausgeführt wurde, verblieb das Verdampfungsvermö gen unverändert. Aus dem Obigen ergibt sich, dass dann, wenn Laserbestrahlung unter diesen Bedingungen ausgeführt wird, die Lichtemissionsfläche 17 nicht beschädigt wird. Nachdem das Gewebe 21 unter den obengenannten Bedingungen für 30 Mi nuten mit Laserlicht bestrahlt wurde, wurde der Zustand der Lichtemissionsfläche 17 der die Sonde 16 bildenden optischen Faser 9 überprüft. Der Zustand dieser Lichtemissionsfläche 17 entspricht im wesentlichen demjenigen vor dem Gebrauch, mit der Ausnahme, dass Schmutz in wolkiger Form abgeschieden ist, wobei jedoch an der Lichtemissionsfläche 17 kein Ab schälen und keine Beschädigung erkennbar ist.

Zum Vergleich mit dem obengenannten Vorgang wird organi sches, hartes Gewebe, das zu verdampfen ist, kontinuierlich für 5 Minuten mit impulsförmigem Laserlicht von 100 mJ × 10 pps bestrahlt, wie es von der Sonde mit der in Fig. 17 dargestellten bekannten optischen Faser 1 emittiert wird, während das Gewebe mit vorbestimmter Geschwindigkeit in einer vorgegebenen Richtung bewegt wird. Als Ergebnis der kontinuierlichen Laserlichtbestrahlung bei den genannten Be dingungen für 5 Minuten war die Lichtemissionsfläche 2a der optischen Faser 1a zu konkaver Form beschädigt, wie dies in Fig. 8 dargestellt ist. Die Beschädigung ist tiefer, wenn sie näher am Zentrum des Kerns 4 der optischen Faser 1a liegt. Dabei befand sich Quarzglas (SiO₂) in vollständig ge schmolzenem Zustand.

Gemäß den obigen Ergebnissen verringert sich das Verdamp fungsvermögen bei kontinuierlicher Strahlung für 5 Minuten auf die Hälfte oder weniger, wenn anstelle der Sonde 16 mit der optischen Faser 9 die Sonde mit der bekannten optischen Faser 1 an der Behandlungsvorrichtung 11 befestigt wird und eine Bestrahlung mit Laserlicht von 100 mJ × 10 pps ausge führt wird. Daraus ist erkennbar, dass diese Konfiguration bei der tatsächlichen Behandlung von organischem, hartem Ge webe nicht verwendet werden kann. Wenn die erfindungsgemäße Sonde 16 als Sonde an der Laserbehandlungsvorrichtung 11 verwendet wird, kann daher eine Verringerung des Verdamp fungsvermögens unterdrückt werden, und die Anzahl der Aus tauschvorgänge der Sonde kann im Vergleich zu demjenigen Fall verringert werden, bei dem die bekannte Sonde anstelle der Sonde 16 verwendet wird.

Als anderes Beispiel für die Sonde 16 der vorliegenden Aus führungsform kann daran gedacht werden, dass, wie dies in Fig. 9 dargestellt ist, diese Sonde eine optische Faser 34 mit einer Lichtemissionsfläche 33 aufweist, bei der der zen trale Bereich des Kerns 25 vorab mit konkaver Form ausge höhlt ist. Wenn anstelle der Sonde 16 mit der optischen Fa ser 9 die Sonde mit der optischen Faser 34 an der Behand lungsvorrichtung 11 befestigt wird und organisches, hartes Gewebe verdampft wird, wird emittiertes Laserlicht durch das Lichtemissionsende gestreut, weswegen die Unterseite des verdampften Bereichs des organischen, harten Gewebes 21 eine breite, flache Form aufweist, wie dies durch die durchgezo gene Linie 35 gekennzeichnet ist. Die Lichtemissionsfläche 33 der Sonde mit der optischen Faser 34 kann konische, kon kave Form aufweisen, wie es durch die durchgezogene Linie gekennzeichnet ist, oder alternativ kann sie eine tassenför mige, konkave Form aufweisen, wie es durch die strichpunk tierte Linie 33a mit zwei Punkten gekennzeichnet ist.

Fig. 10 zeigt eine optische Faser 81, wie sie in einer Sonde verwendet wird, die am Handstück 15 der Laserbehandlungsvor richtung 11 anzubringen ist und die ein zweites Ausführungs beispiel der Erfindung darstellt. Fig. 10 ist ein vergrößer ter Teilschnitt, der die teilgeschnittene Konfiguration in einer die Achse enthaltenden virtuellen Ebene zeigt. Die La serbehandlungsvorrichtung 11 ist auf dieselbe Weise wie die Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 aufgebaut, mit der Ausnahme, dass die Sonde die optische Faser 81 dieses Aus führungsbeispiels enthält. Diese die Sonde des Ausführungs beispiels bildende optische Faser 81 hat eine ähnliche Kon figuration wie die die Sonde 16 des ersten Ausführungsbei spiels bildende optische Faser 9. Entsprechende Komponenten sind durch dieselben Bezugszahlen gekennzeichnet, und eine detaillierte Beschreibung derselben wird weggelassen.

Die die Sonde des Ausführungsbeispiels bildende optische Fa ser 81 hat denselben Schnittaufbau wie die die Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels bildende optische Faser 9. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind in dieser Reihenfolge ausgehend von der Mittelachse konzen trisch angeordnet. Die optische Faser 81 ist ein säulenarti ges Element, in dem die Schnittform und Schnittgröße von der Lichteintrittsfläche 83 bis zur Lichtemissionfläche 85 gleichmäßig gehalten sind. Die optische Faser 81 ist in ih rer Längsrichtung und in einer die Achse enthaltenden vir tuellen Ebene gekrümmt. Daher sind die lineare Mittelachse 84 der Lichteintrittsfläche 83 und die lineare Mittelachse 86 der Lichtemissionsfläche 85 miteinander verbunden, wobei im Krümmungsbereich R eine solche Krümmung existiert, dass eine Kurve ausgebildet ist. Laserlicht wird dem Lichtemis sionsende entlang der Kurve zugeführt oder dadurch, dass es von einer Verlängerungslinie der Mittelachse 84 aus gekrümmt wird, und dann wird es in einer Richtung emittiert, die im wesentlichen mit derjenigen der Mittelachse 86 zusammen fällt. Die Energieverteilung des emittierten Laserlichts ist in einem Gebiet im wesentlichen gleichmäßig, das der Fläche des Kerns 25 innerhalb der Lichtemissionsfläche 85 ent spricht.

Vorzugsweise wird ein erkrankter Teil, der mit Laserlicht zu bestrahlen ist, in einer Richtung rechtwinklig zur Oberflä che des Teils mit Laserlicht bestrahlt. Im Handstück 15, an dem die Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels befestigt ist, stimmt die Richtung der Laserlichtbestrahlung mit der Mittelachse des Handstücks 15 überein. Wenn sich der er krankte Teil in einem Bereich befindet, an dem das Handstück 15 nur schwierig frei verstellt werden kann, kann es schwie rig sein, dafür zu sorgen, dass die Richtung der Laserlicht bestrahlung mit der Normalen auf der Oberfläche des erkrank ten Teils übereinstimmt. In diesem Fall wird, wenn das Hand stück 15 verwendet wird, an dem die Sonde mit der optischen Faser 81 des vorliegenden Ausführungsbeispiels befestigt ist, die Laserlicht-Bestrahlungsrichtung 86a um einen Winkel Θ gegenüber der Mittelachse 84 der Lichteintrittsfläche 83, die mit derjenigen des Handstücks 15 übereinstimmt, abge lenkt, und demgemäß kann Laserlichtbestrahlung auf einfache Weise in Richtung der Normalen auf der Oberfläche des er krankten Teils ausgeführt werden. Das Handstück 15, an dem die Sonde mit der optischen Faser 81 befestigt ist, wird vorzugsweise zum Bestrahlen eines erkrankten Teils in einem Bereich verwendet, der schwierig zu erkennen ist oder der in einem kleinen Körperhohlraum liegt.

Fig. 11 zeigt eine optische Faser 91, wie sie in einer Sonde zu verwenden ist, die am Handstück 15 der Laserbehandlungs vorrichtung 11 zu befestigen ist und ein drittes Ausfüh rungsbeispiel der Erfindung bildet. Fig. 11 ist ein vergrö ßerter Teilschnitt, der die teilgeschnittene Konfiguration in einer die Achse enthaltenden virtuellen Ebene zeigt. Die Laserbehandlungsvorrichtung 11 ist auf dieselbe Weise wie die Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 aufgebaut, mit der Ausnahme, dass die Sonde die optische Faser 91 des Aus führungsbeispiels enthält. Die Sonde mit der optischen Faser 91 des Ausführungsbeispiels hat eine ähnliche Konfiguration wie die Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels. Entspre chende Komponenten sind mit denselben Bezugszahlen gekenn zeichnet, und eine zugehörige detaillierte Beschreibung wird weggelassen.

Die bei der Sonde des Ausführungsbeispiels verwendete opti sche Faser 91 hat denselben Schnittaufbau wie die in der Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels verwendet optische Faser 9. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind in dieser Reihenfolge ausgehend von der Mittelachse konzentrisch angeordnet. Innerhalb der optischen Faser 91 ist der Bereich von der Lichteintrittsfläche 93 bis zum zen tralen Bereich in der Längsrichtung durch ein säulenartiges Element gebildet, dessen Schnitt hinsichtlich der Form und der Größe konstant gehalten ist, und der Bereich vom zentra len Bereich bis zur Lichtemissionsfläche 95 ist durch ein im wesentlichen konisches Element gebildet, bei dem die Schnittform ähnlich gehalten ist, jedoch die Schnittgröße mit zunehmender Annäherung an die Lichtemissionsfläche 95 kleiner wird. Die Mittelachse 94 der Lichteintrittsfläche 93 sowie die Mittelachse 96 der Lichtemissionsfläche 95 fallen mit derselben virtuellen geraden Linie überein. Auf diese Weise verringert sich der Durchmesser der optischen Faser 91 allmählich vom zentralen Bereich in Längsrichtung zum Lichtemissionsende. Innerhalb der optischen Faser 91 ist z. B. der Bereich vom zentralen Bereich in der Längsrichtung bis zum Lichtemissionsende so ausgebildet, dass der durch die Normale auf der Grenzfläche 97 und die Mittelachse 94 gebil dete Winkel Θ1 größer als der kritische Winkel der optischen Faser 91 oder gleich groß ist, wobei sich das einfallende Licht zum Lichtemissionsende hin durch Totalreflexion an der Grenzfläche 97 ausbreitet. Gemäß dieser Konfiguration ist der Schwächungsgrad für das Laserlicht verringert.

Wenn Laserlicht, das von der Lichteintrittsfläche 93 der op tischen Faser 91 in den Kern 25 eingedrungen ist, von der Lichtemissionsfläche 95 emittiert wird, wird es verengt, und die Lichtdichte nimmt zu. Die Energieverteilung des emit tierten Laserlichts ist in einem Gebiet gleichmäßig, das der Fläche des Kerns 25 an der Lichtemissionsfläche 95 ent spricht. Gemäß dieser Konfiguration nimmt die Energiedichte des emittierten Laserlichts in der Nähe der Verlängerungs linie der Mittelachse noch stärker gleichmäßig zu, und der Verdampfungswirkungsgrad ist erhöht. Die Bestrahlungsfläche ist kleiner als die bei der Sonde 16 des ersten Ausführungs beispiels, weswegen feine Arbeiten auf einfache Weise ausge führt werden können.

Fig. 12 zeigt eine optische Faser 101, wie sie bei einer Sonde verwendet wird, die am Handstück 15 der Laserbehand lungsvorrichtung 11 anzubringen ist und die ein viertes Aus führungsbeispiel der Erfindung bildet. Fig. 12 ist ein ver größerter Teilschnitt, der die teilgeschnittene Konfigura tion in einer die Achse enthaltenden virtuellen Ebene zeigt. Die Laserbehandlungsvorrichtung 11 ist auf dieselbe Weise wie die Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 aufgebaut, mit der Ausnahme, dass die Sonde die optische Faser 101 die ses Ausführungsbeispiels enthält. Diese optische Faser 101, die die Sonde des Ausführungsbeispiels bildet, hat eine Konfiguration, die derjenigen der optischen Faser 9 und 91 ähn lich ist, die die Sonden 16 des ersten und dritten Ausfüh rungsbeispiels bilden. Entsprechende Elemente sind mit den selben Bezugszahlen gekennzeichnet, und eine zugehörige Be schreibung wird hier weggelassen.

Die bei der Sonde des vorliegenden Ausführungsbeispiels ver wendete optische Faser 101 hat denselben Schnittaufbau wie die in der Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels verwen dete optische Faser 9. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind in dieser Reihenfolge ausgehend von der Mittelachse konzentrisch angeordnet. Die optische Faser 101 besteht von der Lichteintrittsfläche 103 bis zur Licht emissionsfläche 105 aus einem im wesentlichen konischen Ele ment, dessen Querschnittsform ähnlich gehalten ist, dessen Schnittgröße jedoch zur Lichtemissionsfläche 105 hin kleiner wird. Die Mittelachse 104 der Lichteintrittsfläche 103 und die Mittelachse 106 der Lichtemissionsfläche 105 fallen mit derselben virtuellen geraden Linie zusammen. Auf diese Weise ist der Durchmesser der optischen Faser 101 von der Licht eintrittsfläche 103 zur Lichtemissionsfläche 105 hin allmäh lich verringert. Im Handstück 15 mit der optischen Faser 101 nimmt die Dichte von Laserlicht, wie es von der Lichtemis sionsfläche 105 abgestrahlt wird, im Gebiet gleichmäßig zu, das der Fläche des Kerns 15 an dieser Lichtemissionsfläche entspricht, und der Verdampfungswirkungsgrad ist erhöht. Die Bestrahlungsfläche ist kleiner als die bei der Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels, und demgemäß können feine Ar beiten leicht ausgeführt werden.

Die optische Faser 101 ist so ausgebildet, dass der durch die Normale auf der Grenzfläche 107 und die Mittelachse 104 gebildete Winkel Θ2 dem kritischen Winkel der optischen Fa ser 101 entspricht oder größer ist als dieser, und das ein fallende Licht wird durch Totalreflexion an der Grenzfläche 107 zum Lichtemissionsende hin geleitet. Wenn die Länge der optischen Faser 101 von der Lichteintrittsfläche 102 zur Lichtemissionsfläche 105 derjenigen der optischen Faser 91 der Sonde beim dritten Ausführungsbeispiel entspricht und die Lichteintrittsflächen 33 und 103 und die Lichtemissions flächen 95 und 105 zueinander kongruent sind, ist der durch die Normale auf der Grenzfläche 107 der optischen Faser 101 und die Mittelachse 104 gebildete Winkel Θ2 kleiner als der durch die Normale auf der Grenzfläche 97 der Sonde 91 und die Mittelachse 94 gebildete Winkel Θ1. Gemäß dieser Konfi guration ist der Schwächungsgrad für Laserlicht kleiner als dann, wenn die Sonde 91 des dritten Ausführungsbeispiels verwendet wird.

Fig. 13 zeigt eine optische Faser 111, wie sie bei einer Sonde verwendet wird, die am Handstück 15 der Laserbehand lungsvorrichtung 11 zu befestigen ist und die ein fünftes Ausführungsbeispiel der Erfindung bildet. Fig. 13 ist ein vergrößerter Teilschnitt, der die teilgeschnittene Konfigu ration in einer die Achse enthaltenden virtuellen Ebene zeigt. Die Laserbehandlungsvorrichtung 11 ist auf dieselbe Weise wie die Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 auf gebaut, mit der Ausnahme, dass die Sonde die optische Faser 111 des vorliegenden Ausführungsbeispiels enthält. Diese die Sonde des Ausführungsbeispiels bildende optische Faser 111 hat eine ähnliche Konfiguration wie die optischen Fasern 9, 81 und 91, die die Sonden 16 des ersten bis dritten Ausfüh rungsbeispiels bilden. Entsprechende Komponenten sind mit denselben Bezugszahlen gekennzeichnet, und eine zugehörige detaillierte Beschreibung wird hier weggelassen.

Die die Sonde des Ausführungsbeispiels bildende optische Fa ser 111 hat dieselbe Schnittstruktur wie die die Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels bildende optische Faser 9, und sie besteht aus demselben Material wie diese. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind in dieser Reihenfolge ausgehend von der Mittelachse konzentrisch ange ordnet. In der optischen Faser 111 bildet der Teil von einer Lichteintrittsfläche 113 bis zum zentralen Bereich in Längs richtung ein säulenförmiges Element, und der Teil vom zen tralen Bereich in Längsrichtung bis zur Lichtemissionsfläche 115 ist durch ein im wesentlichen konisches Element gebil det. Die optische Faser 111 ist in der Längsrichtung und in einer die Achse der Faser enthaltenden virtuellen Ebene ge krümmt. Die Mittelachse 114 der Lichteintrittsfläche 113 schneidet die Mittelachse 116 der Lichtemissionsfläche 115 in der virtuellen Ebene. Da die optische Faser 111 auf die obenangegebene Weise gekrümmt ist, wird Laserlicht so zum Lichtemissionsende geführt, dass es von der Verlängerungs linie der Mittelachse 114 des Handstücks 15 abweicht, und dann wird es in der Richtung entlang der Verlängerungslinie der Mittelachse 116 emittiert. Gemäß dieser Konfiguration kann auch ein erkrankter Teil, der in einem engen Bereich liegt, in dem das Handstück 15 nur schwierig frei bewegt werden kann, leicht mit Laserlicht bestrahlt werden. Das emittierte Laserlicht kann im wesentlichen gleichmäßig auf ein Gebiet eingeengt werden, das der Fläche des Kerns der Lichtemissionsfläche 115 entspricht, und der Verdampfungs wirkungsgrad kann erhöht werden.

Fig. 14A zeigt eine optische Faser 121, wie sie bei einer Sonde verwendet wird, die am Handstück 15 der Laserbehand lungsvorrichtung 11 zu befestigen ist und die ein sechstes Ausführungsbeispiel der Erfindung bildet. Fig. 14A ist eine vergrößerte Schnittansicht, die die teilgeschnittene Konfi guration in einer die Achse enthaltenden virtuellen Ebene zeigt. Fig. 14B ist eine vergrößerte Stirnansicht der Licht emissionsfläche 125 der optischen Faser 121. Die Laserbe handlungsvorrichtung 11 ist auf dieselbe Weise wie die La serbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 ausgebildet, mit der Ausnahme, dass die Sonde die optische Faser 121 des Ausfüh rungsbeispiels enthält. Die optische Faser 121 der Sonde des Ausführungsbeispiels hat eine ähnliche Konfiguration wie die die Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels bildende opti sche Faser 9. Entsprechende Komponenten sind mit denselben Bezugszahlen gekennzeichnet, und eine detaillierte Beschrei bung wird hier weggelassen.

Die optische Faser 121 des Ausführungsbeispiels hat dieselbe Schnittstruktur wie die optische Faser 9 der Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels, und sie besteht aus demselben Material wie diese. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind in dieser Reihenfolge ausgehend von der Mittelachse konzentrisch angeordnet. In der optischen Faser 121 ist der Teil von der Lichteintrittsfläche 123 bis in die Nähe des zentralen Bereichs in der Längsrichtung ein säulen förmiges Element, und der Teil vom mittleren Bereich bis zur Lichtemissionsfläche 125 ist durch ein Element mit einer Schnittform gebildet, die sich von Kreisform allmählich zu ovaler Form ändert, wenn der Abstand vom mittleren Bereich bis in die Nähe der Lichtemissionsfläche 125 zunimmt. Die Mittelachse 124 der Lichteintrittsfläche 123 sowie die Mit telachse 126 der Lichtemissionsfläche 125 fallen mit dersel ben virtuellen geraden Linie zusammen. Auf diese Weise ver fügt die optische Faser 121 über eine Lichteintrittsfläche 123 und eine Lichtemissionsfläche 125, die voneinander ver schiedene Formen aufweisen. Die Energieverteilung des emit tierten Laserlichts ist in einem Gebiet im wesentlichen gleichmäßig, das der Fläche des Kerns der Lichtemissionsflä che 125 entspricht. Gemäß dem Handstück 15 mit der durch die optische Faser 121 gebildeten Sonde ist, wenn die Sonde ent lang der Richtung der Nebenachse der ovalen Form der Licht emissionsfläche bewegt wird, das Gebiet der Laserlichtbe strahlung, wie duch einen Abrastervorgang erzielt, größer als das beim Handstück 15 mit der Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels. Daher kann ein erkrankter Teil mit großer Fläche wirkungsvoll durch eine kleinere Anzahl von Vorgängen verdampft werden.

Fig. 15A zeigt eine optische Faser 131, wie sie in einer Sonde verwendet wird, die am Handstück 15 der Laserbehand lungsvorrichtung 11 zu befestigen ist und die ein siebtes Ausführungsbeispiel der Erfindung bildet. Fig. 15A ist ein vergrößerter Teilschnitt, der die teilgeschnittene Konfigu ration in einer die Achse enthaltenden virtuellen Ebene zeigt. Fig. 15B ist eine vergrößerte Stirnansicht der Licht emissionsfläche 135 der optischen Faser 131, gesehen ausge hend von einer Linie A-A. Die Laserbehandlungsvorrichtung 11 ist auf dieselbe Weise wie die Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 aufgebaut, mit der Ausnahme, dass die Sonde die optische Faser 131 des Ausführungsbeispiels enthält. Die die Sonde des Ausführungsbeispiels bildende optische Faser 131 hat ähnliche Konfiguration wie die optischen Fasern 9 und 81, die die Sonden 16 des ersten und zweiten Ausfüh rungsbeispiels bilden. Entsprechende Komponenten sind mit denselben Bezugszahlen gekennzeichnet, und eine zugehörige detaillierte Beschreibung wird hier weggelassen. Die opti sche Faser 131 ist auf dieselbe Weise wie die gekrümmte op tische Faser 81 von Fig. 10 gekrümmt, und das Lichtemis sionsende ist zu ovaler Form ausgebildet, die in vertikaler Richtung langgestreckt ist.

Die optische Faser 131 dieses Ausführungsbeispiels hat die selbe Schnittstruktur wie die die Sonde 16 des ersten Aus führungsbeispiels bildende optische Faser, und sie besteht aus demselben Material wie die optische Faser der Sonde 16. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind in dieser Reihenfolge ausgehend von der Mittelachse konzen trisch angeordnet. Innerhalb der optischen Faser 131 ist der Teil von der Lichteintrittsfläche 133 bis zum mittleren Bereich in Längsrichtung ein säulenförmiges Element, und der Teil vom mittleren Bereich in Längsrichtung bis zur Licht emissionsfläche 135 ist durch ein Element mit einer Quer schnittsform gebildet, die sich allmählich von Kreisform auf ovale Form ändert. Die optische Faser 131 ist in der Längs richtung und in einer virtuellen Ebene, die die Faserachse enthält, gekrümmt. Die Mittelachse 134 der Lichteintritts fläche 133 schneidet die Mittelachse 136 der Lichtemissions fläche 135 in der virtuellen Ebene. Wie es in Fig. 15B dar gestellt ist, ist das Lichtemissionsende der optische Faser 131 so ausgebildet, dass die Lichtemissionsfläche 135 eine ebene, ovale Form hat, deren Hauptachse 137 parallel zur virtuellen Ebene verläuft. Die virtuelle Ebene in Fig. 15A ist die Ebene des Zeichenblatts von Fig. 15. In Fig. 15B ist die Richtung parallel zur virtuellen Ebene durch den Pfeil 138 gekennzeichnet.

Da die optische Faser 131 hauenförmig ausgebildet ist, wird Laserlicht so zum Lichtemissionsende geführt, dass es von der Verlängerungslinie der linearen Mittelachse 134 des Handstücks 15 abweicht, und dann wird es so in der Richtung der Mittelachse 136 emittiert, dass es in einem Gebiet gleichmäßig ist, das der Fläche des Kerns der Lichtemissi onsfläche 135 entspricht. Gemäß dieser Konfiguration kann ein erkrankter Teil mit relativ großer Fläche selbst in einem engen Bereich wie einer periodontalen Tasche, wo es schwierig ist, das Handstück frei zu bewegen, wirkungsvoll dadurch verdampft werden, dass das Laserlicht in der Rich tung der Nebenachse der Lichtemissionsfläche der Sonde durchgerastert wird.

Fig. 16A zeigt eine optische Faser 141, wie sie in einer Sonde verwendet wird, die am Handstück 15 der Laserbehand lungsvorrichtung 11 anzubringen ist und die ein achtes Aus führungsbeispiel der Erfindung bildet. Fig. 16A ist ein vergrößerter Teilschnitt, der die teilgeschnittene Konfigura tion in einer die Achse enthaltenden virtuellen Ebene zeigt. Fig. 16B ist eine Stirnansicht einer Lichtemissionsfläche 145 der optischen Faser 141, gesehen ausgehend von einer Li nie B-B. Die Laserbehandlungsvorrichtung 11 ist auf dieselbe Weise wie die Laserbehandlungsvorrichtung 11 von Fig. 1 auf gebaut, mit der Ausnahme, dass die Sonde die optische Faser 141 dieses Ausführungsbeispiels enthält. Die optische Faser 141 der Sonde des Ausführungsbeispiels hat eine ähnliche Konfiguration wie die optischen Fasern 9 und 131 der Sonden 16 und 17 beim ersten und siebten Ausführungsbeispiel. Ent sprechende Komponenten sind mit denselben Bezugszahlen ge kennzeichnet, und eine zugehörige detaillierte Beschreibung wird hier weggelassen. Die optische Faser 141 ist auf die selbe Weise wie die gekrümmte optische Faser 131 von Fig. 15 gekrümmt, und das Lichtemissionsende ist zu einer breiten ovalen Form ausgebildet, die in seitlicher Richtung langge streckt ist.

Die optische Faser 141 des Ausführungsbeispiels hat dieselbe Schnittstruktur wie die optische Faser 9 der Sonde 16 des ersten Ausführungsbeispiels, und sie besteht aus demselben Material wie diese. Der Kern 25, die Zwischenschicht 26 und der Mantel 27 sind in dieser Reihenfolge ausgehend von der Mittelachse konzentrisch ausgebildet. In der optischen Faser 141 ist der Teil von einer Lichteintrittsfläche 143 bis zum mittleren Bereich in Längsrichtung ein säulenförmiges Ele ment, während der Teil vom mittleren Bereich in Längsrich tung bis zur Lichtemissionsfläche 145 durch ein Element mit einer Querschnittsform gebildet ist, die sich allmählich von Kreisform auf ovale Form ändert. Die optische Faser 141 ist in der Längsrichtung und in einer die Achse der Faser ent haltenden virtuellen Ebene gekrümmt. Die Mittelachse 144 der Lichteintrittsfläche 143 schneidet die Mittelachse 146 der Lichtemissionsfläche 145 in der virtuellen Ebene. Wie es in Fig. 16B dargestellt ist, ist das Lichtemissionsende der op tischen Faser 141 so ausgebildet, dass die Lichtemissions fläche 145 flache, ovale Form aufweist, die in Querrichtung langgestreckt ist und deren Hauptachse 147 rechtwinklig zur virtuellen Ebene verläuft. Die virtuelle Ebene in Fig. 16A stimmt mit der beim siebten Ausführungsbeispiel überein. In Fig. 16B ist die Richtung parallel zur virtuellen Ebene durch den Pfeil 148 gekennzeichnet.

Da die optische Faser 141 auf diese Weise gekrümmt ist, wird Laserlicht so zum Lichtemissionsende geführt, dass es von der Verlängerungslinie der linearen Mittelachse 144 des Handstücks abweicht, und dann wird es so emittiert, dass es in einem Gebiet im wesentlichen gleichmäßig ist, das der Fläche des Kerns der Lichtemissionsfläche 145 entspricht. Gemäß dieser Konfiguration kann ein erkrankter Teil mit re lativ großer Fläche auch in einem engen Bereich wie einem Backenzahnbereich, wo es schwierig ist, das Handstück 15 frei zu bewegen, wirkungsvoll durch einen Vorgang durch Ab rastern des Laserlichts in der Richtung der Nebenachse der Lichtemissionsfläche der Sonde verdampft werden.

Ein anderes Beispiel der optischen Fasern 131 und 141 der Sonden beim siebten und achten Ausführungsbeispiel ist eine optische Faser, die in der Längsrichtung gekrümmt ist und eine Lichtemissionsfläche mit ovaler Form aufweist. In die ser optischen Faser schneidet die Hauptachse des ovalen Ver laufs der Lichtemissionsfläche eine virtuelle Ebene, die die Achse der gekrümmten optischen Faser enthält. Das Lichtemis sionsende der optischen Faser ist auf die folgende Weise ausgebildet. Wenn die Lichtemissionsfläche entlang der Nor malen auf der Fläche betrachtet wird, wie in Fig. 16B darge stellt, schneidet die Hauptachse der Lichtemissionsfläche der Sonde die virtuelle Ebene unter einem Winkel, der zwi schen den Winkeln liegt, wie sie durch die Hauptachsen 137 und 147 der Lichtemissionsflächen 135 bzw. 145 der optischen Fasern 131 bzw. 141 mit der virtuellen Ebene gebildet wer den. Die Lichtemissionsfläche kann eine ovale Form aufwei sen, bei der durch die strichpunktierte Linie 151 mit zwei Punkten gekennzeichnete Hauptachse nach rechts oben geneigt ist, oder alternativ, bei der die durch die strichpunktierte Linie 152 mit zwei Punkten gekennzeichnete Hauptachse nach links oben geneigt ist. Der durch die Hauptachse der Licht emissionsfläche und die virtuelle Ebene gebildete Winkel kann einen beliebigen anderen Wert als 0° und 90° aufweisen.

Die bei den Laserbehandlungsvorrichtungen 11 des ersten bis achten Ausführungsbeispiels verwendeten Sonden bestehen aus einer optischen Faser, deren Kern einen Durchmesser von z. B. 0,2 mm bis 3,0 mm aufweist. Bei den Ausführungsbei spielen wird hinsichtlich der Sonden, wie sie in den Vor richtungen des vierten und sechsten bis achten Ausführungs beispiels verwendet sind, eine optische Faser verwendet, bei der der Kerndurchmesser an der obenbeschriebenen Lichtein trittsfläche 0,2 mm bis 3,0 mm beträgt.

Wenn eine optische Faser mit einem Kerndurchmesser von weni ger als 0,2 mm in einer Sonde verwendet wird, kann Laser licht nur auf einen erkrankten Teil mit einem kleinen Durch messer oder einer kleinen Fläche aufgebracht werden. Wenn eine optische Faser mit einem Kerndurchmesser über 3,0 mm in einer Sonde verwendet wird, müssen die Abmessungen der La seremissionsvorrichtung erhöht werden, wodurch die Herstell kosten erhöht sind. Angesichts dieser Umstände ist es bevor zugt, eine optische Faser mit einem Durchmesser von 0,2 mm bis 3,0 mm in einer Sonde zu verwenden.

Bei der Laserbehandlungsvorrichtung ist es, wie oben be schrieben, bevorzugt, den Energiepegel von Laserlicht an der Lichtemissionsfläche der optischen Faser der Sonde im Bereich von 1 mJ bis 2500 mJ einzustellen. Wenn Laserlicht mit einem Energiepegel von 5 mJ bis 2500 mJ verwendet wird, reicht die Energie des Laserlichts z. B. für eine Laserbe handlungsvorrichtung aus, bei der eine optische Faser mit einem Kerndurchmesser von 0,2 mm bis 3,0 mm verwendet ist, um organisches, hartes Gewebe zu verdampfen. Wenn Laserlicht mit einem Energiepegel über 2500 mJ zum Verdampfen von orga nischem, hartem Gewebe verwendet wird, wird das Gewebe stär ker als dann beschädigt, wenn Laserlicht mit einem Energie pegel von 2500 mJ verwendet wird. Wenn Laserlicht mit einem Energiepegel nicht über 1 mJ verwendet wird, kann keine Energie erreicht werden, die zum Verdampfen von organischem, hartem Gewebe ausreicht.

Die optischen Fasern 9, 81, 91, 111, 121, 131 und 141 der Sonden des ersten, zweiten sowie vierten bis achten Ausfüh rungsbeispiels sind hinsichtlich der Form in der Nähe der Lichteintrittsfläche identisch, aber sie unterscheiden sich voneinander in der Form in der Nähe der Lichtemissionsflä che. Daher sind diese optischen Fasern hinsichtlich der Form der Lichtemissionsfläche austauschbar. Wenn die Sonden an der Lichteintrittsfläche der optischen Faser denselben Durchmesser aufweisen, können Befestigungselemente zum Be festigen der Sonden am Handstück 15 auf dieselbe Weise auf gebaut werden. Im Ergebnis können diese Sonden am Handstück 15 ein und derselben Laserbehandlungsvorrichtung 11 befes tigt werden. Die bei den Laserbehandlungsvorrichtungen 11 der Ausführungsbeispiele verwendeten optischen Fasern können als kontaktfreie Sonden konfiguriert sein. Ferner können die optischen Fasern 9, 81, 91, 111, 121, 131 und 141 optische Fasern sein, bei denen die Zwischenschicht 26 nicht ausge bildet sind, insoweit der Energiepegel im wesentlichen gleichmäßig gemacht werden kann. In den optischen Fasern 81, 91, 111, 121, 131 und 141 des zweiten bis achten Ausfüh rungsbeispiels kann die Lichtemissionsfläche mit konkaver Form ausgebildet sein, wobei das Zentrum des Kerns ausge schnitten ist.

Die Laserbehandlungsvorrichtungen der Ausführungsbeispiele können dazu verwendet werden, anderes organisches, hartes Gewebe als Knochen zu verdampfen, wie Zahnschmelz oder Knor pel. Wenn die Wellenlänge und die Energie von Laserlicht ge eignet geändert werden, können die Laserbehandlungsvorrich tungen dazu verwendet werden, Schneidvorgänge, Verdampfung oder Hämostasevorgänge an organischem, weichem Gewebe auszu führen.

Claims

1. Lasersonde für organisches, hartes Gewebe, die abnehmbar am Vorderende eines Handstücks (15) anbringbar ist, um von einer Laserlichtquelle (13) emittiertes Laserlicht durch eine Laserlicht-Führungseinrichtung (14) zum Handstück zu führen, umfassend eine optische Faser (9, 81, 91, 101, 111, 121, 131, 141) mit einem Kern (25) und einem Mantel (27), der am Außen umfang des Kerns ausgebildet ist, dadurch gekennzeichnet, daß
die optische Faser eine Brechungsindexverteilung auf weist, bei der der Brechungsindex in einem zentralen Bereich des Kerns niedriger ist als der Brechungsindex in einem den zentralen Bereich des Kerns umgebenden Bereich,
eine Zwischenschicht (26) zwischen dem Kern (25) und dem Mantel (27) vorgesehen ist, und
Laserlicht mit einer Wellenlänge von 1,0 µm bis 5,5 µm, einer Ausgangsenergie von 1 mJ bis 2500 mJ, einer Impulsbrei te von 1 ns bis 9 ms und einem Impulszyklus von 1 pps bis 200 pps verwendet wird.

2. Lasersonde nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass
die Zwischenschicht einen kleineren Brechungsindex als der Mantel aufweist,
der Brechungsindex des Mantels niedriger als der Brechungs index des zentralen Bereichs des Kerns ist, und
die optische Faser eine Brechungsindexverteilung aufweist, gemäß der sich der Brechungsindex an der Grenzfläche zwischen dem Kern und der Zwischenschicht sowie an der Grenzfläche zwischen der Zwischenschicht und dem Mantel stark ändert.

3. Lasersonde nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass
der Kern (25) in der optischen Faser (9, 81, 91, 101, 111, 121, 131, 141) aus SiO₂ besteht, zu dem GeO₂ mit einer Kon zentrationsverteilung zugesetzt ist, gemäß der die GeO₂-Kon zentration im Umfangsbereich des Kerns (25) niedriger als diejenige im zentralen Bereich desselben ist,
die Zwischenschicht (26) der optischen Faser aus SiO₂ be steht, dem Fluor zugesetzt ist, und
der Mantel (27) der optischen Faser aus einfachem SiO₂ be steht.

4. Lasersonde nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Kern (25) der optischen Fa ser (9, 81, 91, 101, 111, 121, 131, 141) einen Durchmesser von 0,2 mm bis 3,0 mm aufweist und das Laserlicht eine Wel lenlänge von 2,7 µm bis 3,2 µm aufweist.

5. Lasersonde nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die optische Faser (34) im Zen trum des Kerns (25) der Lichtemissionsfläche (33) mit einem konkaven Bereich versehen ist.