DE69019726T2

DE69019726T2 - Vorrichtung zur bestrahlung mit einem laserstrahl.

Info

Publication number: DE69019726T2
Application number: DE69019726T
Authority: DE
Inventors: Norio Daikuzono
Original assignee: SLT Japan Co Ltd
Current assignee: SLT Japan Co Ltd
Priority date: 1989-09-05
Filing date: 1990-08-31
Publication date: 1996-01-11
Anticipated expiration: 2010-09-01
Also published as: ES2073583T3; ATE122905T1; CA2039181A1; EP0441974A1; JPH0392144A; US5334206A; AU6281590A; CN1050992A; US5193526A; DE69019726D1; JP3046315B2; ZA907056B; EP0441974B1; WO1991003275A1; EP0441974A4

Description

Die Erfindung betrifft eine Laserlichtbestrahlungsvorrichtung, die mittels Laserlicht lebende tierische Gewebe, wie eines menschlichen Körpers zur Inzision, Verdampfung der lebenden Gewebe oder Thermaltherapie, und um eine Verengung in lebendem Gewebe, wie eine durch Cholesterol in einem Blutgefäß des menschlichen Körpers ausgebildete Verengung, zu erweitern, bestrahlt.
Medizinische Behandlungen, wie Inzisionen lebender tierischer Gewebe durch Laserlichtbestrahlung sind heutzutage aufgrund deren Befähigung zur Hämostase üblich.
Es war üblich, Laserlicht vom Vorderende einer Lichtwellenleiterfaser abzustrahlen, die sich außer Kontakt mit dem lebenden Gewebe befand. Dieses Verfahren bewirkt schwerwiegende Schäden an dem Lichtwellenleiter. Demzufolge wurde in letzter Zeit das nachfolgende Verfahren eingesetzt:
Zunächst wird aserlicht in eine Lichtwellenleitfaser geleitet, deren Vorderendabschnitt in der Nähe des zu behandelnden lebenden Gewebes angeordnet ist. Danach wird das Laserlicht aus der Lichtwellenleiterfaser in eine Emissionssonde geleitet. Diese Emissionssonde wird in oder außer Kontakt mit dem lebenden Gewebe gehalten. Danach wird das Laserlicht von der Sondenoberfläche zur Bestrahlung des lebenden Gewebes emittiert (nachfolgend wird "lebendes Gewebe" auch nur als "Gewebe" bezeichnet).
Der Erfinder hat verschiedene Kontaktsonden entwickelt, die für verschiedene Zwecke eingesetzt werden.
Vom Erfinder wurde in der japanischen Patentanmeldung Nr. 63-171688 eine medizinische Laserlichtbestrahlungsvorrichtung zum Wegbrennen einer durch Cholesterol verursachten Verengung an der Innenwand eines Blutgefäßes vorgeschlagen.
Vor der japanischen Patentanmeldung Nr. 63-171688 wurde für die Behandlung von Verengungen eine Heizdrahtsonde in den verengten Teil eingebracht. Wenn die Heizdrahtsonde als Ganzes erhitzt wurde, bestand die Gefahr, daß ein normales Blutgefäß außerhalb des verengten Teils beschädigt wurde. Demzufolge wird zur Vermeidung von Schäden am normalen Blutgefäß die erfindungsgemäße medizinische Laserlichtbestrahlungsvorrichtung vorgeschlagen. Gemäß dieser Ausführungsform wird, während eine Laserlichtemissionssonde durch das Blutgefäß bis zur im Blutgefäß ausgebildeten Verengung vorgeschoben wird, das Laserlicht so emittiert, daß es nur die Verengung bestrahlt, die vor der Sonde liegt.
Ferner hat eine lokale Thermaltherapie spezielle Aufmerksamkeit als carcinostatische Therapie auf sich gezogen. Gemäß diesem Verfahren werden canceröse Gewebe dadurch zerstört, indem die cancerösen Gewebe über 10 bis 25 Minuten durch Laserlichtbestrahlung auf einer Temperatur von etwa 42 bis 44ºC gehalten werden. Die Wirksamkeit dieses Verfahrens wurde von den Erfindern in Bulletin des Japans Society of Laser Medicine, Band 6, Nr. 3 (Januar 1986), Seiten 71 bis 76 und 347 bis 350, beschrieben.
Ferner wurde beträchtliche Aufmerksamkeit laserchemischen Therapien geschenkt, eingeschlossen, ein Verfahren, das 1987 durch Dougherty et al. aus den Vereinigten Statten beschrieben wurde. Nach diesem Verfahren wird 48 Stunden nach intravenöser Injektion eines Hämatoporphyrinderivats (HPD) schwaches Laserlicht, wie ein Argonlaser oder ein Argon-farbstofflaser gegen einen Zielbereich der Behandlung gestrahlt. Durch das HPD wird dann Sauerstoff in statu nascendi mit starker cancerostatischer Wirkung produziert. Seitdem wurden verschiedene Berichte in dieser Hinsicht veröffentlicht, eingeschlossen dem in Bulletin der Japan Society of Laser Medicine, Band 6, Nr. 3 (Januar 1986), Seiten 113 bis 116. In diesem Zusammenhang ist es im Stand der Technik auch bekannt, "Pheophoid a" als Photoreagens einzusetzen. Ferner wurden kürzlich YAG-Laser als Laser-lichtquelle eingesetzt.
Beim oben erwähnten medizinischen Behandlungsverfahren ist es wichtig, daß das Laserlicht gleichmäßig auf die cancerösen Gewebe abgestrahlt wird, und bei Thermaltherapie ist es besonders wichtig, daß die cancerösen Gewebe gleichmäßig erhitzt werden.
Um das Gewebe gleichmäßig zu erhitzen, hat der Erfinder in der japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. 63-216579 eine Vorrichtung mit mehreren Laserlichtemittern und einer Ausrüstung zur Einstellung des Energieniveaus des in die Emitter eingebrachten Laserlichts beschrieben.
Wenn das Laserlicht direkt aus dem Lichtwellenleiter auf das Gewebe oder über eine Kontaktsonde abgestrahlt wird, ist das Energieniveau des das Gewebe bestrahlenden Laserlichts am größten im Zentralabschnitt einer bestrahlten Fläche auf der Gewebeoberfläche. Dieser Zentralabschnitt wird durch das Zentrum des Lichtwellenleiters oder Kontaktsonde berührt, wobei das Energieniveau in Bereichen auf der Oberfläche der Gewebe, die sich von der oben erwähnten Zentralposition entfernt befinden, niedriger ist.
Beispielsweise wird dann, wie in Fig. 8 gezeigt, wenn das Laserlicht auf das Gewebe M durch die Kontaktsonde P abgestrahlt wird, wie aus der Temperaturverteilung dieser Figur ersichtlich, ein Peak im Mittelabschnitt auftreten und an beiden Seiten des Peaks fällt das Energieniveau schrittweise ab. Wenn das Energieniveau des Laserlichts angehoben wird, vergrößert sich diese Temperaturverteilung um im wesentlichen den gleichen Faktor. Falls jedoch das Energieniveau des Laserlichts übermäßig erhöht wird, werden die am Peak der Temperaturverteilungskurve liegenden Gewebe schwerwiegend beschädigt. Demzufolge ist es nicht möglich, die Bestrahlungsfläche lediglich durch Einstellung des Energieniveaus des Laserlichts zu vergrößern.
Demzufolge ist es schwierig, gleichmäßig mit Laserlicht zu bestrahlen und insbesondere noch schwieriger, das Laserlicht gleichmäßig breitflächig auf Gewebe zu strahlen. Demzufolge muß in Anbetracht der vorherbestimmten Grenzen des Energieniveaus des Laserlichts die Laserlichtbestrahlung jedes kleinen Bereichs der Gewebe mehrfach wiederholt werden, um die Bestrahlung des gesamten zu behandelnden Gewebes breitflächig durchzuführen. Daraus resultierend kann die medizinische Behandlung nicht schnell durchgeführt werden.
Unter diesen Bedingungen hat der Erfinder, wie oben erwähnt, in der japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. 63-216579 vorgeschlagen, mehrere Sonden als Laserlichtemitter vorzusehen und das Laserlicht gleichzeitig aus jeder Sonde abzustrahlen.
Obwohl Laserlicht auf Gewebe bis zu einem gewissen Grad breitflächig durch Vorsehen mehrerer laserlichtemittierender Sonden abgestrahlt werden kann, führt diese Notwendigkeit der Sonden zum nachfolgenden Problem:
Zur Ausbildung einer gleichmäßigen Temperaturverteilung auf den bestrahlten Gewebe sollten die Sonden an präzisen Positionen einander entsprechend angeordnet sein, so daß sie mit den Geweben gleichmäßig in Kontakt kommen. Demzufolge kann das medizinische Verfahren aufgrund des aufwendigen präzisen Anordnens der Sonde nicht schnell durchgeführt werden. Andererseits ist, da jede Laserlichtleitfaser einer Sonde entspricht, die Größe der Vorrichtung groß. Demzufolge ist die Vorrichtung nicht für medizinische Behandlung in enger Gefäße, wie als Katheter in einem Blutgefäß, geeignet.
Ferner ist bei der Behandlung der sog. Angioplasie, d.h. Wegbrennen der Verengung auf der Innenoberfläche des Blutgefäßes zur Erweiterung der Blutgefäßinnenseite, wie oben beschrieben, vom Erfinder die Laserlichtbestrahlungssonde vorgeschlagen worden. Dabei kann die Sonde anstelle der konventionellen Heizdrahtsonde verwendet werden und wird in das Blutgefäß entlang eines flexiblen Leitdrahtes eingeführt, der vorher in das Blutgefäß eingebracht wurde. Ferner wird bei einer Ausführungsform des Vorschlags zur Verhinderung der Beschädigung des Leitdrahtes durch die Laserstrahlung der Leitdraht so angeordnet, daß er von der Achse der Sonde weggebogen ist.
Wie in Fig. 13 gezeigt, ruft das Wegbiegen des Leitdrahtes zur Achse der Sonde das nachfolgende Problem hervor. Wenn eine Sonde P im Blutgefäß vorgeschoben wird, bis die Sonde P in eine Kurve kommt, wird aufgrund der Deflektion des Leitdrahtes die Sonde P dazu gezwungen, sich weiter im Blutgefäß in Richtung des ursprünglichen gebogenen Teils vorwärtszubewegen. Demzufolge wird die Biegung des ursprünglich gebogenen Teils des Blutgefäßes in eine andere verändert. Bei diesem Fall wird dann, wenn Laserlicht die Verengung m bestrahlt, befürchtet, daß die Wand des normalen Teils des Blutgefäßes BV anstelle des Verengungsteils m zerstört oder perforiert wird.
Die Energieverteilung der Laserlichtstrahlung aus der Sonde und die oben erwähnte Temperaturverteilung, wie in Fig. 8 gezeigt, besitzen gemeinsame Charakteristika. Dies bedeutet, daß ein Peak am Zentralbereich vorliegt und daß an beiden Seiten des Peaks das Energieniveau der Laserlichtbestrahlung abfällt. Demzufolge wird, während das Zentrum der Verengung m vollständig weggebrannt wird, die Innenwand der Verengung m, die vom Zentrum entfernt ist, häufig nicht weggebrannt. Demzufolge müßte das Energieniveau des Laserlichts erhöht werden, um den gesamten Verengungsteil vollständig wegzubrennen. Falls jedoch ein normaler Teil der Innenwand des Blutgefäßes so angeordnet ist, daß er dem Zentrum der Emissionsfläche der Sonde aufgrund einer Biegung des Blutgefäßes gegenüberliegt, besteht die Gefahr, daß der normale Teil verbrannt wird und dort eine Perforation auftritt.
Es ist demzufolge ein Ziel der Erfindung, eine kleine Laserlichtbestrahlungsvorrichtung zu schaffen, mittels derer Laserlicht gleichmäßig auflebendes Gewebe abgestrahlt werden kann, falls erwünscht, breitflächig auf lebendes Gewebe, wobei ein Leitdraht und ein Leitungsdraht zur Temperaturmessung so vorgesehen sind, daß sie koaxial zu einem laserlichtdurchlässigen Teil (Sonde) vorgesehen sind.
Patent Abstracts of Japan, Band 13, Nr. 388 (C-630) [3736] 1- 135370 lehrt eine Lasersonde sowie eine Laserlichtbestrahlungsvorrichtung, die ein laserlichtdurchlässiges Teil und mehrere Laserlicht-Leitteile aufweist, durch die das Laserlicht in das laserlichtdurchlässige Teil geführt wird, wobei die Laserlicht-Leitteile so angelegt sind, daß sie die Achse des laserlichtdurchlässigen Teils umgeben und deren vordere Endabschnitte so angeordnet sind, daß sie im Material des laserlichtdurchlässigen Teils oder neben der Auftreff-Fläche des laserlichtdurchlässigen Teils angeordnet sind.
Die Lasersonde des oben genannten Standes der Technik schafft aber keine ausreichend gleichmäßige Laserlichtverteilung, um eine zufriedenstellende Wärmebehandlung von Gewebe sicherzustellen.
Demzufolge bezieht sich die Erfindung auf eine Vorrichtung gemäß Patentanspruch 1.
In der US-A-4 660 925 ist eine optische Bestrahlungsvorrichtung vorgeschlagen, die ein gleichmäßiges Lichtabstrahlungsmuster, aber auf dem Mantel eines Zylinders, zeigt.
Aufgrund der Untersuchung des Erfinders wurde ein synthetisches Harzmaterial zum Einsatz in der erfindungsgemäßen Sonde gefunden. Durch Herstellung des Laserlichtstreupartikel aufweisenden synthetischen Harzmaterials in einer vorbestimmten Form wird das in die Sonde eingeleitete Laserlicht durch die Laserlichtstreupartikel in der Sonde gestreut. Demzufolge wird das Laserlicht in verschiedenen Richtungen aus der Oberfläche der Sonde abgestrahlt. Dies schafft eine große Laserlichtbestrahlungsfläche. Ferner wird, da die Sonde aus dem synthetischen Harzmaterial hergestellt ist, die Sonde den Vorteil hat, daß sie in verschiedene Typen geeigneter Formen für ihren Einsatz geformt werden kann.
Erfindungsgemäß werden die verschiedenen Laserlichtleitteile, üblicherweise Lichtwellenleiter, so angeordnet, daß sie die Achse des laserlichtdurchlässigen Teils (dieser Teil wird manchmal als Sonde bezeichnet) umgeben. Demzufolge liegt, wie in Fig. 6 gezeigt, für das Energieniveau der Laserlichtstrahlung aus der Emissionsfläche der Sonde ein Peak an jeder Achse jedes Lichtwellenleiters. Dies bedeutet, wie in Fig. 7 gezeigt, eine gesamte Energieniveauverteilung, die durch Kombination der jeweiligen Energieniveauverteilungen produziert wird und eine gleichmäßige und breite Energieniveauverteilung zeigt.
Bei konventioneller Angioplasie wird lediglich der Zentralteil eines Blutgefäßes weggebrannt. Erfindungsgemäß wird Laserlicht auch vom Umfang der vorderen Endfläche der Sonde abgegeben. Demzufolge kann auf die Innenseite des Blutge-fäßes als auch deren Zentralabschnitt sicher weggebrannt werden. Aufgrund dieser vollständigen thermischen Entfernung wird eine Laserlichtemission hoher Energie benötigt. Ferner kann sogar dann, sogar wenn das Blutgefäß gebogen ist, der normale Teil der Innenwand des Blutgefäßes dem Zentralab-schnitt der Emissionsfläche der Sonde gegenüberliegen, da das Energieniveau der Laserlichtbestrahlung nicht so hoch ist, so daß eine Gefahr der Perforation des normalen Teils besteht.
Bei Thermaltherapie kann, da die Gewebe breitflächig gleichmäßig erhitzt werden müssen, diese Therapie schnell durch-geführt werden, und es besteht keine Gefahr, daß die Gewebe am Zentralabschnitt der bestrahlten Fläche ernsthaft be-schädigt werden.
Ferner werden dann, wenn mehrere Paare Lichtwellenleiter und Sonden im konventionellen Apparat vorgesehen waren, erfindungsgemäß mehrere Lichtwellenleiter einer Sonde entsprechen. Demzufolge ist die Größe der Vorrichtung trotz der Tatsache, daß die Vorrichtung mehrere Lichtwellenleiter aufweist, die Vorrichtung kleiner als der konventionelle Apparat. Demzufolge kann die erfindungsgemäße Vorrichtung in enge Durchlässe von Organismen eingebracht werden.
Ferner wird, falls eine Durchgangsöffnung entlang der Achse der Sonde vorgesehen wird, das Laserlicht nicht aus dem Zentralabschnitt der vorderen Endfläche der Sonde emittiert. Demzufolge wird vom Gesichtspunkt der gesamten Energieniveauverteilung der Laserlichtbestrahlung das Laserlicht gleichmäßiger emittiert. Ferner kann ein Leitdraht durch die Durchgangsöffnung eingebracht werden, wodurch der Leitdraht am Zentrum der Sonde angeordnet werden kann. Demzufolge kann dann, wenn die Sonde entlang des Leitdrahtes eingebacht wird, die Sonde stets so eingestellt werden, daß sie im Zentrum des Blutgefäßes, wie in Fig. 1 dargestellt, angeordnet ist. Demzufolge muß das Blutgefäß nicht gebogen werden, wodurch Perforation, die bei einer Biegung des Blutgefäßes durch Laserbestrahlung eines normalen Teils des Blutgefäßes auftreten könnte, vermieden.
Mit dieser Vorrichtung kann auch effizient Thermaltherapie durchgeführt werden. Dies bedeutet, daß der Leitungsdraht zur Detektion der Temperaturmessung, wie ein Thermoelement, durch die Durchgangsöffnung so eingebracht werden kann, daß das spitze Ende des Leitdrahtes in das Zentrum der Zielfläche eingebracht werden kann, um dort die Temperatur für wirksame Thermaltherapie zu messen. Ferner wurde beim Stand der Technik deshalb, da das Thermoelement so angeordnet wurde, daß es um die Probe verlief und seitlich an der Probe befestigt war, das Thermoelement in einer Position entfernt vom Zentrum der bestrahlten Zielfläche eingebracht. Verglichen mit dem Stand der Technik kann somit erfindungsgemäß Thermaltherapie unter präzis er Temperatursteuerung aufgrund der geeigneten Anordnung des Leitungsdrahtes durchgeführt werden. Insbesondere wird bei der Thermaltherapie kein hohes Energieniveau des Laserlichts benötigt. Demzufolge muß das Material der Sonde keine hohe Wärmewiderstandsfähigkeit aufweisen.
Die Sonde kann aus einem synthetischen Harzmaterial her-gestellt sein, so daß der Leitungsdraht zur Temperaturmessung, wie ein Leitungsdraht mit einem Thermoelement an seinem spitzen Ende durch die Sonde eingeführt werden kann. In diesem Fall muß die Temperatur an einem Ort gemessen werden, der sich im Gewebe befindet und der sich neben dem Vorderende der Sonde, die die Oberfläche der Gewebe berührt, befindet. Demzufolge kann erfindungsgemäß die Temperaturmessung präzise aufgrund der richtigen Anordnung des Leitungsdrahtes durchgeführt werden. Im Stand der Technik konnte die Temperaturmessung am oben erwähnten genauen Ort aufgrund der nachfolgenden Gründe nicht durchgeführt werden.
Im Stand der Technik war es bekannt, den Leitungsdraht getrennt von der Sonde vorzusehen. Demzufolge wird das am spitzen Ende des Leitungsdraht befestigte Thermoelement in die Gewebe seitlich der Sonde eingebracht. Dies bedeutet, daß das Thermoelement nicht am oben erwähnten präzisen Ort im Gewebe aufgrund der ungeeigneten Anordnung des Leitungsdrahtes angebracht werden kann.
Demzufolge ist es nicht möglich, Temperatur präzise zu bestimmen. Alternativ ist es bekannt, daß der Leitungsdraht um die Seitenoberfläche der Sonde verläuft und daß das spitze Ende des Leitungsdrahtes am spitzen Ende der Sonde befestigt ist. Durch dieses Verfahren wird die Temperatur an einem Punkt auf der Oberfläche des Gewebes neben der Außenoberfläche des Vorderendabschnittes der kontaktierten Sonde gemessen. Diese gemessene Temperatur entspricht der Oberfläche des Gewebes und nicht derjenigen im Gewebe. Daraus resultierend ist es mit den konventionellen Verfahren unmöglich, die Temperatur am präzisen Ort zu messen. Demzufolge konnte die Temperatursteuerung bei der Erhitzung des Gewebes nicht sicher durchgeführt werden.
Erfindungsgemäß wird, da die Sonde aus einem synthetischen Harzmaterial hergestellt werden kann, eine Durchgangsöffnung entlang der Achse der Sonde ausgebildet und der Leitungsdraht durch die Sonde so eingebracht, daß er leicht integral in der Sonde durch die Formgebung ausgebildet ist. Der Leitungsdraht steht aus der Außenoberfläche des vorderen Endabschnittes der Sonde vor. Demzufolge wird dann, wenn die Sonde in Kontakt mit der Gewebeoberfläche gebracht wird, der vorstehende Abschnitt des Leitungsdrahts in das Gewebe gemeinsam mit dem Vorderendabschnitt der Sonde eingebracht. Demzufolge wird die Temperatur am präzisen Ort neben der Außenoberfläche des Vorderendabschnittes der Sonde innerhalb des Gewebes gemessen. Daraus resultierend besitzt die Vorrichtung eine hervorragende Temperatursteuerung zur Gewebeerwärmung.
Fig. 1 ist eine Längsschnittansicht eines wichtigen Teils einer Laserlichtbestrahlungsvorrichtung einer ersten erfindungsgemäßen Ausführungsform;
Fig. 2 ist ein Teilschnitt entlang der Linie II-II der Fig. 1;
Fig. 3 ist eine Ansicht eines Längsschnittes eines wichtigen Teils einer Laserlichtbestrahlungsvorrichtung, die gegenüber der ersten Ausführungsform abgeändert ist.
Fig. 4 ist eine Darstellung des Betriebs der Laserlicht-bestrahlungsvorrichtung, wenn diese in ein Blutgefäß eingebracht ist;
Fig. 5 ist eine Längsansicht eines Längsschnittes wesent-licher Teile einer Laserlichtbestrahlungsvorrichtung zur Durchführung lokaler Thermaltherapie canceröser Gewebe;
Fig. 6 ist eine schematische Darstellung der Temperaturverteilung der Laserlichtbestrahlungsvorrichtung der Fig. 5;
Fig. 7 ist eine Draufsicht der Temperaturverteilung der Fig. 6;
Fig. 8 ist eine Temperaturverteilung einer konventionellen Laserlichtbestrahlungsvorrichtung;
Fig. 9 ist eine Längsschnittansicht einer weiteren Ausführungsform einer Laserlichtbestrahlungsvorrichtung;
Fig. 10 ist eine Schnittansicht entlang der Linie X-X der Fig. 9;
Fig. 11 ist eine Längsschnittansicht wesentlicher Teile einer weiteren Ausführungsform einer Laserlichtbestrahlungsvorrichtung;
Fig. 12 ist eine Längsschnittansicht der Ausbildung und des Einsetzens einer Leitung vor Einbringung der Laserlichtbestrahlungsvorrichtung der Fig. 11 in Gewebe;
Fig. 13 ist eine Längsteilschnittansicht einer Ausführungsform für konventionelle plastische Chirurgie von Blutgefäßen.
Nachfolgend wird die Erfindung detailliert anhand verschiedener Ausführungsformen beschrieben.
Fig. 1 und 2 zeigen eine erste Ausführungsform hauptsächlich für die Angioplasie. Eine Sonde 1 wird aus einem synthetischen Harzmaterial, Keramik oder dergleichen hergestellt. Die Vorderendfläche der Sonde 1 wird auf ihrem Umfang abgerundet, um die Reibung an der Innenwand der Blutgefäße, die bei Vorschieben der Sonde im Blutgefäß auftritt, zu verringern. Ein Hauptrohr 2 wird koaxial mit der Sonde 1 vorgesehen und wird aus einem flexiblen Material, wie PTFE oder dergleichen herstellt. Die Sonde 1 und das Hauptrohr 2 werden mittels eines Metallhalters 3 verbunden.
Im Hauptrohr 2 befinden sich mehrere, vier in Fig. 1, Lichtwellenleiter 4, die parallel zueinander angeordnet sind und die Achse der Sonde 1 oder die Achse des Hauptrohres 2 umgeben. Jeder Lichtwellenleiter 4 ist mit einem (nicht gezeigten) Laserlichtgenerator verbunden. Jedes spitze Ende einer Lichtwellenleitfaser 1 ist am Kern 4a freigelegt. Jeder Kern 4a befindet sich neben der hinteren Endfläche oder der Auftrefffläche 1a der Sonde 1. Jede optische Faser 4 wird in das Hauptrohr 2 aus einer Einbringöffnung 2a eingebracht. Nachfolgend wird der vordere Endabschnitt der Lichtwellenleitfaser 4 durch den Halter 3 abgestützt und umgeben. Der Basisabschnitt oder der rückseitige Abschnitt jedes Lichtwellenleiters 4 im Hauptrohr 2 wird durch das Halterohr 5 aus synthetischem Harz abgestützt und umgeben.
Ferner wird eine Durchgangsbohrung 1A so ausgebildet, daß sie entlang der Achse der Sonde 1 verläuft, um mit der inneren Durchgangsbohrung des Halters 3 und des Halterohrs 5 in Verbindung zu stehen. Im Hauptrohr 2 ist ein Leitrohr 6 vorgesehen, das aus dem hinteren Ende des Hauptrohres 2 vorsteht. Das spitze Ende des Leitrohres 6 wird in die Innenseite des Halterohrs 5 eingebracht. Ein Leitungsdraht 7 wird durch das Leitrohr 6 eingebracht, ferner durch die Innenseite des Halterohrs 5 und des Halters 3, so daß es aus dem der Durchgangsöffnung la der Sonde 1 vorsteht. Der Basisseitenabschnitt des Leitdrahtes 7 wird durch eine synthetische Harzbeschichtung, wie Tetrafluorethylen, beschichtet. Der Vorderendabschnitt des Leitdrahtes 7 wird leicht abgeschrägt und ist vollständig goldplattiert. Der Leitdraht 7 besitzt ein sphärisches spitzes Ende. Ein Leitungsdraht 10 zur Temperaturmessung, der nicht für Angioplasie, sondern für Thermaltherapie verwendet wird, wird durch diese Vorrichtung eingebracht.
Die Laserlichtbestrahlungsvorrichtung wird wie folgt verwendet:
Zunächst wird außerhalb des menschlichen Körpers der Leitdraht 7 durch die Laserlichtbestrahlungsvorrichtung eingebracht. Nachfolgend wird der Leitdraht 7 auch in das zu behandelnde Blutgefäß BV eingebracht, so daß das spitze Ende des Leitungsdrahtes 7 weiter als der verengte Teil m reicht, der durch die Laserlichtbestrahlung weggebrannt wird.
Sodann wird außer dem Leitungsdraht 7 die Vorrichtung in das Blutgefäß BV entlang des Leitungsdrahtes 7 eingebracht und vorgeschoben, bis die Außenoberfläche des Vorderendabschnittes der Sonde 1 sich am verengten Teil m befindet. In jeden Lichtwellenleiter 4 wird Laserlicht so eingespeist, daß es vom Kern 4a der Lichtleitfaser 4 abgestrahlt wird. Das emittierte Laserlicht trifft auch auf die Auftreffoberfläche der Sonde 1 und tritt in diese ein. Danach wird das Laserlicht aus der Sonde 1 hauptsächlich von der Außenoberfläche des Vorderendabschnittes abgestrahlt. Schließlich strahlt das Laserlicht auf den verengten Teil m.
Durch die Laserlichtbestrahlung wird der verengte Teil m so weggebrannt, daß das Innere des Blutgefäßes erweitert wird. Falls, wie in Fig. 4 gezeigt, Druckluft oder unter Druck gesetzte Flüssigkeit in einen Ballon 11, der zwischen einer Sonde 1 und dem Hauptrohr 2 angeschlossen ist, eingebracht wird, expandiert der Ballon 11 und übt Druck auf die Verengung m aus. Demzufolge kann gleichzeitig mit dem oben beschriebenen Wegbrennen durch die Laserlichtbestrahlung die Verengung m mechanisch zerstört werden. Wie in Fig. 1 gezeigt, wird erfindungsgemäß das Laserlicht vom Umfang der Vorderendfläche der Sonde 1 abgestrahlt. Demzufolge strahlt Laserlicht wirksam auf die Verengung m, die auf der Innenwand des Blutgefäßes BV ausgebildet ist, ab. Demzufolge kann der Verengungsteill m sogar dann ausreichend weggebrannt werden, wenn das Energieniveau des Laserlichts niedrig ist.
Wenn das Laserlicht auf den Verengungsteil m strahlt, trifft es auf den vorstehenden Teil des Leitdrahtes 7. Demzufolge wird die Oberfläche des vorderen Endabschnittes des Leitdrahtes 7 mit einer goldplattierten Schicht 9 überzogen, um dessen Oberfläche vor Beschädigung zu schützen.
Wie in Fig. 3 gezeigt, kann eine reflektierende mantelartige Röhre 12, hergestellt aus einem dünnen Metall, an der inneren Seitenoberfläche der Durchgangsbohrung 1a vorgesehen sein und eine laserlichtreflektierende Schicht, wie eine goldplattierte Schicht, auf der Oberfläche des mantelartigen Rohrs 12 ausgebildet werden. Demzufolge wird Laserlicht von der goldplattierten Schicht reflektiert. Daher kann die Laserlichtstrahlung in Richtung der Achse der Sonde 1 verringert werden.
Eine Laserlichtbestrahlungsvorrichtung dieses Typs wird auch wirksam für die Thermaltherapie eingesetzt. Wie in Fig. 5 gezeigt, ist ein Leitungsdraht 10 zur Temperaturmessung mit einem Thermoelement 10a an seinem spitzen Ende mit der Oberfläche des cancerösen Gewebes M kontaktiert oder in das canceröse Gewebe M eingebracht. Danach wird die Sonde 1 in Kontakt mit der Oberfläche des cancerösen Gewebes M gebracht. Nachfolgend wird Laserlicht mit einem niedrigen Energieniveau gegen die Gewebe M aus jedem Lichtwellenleiter 4 über die Sonde 1 abgestrahlt. In diesem Fall kann das Energieniveau des abgestrahlten Laserlichts so gesteuert werden, daß die Temperatur des Gewebes bei etwa 42 bis 44ºC gehalten wird.
Wie oben beschrieben, strahlt Laserlicht auf das Gewebe M vom Umfang des vorderen Endes der Sonde 1 ab, wie in der Temperaturverteilung der Fig. 6 und 7 gezeigt, verglichen mit der Temperaturverteilung der Fig. 8 einer konventionellen Vorrichtung, wobei die Temperatur gleichmäßig breitflächig gesteuert werden kann.
Obwohl die Durchgangsbohrung 1A nicht immer notwendig ist, wird die Durchgangsbohrung 1A bevorzugt in der Vorrichtung ausgebildet, um eine gleichmäßige Temperaturverteilung zu erhalten.
Beispielsweise wird in Fig. 5, da die Durchgangsbohrung 1A vorgesehen ist, das die innere Seitenoberfläche der Durchgangsbohrung 1A erreichende Laserlicht teilweise gebrochen, um durch die Durchgangsbohrung 1A zu verlaufen und teilweise in Richtung des spitzen Endes der Laserlichtbestrahlungsvorrichtung reflektiert zu werden. Der Vergleich mit einer Laserlichtbestrahlungsvorrichtung ohne Durchgangsbohrung mit einer Bestrahlungsvorrichtung mit Durchgangsbohrung zeigt, daß die Rate des emittierten Laserlichts von der vorderen Endumfangsfläche der Sonde 1 größer ist, wodurch eine gleichmäßigere Temperaturverteilung erzielt werden kann.
Ferner werden, obwohl in der Vorrichtung der Fig. 5 ein einzelnes Thermoelement vorliegt, bevorzugt mehrere Thermoelemente vorgesehen, um mit verschiedenen Orten des Gewebes M in Kontakt gebracht zu werden. In diesem Fall kann die Temperatur präziser gesteuert werden.
Erfindungsgemäß können Sonden verschiedenster Formen in verschiedener Art und Weise verwendet werden. Beispielsweise kann, wie in den Fig. 9 und 10 gezeigt, eine aus einem synthetischen Harzmaterial hergestellte Sonde 20 verwendet werden. Diese Sonde 20 wird mit einem flexiblen Schutzrohr 22, hergestellt aus Tetrafluorethylen-Harz oder dergleichen, mittels eines Metallhalters 21 mit einem manschettenartigen Connektor 21A verbunden.
Ein Trägerrohr 23 aus einem synthetischen Harzmaterial wird zur Verbindung mit dem Halter 21 auf der Innenseitenoberfläche des Schutzrohres 22 vorgesehen. In dem Stützrohr 23 sind sechs optische Lichtwellenleiter 6 so abgestützt, daß sie die Achse des Rohrs 23 umgeben. Jede optische Faser 4 ist optisch mit einem (nicht gezeigten) Laserlichtgenerator verbunden. Ein Leitungsdraht 10 zur Temperaturdetektion mit einem Thermoelement 10A an seinem spitzen Ende wird durch den Kalter 21 und die Sonde 20 so eingebracht, daß er vom Vorderendabschnitt der Sonde 20 hervorsteht. Anschließend wird der Leitungsdraht 10 mit einer Temperaturmeßeinheit (nicht gezeigt) verbunden. Nachfolgend wird als Resultat der gemessenen Temperatur das Energieniveau des Laserlichts, das aus dem Laserlichtgenerator in die Lichtwellenleiterfaser 4 eingespeist wird, gesteuert. Diese Steuerung wird beispielsweise durch Einstellung eines Zeitgeberschalters durchgeführt, der zwischen dem Laserlichtgenerator und dem hinteren Ende der optischen Faser 4 angeordnet ist. Die Sonde 20 weist ein im wesentlichen zylindrischen Teil mit einer an ihrem Umfang abgerundeten Vorderendfläche auf, sowie einen weiteren zylindrisches Teil an der hinteren Seite der Sonde 20 mit einem kleineren Radius als dem des im wesentlichen zylindrischen Teils durch die Dicke des Halters 21. Diese beiden zylindrischen Teile werden integral befestigt. Der kleinere zylindrische Teil der Sonde 20 wird in den manschettenartigen Connektor 21A eingepaßt. Zusätzlich zu diesem Einpassen wird, falls erwünscht, ein Klebstoff zwischen den Paßflächen verwendet, wobei eine hintere Endumfangsfläche des größere zylindrischen Abschnitts der Sonde 20 und die Umfangsfläche des Vorderendes des manschettenartigen Connektors 21A für gute Befestigungs angebracht.
Eine Laserlichtreflexionsschicht 24 wird auf den passenden Oberflächen der Sonde 20 und des Schalters 21 ausgebildet, bei dieser Ausführungsform der kreisförmigen vorderen Endfläche des Halters 21 und der inneren Seitenfläche des manschettenartigen Connektors 21A unter. Obwohl die Reflexionsschicht 24 für hohe Wärmeresistenz bevorzugt goldplattiert ist, kann sie auch aluminiumplattiert oder einem anderen Schichtmaterial sein. Zur Ausbildung der Schicht kann Abscheidung aus der Gasphase als auch Plattieren eingesetzt werden.
Ferner wird der vordere Endabschnitt des Lichtwellenleiters 4 so eingebracht, daß er im Material der Sonde 20 eingebettet ist und die Vorderendfläche des Kerns 4A jedes Lichtwellenleiters 4 mit dem Material der Sonde 20 direkt ohne irgendeinen Spalt dazwischen in Kontakt steht.
Die Sonde 20 gemäß dieser Ausführungsform beinhaltet laserlichtstreuende Partikel und ist aus einem laserlichtdurchlässigen synthetischen Harzmaterial hergestellt. Das Material ist synthetisches Harz, wie Silikonharz, Acrylharz (bevorzugt Methylmethacrylatharz), Carbonatharz, Polyamidharz, Polyethylenharz, Urethanharz, Polyesterharz und dergleichen und bevorzugt ein thermoplastisches Harz. Für die Laserlichtstreupartikel wird ein Material mit einem größeren Brechungsindex für Laserlicht als das oben erwähnte synthetische Harzmaterial der Sonde eingesetzt, beispielsweise ein natürliches oder künstliches Material, wie Diamant, Saphir, Quarz, Einkristallzirkonoxid, laserlichtdurchlässiges synthetisches Harz mit Wärmewiderstandsfähigkeit (selbstverständlich muß es sich vom oben erwähnten synthetischen Harzmaterial der Sonde unterscheiden), laserlichtreflektierendes Metall (wie Gold, Aluminium und dergleichen), wobei die Partikel mit dem oben erwähnten laserlichtreflektierenden Metall auf der Oberfläche beschichtet werden, um ein Compoundmaterial zu bilden.
Ferner kann, falls erwünscht, falls die Sonde laserlicht-absorbierende Partikel, wie Kohlenstoff, Graphit, Eisenoxid, Magandioxid und dergleichen gemeinsam mit den Laserlichtstreupartikeln aufweist, dann, wenn das Laserlicht in der Sonde so gestreut wird, daß es von der Sonde emittiert wird, das Laserlicht auf die absorbierenden Partikel auftreffen, um Wärmeenergie mit hoher Heizwirkung zu produzieren.
Die oben erwähnte Sonde 20 dieser Ausführungsform wird hergestellt, indem synthetisches Harzmaterial im geschmolzenen Zustand, in dem die Lichtstreupartikel dispergiert sind, in die gewünschte Form geformt wird. Demzufolge wird der Vorderendabschnitt des Lichtwellenleiters 4 in das Material der Sonde 20 eingebracht, wie in Fig. 9 gezeigt, und der Mittelteil des Leitungsdrahtes 10 zur Temperaturbestimmumg im Material der Sonde 20 so eingebettet, daß es einstückig mit der Sonde 20 verbunden ist. Demzufolge wird zur Herstellung dieser Vorrichtung beispielsweise der Halter 21 leicht durch Formen mit einer Form, in die das Material eingegossen wird, hergestellt, während der Lichtwellenleiter 4 und der Leitungsdraht 10 aus der Vorderendkreisfläche des Halters 21 vorstehen.
Die Laserlichtbestrahlungsvorrichtung dieses Typs wird beispielsweise in nachfolgender Weise verwendet. Das von dem Laserlichtgenerator produzierte Laserlicht wird, wenn das die Laserlichtbestrahlungsvorrichtung mit einem Endoskop verbunden ist, chirurgisch oder physikalisch in dem Zielbereich im menschlichen Körper eingebracht. Das Laserlicht aus dem Laserlichtgenerator wird in das hintere Ende jedes Lichtwellenleiters 4 eingebracht und darin weitergeleitet, um am vorderen Endflächenabschnitt des Kerns 4A emittiert zu werden. Danach wird das emittierte Laserlicht direkt in die Sonde eingekoppelt, verläuft durch diese und wird von deren Außenoberfläche abgestrahlt, während das Laserlicht vielfach auf den Streupartikeln in der Sonde 20 gebrochen wird. Demzufolge wird, wie in Fig. 9 gezeigt, das Laserlicht nach vielen Brechungen von der Außenoberfläche der Sonde 20 gleichmäßig auf die Gewebe emittiert. Danach wird, wie in Fig. 9 gezeigt, das an der Innenoberfläche des manschettenartigen Connektors 21a ankommende Laserlicht auf der Reflexionsschicht 24 reflektiert. So werden der manschettenartige Connektor 21A und der Metallhalter 21 daran gehindert, erhitzt und beschädigt zu werden, ferner wird das reflektierte Laserlicht dazu veranlaßt, nach vorne zu strahlen.
Die Laserlichtbestrahlung bei dieser Vorrichtung wird in der gleichen Weise wie in Fig. 5 dargestellten Ausführungsform durchgeführt. Dies bedeutet, daß, während die Außenoberfläche des vorderen Endabschnittes der Sonde 20 mit dem cancerösen Gewebe M in Kontakt gebracht wird, der vorstehende Abschnitt des Leitungsdrahtes 10 aus der Außenoberfläche des vorderen Endabschnittes der Sonde 20 in das Gewebe M gestoßen wird. Anschließend wird die Temperatur des Gewebes M mit dem Thermoelement 10A zur Steuerung des Energieniveaus des in die Lichtwellenleitfaser eingebrachten Laserlichtes gemessen. Mit anderen Worten kann das Energieniveau des aus der Außenoberfläche der Sonde 20 emittierten Laserlichtes, wie oben beschrieben, gesteuert werden. Danach wird das canceröse Gewebe M durch Halten des Gewebes auf Temperaturen von etwa 42 bis 44ºC zerstört.
Ferner strahlt das Laserlicht auch auf den Leitungsdraht 10 zur Temperaturmessung der Sonde 2. Um den Leitungsdraht 10 daran zu hindern, erhitzt und beschädigt zu werden, wird der Draht 10 bevorzugt mit einer laserlichtreflektierenden Schicht, wie einer goldplattierten Schicht und einer Titanbeschichtungsschicht, wie die Laserlichtreflexionsschicht für den oben erwähnten Leitungsdraht 7 der Fig. 1, beschichtet.
Fig. 11 zeigt eine weitere Ausführungsform. Die Laserlichtbestrahlungsvorrichtung gemäß dieser Erfindung wird wirksam bei der Behandlung nicht nur der Oberfläche von Geweben, sondern auch für die Innenseite von Gefäßen eines mensch-lichen Körpers eingesetzt. Eine Sonde 31 und mehrere Lichtwellenleiter 30 werden bei dieser Vorrichtung vorgesehen. Am vorderen Endabschnitt jedes Lichtwellenleiters 30 wird eine Verkleidung 30B abgenommen, so daß der Kern 30A freiliegt. Das spitze Ende des Kerns 30A ist abgeschrägt. Eine Laserlichtstreuschicht ist auffast der gesamten Außenoberfläche des Kerns 30A ausgebildet. Bei dieser Figur wird die Laserlichtstreuschicht durch Punkte dargestellt. Bei der Ausbildung dieser Streuschicht werden zunächst keramische Pulver, wie Siliciumdioxid und dergleichen, aufgesprüht und auf eine Temperatur erhitzt, die sich etwas unterhalb seines Schmelzpunktes befindet. Demzufolge werden die ursprünglich aufgesprühten Pulver aufgrund der unvollständigen Erhitzung nicht homogen. Nachfolgend werden die unvollständig erhitzten keramischen Pulver abgekühlt. Demzufolge kann eine Laserlichtstreuschicht auf dem Kern 30A ausgebildet werden, wobei die Pulver teilweise schmelzen und teilweise bleiben. Aufgrund dieser Streuschicht kann dann, wenn Laserlicht aus der Außenoberfläche des Kerns 30A emittiert wird, das Laserlicht auf jedes resultierende keramische Pulver unter Brechung gesteuert werden.
Ferner wird die Sonde 31 so vorgesehen, daß die Kerne 30A, von denen jeder mit dieser Streuschicht ausgerüstet ist, im Material der Sonde 31 eingebettet sind. Die Sonde 31 ist aus synthetischem Harzmaterial mit Lichtstreupartikeln in der gleichen Weise wie die Ausführungsform der Fig. 9 hergestellt.
Leitungsdrähte 32 zur Temperaturmessung werden so vorgesehen, daß sie mit den Verkleidungen 30B verbunden sind. Die Außenoberfläche jedes Leitungsdrahtes 32 ist goldplattiert. Anschließend ist das spitze Ende jedes Leitungsdrahtes 32 direkt an der hinteren Endfläche der Sonde 31 angeordnet. Die Leitungsdrähte 32 sind gemeinsam mit den Lichtwellenleiter 30 von einen flexiblen Mantel 33 umgeben, der aus synthetischem Harz, wie Polyethylen, Urethan und dergleichen, Silikongummi usw. hergestellt ist. Durch Formen wird der Mantel 33 integral an den Leitungsdrähten 32, den Lichtwellenleitern 30 und der Sonde 31 befestigt.
Bei der Anwendung der Vorrichtung gemäß dieser Ausführungsform wird zunächst, wie in Fig. 12 gezeigt, eine sogenannte Punktionsnadel 35 gemeinsam mit einem Leitrohr 34 in das Gewebe M, wie Lebergewebe, eingebracht. Nachfolgend wird nur die Punktionsnadel 35 entfernt. Anschließend wird anstelle der Nadel 35 der Vorderendabschnitt dieser Laserlichtbestrahlungsvorrichtung in das Gewebe M so eingebracht, daß er durch das Leitungsrohr 34 verläuft. Danach wird Laserlicht in jede Lichtwellenleitfaser 30 zu eingebracht, daß es aus jedem am Vorderendabschnitt des Lichtwellenleiters vorgesehenen Kern emittiert wird. Demzufolge wird das Laserlicht in der Streuschicht, die jedem Kern 30A bedeckt, gestreut. Danach wird das gestreute und emittierte Laserlicht in die Sonde 31 eingeführt und verläuft durch diese, während das Laserlicht mehrfach an den Streupartikeln in der Sonde 31 gebrochen wird. Schließlich wird Laserlicht von der Außenoberrläche der Sonde 31 gleichmäßig abgestrahlt. Diese Vorrichtung wird für die lokale Thermaltherapie canceröser Lebertumore, bösartiger encephalischer Tumoren und von Brustkrebs eingesetzt.
Die in der Streuschicht enthaltenen Streupartikel sind im wesentlichen die gleichen wie die oben genannten Streupartikel in der Sonde. Partikel, die beim Schmelzen keinen Film bilden können, sind nicht geeignet, demzufolge werden üblicherweise Keramikpartikel als Streupartikel eingesetzt.
Ferner können, falls erwünscht, Oberflächenschichten auf den Oberflächen der oben genannten verschiedenen Sondentypen oder den Oberflächen der entsprechend erwähnten Streuoberflächenschichten, die die Kerne 30A bedecken, zu Erzielung eines großen Streueffekts ausgebildet sein. Diese Oberflächenschicht umfaßt Lichtstreupartikel, die einen größeren Brechungsindex als das Material der Sonde aufweisen oder des oben genannten synthetischen Harzmaterials aufweisen. Beispielsweise werden Saphir, Siliciumdioxid, Aluminiumoxid und dergleichen als Streupartikel eingesetzt. Schließlich umfaßt die Oberflächenschicht auch laserlichtabsorbierende Partikel, die in der Sonde, wie oben erwähnt, eingeschlossen werden, wie Kohlenstoff und dergleichen. Schließlich umfaßt die Oberflächenschicht ein Bindemittel, das einen Film auf der Oberfläche bildet.
Aufgrund der Oberflächenschicht wird das Laserlicht durch die Lichtstreupartikel gestreut und ferner wird dann, wenn das Laserlicht auf die laserlichtabsorbierenden Partikel auftrifft, der größere Teil der Energie des Laserlichts in Wärmeenergie umgewandelt.
In diesem Fall wird, da die Verdampfung der Gewebe beschleunigt wird, das Gewebe mit dem Laserlicht mit dem niedrigen Energieniveau der in die Sonde eintretenden Energie geschnitten. Demzufolge kann dann, wenn Gewebe geschnitten werden, die Sonde schnell bewegt werden. Ferner kann, da die notwendige, in die Sonde eintretende Laserlichtenergie niedrig ist, die medizinische Operation in kurzer Zeit mit einem preiswerten und kleinen Laserlichtgenerator durchgeführt werden.
Ferner kann bei der Oberflächenschicht dann, wenn eine Dispersion mit den laserlichtabsorbierenden Partikeln und den Lichtstreupartikeln auf die Oberfläche der Sonde aufgebracht wurde, nach Verdampfung des Dispersionsmediums, der Kontakt der Sonde mit den Geweben oder anderen Substanzen die Oberflächenschicht beschädigen, da beide Partikelarten an der Oberfläche der Sond nur durch physikalische Absorptionskraft befestigt sind.
Demzufolge wird durch das Bindemittel, das die laserlichtabsorbierenden Partikel und die Lichtstreupartikel an der Oberfläche der Sonde befestigt, die Adhäsion der Oberflächenschicht an der Sonde verstärkt. In diesem Fall ist das Bindemittel bevorzugt aus lichtdurchlässigen Teilchen, wie synthetischen Harzpartikeln oder keramischen Partikeln, wie Quarzpartikeln und dergleichen, hergestellt. Zur Ausbildung des Films werden dann, wenn synthetische Harzpartikel als Bindematerial eingesetzt werden, die Partikel geschmolzen, oder, falls keramische Partikel mit einem höheren Schmelzpunkt als die Sonde eingesetzt werden, die Oberfläche der Sonde geschmolzen.
Ferner wird durch Ausbildung einer rauhen Oberfläche auf der Sondenoberfläche oder durch Ausbildung der oben erwähnten Oberflächenschicht auf der rauhen Oberfläche das Laserlicht wirksamer abgestrahlt, da Laserlicht auf der rauhen Oberfläche gestreut wird, wenn Laserlicht emittiert wird. Falls erwünscht, wird die rauhe Oberfläche auf den obem erwähnten Kern 30A ausgebildet, wobei ferner die oben erwähnte Streuschicht auf dieser rauhen Oberfläche ausgebildet werden kann.
Obwohl in den oben ausgeführten Ausführungsformen, wie sie in den Fig. 9 und 11 gezeigt sind, jeder Kern 4A oder 30A jedes Lichtwellenleiters 4 oder 30 im Material der Sonde 20 oder 31 eingebettet ist, kann in anderen Ausführungsformen der Erfindung die Vorderendflächen jedes Lichtwellenleiters so angeordnet sein, daß es vom hinteren Ende (Auftrefffläche) jeder Sonde getrennt ist. In diesem Fall können Verunreinigungen, wie Stäube und dergleichen, im Spalt gebildet werden, ferner haften die Verunreinigungen an der hinteren Fläche jeder Sonde und der vorderen Endfläche jeden Lichtwellenleiters. Demzufole wird, da das Laserlicht auf die Verunreinigungen auftritt, die Rückendfläche der Sonde erhitzt. Dies bedeutet, daß das Energieniveau des in die Sonde eingeführten Las erlichts erniedrigt wird. So wird dann, wenn die Sonde aus dem synthetischen Harzmaterial hergestellt wird, der Lichtwellenleiter zur integralen leichten Befestigung an der Sonde geschmolzen, wobei der vordere Endabschnitt des Lichtwellenleiters bevorzugt im synthetischen Material der Sonde eingebettet ist.

Gewerbliche Anwendbarkeit

Aus der vorstehenden Beschreibung ist ersichtlich, daß bei der kleinen Laserlichtbestrahlungsvorrichtung gemäß der Erfindung Laserlicht gleichmäßig auf lebendes Gewebe abgestrahlt werden kann und auch breitflächig auflebendes Gewebe, wie notwendig. Ferner ist ersichtlich, daß der Leitdraht und der Leitungsdraht zur Temperaturmessung koaxial mit der Sonde vorgesehen sein können.

Claims

1. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung mit einem laserlichtdurchlässigen Teil (1) und mehreren Laserlichtleitteilen (4), durch die Laserlicht zur Einbringung in den laserlichtdurchlässigen Teil (1) fällt, wobei die Laserlichtteile (4) so angeordnet sind, daß sie die Achse des laserlichtdurchlässigen Teils umgeben, deren Vorderendabschnitte (4a) so angeordnet sind, daß sie im Material des laserlichtdurchlässigen Teils (1) oder in der Nähe der Auftrefffläche (1a) des laserlichtdurchlässigen Teils (1) eingebettet sind, dadurch gekennzeichnet, daß eine Oberflächenschicht auf der Oberfläche des laserlichtdurchlässigen Teils (1) ausgebildet ist, wobei die Oberflächenschicht laserlichtabsorbierende Partikel, laserlichtstreuende Partikel mit einem größeren Brechungsindex als das laserlichtdurchlässige Teil (1) und ein laserlichtdurchlässiges Material als Bindemittel aufweist.

2. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei eine Durchgangsbohrung (1a) entlang der Achse des laserlichtdurchlässigen Teils ausgebildet ist.

3. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 2, wobei ein flexibler Leitdraht (7) zur Führung des laserlichtdurchlässigen Teiles (1) durch die Durchgangsbohrung eingebracht ist.

4. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 2, wobei ein Leitungsdraht (10) zur Temperaturmessung durch die Durchgangsbohrung eingebracht ist.

5. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach A 4, wobei mehrere Leitungsdrähte (10) zur Temperaturmessung so vorgesehen sind, daß das spitze Ende (10a) der Leitungsdrähte (10) an entsprechenen Stellen mit dem Gewebe (M), das mit dem Laserlicht bestrahlt wird, kontaktiert werden kann.

6. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Energieniveau des Laserlichts, das durch das Laserlichtleitteil (4) fällt, frei einstellbar ist.

7. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 7, wobei die Reflexionsschicht eine goldplattierte Schicht ist.

9. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Laserlichtleitteile (4) optische Lichtwellenleiterfasern sind.

10. Laserlichtbestrahlungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei ein Leitungsdraht (10) zur Temperaturmessung durch das laserlichtdurchlässige Teil eingebracht ist und zumindest der Einbringabschnitt der Leitungsdrahtes (109) und der aus der Außenoberfläche des Vorderendabschnittes des laserlichtdurchlässigen Tiels (1) vorspringende Teil des Leitdrahtes mit einem laserlichtreflektierenden Material beschichtet sind.