JP2001008942A - 外科用針のレーザー穴あけ方法 - Google Patents

外科用針のレーザー穴あけ方法

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JP2001008942A JP2000124787A JP2000124787A JP2001008942A JP 2001008942 A JP2001008942 A JP 2001008942A JP 2000124787 A JP2000124787 A JP 2000124787A JP 2000124787 A JP2000124787 A JP 2000124787A JP 2001008942 A JP2001008942 A JP 2001008942A
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レザ・ケイ・モサビ
Timothy L Irwin
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 光学偏光子、電気光学変調器、検光子、フラ
ッシュランプとそれに関連する電力供給部及びコンデン
サバンクを必要としないで、効率良くパルスレーザーで
外科用針に穴を開ける方法を提供する。 【解決手段】 外科用針１９０にレーザーで穴を開ける
方法である。この方法では、高エネルギーパルス列から
なるレーザービーム３６０を生成するダイオードパルス
化レーザーを用いる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、外科用針のレーザ
ー穴あけ方法に関し、特にレーザーを用いて外科用針に
止まり穴を開ける方法に関する。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】外科
用針とそこに付いた縫い糸はこの技術分野でよく知られ
ている。外科用針には一般に遠位にある尖端と近位にあ
る縫い糸取り付け端とがある。縫い糸取り付け端は縫い
糸の先端を入れるために溝や止まり穴等の幾つかの構造
形状をとることができる。一般に縫い糸の遠位端は幾つ
かの方法で外科用針の近位端に取り付けられる。例え
ば、縫い糸の遠位端即ち先端を溝に挿入して、次に溝を
機械的にスエージ加工して縫い糸を溝の中に止める。ま
たは、縫い糸の遠位端即ち先端を針の近位端に開けた穴
に取り付けてもよい。その後、針の近位端を機械的にス
エージ加工して縫い糸の端を機械的に穴の中に止める。
この他に、縫い糸を接着剤、エポキシ、シュリンクチュ
ービング及び他の既知の取り付け技術を用いて外科用針
に取り付けてもよい。
【０００３】縫い糸を外科用針に取り付けるために止ま
り穴（blind bore hole）を用いることが、多くの種類
の外科用針に対する取り付け方法として選択されつつあ
る。この方法で縫い糸を取り付けた針は、組織内を通る
とき通り抜け抵抗が少ない。一般に、２つの従来方法の
いずれか１つにより針の近位端に止まり穴を開ける。外
科用針に穴を開ける一方法は機械的にドリルを使用する
ことである。止まり穴を開ける他の方法はレーザーを使
用することである。機械的穴あけは幾つかの欠点を有す
ることが知られている。例えば、機械的アラインメン
ト、道具の消耗、定常的な調整、小さな直径の穴を開け
ることができないこと及び機械的穴あけ工程が比較的遅
いこと等である。レーザーによる穴あけではこれらの問
題の多くは解決できる。レーザーでは光エネルギーを有
するビームを用いて金属を溶かし針の近位端から放出さ
せて止まり穴を形成する。従って、レーザーによる穴あ
けでは、穴あけ装置と針が機械的に接触することがな
く、道具の消耗が問題にならず、アラインメントの問題
と調整が最小となり、穴あけ時間が大幅に効率的になり
全体的に高速形成が可能となる。
【０００４】外科用針に穴を開けるために従来のレーザ
ーシステムを用いることに多くの利点があるが、幾つか
の問題もある。レーザー穴あけ装置は一般に機械的穴あ
け装置より精密で複雑であり高度に熟練したオペレータ
ーが必要である。さらに、レーザーによる穴あけでは、
溶けた金属が除去された後スラグが残るため、穴の内面
が全体的に滑らかでない可能性がある。スラグは縫い糸
が穴の中に入るとき干渉する恐れがある。
【０００５】滑らかな穴を作るためには、溶融方法より
も蒸発とプラズマ形成により穴から金属を除くことが望
ましいことが知られている。これはパルスＮｄ−ＹＡＧ
レーザーを用いて実施できる。このようなレーザーは、
各パルスが少量の物質を除くのに十分なエネルギーを有
する短パルス列を発生し、その結果高品質の穴が形成さ
れる。パルス持続時間は一般に１０マイクロセカンド乃
至１００マイクロセカンドの範囲内にある。
【０００６】現在、外科用針に穴を開けるための短パル
スの発生は、従来のフラッシュランプポンプ（flash la
mp pumped)Ｎｄ−ＹＡＧレーザーを発振器として用い
て、持続時間が２００マイクロセカンド乃至６００マイ
クロセカンドの範囲の光パルスを発生させることにより
始まる。次に、この光パルスを、電気光学変調器又は同
様の器具を用いて複数の短パルス（即ち、パルス列）に
強度変調する。これら短パルスの持続時間と周波数は変
調器のパラメーターによってコントロールする。次に、
これらパルス列は従来のフラッシュランプポンプＮｄ−
ＹＡＧ増幅器に入り増幅されて高出力強度ビームとな
る。高出力強度ビームは外科用針の後方又は近位端面に
集束されて針の近位端内に止まり穴を開ける。
【０００７】フラッシュランプによるパルス化に特有の
限界により、短パルスの発生には電気光学変調器による
主パルスの変調が必要であり、電気光学変調器は光学偏
光子及び検光子（analyzer）を必要とする。レーザービ
ーム路に沿ってこれらの光学器具を追加して配置するこ
とは光学エネルギーを幾らか損失させ、また製造環境に
おいて光学器具の光学的なアラインメントを維持するこ
とは困難である。電気光学変調器（ポッケレスセル（Po
ckles Cell））は高圧エレクトロニクスを必要とし、高
圧エレクトロニクスは高度なメンテナンスと高価な安全
予防措置を必要とする。また、フラッシュランプポンプ
レーザー発振器と増幅器は、フラッシュランプに放出す
るエネルギーを蓄えるのに、高圧電力供給部（power su
pply）とコンデンサバンクの両方を用いる。フラッシュ
ランプは、エネルギーの大部分が熱の形で消費され、こ
の熱は冷却システムにより除去しなければならないので
レーザーロッドをポンピングするには効率の悪い方法と
考えられている。また、電力供給部、コンデンサバンク
及び冷却システムは大きな空間を占め、メンテナンスと
修理を必要とする。フラッシュランプの作用によりレー
ザーロッドで消費される熱はロッドの熱レンジング（le
nsing）を引き起こしレーザービームの品質を劣化させ
る。さらに、現在のフラッシュランプポンプ方法の他の
問題は、フラッシュランプの寿命である。フラッシュラ
ンプの平均寿命は約５００時間乃至約６００時間であ
る。このため、６００時間程度毎にフラッシュランプを
取り替えるためレーザー穴あけシステムを停止しなけれ
ばならず、製造が中断されメンテナンスと修理を必要と
する。
【０００８】従って、この技術分野では、フラッシュラ
ンプパルス化システムの上記欠点を解決する改善された
パルスレーザーシステムが求められている。
【０００９】本発明の目的は、光学偏光子、電気光学変
調器、検光子、フラッシュランプとそれに関連する電力
供給部及びコンデンサバンクを必要としないで、効率良
くパルスレーザーで外科用針に穴を開ける方法を提供す
ることである。
【００１０】本発明の他の目的は、冷却しやすく、レー
ザーロッドの加熱と熱レンジングを減少させ、停止時間
を必要とすることなく、フラッシュランプポンプシステ
ムに比べて長寿命で作動できるパルスレーザー穴あけシ
ステムを提供することである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明は外科用針にパル
スレーザーで穴を開ける方法を開示するものであり、こ
の方法は、Ｎｄ−ＹＡＧクリスタルロッドと複数の高出
力レーザーダイオードアレイからなる発振器を用いるレ
ーザー穴あけ装置を設けることからなる。このレーザー
装置により光パルスが発生する。パルスを外科用針の近
位端に集束させて止まり穴を形成する。
【００１２】本発明の上記の効果及び他の効果は以下の
説明と添付図面からより明らかとなるであろう。
【００１３】
【発明の実施の形態】従来技術のフラッシュランプポン
プＮｄ−ＹＡＧレーザー穴あけシステムの概略を図１に
示す。図１に示すように、システムには、ビーム偏光子
２０と並んで１００％反射性後方凸ミラー１０があり、
さらにＮｄ−ＹＡＧレーザーロッド４０がある。Ｎｄ−
ＹＡＧレーザー４０の隣りにフラッシュランプ３０があ
る。レーザーロッド４０と整列して出力カップラーミラ
ー５０がある。ミラー１０、ビーム偏光子２０、フラッ
シュランプ３０、レーザーロッド４０及び出力カップラ
ーミラー５０の組み合せによりレーザー発振器５５が構
成される。フラッシュランプ３０はＮｄ−ＹＡＧロッド
４０を高いエネルギーレベルへ励起（pumps）し、ミラ
ー１０，５０によりレーザー発振を生じさせる。ビーム
偏光子２０はレーザービームを直線状に偏光する。次
に、図２に示す光パルス１３０が出力カップラーミラー
５０から出て一対のビーム屈折フラットミラー６０に連
続して反射する。光パルス１３０は電気光学変調器８０
により図３に示す短パルス列１４０に変調される。次
に、このパルス列１４０は検光子９０に入り、その後増
幅器９５に入る。増幅器９５はフラッシュランプ３０と
Ｎｄ−ＹＡＧレーザーロッド４０からなる。短パルス列
１４０は図４に示すパルス列１５０に増幅されて、ビー
ムエクスパンダー１００、さらに集束光学組立体１１０
を通過してビーム１６０を形成する。ビーム１６０が外
科用針１９０の近位端面１９５に向かい、止まり穴１９
８が形成される。
【００１４】図５に、外科用針に穴を開けるのに有用な
本発明のレーザーダイオードポンプＮｄ−ＹＡＧレーザ
ーシステムの好ましい実施形態の概略を示す。このシス
テムはカーブ状１００％反射性後方ミラー２１０、ビー
ム屈折プリズム２１５、小径Ｎｄ−ＹＡＧロッド２４
０、一群の高出力レーザーダイオードアレイ２２０及び
一部透過性外方カップラーミラー２５０を備え、これに
よりレーザー発振器２５５が構成される。固体状態（so
lid state)電力供給部（図５に図示せず）によりレーザ
ーダイオードアレイが異なる出力、周波数及びパルス幅
で駆動される。駆動周波数は１０ｋＨｚまで可能であ
る。レーザーダイオードアレイ２２０は多数のダイオー
ドバーからなる。ダイオードアレイ２２０はＮｄ−ＹＡ
Ｇロッドの小さい吸収バンドに適合する狭いスペクトル
幅の放射パルスを発する。レーザーダイオードアレイ２
２０が、２つのミラー２１０，２５０の存在下でＮｄ−
ＹＡＧロッド２４０を光学的に励起（pumped）し、レー
ザー発振を引き起こす。Ｎｄ−ＹＡＧロッドレーザー発
振のパルス幅とパルス周波数はダイオードアレイのパル
ス幅とパルス周波数により決まる。５マイクロセカンド
乃至１００マイクロセカンドの範囲のＮｄ−ＹＡＧ光パ
ルスが発生する。これらのパルスは図６に示すパルス列
３４０の形で進む。パルス列３４０は連続して一対のビ
ーム屈折フラットミラー２６０を通過して、次に増幅器
セクション２３０に送られる。増幅器セクション２３０
は、Ｎｄ−ＹＡＧロッド２４０と一群の高出力レーザー
ダイオードアレイ２２０からなる。レーザー発振器２５
５とレーザー増幅器２３０の両方で、レーザーダイオー
ドアレイ２２０がその側面に沿ってＮｄ−ＹＡＧロッド
２４０を励起（pump）する。高出力レーザーダイオード
バー２２０の出力は、好ましくは、約４０ワット乃至約
５０ワットであり、所望のパルス列を発生させるのに十
分効果的である。各アレイ２２０は「Ｎ」個のバーを有
することができ、これらのアレイはＮｄ−ＹＡＧロッド
の周りに様々な形状で配置してロッドを照射できる。図
７に示す増幅したパルス列３５０は、次に、ビームエク
スパンダー３００、さらに、集束光学組立体３１０に送
られ、そこでレーザービーム３６０が最終的に外科用針
１９０の近位端面１９５に集束される。増幅した高出力
短パルス３６０が針１９０の端面１９５に集束すると、
これらパルスは金属を蒸発及びプラズマ形成の形態で除
去し、高品質の止まり穴１９８が形成される。
【００１５】本発明のダイオードポンプＮｄ−ＹＡＧレ
ーザー穴あけシステムは従来技術のフラッシュランプポ
ンプシステムに比べて多くの利点を有する。本発明のレ
ーザーダイオードパルス化Ｎｄ−ＹＡＧレーザー穴あけ
システムを使用すると、従来のフラッシュランプパルス
化システムで使用する光学偏光子、電気光学変調器、検
光子、フラッシュランプとそれに関連する電力供給部及
びコンデンサバンクが不要となる。
【００１６】さらに、フラッシュランプによるロッドへ
の過剰な熱投入により引き起こされる熱レンジング効果
が減るため高品質なビームが得られる。従来技術のパル
ス変調システムを除くことができるので、レーザービー
ムのアラインメントとメンテナンスがよりシンプルで容
易になる。
【００１７】本発明のレーザー穴あけシステムではフラ
ッシュランプを取り替える必要がないので、エネルギー
効率が高くレーザー停止時間が少ない。
【００１８】本発明のレーザーシステムに使用できる１
００％反射性後方ミラーには、例えば、ＣＶＩレーザー
・オプティックス社、アルブケルケ、ニューメキシコ；
ラムダ・リサーチ・オプティックス社、セリトス、カリ
フォルニア及びコヒーレント・アーバン（Auburn）・グ
ループ、アーバン、カリフォルニアから入手できるよう
な、従来から市販されているカーブ性反射ミラーが含ま
れる。ミラーのサイズは、好ましくは、直径約１２．７
ｍｍ（０．５”）×厚み６．３５ｍｍ（０．２５”）で
ある。反射ミラーはレーザープロセスを生じるように機
能する。
【００１９】本発明のレーザーシステムに使用できるＮ
ｄ−ＹＡＧレーザーロッドには、１．０％Ｎｄ−ＹＡＧ
等の従来から市販されている小径ロッドが含まれる。レ
ーザーロッドのサイズは、十分な量の８０８ｎｍポンプ
光を１０６４ｎｍレーザー光に効率的に変換するのに十
分なサイズである。ロッドのサイズは、典型的には直径
約２．５ｍｍ乃至直径約６．０ｍｍであり、さらに典型
的には直径約２．５ｍｍ×１００ｍｍ乃至直径約６．０
ｍｍ×２００ｍｍであり、好ましくは直径約３．０ｍｍ
×１４０ｍｍ乃至直径約４．０ｍｍ×１４０ｍｍであ
る。レーザーロッドはポンプ光エネルギーをレーザー光
エネルギーに変換するように機能する。レーザーロッド
は、リットン・エアトロン・ソナプティクス（Synoptc
s）、シャーロット、ノースカロライナからパーツＮ
ｏ．Ｎｄ：ＹＡＧ３×１０４ｍｍとして入手できる。レ
ーザーダイオードバーはコヒーレント社からパーツＮ
ｏ．ＵＬＰＳ１５６Ｅ／９／３として入手できる。
【００２０】本発明の実施に使用できる一部透過性出力
カップラーミラーには、直径１２．７ｍｍ（０．５”）
×厚み６．３５ｍｍ（０．２５”）の誘電性コート基板
等の従来から市販されている出力カップラーミラーが含
まれる。
【００２１】一部透過性カップラーミラーは、共振器の
光を一部出ていかせると同時に共振器内にレーザープロ
セスを維持するように機能する。
【００２２】本発明のシステムに使用できるレーザーダ
イオードアレイには、ラジアルアレイ等の従来から市販
されているダイオードアレイが含まれる。ダイオードア
レイは、８０８ｎｍポンプ光エネルギーを生じるように
機能する。ダイオードアレイは、典型的には、複数のレ
ーザーバーから構成される。レーザーバーは、ＡｌＧａ
Ａｓ等の従来から市販されているレーザーバーである。
レーザーバーは、電気エネルギーを８０８ｎｍ光学エネ
ルギーに変換するように機能する。
【００２３】ダイオードアレイに電力を供給するのに使
用できる固体状態電力供給部には、レーザーダイオード
ドライブ等の従来から市販されている電力供給部が含ま
れる。電力供給部は、標準壁プラグ電力をパルス電力に
変換するように機能する。電力供給部の容量はパルス電
力を効率的に発生させるのに十分な容量である。電力
は、典型的には約１０ワット乃至約５００ワットであ
り、より典型的には約５０ワット乃至約４００ワットで
あり、好ましくは約１００ワット乃至約３５０ワットで
ある。
【００２４】本発明のレーザーシステムに使用できるビ
ーム屈折フラットミラーには、誘電性コートガラス基板
等の従来から市販されているビーム屈折フラットミラー
が含まれる。ビーム屈折フラットミラーは、レーザー光
エネルギーを反射するように機能する。
【００２５】本発明の実施に使用できるビームエクスパ
ンダーには、例えば、ＣＶＩレーザー・オプティックス
社又はラムダ・リサーチ・オプティックス社及びコヒー
レント・アーバン・グループから入手できるような、従
来から市販されているビームエクスパンダーが含まれ
る。ビームエクスパンダーは、レーザービームを平行に
すると同時にレーザービームの直径を広げるように機能
する。
【００２６】本発明の方法の実施に使用できる集束光学
組立体には、１００ｍｍ又は１５０ｍｍ集束レンズ等の
従来から市販されている光学組立体が含まれる。光学組
立体はレーザー光エネルギーを小さなスポットに集束す
るように機能する。
【００２７】前述したように、本発明のレーザーシステ
ムに使用する部品は市販されている。例えば、後方ミラ
ーはニューヨーク、ロチェスターにあるＪＭＬダイレク
ト・オプティックスからパーツＮｏ．ＭＰＣ１４７００
／５０５として購入でき、プリズムはＪＭＬダイレクト
・オプティックスからパーツＮｏ．ＰＤＣ１６１２０／
１０４として購入でき、出力カップラーミラー、ビーム
屈折ミラー、ビームエクスパンダー及び集束レンズはＪ
ＭＬダイレクト・オプティックスからそれぞれパーツＮ
ｏ．ＣＭＮ１１２２５／２０２／ｘｘｘ、ＭＣＬ１５１
００／５０５、５２３４０／１０４及びＣＬＬ１３７４
５／１０４として購入できる。
【００２８】本発明の方法で外科用針に穴を開けるのに
使用するレーザービームは、金属性外科用針に止まり穴
を開けるのに十分効果的な出力、パルス周波数及びパル
ス幅を有する。ビームの出力は、典型的には約５ワット
乃至約１００ワットであり、より典型的には約１０ワッ
ト乃至約５０ワットであり、好ましくは約２５ワット乃
至約４５ワットである。ビームのパルス幅は、典型的に
は約５マイクロセカンド乃至約１ミリセカンドであり、
より典型的には約７マイクロセカンド乃至約２００マイ
クロセカンドであり、好ましくは約１０マイクロセカン
ド乃至約１００マイクロセカンドである。ビームは、典
型的には単一パルス乃至周波数約１００ｋＨｚであり、
より典型的には約１ｋＨｚ乃至約５０ｋＨｚであり、好
ましくは約１．５ｋＨｚ乃至約１０ｋＨｚである。ビー
ムの出力は、パルスエネルギー及び／又はパルス周波数
を変えると、変わる。オペレーターはビームの周波数と
ビームのパルス幅を変えることができる。
【００２９】本発明を詳細な実施形態について説明して
きたが、当業者は、本発明の特許請求の範囲及び精神か
ら離れることなく、本発明の形態や詳細を様々に変える
ことができることを理解するであろう。
【００３０】好適な実施態様を以下に示す。 （１）前記ダイオードパルス化Ｎｄ−ＹＡＧレーザー穴
あけシステムが、カーブ状後方ミラーと、第一のＮｄ−
ＹＡＧロッドと、複数の高出力レーザーダイオードアレ
イと、一部透過性出力カップラーミラーと、前記ダイオ
ードアレイを駆動する固体状態電力供給部と、第一のビ
ーム屈折フラットミラー及び第二のビーム屈折フラット
ミラーと、第二のＮｄ−ＹＡＧロッドと、第二の複数の
高出力レーザーダイオードアレイと、ビームエクスパン
ダーと、集束光学組立体とを有する請求項１に記載の方
法。 （２）前記ビームの出力が約５ワット乃至約１００ワッ
トである請求項１に記載の方法。 （３）前記ビームのパルス幅が約５マイクロセカンド乃
至約１ミリセカンドである請求項１に記載の方法。 （４）前記ビームが単一パルス乃至周波数約１００ｋＨ
ｚである請求項１に記載の方法。
【００３１】
【発明の効果】以上述べたように、本発明によれば、光
学偏光子、電気光学変調器、検光子、フラッシュランプ
とそれに関連する電力供給部及びコンデンサバンクを必
要としないで、効率良くパルスレーザーで外科用針に穴
を開ける方法を提供できる効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来技術のフラッシュランプパルス化レーザー
穴あけシステムの概略図である。
【図２】従来技術のフラッシュランプポンプＮｄ−ＹＡ
Ｇレーザー発振器により発生する典型的な光パルスの概
略図である。
【図３】図２の単一の光パルスを変調した典型的なパル
ス列を示す概略図である。
【図４】増幅後の図３のパルス列を示す概略図である。
【図５】外科用針に穴を開けるための本発明によるレー
ザーダイオードポンプＮｄ−ＹＡＧレーザー発振器及び
増幅システムを示す概略図である。
【図６】図５のレーザーダイオードポンプＮｄ−ＹＡＧ
レーザー発振器により発生する光パルス列を示す概略図
である。
【図７】増幅後の図６のパルス列を示す概略図である。
【図８】（Ａ）及び（Ｂ)は図５のレーザーダイオード
ポンプＮｄ−ＹＡＧレーザー発振器により発生する光パ
ルスのオシロスコープ軌跡である。
【符号の説明】
１９０ 外科用針 １９５ 近位端面 １９８ 止まり穴 ２１０ カーブ性後方ミラー ２１５ ビーム屈折プリズム ２２０ レーザーダイオードアレイ ２３０ 増幅器 ２４０ Ｎｄ−ＹＡＧロッド ２５０ 一部透過性出力カップラーミラー ２５５ レーザー発振器 ２６０ ビーム屈折フラットミラー ３００ ビームエクスパンダー ３１０ 集束光学組立体 ３４０ パルス列 ３５０ 増幅したパルス列 ３６０ レーザービーム
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｈ０１Ｓ 3/094 Ｈ０１Ｓ 3/102 3/102 3/094 Ｓ (72)発明者 ティモシー・エル・アーウィン アメリカ合衆国、14625 ニューヨーク州、 ロチェスター、ペン・レーン 145

Claims (1)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 ダイオードパルス化Ｎｄ−ＹＡＧレーザ
    ー穴あけシステムを設ける工程と、 外科用針に止まり穴を効果的に開けるのに十分な出力を
    有するレーザーパルス列を生じさせる工程と、 外科用針の近位端にパルスレーザービームを照射して止
    まり穴を形成する工程とを含む外科用針のレーザー穴あ
    け方法。
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