JP2006196917A - パルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ - Google Patents

Abstract

【課題】レーザによる手術に用いるための、高いパルス繰返し速度を有する光ポンピングされた赤外部の中央の固体レーザを提供する。
【解決手段】このレーザは、１．７〜４．０μｍの波長を生成し、光ポンピングされる。ポンプパルスの立上がり時間および立下がり時間は、熱によるレンズ作用により引起こされる不安定性を防ぐのに十分短い。このレーザにより、パルスエネルギを増加させる必要なく組織の切断をより効率的に行なうことができる。
【選択図】図１

Description

本発明は一般に、外科的応用のためのパルス化されたレーザに関し、より特定的には、パルス繰返し速度の高い光ポンピングされた赤外線固体レーザに関する。

現在の医療では、種々の外科手術の際にしばしばレーザエネルギが用いられている。レーザ光は、血液を凝固させるだけではなく組織を切断したり除去したり焼灼することができる。

イットリウム・アルミニウム・ガーネット（ＹＡＧ）は母体結晶であり、そのドーパントにより得られたレーザは主に赤外で放射され、種々の外科的応用に広く用いられている。エルビウムでドープされたＹＡＧ（Ｅｒ：ＹＡＧ）レーザの２．９４μｍの波長での放射は水に非常に吸収されやすく、したがって組織の切断に特に効果的である。これらのレーザは、組織の手術に用いられる場合には、典型的にはパルス化されたモードで動作され、通常、パルスの光エネルギを調節することによってその切断速度を制御する。残念なことに、もっと大胆に切断するためにパルスエネルギを増加すると、硬組織が細かく壊れてしまい、外部の健康な軟組織を過度に加熱してしまう。さらに、レーザ自体も、高いポンプ出力からのＹＡＧ結晶の過渡的な加熱によって不安定になってしまい、切断の効率が下がってしまうおそれもある。

したがって、高いパルスエネルギに関連する不利な影響を引起こすことなく切断の効率を向上させるレーザのための外科用レーザ技術が必要とされている。

本発明の１局面に従えば、パルス化され光ポンピングされたレーザは、高い繰返し速度のパルスを生成する。レーザ材料を有する共振キャビティは、ポンプ光源によってポンピングするために配置される。回路は、１０パルス／秒を上回るパルス繰返し速度でパルス化された光ポンプエネルギを生成するようにポンプ源にエネルギを与える。ポンプパルスは、１０パルス／秒を上回る繰返し速度、好ましくは２０パルス／秒を上回る繰返し速度でレーザ材料をポンピングする。ポンピングされたレーザ材料は、１．７μｍ〜４．０μｍの波長の光を放射する。パルス化された高い繰返し速度の光ポンプエネルギは、上述の繰返し速度で動作したときに、レーザキャビティにおいて熱によるレンズ作用により引起こされるレーザパルスの不安定性を防ぐのに十分に短い立上がり時間および立下がり時間を有する。

レーザシステムは、たとえば、赤外部の中央でレーザ遷移を起こすために、光キャビティ内でレーザ発振を生成するように配置される固体媒体、たとえば約１０パルス／秒で動作するＥｒ：ＹＡＧまたは好ましくは２０〜５０パルス／秒で動作するＨｏ：ＹＡＧ等を用い得る。ポンプ光源はキセノンフラッシュランプであってもよく、これはその中でレーザ遷移を光励起するようにレーザ媒体に隣接して配置される。電気回路は、ＬＣ型パルス形成ネットワークが可能である。好ましくは、ポンプ回路にはシマー（simmer）供給源が用いられ、これによってレーザ媒体はパルス間周期に、レーザに関連する電子の遷移がこのパルス間周期の間実質的にレーザしきい値であってかつレーザしきい値未満に保持される程度にポンピングされる。レーザ媒体をレーザしきい値に維持するのに必要なエネルギが連続的に与えられる場合、パルス化された形の付加的なポンプエネルギがより効率的に
レーザ光に結合する動作状態において熱平衡が確立される。シマー供給源によって得られるさらなる利点は、レーザ媒体をしきい値に維持するのに必要なポンプ出力が、レーザ媒体を不活性状態からしきい値にするのに必要なポンプ出力よりも少なくて済むことであり、このことは、熱放散が時間とともにより均一に分配されることを意味する。シマー供給源を用いることによって得られるさらなる利点は、所与のレーザ出力に対してポンプパルスエネルギをより小さくすることができることであり、これにより電子パルス形成ネットワークの応答が向上する。以上のファクタすべてが協働して熱の不安定性が回避され、それによってより高いパルス繰返し速度を得ることができる。

好ましくは、レーザは楕円形の反射ポンプキャビティを用い、それによってポンプ源からの光がレーザ媒体の軸に向けられる。通常の光拡散ポンプキャビティとは異なり、この楕円形のキャビティによりレーザ媒体内の利得プロファイルがより均一となり、さらに、より低いエネルギポンプパルスで所与のレーザ出力を達成することができるようになる。パルスごとに放散されるエネルギがより少なくなるため、熱の不安定性が低減され、それによってより高い繰返し速度を得ることが可能となる。好ましい実施例のさらなる特徴は、ポンプスペクトルフィルタを用いることであり、これによってレーザ媒体のポンプ波長に関連しないポンプ出力のかなりの部分が必要でなくなる。媒体中で余分なエネルギが蓄積されないようにすることにより、熱によるレンズ作用による不安定性が起こる前にレーザはより高いパルス繰返し速度で動作する。

本発明の別の局面に従えば、パルス化されたレーザは、ポンプ光源と光共振器キャビティとを含み、光共振器キャビティはレーザ媒体と反射材とを含む。レーザ媒体は、ポンプ光源によるポンピングに応答して１．７μｍ〜４μｍの光を放射する。反射材のうちの１つは、光共振器からのレーザ光出力を生成するように部分的に透過性であり、共振器の反射材のうちの少なくとも１つは、レーザ媒体における熱によるレンズ作用による影響を少なくとも部分的に補償するように湾曲している。レーザ媒体は、流体流動システムによって冷却される。この流体システムは、レーザ媒体を含む光共振器キャビティの一部分にわたって、レーザ媒体の表面と流体との間の界面を除いて、レーザ媒体の表面と平行な方向に、流体冷却材が実質的に層状に流れるように構成される。電気回路は、ピーク出力に対する全エネルギの比率が５００μｓ未満の電気パルスでポンプ光源にエネルギを与える。電気回路はまた、パルス間周期の間レーザ媒体を実質的にレーザしきい値であってかつレーザしきい値未満に維持するのに十分なパルス間ポンプエネルギを生成するために、パルスとパルスとの間に十分なエネルギをポンプ源に供給する。

本発明のさらに他の局面に従えば、外科的応用のための方法は、１．７μｍ〜４μｍの波長でかつ１０パルス／秒を上回る繰返し速度、好ましくは２０パルス／秒を上回る繰返し速度の光パルスを供給するステップを含む。改変するべき組織に向けられる光パルスのパルスエネルギは１ジュール（Ｊ）／パルス未満であり、好ましくは、その放射照射量は２．０Ｊ／ｍｍ² ／パルス未満である。光パルスは、好ましくは光を光ファイバの導波路を介して送ることによって組織に向けられる。赤外部の中央の波長の１つの好ましい光ファイバは、同時係属中の米国特許出願連続番号第０８／０７５，７２０号に開示されており、この出願を引用によりここに援用する。好ましい実施例では、パルスは５００μｓ未満のパルス持続時間を有し、多数の例示的な応用においては、１０ｍＪ〜２５０ｍＪのパルスエネルギが好ましい。

図１に示されるように、光ポンピングされた固体レーザ１０は、固体レーザ媒体１２と光ポンプ源１４とを囲む光ポンプキャビティ２０を収容するレーザヘッド２６からなる。ＹＡＧ結晶等のレーザ媒体１２は通常、ミラー１８によって規定される光共振キャビティ内で整列されるシリンダ軸に関して長手方向に配置される円筒形ロッドの形状である。ガ
ス放電フラッシュランプ等の光ポンプ源１４はレーザ媒体１２に隣接して配置され、レーザ媒体１２および光ポンプ源１４はともに光ポンプキャビティ２０によって囲まれる。光ポンプ源１４は、ポンプ源駆動回路１６に電気的に接続される。さらに、レーザヘッド２６には、流体冷却剤２２を交換したり流れさせたりするための流入／流出通路２４が設けられる。

図２に機能的に示される好ましい実施例の光ポンプ源駆動回路１６は、コントローラ３０、高電圧源３２、パルス形成ネットワーク３４、およびシマー供給源３６を含む。コントローラ３０は、高電圧源３２、パルス形成ネットワーク３４、およびシマー供給源３６の各々に接続される。高電圧源はパルス形成ネットワーク３４に接続され、パルス形成ネットワーク３４は、シマー供給源１４と同様にレーザフラッシュランプ１４に接続される。図３に概略的に示される好ましい実施例のパルス形成ネットワーク３４は、記憶キャパシタ４０、トリガスイッチ４４、誘導子４２、およびフラッシュランプ１４が順に直列に接続されるループからなる。高電圧入力３２は記憶キャパシタ４０と高電圧リードおよびトリガスイッチ４４との間でループに接続し、パルストリガ入力４６はトリガスイッチ４４でループに接続し、シマー供給源入力４８は誘導子４２とフラッシュランプ１４との間でループに接続する。

図６および図７の断面図に示されるように、光ポンプキャビティ２０はフラッシュランプ１４とレーザロッド１２とを囲む。図６は光拡散キャビティの構成を示しており、その内壁は光の波長に対して粗く、その中にはフラッシュランプ１４とレーザロッド１２とが配置される。図７は、楕円形の断面を有する反射キャビティ６２を示しており、フラッシュランプ１４とレーザロッド１２との軸はこの楕円の焦点と一致する。光線６４および６６はそれぞれ、キャビティ６０および６２内のフラッシュランプ１４から放射される光線の経路を表わす。さらに、好ましい実施例では、図８の斜視図に示すように、フラッシュランプ１４は円筒形のスペクトルフィルタ７０内に同心的に配置される。

図１０の断面図に示される光共振キャビティは、ミラー１８によって規定される光軸を有し、レーザロッド１２の光軸が共振キャビティの光軸と一致するようにこの光共振キャビティ内にレーザロッド１２が配置される。ミラー１８は平坦な面８０を有し得るが、以下に議論するように、好ましい実施例では湾曲した面８４を用いる。光線８２および８６はそれぞれ、ミラーの面が平坦である場合および湾曲している場合の光共振キャビティ内のレーザ発振を表わす。

レーザヘッド２６には、流体冷却剤２２とその冷却剤の通路となる流入／流出ダクト２４とからなる流体冷却システムが設けられる。図１１に示されるように、フラッシュランプ１４、レーザロッド１２、ポンプキャビティ２０等のレーザヘッド２６内のコンポーネントは、主な流れのパターンが熱を有するすべての表面に対して平行になるように、流れている流体冷却剤２２と接触するように配列される。流体が流れる領域９０および９２はそれぞれ、層状の流れおよび層状ではない流れを表わす。

光ポンピングされた固体レーザ１０の一般的な動作は、いわゆる負温度、またはレーザ媒体１２のエネルギレベル間の反転分布の状態で始まる。固体レーザ媒体１２は通常、光励起されて反転分布を引起こしそれによって誘導光子放出に関係しレーザ発振を引起こす活性イオンを含む母体材料からなる。ＹＡＧはその構造的特性、熱的特性および結晶特性のため、非常に有用な母体材料であり、これは光学的な品質の高いロッドを作り出すために作ることができる。たとえばホルミウムまたはエルビウムを含む希土類元素でドープされたＹＡＧは、赤外部の中央の波長の元素レーザ放射を生成し、２．９４μｍのＥｒ：ＹＡＧの固有放射が好ましい。可視スペクトル領域であると考えられているレーザ媒体１２のエルビウムが関連した電子ポンプ遷移は、フラッシュランプ１４によって供給される強
度の高い光によって、レーザが動作するしきい値を上回るように光励起される。通常キセノンフラッシュランプ等の広帯域放出ガス放電管であるフラッシュランプ１４は、ポンプ回路１６からの高電流の放電に応答して適切なエルビウムポンプ波長の光エネルギを生成する。

Ｅｒ：ＹＡＧのより低いレーザ遷移の継続時間は、Ｅｒ：ＹＡＧのより高いレーザ遷移の継続期間よりもかなり長いため（１ミリ秒に対して２ミリ秒）、より低いレベルは簡単に分布され、ｃｗおよびｑのスイッチング動作に問題が生じる。代替的に、ポンプエネルギは短い光パルスの形で数百μ秒のオーダでレーザロッド１２に供給され、その間にレーザロッド１２はレーザの動作しきい値を十分に上回るまで励起される。これに応答して、レーザ共振キャビティ内で強度の高いレーザ光パルスが生成され、その一部は部分的に透過性の出力ミラー１８を介して外部に結合される。ＹＡＧ結晶の屈折率が温度に依存するため、温度勾配によってはレーザキャビティ内の光路が湾曲し得る。このいわゆる「熱によるレンズ作用」はそれが十分に大きい場合はレーザ発振を維持することに関してレーザキャビティを不安定にさせてしまう。

フラッシュランプ１４を駆動する電流パルスからレーザ光出力パルスへのエネルギ変換は一般に非常に効率が悪く、レーザ材料をかなり加熱してしまう。典型的な変換の効率は、２、３％以下のオーダである。Ｅｒ：ＹＡＧレーザの動作は、ポンプエネルギレベルとレーザ電子エネルギレベルとの差が比較的大きいため特に効率が悪い。ポンプエネルギの残りは急速に熱に変換され、ポンプキャビティ２０を循環する流体冷却剤２２によって取除かれなければならず、この流体冷却剤にはしばしば脱塩水が用いられる。ポンプエネルギが適度に短い時間で蓄えられるため、この間にポンプエネルギはほとんど冷却剤２２を介して放散しないと考えられ、これによりレーザロッド１２内の温度および温度勾配が増加する。ポンプ光からレーザ放射への特定の変換であるレーザ利得は温度および熱によるレンズ作用によって悪影響を受け、利得プロファイルも過渡的な温度勾配によって同様に影響を受ける。繰返しポンピングされる動作では、レーザロッド１２内の光分布、熱の流れから冷却剤２２への温度勾配等の均一でないポンププロセスによってさらに累積的な加熱効果がある。一般に、レーザシステムは、複雑な非線形の態様で動作し、そのため、１つの動作状態に変化が生じると他の動作状態およびレーザ出力に影響を与え得る。

Ｅｒ：ＹＡＧレーザのポンピングの効率およびパルスの繰返し速度を考慮する際に重要なのは、フラッシュランプ１４によって光ポンプエネルギが発生されかつそれがレーザロッド１２に与えられる状態および態様である。図２を参照して、フラッシュランプポンプ回路１６は、パルス形成ネットワーク３４を繰返し放電することによってフラッシュランプ１４に高電流の電気パルスを与える。高電圧源３２はパルス形成ネットワーク３４にエネルギを与え、与えるエネルギの程度によってパルスエネルギが決まり、その程度はコントローラ３０によって調節される。パルス繰返し速度ｆ_rrは、パルストリガ速度によって調節され、これもコントローラ３０によって与えられる。高電流ポンプパルスは、図３に概略的に示されるパルス形成ネットワーク３４によって発生され、このパルス形成ネットワーク３４は本質的に直列にＬＣネットワークを含み、非線形インピーダンスはフラッシュランプ１４によって与えられる。動作時に、記憶キャパシタ４０は高電圧源３２によって、トリガ信号４６が予め定められた速度ｆ_rrでＳＣＲ４４を閉じる予め定められた値まで充電され、キャパシタ４０が誘導子４２およびフラッシュランプ１４を介して放電することができるようにし、それによってフラッシュランプ１４を介して高電流パルスを生成する。

代表的なポンプパルスに関する時間の関数としてのフラッシュランプ１４の出力は、図４の曲線５０に示されている。レーザの動作に影響を与える重要なパルス特性は、ポンプパルスエネルギＥ_p であり、ここではパルス出力曲線５０の下の領域全体で表される。動
作時に、所与のフラッシュランプ１４およびパルス形成ネットワーク３４に関して、特定のポンプパルスエネルギを達成するためには、対応するパルス持続時間τ_p が必要であり、このパルス持続時間はここでは瞬間ポンプ出力が瞬間ピーク出力Ｐ_p の５０％以上である時間として規定される。同様に、パルスの立上がり時間τ_r および立下がり時間τ_f はここではそれぞれ瞬間ポンプ出力がパルスの立上がりエッジおよび立下がりエッジに関して瞬間ピーク出力の１０％〜９０％である時間として規定される。通常外科の応用に用いられるポンプパルスは数百μ秒のパルス持続時間を有し得るが、典型的にはパルスの立上がり時間および立下がり時間はかなり長い。好ましい実施例では、フラッシュランプ１４は、レーザの不安定性を最小限にしながら組織の切断に効果が得られるように所望の大きさ、持続時間、形状および繰返し速度のパルスでエネルギが与えられる。したがって、ポンプパルスエネルギを低減しかつそれを短い持続時間でレーザ媒体１２に伝えると、高いパルス繰返し速度で効果的にレーザ動作を行なうことができることがわかる。したがって、固有のポンプパルス時間τ_p 、τ_r 、τ_f は短いかまたは同等であり、ピーク出力に対するポンプエネルギの比率は小さい。この状態を達成するために、一般に、フラッシュランプ１４の非線形インピーダンスがある場合、記憶キャパシタ４０のキャパシタンスＣと誘導子４２のインダクタンスＬとの間のバランスがある。すなわち、Ｃが非常に高い場合は放電はかなり減少され、Ｌが非常に高い場合は放電が変動する。どちらも場合も、曲線５０の終わりに示されるように、ポンプパルスの持続時間および立下がり時間は長い。好ましい実施例では、ＣおよびＬの値は、組織を所望に改変できるほど十分にフラッシュランプ１４にわたって高電流の放電が行なわれるように調節され、さらにパルスの持続時間が短くかつパルスの立上がり時間および立下がり時間が短いという特徴を有する。したがって、所与のピーク出力に関して、最適化された状態は、実質的に臨界的に減少された放電に対応し、ここでパルスの持続時間とパルスの立上がり時間および立下がり時間とは最小にされる。

上述の状態から得られる好ましいフラッシュランプの出力は図４の曲線５２に示されており、これは光ポンプエネルギへの最も早く最も効率のよい電気の移動を表わしている。この状態により、レーザ動作一般、特に外科の応用に関していくつかの明確な利点が得られる。高出力のパルス化された動作を考慮すると、パルス形成ネットワーク３４とフラッシュランプ１４との間でインピーダンスが一致するため、全体の変換効率が向上する。比較的効率の悪いＥｒ：ＹＡＧに関しては、しきい値を十分に上回るレーザ出力を得るために立上がり時間は短いことが好ましく、その次のポンプパルスまでに持続時間の長いより低いレーザの遷移を減らすことができるようにするために立下がり時間は短いことが好ましい。さらに、好ましいポンプパルスにより所与のパルスエネルギに関してポンプ時間の持続時間が最小にされるか、または図４に示されるように、ピーク出力に対するパルスエネルギの比率が最小にされる。斜線で示した領域５４は、最適化されたポンプパルスを用いることによって、熱的不安定性に寄与するであろうエネルギを節約した、そのエネルギを表わす。

ＤＣ電流源を含むシマー供給源３６は、レーザロッド１２を図５においてＰ_t （５３）によって示したレーザしきい値を下回る実質的にそのしきい値に維持するのに十分な出力レベルで連続的にフラッシュランプ１４を励起するために用いられる。この実施例により、パルス繰返し速度を増加するのに寄与するいくつかの利点が得られる。レーザロッド１２を公称上レーザしきい値に維持することによって、パルス形成ネットワーク３４の応答はかなり向上され、パルスの持続時間および立上がり／立下がり時間が短くなる。さらに、パルス化された電力入力がより効率的にレーザ光出力に結合される動作状態下でレーザロッド１２が冷却剤２２と接触することにより、レーザロッド１２において熱平衡が確立され、したがって過渡的な加熱を低減することができ、パルス形成ネットワーク３４に対する必要性が少なくなる。さらに、フラッシュランプ１４において連続的な放電が維持されることにより、効果的なインピーダンスが低減され、かつパルス形成ネットワーク３４
に与えられるインピーダンスの非線形性が低減され、それによってより短くパルス化された放電が促進される。

図５の曲線５０は、パルス期間内にレーザロッド１２が不活性状態から高出力状態になり、その後レーザロッド１２によってエネルギが放散される緩和期間が長い間続く一般のポンプパルスシーケンスを表わしている。このシーケンスは、繰返し速度ｆ_rrでレーザパルスごとに繰返される。曲線５６は、連続的なポンプ出力をレーザ動作しきい値に対応するレベルＰ_t 近くに維持するシマー供給源３６と組合せて効率のよいパルス形成ネットワーク３４を用いた、変更されたポンプ出力を表わしている。組織の改変に有害な熱の不安定性およびレーザ出力に寄与するであろうエネルギを節約した、そのエネルギを斜線で示した領域５８で表わしている。所与の出力エネルギを達成するのに必要な過渡的なポンプエネルギが低減されるため、過渡的な加熱も同様に低減される。図５に示されているように、パルス形成ネットワーク３４とともにシマー供給源３６を含む好ましいポンプ回路は、時間の経過とともにより均一にレーザロッド１２にポンプ出力を分配するように機能し、それによって過渡的な加熱による熱の不安定性が低減される。フラッシュランプ１４のインピーダンスと同様に、パルスごとのエネルギの需要が減少し、それによって、パルス形成ネットワーク３４のキャパシタ４０および誘導子４２を、フラッシュランプ１４を介する電流の放電の立上がり／立下がり時間をさらに低減するように調整することができるようになる。したがって、シマー供給源３６と、パルス形成ネットワーク３４と、低減された熱の不安定性と、増加されたパルス繰返し速度との間に相助作用の重要な要素がある。

楕円形の反射ポンプキャビティは、好ましくは、フラッシュランプ１４およびレーザロッド１２を囲む。図６に示される光拡散性ポンプキャビティ６０は、通常、光ポンピング構成の単純さおよび電位に強い構成のため、光ポンピング構成に用いられる。ポンプキャビティ６０の粗い表面は、フラッシュランプ１４から放射された光を、図６の光線６４によって示されるようにキャビティ６０の中をおそらく均一に散乱させる。しかしながら、レーザロッド１２は、そのロッドの断面にわたって必ずしも均一に励起されるまたは加熱されるわけではなく、特に、利得プロファイルと熱によるレンズ作用とに影響を及ぼすホットスポットを増大し得る。それに対して、図７の光ポンプキャビティ６２は楕円形の反射シリンダを表しており、このキャビティ６２においてフラッシュランプ１４およびレーザロッド１２は楕円形の焦点の各々に沿って配置される。形状を考慮に入れると、フラッシュランプ１４から半径方向に外側に現れる光線は、光線６６によって示されるように、楕円形の壁によってレーザロッド１２の軸に反射される。そのような半径方向の等方性の励起により、累積的な利得プロファイルが向上し、レーザロッド１２内の温度勾配が減衰され、それによって熱によるレンズ作用が最小になる。楕円形のポンプキャビティ６２の高反射性表面はまた、拡散性表面よりもその放射吸収量が少なく、したがって、他の向上点と相助的に作用して、全体の変換効率を向上し、それによって所与の動作状態を得るのに必要なパルスエネルギを最小にする。熱によるレンズ作用、利得プロファイルおよびポンプエネルギはすべてポンプキャビティ６２によって有利な影響を受け、その結果、パルスの繰返し速度が向上し得る。

図８に拡大断面斜視図で示されているスペクトルフィルタ７０は、フラッシュランプ１４、レーザロッド１２、またはその両方の周りに同心的に配置されるウラニウムでドープされたガラスからなる円筒形の覆いを含み、それによって、フラッシュランプの光の放射６４がレーザロッド１２を放射する前にその放射６４をフィルタする。図８では、スペクトルフィルタ７０はフラッシュランプ１４の周りに同心的に配置されているが、好ましい実施例ではスペクトルフィルタ７０がレーザロッド１２の周りに配置されてもよいことが理解されるべきである。キセノンで充填された水晶管等の典型的なフラッシュランプは、幅広いスペクトル範囲にわたって光を放射し、このことはレーザ媒体１２における複数の
ポンプ遷移を用いるのには有利であるが、レーザ発振に有用でない遷移も励起することにより加熱を促進してしまう。図９には、有用なポンプ遷移７４のバンドを典型的なフラッシュランプのスペクトル放射輝度曲線７２の上に重ねて示しており、このように重ねて示すことによって、レーザロッド１２に与えられる余分なエネルギを強調して見ることができる。このような余分なエネルギにより、熱の不安定性が増加しかつパルスの繰返し速度が制限される。スペクトルフィルタ７０は、図９においてレーザポンプ遷移バンド７４の外側にありスペクトル透過率曲線７６によって表わされるフラッシュランプ１４からの光出力を選択的に吸収するように構成される。レーザロッド１２における吸収された出力に対する有用な出力の比率はスペクトルフィルタ７０によって明らかに増加する。したがって、所与のレーザ出力に関するレーザロッド１２の熱負荷は低減され、その結果、パルスの繰返し速度がより高くなる。フラッシュランプ１４とスペクトルフィルタ７０との間の体積全体にわたって流体冷却剤を送る場合、スペクトルフィルタ７０の円筒形のキャビティによって得られるさらなる構造上の利点を利用することができる。円筒形のチャネルは熱を有する表面の長さに沿って冷却剤を送るように機能し、それによって冷却剤と表面との間の熱交換が向上する。

通常の動作においては、レーザロッド１２は、共振器内で実質的に平行にされる光の放射のためにレーザ発振が維持されるように、ミラー１８によって規定される光共振キャビティ内で整列される。このような環境下では、図１０に示されるミラーの平坦な表面８０は、放射を再びレーザロッド１２に戻すように結合するかまたはレーザ出力としてレーザキャビティの外に結合するために用いられ得る。高いピーク出力という厳しい状況では、レーザロッド１２の熱によるレンズ作用により、レーザロッド１２を横切る光線が発散され、いわゆる不安定な共振キャビティを作り出し得る。そのような状態では、出力モードの質が悪化しかつ出力が減少してしまう。光線８２によって概略的に示されるように、発散した光線はミラーの平坦な表面８０によってレーザキャビティ領域の外に反射され、そのためレーザの利得には寄与できない。好ましい実施例では、ミラーの湾曲した表面８４は、発散した光線を共振器の軸に反射し、それによってレーザ発振を維持することによって安定した動作を回復するために組込まれる。したがって、矯正キャビティミラー８４によってわずかに発散した光線を有用なレーザ出力とすることができる。改良されたレーザキャビティは、レーザロッド１２に多少熱によるレンズ作用があっても高品質のレーザ出力を安定して維持するように機能する。それによってキャビティの安定性の範囲が拡大され、これにより所与のポンプ出力レベルに対してレーザ出力が増加し、または代替的には、平坦なミラー表面８０を用いて可能な繰返し速度よりも高い繰返し速度を得ることができる。この実施例も同様にポンプ回路１６に必要な出力量を低減し、より短いポンプパルスを用いることができるようにする。

単位元を下回る量子の効率、ポンプの遷移とレーザの遷移との間のエネルギの差、およびポンプ光のスペクトル範囲等の条件の結果、ポンプ出力のかなりの部分が熱に変換され、これらの熱はすべて流体冷却剤２２によって放散されなければならない。好ましい実施例のさらに他のエレメントは改良された流体冷却システムであり、これにより冷却剤２２は図１１に概略的に示されるレーザロッド１２、フラッシュランプ１４および光ポンプキャビティ２０の表面に実質的に平行に送られ、熱を発散する表面のすべてに対して平行な実質的に層状の流れが維持される。レーザヘッド２６を介する冷却剤２２の層状の流れは、角変位が比較的小さいこと、内面に対して実質的に平行に流れを向けること、および内面に沿った流速を制限することを特徴とするレーザヘッド２６を介する冷却剤２２の流路で得られる。流路は、流体がスペクトルフィルタ７０およびフラッシュランプ１４（またはレーザロッド１２）の熱を有する表面間の円筒形の体積にわたって流れるように、スペクトルフィルタ７０をフラッシュランプ１４およびレーザロッド１２の周りに同心的に配置して作り出され得る。厳密にいうと、層状の流れの特性により、ダクト２４を介して効率よく均一に冷却剤を交換できるが、熱を放散する表面、すなわちレーザロッド１２、フ
ラッシュランプ１４、スペクトルフィルタ７０およびポンプキャビティ２０と、流体冷却剤２２との間の表面と流体との界面における熱伝導性の熱交換しか行なうことができない。したがって、好ましい実施例では、熱を放散する表面に平行な実質的に層状の流れが維持され、表面と流体との界面のすぐ周りにおいてのみ層状でない流れまたは乱流がわずかに残り、したがって熱伝達の程度はより高くなる。そのような状態は、表面と流体との界面で乱流が生じる程度を上回る程度まで流速を増加することによって起こる。好ましい流れの状態は図１１に示されており、ここで領域９０において実質的に層状の流れが維持され、領域９２において層状でない流れがわずかに存在する。高温の表面近くの層状でない流れは、レーザヘッド２６を介する冷却剤の流れをあまり損なわずに境界面での対流による熱交換を増加させる。より効率的な流体冷却システムは、レーザロッド１２における長期間にわたるまたは累積的な加熱効果を低減するように機能し、それによってより高いパルスの繰返し速度を得ることができる。さらに、効率のよい流体冷却システムは連続的な出力源を用いてポンプパルスのシーケンスを補償するため、相助的な改善が得られる。

ここに開示される実施例を好ましく用いる外科手術の方法は、改変させるべき組織に光パルスを向けるステップを含み、光パルスは１．７μｍ〜４．０μｍの波長を有し、パルスエネルギは１ジュール未満であり、パルス繰返し速度は１０パルス／秒（ＰＰＳ）を上回る。パルス化されたエネルギのパルス持続時間は好ましくは５００μｓ未満である。組織に与える損傷を少なくした効果的な組織の改変は、好ましくは２．０Ｊ／ｍｍ² ／パルス未満の放射照射量で達成され、いくつかの実施例では、そのような放射照射量は約１．５Ｊ／ｍｍ² ／パルス未満である。表１は、低いパルスエネルギおよび高いパルス繰返し速度を用いた多数の好ましいレーザによる外科の応用例を示しており、パルスエネルギ、繰返し速度およびスポットサイズの好ましい値または範囲を示している。

角膜スカルプティングの応用（光が自由空間で送られることにより透過される）以外の場合は、好ましくは、光エネルギを組織に向けるために光ファイバにおいて見られるような導波路が用いられる。赤外部の中央のスペクトル領域であって、強度の高い光を透過するという条件下では、多くの光ファイバにおいて光が吸収されるまたは損失される。吸収された放射により、ファイバがかなり悪化し、レーザ出力がさらに必要となる。所与の平均出力レベルに関して、より低いエネルギおよびより高い繰返し速度の光パルスにおいて光ファイバの透過の減衰がより少なくなるため、ここに開示する好ましい実施例はこの問題を回避するのに役立つものである。

以上、本発明を特にその好ましい実施例に関して説明したが、本発明には前掲の特許請求の範囲の精神および範囲からはずれることなく種々の変形例が可能であること、および本発明のある特徴を他の特徴を用いずに利点となるように用いられることもできることが当業者により理解されるであろう。

ここで議論するタイプの光ポンピングされた固体レーザの概略断面図である。 ポンプ光源駆動回路の機能ブロック図である。 本発明の好ましい実施例に用いるのに適切なパルス形成ネットワークの基本的な構成を示す概略図である。 光ポンプ出力を時間の関数として表わしたグラフを示す図である。 シマー供給源による寄与を含む光ポンプ出力を時間の関数として表わしたグラフを示す図である。 図１の線６−６に沿って見た、拡散ポンプキャビティの概略断面図である。 図１の線６−６に沿って見た、楕円形ポンプキャビティの概略断面図である。 図６および図７の領域７における光ポンプスペクトルフィルタの断面斜視図である。 フラッシュランプのスペクトル放射輝度とフィルタの透過率とを表わすグラフを示す図である。 矯正端部ミラーによって安定化されるレーザ光キャビティの断面図である。 実質的に層状の流れに維持される流体冷却システムの概略断面図である。

符号の説明

１２ レーザロッド
１４ フラッシュランプ
１６ ポンプ回路
１８ ミラー
２０ 光ポンプキャビティ

Claims (10)

1. ポンプ光源と、
   前記ポンプ光源からのポンプ光によるポンピングのために配置されるレーザ材料を含む共振キャビティとを含み、前記レーザ材料は、前記ポンプ光によるポンピングに応答して１．７μｍ〜４μｍの波長の光を放射し、
   １０パルス／秒を上回るポンプパルス繰返し速度でパルス化された光ポンプエネルギを生成するように前記ポンプ光源にエネルギを与えるための回路をさらに含み、前記回路は、コントローラ、パルス形成ネットワークおよび高電圧源を有し、前記高電圧源は、エネルギーを供給するためにパルス形成ネットワークに接続され、前記コントローラは、パルストリガ信号を供給するためにパルス形成ネットワークに接続され、前記パルス形成ネットワークは、パルストリガ信号に応答してポンプ光源にエネルギーを与え、これにより前記ポンプパルス繰返し速度に整合するレーザパルス繰返し速度でレーザパルスを生成し、前記共振キャビティは、前記レーザパルス繰返し速度でレーザパルスを生成し、前記回路は、前記レーザパルス繰返し速度および前記レーザパルス持続時間で、前記共振キャビティにおいて熱による顕著なレンズ作用によって引起こされる前記レーザパルスの不安定性を防ぐ立上がり時間および立下がり時間をポンプパルスに与える、パルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
2. ポンプパルス繰返し速度は、２０パルス／秒以上である、請求項１に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
3. 前記レーザパルスのエネルギは１Ｊ未満である、請求項１に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
4. 前記レーザパルスの持続時間は、５００μｓ未満である、請求項１に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
5. 前記ポンプ光源および前記レーザ材料は、前記ポンプ光源および前記レーザ材料の各々の軸が楕円の異なる焦点と実質的に同一線上になるように、楕円形の断面を有する円筒形反射キャビティ内に配置される、請求項４に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
6. 前記回路は、前記レーザ材料を前記レーザ材料の実質的にレーザしきい値であってレーザしきい値未満に維持するのに十分なレベルで前記レーザ材料にポンプエネルギを供給するために、パルス間周期に前記ポンプ光源にエネルギを与える、請求項１に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
7. 光フィルタは、前記ポンプ光源によって円筒方向に放射される光を実質的にすべて遮断するように前記ポンプ光源の周りに配置され、前記レーザ材料のポンプ波長に対応する光波長で最大相対スペクトル透過率を有する、請求項６に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
8. 前記共振キャビティは、前記レーザ材料における熱によるレンズ作用の効果を少なくとも部分的に補償するように構成される反射材を含む、請求項１に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
9. 前記レーザ材料を冷却するための流体冷却剤が流れ、前記流体冷却剤は、前記レーザ材料の前記表面と流体との間の境界を除いて前記レーザ材料の表面に平行な方向の実質的に層状の流れを維持するように構成される流路を有する、請求項１に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。
10. 前記回路は、前記レーザパルス繰返し速度および前記レーザパルス持続時間で、前記共振キャビティにおいて熱による顕著なレンズ作用によって引起こされる前記レーザパルスの不安定性を防ぐのに十分短い立上がり時間および立下がり時間をポンプパルスに与える、請求項１に記載のパルス化され光ポンピングされた自走の医療用レーザ。

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