JP2683565B2 - レーザ光の透過体およびその製造方法 - Google Patents
レーザ光の透過体およびその製造方法Info
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- A61B2018/2255—Optical elements at the distal end of probe tips
- A61B2018/2261—Optical elements at the distal end of probe tips with scattering, diffusion or dispersion of light
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、レーザの透過体、たとえば人体などの動物
組織に対してレーザ光を照射してその組織の切開、蒸散
または温熱治療等を行う際のレーザ光出射体などのレー
ザ光の透過体とその製造方法に関する。
組織に対してレーザ光を照射してその組織の切開、蒸散
または温熱治療等を行う際のレーザ光出射体などのレー
ザ光の透過体とその製造方法に関する。
レーザ光の照射によって、動物の切開等を行うこと
は、止血性に優れるため、近年、汎用されている。
は、止血性に優れるため、近年、汎用されている。
この場合、古くは光ファイバーの先端からレーザ光を
出射することが行われていたが、部材の損傷が激しいな
どの理由によって、最近では、レーザ光を光ファイバー
に伝達した後、その先端前方に配置した動物組織に対し
て接触するまたは接触させない出射プローブにレーザ光
を入光させ、プローブを動物組織（以下単に組織ともい
う）に接触させながら、プローブの表面からレーザ光を
出射させ、これを動物組織にレーザ光を照射することが
行われている。
出射することが行われていたが、部材の損傷が激しいな
どの理由によって、最近では、レーザ光を光ファイバー
に伝達した後、その先端前方に配置した動物組織に対し
て接触するまたは接触させない出射プローブにレーザ光
を入光させ、プローブを動物組織（以下単に組織ともい
う）に接触させながら、プローブの表面からレーザ光を
出射させ、これを動物組織にレーザ光を照射することが
行われている。
本発明者は、種々のコンタクト（接触式）プローブを
開発し、広範囲で汎用されている。その１つの例を、第
８図に示す。このプローブは、サファイヤまたは石英な
どからなり、通常、その表面は平滑である。
開発し、広範囲で汎用されている。その１つの例を、第
８図に示す。このプローブは、サファイヤまたは石英な
どからなり、通常、その表面は平滑である。
しかし、第８図のような、細長い円錐状（先端は、ほ
ぼ球に近い）の外面平滑なプローブ50に光ファイバー51
を介してレーザ光Ｌを入射した場合、レーザ光Ｌはプロ
ーブ50を通りながら、かつ表面で反射屈折しながら先端
に至り、その先端部から集中的に出射する。
ぼ球に近い）の外面平滑なプローブ50に光ファイバー51
を介してレーザ光Ｌを入射した場合、レーザ光Ｌはプロ
ーブ50を通りながら、かつ表面で反射屈折しながら先端
に至り、その先端部から集中的に出射する。
その結果、レーザ光Ｌのパワー密度の等高線は符号Ｈ
で示すようになり、パワー密度分布は符号Pdに示すよう
になる。第８図からも、レーザ光Ｌはプローブ50の先端
から集中的に出射し、したがって組織に対する照射有効
域はきわめて狭いことが判る。
で示すようになり、パワー密度分布は符号Pdに示すよう
になる。第８図からも、レーザ光Ｌはプローブ50の先端
から集中的に出射し、したがって組織に対する照射有効
域はきわめて狭いことが判る。
したがって、本発明者は、第10図のように、プローブ
50Aの外表面に小さな凹凸50aを多数形成することによ
り、その凹凸面においてレーザ光を屈折させ多方向に出
射させることで、照射有効域を広げることができること
を見出した。5Aは光透過性材料からなる表面層である かくして、かかる手段を取ることによって照射有効域
を広げることができるとしても、未だその効果は十分で
ないとともに、組織の非出血性部位、たとえば皮膚や脂
肪部位の切開にあたり、組織のダメージが大きく、かつ
切開に必要とするレーザ光出力として高いものが必要と
なり、したがってレーザ光発生装置として高出力で高価
なものが必要となり、低速でプローブを移動させなけれ
ばならず、手術操作に迅速性を欠くものであった。
50Aの外表面に小さな凹凸50aを多数形成することによ
り、その凹凸面においてレーザ光を屈折させ多方向に出
射させることで、照射有効域を広げることができること
を見出した。5Aは光透過性材料からなる表面層である かくして、かかる手段を取ることによって照射有効域
を広げることができるとしても、未だその効果は十分で
ないとともに、組織の非出血性部位、たとえば皮膚や脂
肪部位の切開にあたり、組織のダメージが大きく、かつ
切開に必要とするレーザ光出力として高いものが必要と
なり、したがってレーザ光発生装置として高出力で高価
なものが必要となり、低速でプローブを移動させなけれ
ばならず、手術操作に迅速性を欠くものであった。
他方、プローブの材質と形状とが、主に形状が定まっ
てしまうと、臨床の対象部位が定まってしまい、かつ必
要とするレーザ光の出力を定まってしまい、臨床目的に
応じて臨機応変に対応することが難しいものであった。
てしまうと、臨床の対象部位が定まってしまい、かつ必
要とするレーザ光の出力を定まってしまい、臨床目的に
応じて臨機応変に対応することが難しいものであった。
そこで、本発明の主たる目的は、レーザ光の照射有効
域が広くなるとともに、蒸散による切開効果が高く、非
出血性組織部位に対しては、必要とするレーザ光の出力
が低くなり、プローブの高速動作で切開が可能となり、
さらにプローブ形状は同一であっても、レーザ光の吸収
性粉、光散乱粉の含有率を変えたものを種々用意してお
けば、臨床目的および治療対象部位に応じて適切な手術
を行うことができるレーザ光の透過体とその製造方法を
提供することにある。
域が広くなるとともに、蒸散による切開効果が高く、非
出血性組織部位に対しては、必要とするレーザ光の出力
が低くなり、プローブの高速動作で切開が可能となり、
さらにプローブ形状は同一であっても、レーザ光の吸収
性粉、光散乱粉の含有率を変えたものを種々用意してお
けば、臨床目的および治療対象部位に応じて適切な手術
を行うことができるレーザ光の透過体とその製造方法を
提供することにある。
上記課題を解決した本発明に係わるレーザ光の透過体
は、レーザ光の透過部材表面に、レーザ光の吸収性粉
と、前期透過部材より屈折率が高い光散乱粉とを含有す
る表面層が設けられていることを特徴とするものであ
る。
は、レーザ光の透過部材表面に、レーザ光の吸収性粉
と、前期透過部材より屈折率が高い光散乱粉とを含有す
る表面層が設けられていることを特徴とするものであ
る。
また、表面層が強固に形成されるためには、表面層中
にバインダーを含有するのが好ましい。照射有効域をよ
り広くするためには、透過部材の表面に凸凹が形成され
ていることがより望ましい。
にバインダーを含有するのが好ましい。照射有効域をよ
り広くするためには、透過部材の表面に凸凹が形成され
ていることがより望ましい。
他方、本発明のレーザ光の透過体の製造方法は、レー
ザ光の吸収性粉と透過部材より屈折率が高い光散乱粉と
を有する液を、透過部材と接触させ、レーザ光の透過部
材表面に表面層を形成することを特徴とするものであ
る。
ザ光の吸収性粉と透過部材より屈折率が高い光散乱粉と
を有する液を、透過部材と接触させ、レーザ光の透過部
材表面に表面層を形成することを特徴とするものであ
る。
さらに、本発明によれば、レーザ光の吸収性粉と透過
部材より屈折率が高い光散乱粉と透過部材より融点が同
じか低いレーザ光の透過性粉とを少なくとも有する液
を、透過部材と接触させ、前記レーザ光の透過性粉の融
点より高く、かつ前記透過部材の形状が保てないほど高
くない温度で焼成することを特徴とするレーザ光の透過
体の製造方法も提供される。
部材より屈折率が高い光散乱粉と透過部材より融点が同
じか低いレーザ光の透過性粉とを少なくとも有する液
を、透過部材と接触させ、前記レーザ光の透過性粉の融
点より高く、かつ前記透過部材の形状が保てないほど高
くない温度で焼成することを特徴とするレーザ光の透過
体の製造方法も提供される。
本発明に従って、第１図のように、レーザ光の透過部
材１の表面に、前記透過部材１より屈折率が高いサファ
イヤ等の光散乱粉２を含有する表面層５が存在すると、
透過部材１の表面から出射したレーザ光Ｌが表面層５を
通過する過程で、光散乱粉２に当たったとき、その表面
で反射して角度を変えたり、一部は光散乱粉２内を屈折
しながら内部に入り、かつ出光するときにおいても屈折
するので、表面層５全体から種々の角度でレーザ光が出
射し、もって広い照射域が得られる。
材１の表面に、前記透過部材１より屈折率が高いサファ
イヤ等の光散乱粉２を含有する表面層５が存在すると、
透過部材１の表面から出射したレーザ光Ｌが表面層５を
通過する過程で、光散乱粉２に当たったとき、その表面
で反射して角度を変えたり、一部は光散乱粉２内を屈折
しながら内部に入り、かつ出光するときにおいても屈折
するので、表面層５全体から種々の角度でレーザ光が出
射し、もって広い照射域が得られる。
さらに、表面層５にはカーボン等のレーザ光の吸収性
粉３が含有される。その結果、レーザ光Ｌが、吸収性粉
３に当たると、当たった大部分のレーザ光のエネルギー
が光吸収性粉３によって熱エネルギーに変換され、表面
層５から熱が組織に与えられる。
粉３が含有される。その結果、レーザ光Ｌが、吸収性粉
３に当たると、当たった大部分のレーザ光のエネルギー
が光吸収性粉３によって熱エネルギーに変換され、表面
層５から熱が組織に与えられる。
これによって、組織の蒸散割合が多くなり、透過部材
１の入射エネルギーが小さくとも、切開が容易に行われ
る。したがって、透過部材を高速に動かしても切開が可
能となり、手術を迅速に行うことができる。さらに、透
過部材１へ与える入射パワーを小さくできることは、安
価かつ小型のレーザ光発生装置によって手術を行うこと
を可能ならしめる。
１の入射エネルギーが小さくとも、切開が容易に行われ
る。したがって、透過部材を高速に動かしても切開が可
能となり、手術を迅速に行うことができる。さらに、透
過部材１へ与える入射パワーを小さくできることは、安
価かつ小型のレーザ光発生装置によって手術を行うこと
を可能ならしめる。
一方、表面層を形成するに当たり、前述の吸収性粉と
光散乱粉とを液に分散させ、透過部材の表面にたとえば
塗布したとしても、液が蒸発した後は、両粉が透過部材
の表面に物理的に吸着力で単に付着しているのみである
ため、表面層を有するプローブが組織と接触したり、他
の物体に当たったときは、表面層の破損が容易に生じて
しまう。
光散乱粉とを液に分散させ、透過部材の表面にたとえば
塗布したとしても、液が蒸発した後は、両粉が透過部材
の表面に物理的に吸着力で単に付着しているのみである
ため、表面層を有するプローブが組織と接触したり、他
の物体に当たったときは、表面層の破損が容易に生じて
しまう。
そこで、吸収性粉と光散乱粉とを透過部材の表面に対
して結合させるバインダーを設けると、表面層の付着性
が高まる。
して結合させるバインダーを設けると、表面層の付着性
が高まる。
この場合、バインダーとしては石英粉等の光の透過材
料４を用いるのが好ましく、表面層５からのレーザ光の
出射を約束する。また、光の透過材料４を形成する透過
性粉として、前記透過部材と融点が同じか低いものを用
いて、前記吸収性粉および光散乱粉とともに適当な液た
とえば水に分散させ、この分散液を塗布等により、透過
性粉の融点より高く、透過部材の形状が保てないほど高
くない温度で、焼成すると、透過性粉が溶融して、吸収
性粉および光散乱粉を取り込んで機械的強度が高い表面
層を形成する。その結果、強度が高くかつ損傷が少ない
表面層を形成できる。
料４を用いるのが好ましく、表面層５からのレーザ光の
出射を約束する。また、光の透過材料４を形成する透過
性粉として、前記透過部材と融点が同じか低いものを用
いて、前記吸収性粉および光散乱粉とともに適当な液た
とえば水に分散させ、この分散液を塗布等により、透過
性粉の融点より高く、透過部材の形状が保てないほど高
くない温度で、焼成すると、透過性粉が溶融して、吸収
性粉および光散乱粉を取り込んで機械的強度が高い表面
層を形成する。その結果、強度が高くかつ損傷が少ない
表面層を形成できる。
以下本発明をさらに詳説する。
第１図は、たとえば第２図に形状例を示すプローブ10
の表面層５形成部分の拡大図であり、透過部材１の表面
層５は、レーザ光の光散乱粉２およびレーザ光の吸収性
粉３を含み、前述のようにレーザ光の透過性粉が溶融し
て、これがバインダーとなって透過材料４となり層をな
したものである。
の表面層５形成部分の拡大図であり、透過部材１の表面
層５は、レーザ光の光散乱粉２およびレーザ光の吸収性
粉３を含み、前述のようにレーザ光の透過性粉が溶融し
て、これがバインダーとなって透過材料４となり層をな
したものである。
この場合、透過部材１の表面には、第３図のように、
凹凸1aを形成すると、よりレーザ光の散乱効果が高ま
る。
凹凸1aを形成すると、よりレーザ光の散乱効果が高ま
る。
前記プローブ10の取付構造例は、たとえば第７図の通
りである。このプローブ10としては、たとえば先窄まり
の円錐状穿刺部30と取付部31とそれらの間のフランジ部
32とから形成される。このプローブ10は、その取付部31
が筒状の雌コネクター33内に嵌入され、その合わせ部33
aをカシメたり、セラミック系の耐熱接着剤を合わせ面
に塗布したり、あるいは両手段を併用することにより一
体化されている。雌コネクター33の内面にはメネジ34が
形成され、雄コネクター35のオネジ36と着脱自在に螺合
されている。雌コネクター33のプローブ10の受光端37の
手前には、内外に連通する冷却水Ｗの透孔38がたとえば
周方向に180度の角度をもって２個所（図示例では１つ
のみが示されている）形成されている。
りである。このプローブ10としては、たとえば先窄まり
の円錐状穿刺部30と取付部31とそれらの間のフランジ部
32とから形成される。このプローブ10は、その取付部31
が筒状の雌コネクター33内に嵌入され、その合わせ部33
aをカシメたり、セラミック系の耐熱接着剤を合わせ面
に塗布したり、あるいは両手段を併用することにより一
体化されている。雌コネクター33の内面にはメネジ34が
形成され、雄コネクター35のオネジ36と着脱自在に螺合
されている。雌コネクター33のプローブ10の受光端37の
手前には、内外に連通する冷却水Ｗの透孔38がたとえば
周方向に180度の角度をもって２個所（図示例では１つ
のみが示されている）形成されている。
一方、雄コネクター35は、たとえばテフロン（商品
名）製の可撓製チューブ39先端に圧入されている。この
圧入に際しては、雄コネクター35の基部に段付部40が形
成されることによって容易には抜けないようになってい
る。
名）製の可撓製チューブ39先端に圧入されている。この
圧入に際しては、雄コネクター35の基部に段付部40が形
成されることによって容易には抜けないようになってい
る。
またレーザ光の導光ファイバー11は、チューブ39およ
び雄コネクター35内に設けられるとともに、チューブ39
との間には冷却供給用間隔41が形成されている。さらに
光ファイバー７の先端部は段付部40内においては密に内
装されているが、段付部40にたとえば180度周方向位置
に２つのスリット部40aが形成され、このスリット部40a
を冷却水Ｗが通るようになっている。また、雄コネクタ
ー35の先端内面と光ファイバー７外面との間には、冷却
水Ｗ連通用間隔41が形成されている。
び雄コネクター35内に設けられるとともに、チューブ39
との間には冷却供給用間隔41が形成されている。さらに
光ファイバー７の先端部は段付部40内においては密に内
装されているが、段付部40にたとえば180度周方向位置
に２つのスリット部40aが形成され、このスリット部40a
を冷却水Ｗが通るようになっている。また、雄コネクタ
ー35の先端内面と光ファイバー７外面との間には、冷却
水Ｗ連通用間隔41が形成されている。
かかるレーザ光の出射先端装置は、雌コネクター33が
雌コネクター35に螺合連結された状態で、内視鏡内や、
適当なホルダーに取付けられる。この状態で、光ファイ
バー11を介して導かれたパルスレーザ光が受光端37から
プローブ10内に入射され、穿刺部30の全外面から出射さ
れる。このとき、冷却水Ｗは、間隔42、スリット部40
a、間隔41を通りながら、プロープ10を冷却するととも
に、透孔38から組織表面上に流出し、組織Ｍの冷却に用
いられる。
雌コネクター35に螺合連結された状態で、内視鏡内や、
適当なホルダーに取付けられる。この状態で、光ファイ
バー11を介して導かれたパルスレーザ光が受光端37から
プローブ10内に入射され、穿刺部30の全外面から出射さ
れる。このとき、冷却水Ｗは、間隔42、スリット部40
a、間隔41を通りながら、プロープ10を冷却するととも
に、透孔38から組織表面上に流出し、組織Ｍの冷却に用
いられる。
本発明における透過部材としては、人工または天然を
問わず、ダイヤモンド、サファイヤ、石英などのセラミ
ックスを用いるのが耐熱性の点で好ましい。
問わず、ダイヤモンド、サファイヤ、石英などのセラミ
ックスを用いるのが耐熱性の点で好ましい。
この透過部材よりレーザ光の屈折率が高い光散乱粉と
しては、人工または天然を問わず、ダイヤモンド、サフ
ァイヤ、石英（高融点のものが好ましい）、単結晶酸化
ジルコニウム（Zr2O3）、高融点ガラス、透光性耐熱プ
ラスチック、レーザ光反射性金属、あるいはレーザ光反
射性であると否とを問わない金属粉表面にレーザ反射性
の金やアルミニウムなどをメッキなどの表面処理した粉
を用いることができる。
しては、人工または天然を問わず、ダイヤモンド、サフ
ァイヤ、石英（高融点のものが好ましい）、単結晶酸化
ジルコニウム（Zr2O3）、高融点ガラス、透光性耐熱プ
ラスチック、レーザ光反射性金属、あるいはレーザ光反
射性であると否とを問わない金属粉表面にレーザ反射性
の金やアルミニウムなどをメッキなどの表面処理した粉
を用いることができる。
また、レーザ光の透過材料としては、製造面から言え
ば、好ましくは透過性粉が用いられ、この透過性粉とし
ては、これが溶融したとき皮膜形成能力があるものが選
定され、好ましくは耐熱性のあるものが選定される。こ
の材質例として、人工および天然を問わず、サファイ
ヤ、石英、ガラス、透過性耐熱プラスチック等の粉を挙
げることができ、透過材料との関係を考慮しながら選定
される。
ば、好ましくは透過性粉が用いられ、この透過性粉とし
ては、これが溶融したとき皮膜形成能力があるものが選
定され、好ましくは耐熱性のあるものが選定される。こ
の材質例として、人工および天然を問わず、サファイ
ヤ、石英、ガラス、透過性耐熱プラスチック等の粉を挙
げることができ、透過材料との関係を考慮しながら選定
される。
さらに、光吸収性粉としては、カーボン、グラファイ
ト、酸化鉄、酸化マンガン等のレーザ光を吸収でき、熱
エネルギーを発する粉であれば、その材質は問われな
い。
ト、酸化鉄、酸化マンガン等のレーザ光を吸収でき、熱
エネルギーを発する粉であれば、その材質は問われな
い。
これらの各粉の表面層中の含有率（wt％）、平均粒径
は次記の範囲であるのが望ましい（カッコ内の数値はよ
り好ましい範囲を示す）。
は次記の範囲であるのが望ましい（カッコ内の数値はよ
り好ましい範囲を示す）。
含有率（wt％） 平均粒度（μｍ） 光散乱粉（Ａ） 90〜1 0.2〜300 （70〜20） （１〜50） 透過性粉（Ｂ） 10〜90 0.2〜500 （20〜50） 吸収性粉（Ｃ） 90〜1 0.2〜500 （70〜10） （１〜100） 表面層の厚みは、10μｍ〜5mm、特に30μｍ〜1mmが好
ましい。１回で所望の厚みを形成できない場合、表面層
の形成を複数回繰り返せばよい。
ましい。１回で所望の厚みを形成できない場合、表面層
の形成を複数回繰り返せばよい。
また、表面層の形成に当っては、各粉相互を分散さ
せ、透過性粉の溶融温度以上に加熱した後に、透過部材
を浸漬する、透過部材に対して容射を行うなどのほか適
宜の表面形成法を採用できるが、各粉を液に分散させれ
ば、透過部材に対する塗布方法を採用できるとともに、
この塗布方法によれば、分散液中に透過部材の所望の表
面層形成部分のみを浸漬した後、引き上げればよく、操
作的に簡易であるから、実用的でありかつ合理的とな
る。
せ、透過性粉の溶融温度以上に加熱した後に、透過部材
を浸漬する、透過部材に対して容射を行うなどのほか適
宜の表面形成法を採用できるが、各粉を液に分散させれ
ば、透過部材に対する塗布方法を採用できるとともに、
この塗布方法によれば、分散液中に透過部材の所望の表
面層形成部分のみを浸漬した後、引き上げればよく、操
作的に簡易であるから、実用的でありかつ合理的とな
る。
被分散液としては、適宜の液、たとえば水やアルコー
ルなど、あるいはそれらの混合液等を用いることがで
き、さらに粘性を高めたりする目的で、砂糖やデンプン
等を添加してもよい。
ルなど、あるいはそれらの混合液等を用いることがで
き、さらに粘性を高めたりする目的で、砂糖やデンプン
等を添加してもよい。
上記のように、本発明に従って、透過部材の表面に表
面層５を形成すると、第２図のように、表面層５の形成
部分からレーザ光が全体的に広がりながら出射するの
で、組織の広い範囲にわたってレーザ光を照射できる。
面層５を形成すると、第２図のように、表面層５の形成
部分からレーザ光が全体的に広がりながら出射するの
で、組織の広い範囲にわたってレーザ光を照射できる。
一方、本発明者は、第５図に示すプローブを用い、そ
の際、前述の光散乱粉（Ａ）、透過性粉（Ｂ）に対する
吸収性粉（Ｃ）の含有率を種々変えながら、豚のレバー
に対して切開を開始できるレーザ光パワーの変化、およ
び炭化層Ｘの下の凝固層Ｙの深さｄを調べたところ、第
６図の結果を得た。なお、A:B＝2:1とした。
の際、前述の光散乱粉（Ａ）、透過性粉（Ｂ）に対する
吸収性粉（Ｃ）の含有率を種々変えながら、豚のレバー
に対して切開を開始できるレーザ光パワーの変化、およ
び炭化層Ｘの下の凝固層Ｙの深さｄを調べたところ、第
６図の結果を得た。なお、A:B＝2:1とした。
この結果によると、Ｃ％が高いと、レーザ光パワーが
低出力であって切開を行うことができ、したがって高速
でプローブを動かしても切開できるとともに、止血能力
の指標となる凝固層深さｄが低下することから止血性は
低下することが判る。その結果、ダメージをある程度与
えても支障のない組織たとえば皮膚や脂肪などの切開に
対しては、Ｃ％を高くしたプローブを用いると有効であ
ることが判る。
低出力であって切開を行うことができ、したがって高速
でプローブを動かしても切開できるとともに、止血能力
の指標となる凝固層深さｄが低下することから止血性は
低下することが判る。その結果、ダメージをある程度与
えても支障のない組織たとえば皮膚や脂肪などの切開に
対しては、Ｃ％を高くしたプローブを用いると有効であ
ることが判る。
一方、Ｃ％が低いプローブは、止血性を重視すべき組
織、たとえば肝臓や心臓などの切開に対して有効であ
り、その際には、レーザ光発生装置の出力を高め低速で
プローブを動かさなければならないことが判る。
織、たとえば肝臓や心臓などの切開に対して有効であ
り、その際には、レーザ光発生装置の出力を高め低速で
プローブを動かさなければならないことが判る。
さらに、本発明者は、上記の実験などに基づいて、次
記（１）式および（２）式の関係が存在することを知見
した。
記（１）式および（２）式の関係が存在することを知見
した。
（１）式の意味するところは、Ｃ％が高くなると、発
熱量が増し、切開が主に蒸散によって行われ、入射エネ
ルギーの多くが発熱に消費されるため、組織深くまでレ
ーザ光が入射されず、凝固層深さが浅くなることであ
る。
熱量が増し、切開が主に蒸散によって行われ、入射エネ
ルギーの多くが発熱に消費されるため、組織深くまでレ
ーザ光が入射されず、凝固層深さが浅くなることであ
る。
（２）式は、入射エネルギーの多くが組織内深くまで
透過し、レーザ光を吸収した組織は発熱し、そこで凝固
を生じることを意味している。
透過し、レーザ光を吸収した組織は発熱し、そこで凝固
を生じることを意味している。
したがって、主にＣ％を種々変えたものを予め用意し
ておけば、臨床目的に応じてプローブを選定すること
で、適切な治療を行うことができる。
ておけば、臨床目的に応じてプローブを選定すること
で、適切な治療を行うことができる。
本発明におけるプローブとしては、第２図に示すもの
に限定されず、第９図のように、円柱状で先端が半球の
プローブ10Aの表面に表面層５を形成したものや、他の
適宜の形状であってもよい。さらに図示しないが、円筒
状の内面に表面層を形成したものであってもよい。ま
た、第４図のように、透過部材を光ファイバー11とし、
その表面に表面層５を形成してもよい。
に限定されず、第９図のように、円柱状で先端が半球の
プローブ10Aの表面に表面層５を形成したものや、他の
適宜の形状であってもよい。さらに図示しないが、円筒
状の内面に表面層を形成したものであってもよい。ま
た、第４図のように、透過部材を光ファイバー11とし、
その表面に表面層５を形成してもよい。
他方、本発明のレーザ光の透過体としては、レーザメ
スに用いるほか、温熱治療に用いるプローブなどでもよ
く、光熱エネルギー変換用の光パワーメータなどにも適
用できる。
スに用いるほか、温熱治療に用いるプローブなどでもよ
く、光熱エネルギー変換用の光パワーメータなどにも適
用できる。
以上の通り、本発明によれば、レーザ光の照射域が広
くなり、かつ治療対象部位に対して適切な施術を行うこ
とができるなどの効果がもたらされる。
くなり、かつ治療対象部位に対して適切な施術を行うこ
とができるなどの効果がもたらされる。
第１図は本発明に係る表面層の拡大断面図、第２図は本
発明に係るレーザ光の透過体としてのレーザメス用プロ
ーブの形状例とレーザ光のパワー密度分布を示す説明
図、第３図は他の表面層形態例の拡大断面図、第４図は
光ファイバーに表面層を形成した例の断面図、第５図は
実験例における状態説明図、第６図は実験結果を示すグ
ラフ、第７図はプローブの取付構造例の縦断面図、第８
図は従来のプローブによる場合のパワー密度分布を示す
説明図、第９図は他の形状のプローブの正面図、第10図
は比較的に示す表面層の拡大断面図である。 １……透過部材、1a……凹凸 ２……光散乱粉、３……吸収性粉 ４……透過材料、５……表面層 10,10A……プローブ
発明に係るレーザ光の透過体としてのレーザメス用プロ
ーブの形状例とレーザ光のパワー密度分布を示す説明
図、第３図は他の表面層形態例の拡大断面図、第４図は
光ファイバーに表面層を形成した例の断面図、第５図は
実験例における状態説明図、第６図は実験結果を示すグ
ラフ、第７図はプローブの取付構造例の縦断面図、第８
図は従来のプローブによる場合のパワー密度分布を示す
説明図、第９図は他の形状のプローブの正面図、第10図
は比較的に示す表面層の拡大断面図である。 １……透過部材、1a……凹凸 ２……光散乱粉、３……吸収性粉 ４……透過材料、５……表面層 10,10A……プローブ
Claims (5)
- 【請求項１】レーザ光の透過部材表面に、レーザ光の吸
収性粉と、前記透過部材より屈折率が高い光散乱粉とを
含有する表面層が設けられていることを特徴とするレー
ザ光の透過体。 - 【請求項２】レーザ光の透過部材表面に、レーザ光の吸
収性粉と、前記透過部材より屈折率が高い光散乱粉とを
有し、レーザ光の透過材料がバインダーとなった表面層
が形成されていることを特徴とするレーザ光の透過体。 - 【請求項３】レーザ光の透過部材表面に凸凹が形成さ
れ、その表面に前記表面層が設けられている請求項１ま
たは２記載のレーザ光透過体。 - 【請求項４】レーザ光の吸収性粉と透過部材より屈折率
が高い光散乱粉とを有する液を、透過部材と接触させ、
レーザ光の透過部材表面に表面層を形成することを特徴
とするレーザ光の透過体の製造方法。 - 【請求項５】レーザ光の吸収性粉と透過部材より屈折率
が高い光散乱粉と透過部材より融点が同じか低いレーザ
光の透過性粉とを少なくとも有する液を、透過部材と接
触させ、前記レーザ光の透過性粉の融点より高く、かつ
前記透過部材の形状が保てないほど高くない温度で焼成
することを特徴とするレーザ光の透過体の製造方法。
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|---|---|---|---|
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| EP90900333A EP0408757B1 (en) | 1988-12-12 | 1989-12-12 | Laser beam transmitting member and method of manufacturing the same |
| AT90900333T ATE120350T1 (de) | 1988-12-12 | 1989-12-12 | Laserstrahl-übertragungselement und verfahren zur herstellung. |
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| ES90900333T ES2071810T3 (es) | 1988-12-12 | 1989-12-12 | Elemento transmisor de rayos laser y procedimiento para la fabricacion del mismo. |
| CN89109233A CN1043438A (zh) | 1988-12-12 | 1989-12-12 | 能透射激光的物质及其制造方法 |
| CA002005299A CA2005299A1 (en) | 1988-12-12 | 1989-12-12 | Laser light transmissible substance and producing method thereof |
| DE68921980T DE68921980T2 (de) | 1988-12-12 | 1989-12-12 | Laserstrahl-übertragungselement und verfahren zur herstellung. |
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| US5451221A (en) * | 1993-12-27 | 1995-09-19 | Cynosure, Inc. | Endoscopic light delivery system |
| US5951542A (en) * | 1996-04-01 | 1999-09-14 | S.L.T. Japan Co., Ltd. | Method of laser treatment for living tissue and target to be used therein |
| CA2489506A1 (en) | 2002-06-19 | 2003-12-31 | Palomar Medical Technologies, Inc. | Method and apparatus for treatment of cutaneous and subcutaneous conditions |
| US7856985B2 (en) | 2005-04-22 | 2010-12-28 | Cynosure, Inc. | Method of treatment body tissue using a non-uniform laser beam |
| US7586957B2 (en) | 2006-08-02 | 2009-09-08 | Cynosure, Inc | Picosecond laser apparatus and methods for its operation and use |
| KR102342629B1 (ko) | 2012-04-18 | 2021-12-22 | 싸이노슈어, 엘엘씨 | 피코초 레이저 장치 및 그를 사용한 표적 조직의 치료 방법 |
| EP2973894A2 (en) | 2013-03-15 | 2016-01-20 | Cynosure, Inc. | Picosecond optical radiation systems and methods of use |
| WO2019077693A1 (ja) * | 2017-10-18 | 2019-04-25 | Ｍｅｉｊｉ Ｓｅｉｋａファルマ株式会社 | 光学プローブ |
| CN107789054A (zh) * | 2017-11-13 | 2018-03-13 | 中国医学科学院生物医学工程研究所 | 一种用于激光外科手术的光纤活化装置及其方法 |
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| US4736743A (en) * | 1986-05-12 | 1988-04-12 | Surgical Laser Technology, Inc. | Vaporization contact laser probe |
| JPH0433843Y2 (ja) * | 1986-05-15 | 1992-08-13 | ||
| JP2753578B2 (ja) * | 1987-06-22 | 1998-05-20 | サージカル・レーザー・テクノロジーズ・インコーポレーテット | 医療用レーザープローブ |
-
1988
- 1988-12-12 JP JP63313305A patent/JP2683565B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-12-12 CN CN89109233A patent/CN1043438A/zh active Pending
- 1989-12-12 WO PCT/JP1989/001243 patent/WO1990006727A1/ja active IP Right Grant
- 1989-12-12 EP EP90900333A patent/EP0408757B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-12-12 DE DE68921980T patent/DE68921980T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1989-12-12 KR KR1019900701717A patent/KR960006659B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1989-12-12 ZA ZA899464A patent/ZA899464B/xx unknown
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- 1989-12-12 CA CA002005299A patent/CA2005299A1/en not_active Abandoned
- 1989-12-12 AT AT90900333T patent/ATE120350T1/de not_active IP Right Cessation
- 1989-12-12 ES ES90900333T patent/ES2071810T3/es not_active Expired - Lifetime
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| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |