JP2753578B2 - Medical laser probe - Google Patents
Medical laser probeInfo
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- JP2753578B2 JP2753578B2 JP62155238A JP15523887A JP2753578B2 JP 2753578 B2 JP2753578 B2 JP 2753578B2 JP 62155238 A JP62155238 A JP 62155238A JP 15523887 A JP15523887 A JP 15523887A JP 2753578 B2 JP2753578 B2 JP 2753578B2
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Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、ヒト又は動物の有機体の組織について切開
又は気化を行なうための医療用プローブに関する。より
詳しくは、本発明は、組織の直接のレーザー放射並びに
レーザーティップ（切開が行なわれている組織と接触さ
せられる）の発熱によって生じた複合加熱によって組織
を気化させる複式モードの外科用レーザープローブに関
する。
（従来技術及び解決すべき問題点）
非接触式のレーザー外科療法は何年も前から知られて
いる。一般に、最も単純な形式の非接触式のレーザー外
科療法は、Nd:YAGレーザーソースから処置を受けている
組織までレーザーエネルギーを伝達するための可撓性の
石英のファイバーを使用する。この方式によれば、石英
ファイバーの先端は、切開又は凝固を行なうために組織
に照射するためのプローブとして用いられる。しかし、
ファイバーの先端は、ファイバーの損傷をさけると共
に、たいせつなこととして、ファイバーの先端の熱によ
る損傷をさけるために、組織に対して隔だてられた関係
に保たねばならない。ファイバーの焦点又は他の方法に
よるその放射特性の変更のためにファイバーの出力端に
レーザー透過部材を使用した非接触レーザー方式も、例
えばエンダービーの米国特許第4273109号により提案さ
れている。
しかし、この非接触レーザー照射方式は、作動効率が
低いだけでなく、再現性も低い。組織のレーザーエネル
ギー密度が一定となるようにレーザープローブ又はファ
イバーの出力端と治療を受けている組織との間に或る一
定の間隔を保つことが一般に必要となる。しかし従来の
非接触レーザー照射方式においては、特に外科治療が内
視鏡を用いて遠隔から行なわれている場合は、この距離
を一定に保つことは困難である。又非接触照射方式に
は、レーザービームが組織の表面から逆向きに反射さ
れ、放射レーザーエネルギーのうちの相当の部分が失な
われることによる、大きな不具合がある。
本発明者らが先に提案した改良されたプローブは、例
えば光ファイバーの前方に配された合成サファイアから
できているティップ部材を含み、レーザーエネルギー
は、このサファイアを通って、治療中の組織に向けられ
る。プローブはティップ部材の特性、特にその融点が比
較的高いことによって、組織との直接の接触を保持で
き、それによって外科処理の効率及び再現性がそれに対
応して改善される。
しかしこの新しい接触式レーザー照射方式は、所要の
出力が処置モードに依存するにも拘らず、切開又は気化
のための、屡々40−50ワットを超過するレーザー発生ユ
ニットからの実質的な出力をなお必要としている。その
ために、大形のレーザー発生ユニットを、高価で持ち運
びできないかさばった出力供給部と共に使用しなければ
ならなかった。本発明によるレーザープローブは実質的
に減少したレーザー出力レベルにおいて組織の所要の加
熱を行なう。
本発明は、より特定すると、二酸化マンガン（MnO2）
のような赤外線吸収材の薄い層によってプローブの外側
放射面がカバーされているレーザープローブに関する。
二酸化マンガンは、プローブから移行する際に、レーザ
ーエネルギーのいくらかを吸収することにより、プロー
ブのティプ域を、例えば約700℃に加熱する。プローブ
の加熱された外面を組織と接触させると、その附近の組
織は熱のため炭化される。そのため表面組織の気化は実
質的に増大する。しかし前記のように、レーザーエネル
ギーの全部が赤外線吸収材によって吸収されるのではな
く、レーザービームの一部分は通過して直接に組織に照
射される。この組織の直接照射は、炭化された組織を通
ってその下方の組織に移行する間に、この炭化された組
織の気化を増大させる。そのため気化は更に助長され
る。放射されたレーザビームが炭化層を通過することに
よって組織中に止血効果が現出される。
従来のプローブにおいては、プローブからの熱に直接
に基づいた組織の気化はほとんど生起せず、この気化
は、組織に進入する際のレーザーエネルギーの組織内に
おいての反応によって制限される。本発明によれば、気
化は、反対に、レーザーの直接照射によって生じた熱に
よっては制限されず、組織との物理的接触の時のプロー
ブティップの熱を含む。この熱は、ここに記載したよう
に、プローブティップの被覆された表面にレーザーエネ
ルギーが吸収されることによって発生される。
これについて、従来のプローブによれば気化のために
40W又はそれ以上のレーザー発生ユニットからの出力が
必要とされたのに対し、本発明のプローブにおいては、
気化又は切開を行なうために、５〜10W、或る場合には
わずか１〜5Wで足ることは注目に値する。
赤外線吸収材は、平滑な表面上に付着させてもよい
が、プローブの平滑でない粗面加工された外面の多数の
凹んだ個所に付着させることが好ましい。この後者の場
合には、赤外線吸収材は、一般に脱落に対して保護され
る。そのほかに、ティップの多数の凹んだ個所において
生ずる不規則な反射が表面の吸収物質とのレーザーの相
互作用を高めることによって発熱を大きくするという別
の利点も得られる。
熱吸収材の微小粒子は、粗面加工された表面に対する
その改善された付着性にも拘らず、脱落したり、おそら
くは酸化を受けたりするので、好ましくは耐熱性のセラ
ミック材料の保護被覆をプローブの熱吸収ティップ端上
に配置する。この被覆はもちろんレーザーエネルギーに
対して実質的な透過性を示すものとする。
従って、本発明の目的は、従来のレーザープローブに
よって必要とされるよりも低い出力レベルにおいて組織
の切開又は気化を行なわせることの可能な医療用プロー
ブを提供することにある。
（実施例）
第１図は、レーザー光ファイバー32の出力端に取付け
られた本発明によるプローブ10の縦断面図である。ファ
イバー32は、レーザーエネルギー源（図示しない）に接
続されている。
プローブ10は、天然もしくは合成のセラミック材料例
えば天然もしくは合成のサファイア、水晶又はダイアモ
ンドのような、レーザー透過性材料から作製される。ポ
リマー材料を使用してもよい。図示した例において、プ
ローブ10は、先端部に半球状の熱発生部分を持つ円錐状
ないしはテーパー状の主要本体部分12と取付部分14とを
備えている。本体部分12と取付部分14とは互に一体に形
成され、本体部分12と取付部分14との間にはフランジ16
が形成されている。プローブ10は、円筒状の雌コネクタ
ー18中に嵌合され、そのはめ合い面をかしめるか又はそ
の間にセラミック型接着剤を用いるかして、この雌コネ
クターに一体的に固着される。雌コネクター18は、光フ
ァイバー32の出力端の雄コネクター22の相補の雄ねじ部
30と噛合う雌ねじ部20をその内面に備えている。雌コネ
クター18は、冷却水Ｗ又は他の流体を通過させるための
２つの通し孔24をその円筒状のコネクター壁に備えてい
る。これらの通し孔は、180゜の角度間隔に円周上に配
設されているが第１図には、そのうち１つのみが図示さ
れている。
他方では、雄コネクター22は、例えばテフロン（商標
名）からできている可撓性ジャケット26中に圧力ばめに
より取付けられている。雄コネクター22は、この圧力ば
めを得るために、雄コネクター22の基部に段部28を備え
ており、この段部によって、雄コネクター22は、ジャケ
ット26から離脱しないように、ジャケット26によってし
っかり保持される。雄コネクター22は、前述したよう
に、雌コネクター18の雌ねじ部20と噛合うための雄ねじ
部30を備えている。
レーザーエネルギーを伝達するための光ファイバー32
は、雄コネクター22中に挿入される。光ファイバー32
は、ジャケット26中に同心的に配され、冷却水を運ぶた
めの間隙34がその間に形成される。光ファイバー32は、
雄コネクター22の段部28に隣接した個所において雄コネ
クター22中にきつく嵌合されているが、段部28には、冷
却水Ｗを通過させるための例えば２つのスリット28a
が、180゜の角度間隔に円周上に貫通形成されている。
また雄コネクター22のティップ端部分の内面と光ファイ
バー32との間にも、冷却水Ｗの通過36が形成されてい
る。冷却水Ｗは、必要に応じて、間隙34を通り、次にス
リット28a及び通過36を通り、次に通過し孔24を経て排
出され、処置すべき組織を冷却する。
レーザー発生ユニット（図示しない）は、光ファイバ
ー32の入力端に光学的に結合されている。10W又はそれ
以下のオーダーのレーザー出力であっても本発明のプロ
ーブを使用すると組織の気化が起こりうるが普通は40W
のレーザーを使用する。レーザー発生ユニットからのレ
ーザービームは、光ファイバー32を経て案内され、その
出力端からプローブ10に、その基端面38を経て結合され
る。レーザーエネルギーは、次に、プローブティップの
外面から放射されるか、又は、以下に詳述するように、
プローブティップの被覆材料によって吸収される。
第２図は、本発明によるプローブ10を使用した場合の
レーザーエネルギーの分散及び発散を示している。プロ
ーブ10の主要本体部分12は、円錐状のテーパー状に形成
されているので、レーザーエネルギーのうちいくらか
は、テーパー面から漏れるが、大部分のレーザーエネル
ギーは、テーパー面からそのティップ端部分に向って反
射される。そのためレーザービームは、ティップ端部分
である熱発生部分11に実効的に集束ないしは集中され、
レーザーエネルギーは、この点から放射されるか又は吸
収される。熱発生部分11は、プローブ10から熱が発生す
る部分を表わしている。
プローブ10の熱発生部分11の外面は、第３、４図に示
すように、つや消し加工（フロスティング）又は粗面加
工されることにより、直径及び深さが１−100μｍ、好
ましくは10−60μｍの開口又は凹みを形成する平坦でな
い不整な輪郭を形成している。つや消し加工又は粗面加
工は、好ましくは、コンピュータ制御といし車によって
行なう。より詳しくは、表面加工を受けるプローブは、
回転させ、次にダイアモンドといし車と接触させられ
る。といし車は、プローブティップから、所望のよう
に、円錐面に沿って、その熱発生部分11を形成するよう
に後方に、プローブ10の粗面になっていない輪郭をトレ
ースする。コンピュータは、慣用されるように、といし
の位置とその送り速度を制御する。好ましい実施態様に
よれば、10−20μｍの粒径のといしが使用され、といし
は、プローブに沿って３−6mm/秒の速度で移動する。こ
の結果として約10μｍのへこみをもった粗い表面が得ら
れる。
粗面加工された表面の凹面の深さが小さすぎる場合に
は、それによって保持される赤外線吸収材の量は対応し
て減少するので、熱発生効果が不十分になる。その逆
に、表面の粗さが大きすぎると、過大な量の熱吸収材料
が保持されるので、皮膚のレーザーによる直接の照射が
対応して減少し、プローブティップの加熱が増大する。
プローブティップにおいてのレーザーの吸収によって生
じた間接加熱とレーザーの直接照射の間に適正なバラン
スを保つために、前記の限度内においてティップ面を粗
面加工することが望ましい。
第４図を参照すると、赤外線吸収材112は、つや消し
加工又は粗面加工によって形成された凹部111中に受入
れられ保持される。MnO2、Fe3O4、CoO及びCr2O3を含め
た種々の組成物を使用することができる。二酸化マンガ
ンは、高融点のため好ましい。黒鉛又は炭素は、酸化を
示すが、使用することができる。赤外線吸収材料の粒径
は小さく、典型的には10μｍ又はそれ以下である。プロ
ーブ10の主要本体部分12のつや消し加工又は粗面加工さ
れた表面に赤外線吸収材料を固着するために、主要本体
部分12のティップ端部分は、赤外線吸収材料の懸濁液中
に浸漬させる。分散媒体としては水又はアルコールが、
その高乾燥速度のために適切である。赤外線吸収材料の
密度は、所望の熱発生レベルを得るために、分散体の濃
度と分散液の温度とのどちらか一方又は両方を制御する
ことによって選定することができる。均質な分散液が得
られない場合には界面活性剤を分散に添加する。
別の方法として、プローブのつや消し加工又は粗面加
工された表面に赤外線吸収材料をつけるために、赤外線
吸収材料又は好ましくは赤外線吸収材料の分散液を含浸
させたコットンを用いることができる。より詳しくは、
水約1cc中に1/2ccの粉末を混合する。乾燥コットンを粉
末状懸濁液中に浸漬させ、コットンが粉末を一様に吸収
しうるようにする。過剰な水は、含浸させたコットンを
加圧して粗面状のティップ面にこすりつける前にコット
ンからしぼり出される。プローブティップ域を柔くこす
ってそこから過剰な粉末を除去するために、清浄なコッ
トンを使用する。
つや消し加工又は粗面加工された表面の多数のへこみ
111中に付着した赤外線吸収材料112は、通常の使用の間
吸収材料の損傷をさけるために好ましくは、被覆113に
よって被覆材する。
被覆113材料は、レーザーエネルギーに対する透過度
並びに適切な耐熱性を示す限り、制限ではない。無定形
の非アルカリ性ガラス又はセラミック例えばシリカ又は
ポリアルミナが好ましい。複合物ZiO2SiO2は、非常に満
足なことがわかっており、イソプロピルアルコールと混
合されて、これと共に20％ZiO2SiO2溶液を形成する。吸
収剤の粉末について前述したほぼ同じ仕方で保護オーバ
ーコート溶液を適用してもよい。コットンは、溶液中に
浸漬し、粉末状のテイップ域上に軽く塗布する。プロー
ブは約30分間室温で乾燥させ、次の30分間は150℃で焼
成する。１−５μｍの厚さが得られるまで前述した上塗
り工程を反復する。
第４図は、入射レーザービームがティップ域を通過し
ょうとする際のレーザービームへの粗面状の含浸ティッ
プの作用を示している。レーザービームが熱発生部分11
に入る際に、レーザーエネルギーは、ランダムな間隔の
赤外線吸収粒子112とプローブティップの凹部111の表面
とから不規則に反射される。レーザーエネルギーの一部
は、熱吸収材料によって減衰され、残りは最終的にレー
ザーティップから放射される。このレーザーエネルギー
は、放出され、隣接した組織を通常のように透過する。
レーザーエネルギーの吸収された部分は、熱に変えられ
この熱は、熱発生部分11（ティップ部分）の温度を上昇
させる。このティップ域の正確な温度は、レーザー出力
と、熱発生部分11の表面に付着した赤外線吸収材料の密
度に依存するが、前記のように作製されたプローブにつ
いては、約500−700℃の温度が普通である。理解される
ように、このプローブティップの高温によって、プロー
ブが接触した組織の気化が実質的に加速される。
前述した実施例によれば、本体部分12のティップ部分
の半球部分にのみ熱発生部分11が示されているが、熱発
生部分は、テーパー部分の他の個所又はその全長に沿っ
た別の個所に、第６図に符号11によって示したように配
設してもよい。この場合には、テーパー部分も、つや消
し加工又は粗面加工されているため、プローブティップ
に到達するレーザービームの比率は減少し、プローブ全
体のレーザー放射率は増大する。第６図の変形されたプ
ローブ10Aは、眼底の脈絡膜51から網膜52を分離した時
にテーパー部分の発熱の気化効果のため、脈絡膜51を切
開することなく、網膜52を選択的に切開する（第７図）
ために有利に使用される。
プローブ10は、別の方法として、第８図に示すように
円形としてよい。プローブ10は、例えば食道の狭さく部
分の気化及び切開のために有利に使用される。
別の方法として、プローブ10のシリンダーのティップ
端の両側を斜縁状として、第９−12図に示すようにウェ
ッジ状の先端としてもよい。この形式のプローブ10C
は、組織Ｍを切開するために強力切断するように組織Ｍ
に強く押付けられてもよい。
第１−10図に示したプローブ10の熱発生部分11の長さ
は、組織Ｍへのプローブの進入深さに従って適切に定め
ることができ、この長さは、一般に1.0−7.0mmの範囲と
することができる。熱発生部分11のティップ端は必ずし
も半球状とする必要はないが、熱発生部分11の突ったテ
ィップ端はこわれやすいので、熱発生部分11のティップ
端は、好ましくは、丸味状とされる。前記のフランジ16
は突出したフランジ16の前方端面が組織Ｍに突当るまで
のプローブ10を組織Ｍに挿入した際に、組織Ｍ中にプロ
ーブを10を位置決めするための止め部として使用する。
第５図は、テーパーの中央部まで熱発生部分11が延長
されたプローブの別の形式を示している。この形式のプ
ローブ10Dは、外科用接触刀に嵌合してもよい。Description: FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to a medical probe for dissecting or vaporizing tissue of a human or animal organism. More particularly, the present invention relates to a dual mode surgical laser probe that vaporizes tissue by direct laser radiation of the tissue as well as combined heating caused by the heat generated by the laser tip (which is brought into contact with the tissue being cut). . Prior art and problems to be solved Non-contact laser surgery has been known for many years. In general, the simplest form of non-contact laser surgery uses flexible quartz fibers to transfer laser energy from a Nd: YAG laser source to the tissue being treated. According to this method, the tip of the quartz fiber is used as a probe for irradiating the tissue for incision or coagulation. But,
The tip of the fiber must be kept in a spaced relationship to the tissue to avoid fiber damage and, most importantly, to avoid thermal damage to the fiber tip. A non-contact laser system using a laser transmissive member at the output end of the fiber for altering the emission characteristics of the fiber by focusing or other methods has also been proposed, for example, by Enderby, U.S. Pat. No. 4,273,109. However, this non-contact laser irradiation system not only has low operation efficiency but also low reproducibility. It is generally necessary to maintain a certain distance between the output end of the laser probe or fiber and the tissue being treated so that the laser energy density of the tissue is constant. However, in the conventional non-contact laser irradiation method, it is difficult to keep this distance constant, particularly when surgical treatment is performed remotely using an endoscope. Non-contact irradiation also has significant drawbacks because the laser beam is reflected back from the surface of the tissue and a significant portion of the emitted laser energy is lost. The improved probe we proposed earlier includes a tip member made of synthetic sapphire, for example, placed in front of an optical fiber through which laser energy is directed to the tissue being treated. Can be Due to the relatively high properties of the tip member, particularly its melting point, the probe can maintain direct contact with the tissue, thereby correspondingly improving the efficiency and reproducibility of the surgical procedure. However, this new contact laser irradiation system still provides substantial power from the laser generating unit for incision or vaporization, often exceeding 40-50 watts, despite the required power depending on the treatment mode. In need of. This required the use of large laser generating units with bulky power supplies that were expensive and not portable. The laser probe according to the present invention provides the required heating of tissue at substantially reduced laser power levels. The invention more particularly relates to manganese dioxide (MnO 2 )
And a laser probe in which the outer radiation surface of the probe is covered by a thin layer of infrared absorbing material.
As it travels from the probe, the manganese dioxide absorbs some of the laser energy, thereby heating the tip region of the probe to, for example, about 700 ° C. When the heated outer surface of the probe is brought into contact with the tissue, the surrounding tissue is carbonized by the heat. Therefore, the vaporization of the surface texture is substantially increased. However, as described above, not all of the laser energy is absorbed by the infrared absorber, but a portion of the laser beam passes through and irradiates the tissue directly. Direct irradiation of the tissue increases vaporization of the carbonized tissue while traveling through the carbonized tissue to the underlying tissue. Therefore, vaporization is further promoted. As the emitted laser beam passes through the carbonized layer, a hemostatic effect appears in the tissue. In conventional probes, little vaporization of tissue based directly on the heat from the probe occurs, and this vaporization is limited by the reaction within the tissue of the laser energy as it enters the tissue. According to the present invention, vaporization, on the contrary, is not limited by the heat generated by direct irradiation of the laser, but includes the heat of the probe tip upon physical contact with the tissue. This heat is generated by the absorption of laser energy on the coated surface of the probe tip, as described herein. For this, according to the conventional probe,
Whereas output from the laser generation unit of 40 W or more was required, in the probe of the present invention,
It is worth noting that 5-10W, and in some cases only 1-5W, is sufficient to perform the vaporization or incision. The infrared absorbing material may be deposited on a smooth surface, but is preferably deposited on a number of recesses on the non-smooth roughened outer surface of the probe. In this latter case, the infrared absorber is generally protected against shedding. Another advantage is that the irregular reflections that occur at the many depressions of the tip increase the heat generated by increasing the interaction of the laser with the surface absorbing material. The microparticles of heat-absorbing material, despite their improved adhesion to the roughened surface, may fall off and possibly undergo oxidation, thus preferably probing a protective coating of refractory ceramic material. On the end of the heat-absorbing tip. This coating should, of course, be substantially transparent to laser energy. Accordingly, it is an object of the present invention to provide a medical probe capable of incising or vaporizing tissue at lower power levels than required by conventional laser probes. FIG. 1 is a longitudinal sectional view of a probe 10 according to the present invention mounted on an output end of a laser optical fiber 32. FIG. Fiber 32 is connected to a laser energy source (not shown). The probe 10 is made of a natural or synthetic ceramic material, such as a laser permeable material, such as natural or synthetic sapphire, quartz or diamond. Polymeric materials may be used. In the illustrated example, the probe 10 includes a conical or tapered main body portion 12 having a hemispherical heat-generating portion at the distal end, and a mounting portion 14. The main body portion 12 and the mounting portion 14 are formed integrally with each other, and a flange 16 is provided between the main body portion 12 and the mounting portion 14.
Are formed. The probe 10 is fitted into a cylindrical female connector 18 and is integrally fixed to the female connector by caulking its mating surface or using a ceramic type adhesive therebetween. The female connector 18 is a complementary male thread of the male connector 22 at the output end of the optical fiber 32.
A female screw portion 20 that meshes with 30 is provided on the inner surface thereof. The female connector 18 has two through holes 24 in its cylindrical connector wall for passing cooling water W or other fluid. These through holes are arranged on the circumference at an angular interval of 180 °, but FIG. 1 shows only one of them. On the other hand, the male connector 22 is mounted by a pressure fit in a flexible jacket 26, for example made of Teflon. The male connector 22 is provided with a step 28 at the base of the male connector 22 to obtain this pressure fit, by means of which the male connector 22 is secured by the jacket 26 so that it does not come off the jacket 26. Will be retained. The male connector 22 has the male screw portion 30 for meshing with the female screw portion 20 of the female connector 18 as described above. Optical fiber 32 for transmitting laser energy
Is inserted into the male connector 22. Optical fiber 32
Are arranged concentrically in a jacket 26 and a gap 34 is formed therebetween for carrying cooling water. Optical fiber 32
The male connector 22 is tightly fitted in the male connector 22 at a position adjacent to the step portion 28. The step portion 28 has, for example, two slits 28a for allowing the cooling water W to pass therethrough.
Are formed on the circumference at an angular interval of 180 °.
A passage 36 for the cooling water W is also formed between the inner surface of the tip end portion of the male connector 22 and the optical fiber 32. The cooling water W is drained, if necessary, through the gap 34, then through the slit 28a and through 36, and then through the through hole 24 to cool the tissue to be treated. A laser generation unit (not shown) is optically coupled to the input end of optical fiber 32. Even with laser powers on the order of 10 W or less, using the probe of the present invention can cause tissue vaporization, but is typically 40 W
Use a laser. The laser beam from the laser generating unit is guided through an optical fiber 32 and is coupled from its output end to the probe 10 via its proximal face 38. The laser energy is then emitted from the outer surface of the probe tip or, as described in more detail below,
Absorbed by the coating material of the probe tip. FIG. 2 shows the dispersion and divergence of the laser energy when using the probe 10 according to the invention. Since the main body portion 12 of the probe 10 is formed in a conical taper, some of the laser energy will leak from the tapered surface, but most of the laser energy will travel from the tapered surface to the tip end. Reflected. Therefore, the laser beam is effectively focused or concentrated on the heat generating portion 11, which is the tip end portion,
Laser energy is emitted or absorbed from this point. The heat generating part 11 represents a part where the probe 10 generates heat. As shown in FIGS. 3 and 4, the outer surface of the heat generating portion 11 of the probe 10 is frosted or roughened to have a diameter and a depth of 1-100 μm, preferably 10-60 μm. Uneven or irregular contours that form the openings or depressions of the holes. Matting or roughening is preferably performed by a computer-controlled wheel. More specifically, the probe that undergoes surface processing is
Rotate and then contact the diamond wheel. The wheel traces the unroughened contour of the probe 10 from the probe tip along the conical surface and backwards to form its heat generating portion 11, as desired. The computer controls the position of the wheel and its feed rate as is customary. According to a preferred embodiment, a wheel with a particle size of 10-20 μm is used, the wheel moving along the probe at a speed of 3-6 mm / sec. This results in a rough surface with a dent of about 10 μm. If the depth of the concave surface of the roughened surface is too small, the amount of infrared absorber retained thereby will be correspondingly reduced and the heat generating effect will be inadequate. Conversely, if the surface roughness is too large, an excessive amount of heat absorbing material is retained, so that direct laser irradiation of the skin is correspondingly reduced and heating of the probe tip is increased.
It is desirable to roughen the tip surface within the above limits to maintain a proper balance between indirect heating caused by laser absorption at the probe tip and direct laser irradiation. Referring to FIG. 4, the infrared absorbing material 112 is received and held in a concave portion 111 formed by matting or roughening. The MnO 2, Fe 3 O 4, various compositions, including CoO and Cr 2 O 3 may be used. Manganese dioxide is preferred because of its high melting point. Graphite or carbon, which exhibits oxidation, can be used. The particle size of the infrared absorbing material is small, typically 10 μm or less. To secure the infrared absorbing material to the matte or roughened surface of the main body portion 12 of the probe 10, the tip end portion of the main body portion 12 is immersed in a suspension of the infrared absorbing material. Water or alcohol as the dispersion medium,
Suitable for its high drying speed. The density of the infrared absorbing material can be selected by controlling one or both of the concentration of the dispersion and the temperature of the dispersion to obtain a desired level of heat generation. If a homogeneous dispersion cannot be obtained, a surfactant is added to the dispersion. Alternatively, cotton impregnated with an infrared absorbing material or preferably a dispersion of the infrared absorbing material can be used to apply the infrared absorbing material to the matte or roughened surface of the probe. More specifically,
Mix 1/2 cc of powder in about 1 cc of water. Dried cotton is immersed in the powdered suspension so that the cotton can absorb the powder evenly. Excess water is squeezed out of the impregnated cotton before it is pressed and rubbed against the rough tip surface. Use clean cotton to gently rub the probe tip area to remove excess powder therefrom. Multiple dents on matte or roughened surfaces
The infrared absorbing material 112 deposited in 111 is preferably coated with a coating 113 to prevent damage to the absorbing material during normal use. The coating 113 material is not limiting, as long as it exhibits transmission to laser energy as well as adequate heat resistance. Preference is given to amorphous non-alkaline glasses or ceramics, such as silica or polyalumina. The composite ZiO 2 SiO 2 has been found to be very satisfactory and is mixed with isopropyl alcohol to form a 20% ZiO 2 SiO 2 solution therewith. The protective overcoat solution may be applied in substantially the same manner as described above for the absorbent powder. Cotton is dipped in the solution and lightly applied over the powdered tape area. The probe is allowed to dry at room temperature for about 30 minutes, and is baked at 150 ° C. for the next 30 minutes. The overcoating process described above is repeated until a thickness of 1-5 μm is obtained. FIG. 4 shows the effect of the roughened impregnating tip on the laser beam when the incident laser beam is about to pass through the tip area. Laser beam generates heat 11
Upon entering, the laser energy is reflected irregularly from the infrared absorbing particles 112 at random intervals and the surface of the recess 111 of the probe tip. Some of the laser energy is attenuated by the heat absorbing material, and the rest is ultimately emitted from the laser tip. This laser energy is emitted and transmitted normally through adjacent tissue.
The portion where the laser energy is absorbed is converted into heat, which raises the temperature of the heat generating portion 11 (tip portion). The exact temperature of this tip region depends on the laser power and the density of the infrared absorbing material attached to the surface of the heat generating part 11, but for the probe made as described above, a temperature of about 500-700 ° C. Is common. As will be appreciated, the high temperature of the probe tip substantially accelerates the vaporization of the tissue contacted by the probe. According to the above-described embodiment, the heat-generating portion 11 is shown only in the hemispherical portion of the tip portion of the main body portion 12, but the heat-generating portion is located at another portion of the tapered portion or another portion along the entire length thereof. Alternatively, they may be arranged as indicated by reference numeral 11 in FIG. In this case, since the tapered portion is also frosted or roughened, the ratio of the laser beam reaching the probe tip decreases, and the laser emissivity of the entire probe increases. The modified probe 10A of FIG. 6 selectively dissects the retina 52 without dissecting the choroid 51 due to the vaporization effect of the heat generated in the tapered portion when the retina 52 is separated from the choroid 51 of the fundus (see FIG. (Fig. 7)
It is advantageously used for: The probe 10 may alternatively be circular as shown in FIG. The probe 10 is advantageously used, for example, for vaporizing and dissecting a narrowed portion of the esophagus. Alternatively, both ends of the tip end of the cylinder of the probe 10 may be beveled to form a wedge-shaped tip as shown in FIG. 9-12. Probe 10C of this type
Is to make a strong cut to cut the tissue M
May be pressed strongly. The length of the heat generating portion 11 of the probe 10 shown in FIG. 1-10 can be appropriately determined according to the depth of penetration of the probe into the tissue M, and this length is generally in the range of 1.0 to 7.0 mm. can do. The tip end of the heat generating portion 11 does not necessarily have to be hemispherical, but the protruding tip end of the heat generating portion 11 is easily broken, so that the tip end of the heat generating portion 11 is preferably rounded. The flange 16
Is used as a stopper for positioning the probe 10 in the tissue M when the probe 10 is inserted into the tissue M until the front end face of the protruding flange 16 contacts the tissue M. FIG. 5 shows another type of probe in which the heat generating portion 11 is extended to the center of the taper. This type of probe 10D may fit into a surgical contact.
【図面の簡単な説明】
第１図は、本発明によるプローブ及びその保持部材の、
一部は断面によって表わした側面図、第２図は、組織中
に挿入された時の第１図のプローブを示す立面図、第３
図は、プローブの熱発生部分を示す断面図、第４図は、
プローブの熱発生部分の拡大尺による断面図、第５図
は、本発明の変形実施例によるプローブを示す立面図、
第６図は、本発明の別の変形実施例によるプローブを示
す立面図、第７図は、第６図のプローブを使用した網膜
の切開を示す斜視図、第８図は、本発明の更に別の変形
実施例によるプローブを示す立面図、第９図は、本発明
の更に別の変形実施例によるプローブをプローブコネク
ターに取付けた状態を示す正面図、第10図は、第９図に
示したプローブの側面図、第11図は、第10図のプローブ
をその取付けコネクターから切離して示した正面図、第
12図は、第９−11図のプローブを用いて切開を行なうた
めの強制切断を示す説明図である。
10:プローブ（医療用レーザープローブ）
112:赤外線吸収材（赤外線吸収手段）。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 shows a probe and its holding member according to the present invention.
FIG. 2 is a side view, partially shown in cross-section, FIG. 2 is an elevation view showing the probe of FIG. 1 when inserted into tissue, FIG.
The figure is a cross-sectional view showing the heat generating part of the probe, and FIG.
FIG. 5 is an enlarged sectional view of a heat generating portion of the probe, FIG.
FIG. 6 is an elevation view showing a probe according to another modified embodiment of the present invention, FIG. 7 is a perspective view showing an incision of the retina using the probe of FIG. 6, and FIG. FIG. 9 is an elevation view showing a probe according to still another modified embodiment, FIG. 9 is a front view showing a state in which a probe according to still another modified embodiment of the present invention is attached to a probe connector, and FIG. FIG. 11 is a side view of the probe shown in FIG. 11, FIG. 11 is a front view showing the probe of FIG. 10 separated from its mounting connector, and FIG.
FIG. 12 is an explanatory view showing forced cutting for making an incision using the probe of FIG. 9-11. 10: Probe (medical laser probe) 112: Infrared absorbing material (infrared absorbing means).
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭61−135649（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−159954（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−209648（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−108805（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−190310（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−25544（ＪＰ，Ａ) ────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (56) References JP-A-61-135649 (JP, A) JP-A-61-159954 (JP, A) JP-A-61-209648 (JP, A) JP-A-60-108805 (JP, A) JP-A-60-190310 (JP, A) JP-A-61-25544 (JP, A)
Claims (1)
組織までレーザーエネルギーを運ぶための医療用レーザ
プローブにおいて、このプローブはレーザ透過材料から
形成され、光導波管からレーザーエネルギーを受けるた
めのレーザーエネルギー入力域と、レーザーエネルギー
放射面とを有し、該入力域からのレーザーエネルギー
は、プローブの透過材料を経てプローブの放射面に入射
するように伝搬され、該レーザー放射面には赤外線吸収
手段があり、該赤外線吸収手段は、レーザー放射面に入
射するレーザーエネルギーの100パーセントでない所定
の割合の部分を熱エネルギーに変えて、これによりプロ
ーブの放射面の上昇した温度が組織の気化を増大させ、
一方、入射するレーザーエネルギーの残りをレーザー治
療を受けている組織に伝達して、組織における凝固作用
を為し、さらに前記赤外線吸収手段はレーザー透過材の
被覆によって覆ったことを特徴とする医療用レーザープ
ローブ。 ２．プローブの放射面が、そこに入射するレーザーエネ
ルギーを不規則に屈折、反射させるための不規則な平滑
でない輪郭を画成し、この平滑でない表面の凹状のへこ
み中に赤外線吸収手段が受けいれられていることを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の医療用レーザープロ
ーブ。 ３．平滑でない表面の凹状のへこみが１〜100μｍの深
さを有することを特徴とする特許請求の範囲第２項記載
の医療用レーザープローブ。 ４．赤外線吸収手段が黒鉛、炭素、粘土、酸化チタン、
酸化マグネシウム、二酸化珪素及び酸化鉄から成る群中
から選択された組成物であることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の医療用レーザープローブ。 ５．赤外線吸収手段が約10μｍよりも小さい粉末材料で
あることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の医療
用レーザープローブ。 ６．被覆が無定形非アルカリガラスからできていること
を特徴とする特許請求の範囲第１項記載の医療用レーザ
ープローブ。 ７．被覆がZiO2SiO2であることを特徴とする特許請求の
範囲第１項記載の医療用レーザープローブ。 ８．熱発生域を有する外科用レーザープローブを製造す
る方法において、レーザープローブを準備し、プローブ
のレーザー放射域をなす予定の表面を粗面加工する工程
と、該粗面加工した表面に赤外線吸収材を施して、赤外
線吸収材により粗面加工した表面の領域に区画された平
滑でないへこみを埋める工程と、粗面加工した放射面上
にレーザー透過性の保護膜を施す工程とから成ることを
特徴とする製造方法。 ９．熱発生域を有する外科用レーザープロー部を製造す
る方法において、レーザープローブを準備し、プローブ
のレーザー放射域をなす予定の表面を研削して、１〜10
0μｍの凹状の多数のへこみを有する不規則な平滑でな
い表面にする工程と、直径が10μｍよりも小さい粒子か
ら成る赤外線吸収材の粉末を準備し、その懸濁液を作成
する工程と、該懸濁液中にアプリケーターを浸漬させ、
内部に赤外線吸収材を保持したアプリケーターを平滑で
ない表面の輪郭にこすりつけることにより、赤外線吸収
材を該表面の凹状のへこみ中に付着させる工程と、可溶
性セラミック無定形化合物を含有するアルコール溶液を
準備する工程と、該溶液を赤外線吸収材を含有している
平滑でない表面の輪郭上に施す工程と、レーザープロー
ブを乾燥させてアルコールを除去する工程とから成るこ
とを特徴とする特許請求の範囲第８項記載の製造方法。(57) [Claims] A medical laser probe for delivering laser energy from the output end of an optical laser waveguide to the tissue receiving the laser treatment, wherein the probe is formed from a laser transmissive material and has a laser energy input for receiving laser energy from the optical waveguide. And a laser energy emitting surface, the laser energy from the input area being propagated through the transmitting material of the probe to be incident on the emitting surface of the probe, wherein the laser emitting surface has infrared absorbing means. The infrared absorbing means converts a predetermined percentage of the laser energy incident on the laser emitting surface, which is not 100%, into thermal energy, whereby the elevated temperature of the emitting surface of the probe increases the vaporization of the tissue,
On the other hand, the remainder of the incident laser energy is transmitted to the tissue undergoing the laser treatment to cause a coagulation action in the tissue, and the infrared absorbing means is covered with a coating of a laser transmitting material. Laser probe. 2. The emitting surface of the probe defines an irregular, non-smooth contour for irregularly refracting and reflecting the laser energy incident thereon, and the infrared absorbing means is received in the concave indentation of the non-smooth surface. The medical laser probe according to claim 1, wherein: 3. 3. The medical laser probe according to claim 2, wherein the concave dents on the non-smooth surface have a depth of 1 to 100 [mu] m. 4. The infrared absorption means is graphite, carbon, clay, titanium oxide,
2. The medical laser probe according to claim 1, wherein the medical laser probe is a composition selected from the group consisting of magnesium oxide, silicon dioxide, and iron oxide. 5. 2. The medical laser probe according to claim 1, wherein said infrared absorbing means is a powder material smaller than about 10 [mu] m. 6. 2. The medical laser probe according to claim 1, wherein the coating is made of amorphous non-alkali glass. 7. 2. The medical laser probe according to claim 1, wherein the coating is made of ZiO 2 SiO 2 . 8. In a method of manufacturing a surgical laser probe having a heat-generating region, a step of preparing a laser probe, roughening a surface to be a laser radiation region of the probe, and applying an infrared absorbing material to the roughened surface Applying a laser-transparent protective film on the roughened radiation surface, and filling the uneven dents defined in the surface region roughened by the infrared absorbing material. Manufacturing method. 9. In a method of manufacturing a surgical laser probe having a heat generating area, a laser probe is provided, and a surface of the probe which is to be a laser emitting area is ground to obtain a laser probe.
Providing an irregular, non-smooth surface with a number of concaves of 0 μm, preparing a powder of an infrared absorber consisting of particles smaller than 10 μm in diameter, and preparing a suspension thereof; Immerse the applicator in the suspension,
Rubbing the applicator holding the infrared absorbing material inside on the contour of the uneven surface to adhere the infrared absorbing material into the concave dents on the surface, and preparing an alcohol solution containing a soluble ceramic amorphous compound And applying the solution on the contour of the non-smooth surface containing the infrared absorbing material, and drying the laser probe to remove the alcohol. Item 9. The method according to Item 8.
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- 1987-06-22 JP JP62155238A patent/JP2753578B2/en not_active Expired - Fee Related
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