JP2882818B2 - レーザ光の照射装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、レーザ光の照射装置、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場合や、生体組織の狭隘路
たとえば人体の血管内のコレステロールに起因する狭窄
部を拡大させる場合などに用いるレーザ光の照射装置に
関する。

〔従来の技術〕

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。

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、組織にレーザ光を照射するコンタクトプロー
ブを用い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。

かかるコンタクトプローブを用いる場合、従来、その
プローブの背面（入射面）と離間して光ファイバーの先
端を位置させており、前記入射面はレーザ光のエネルギ
ーが高いのでこれを冷却してプローブの損傷を防止する
ため、またはその入射面と光ファイバー先端との間に手
術に伴うたとえば組織片や血液が逆流することを防止す
るために、光ファイバーとこれを保持するホルダーとの
間隙から前記離間間隙部に生理食塩水や清浄エアを供給
していた。

一方、本発明者は、特願昭63−171688号として、血管
のコレステロールに起因する狭窄部に対して、レーザ光
により焼失させるレーザ治療装置を提案した。

これは、従来、狭窄部に対して、熱線プローブにより
焼失させる場合においては、熱線プローブの全体が加熱
されるため、狭窄部以外の正常血管部を損傷させること
がある点に鑑み、レーザ光の出射プローブを血管内の狭
窄部の手前に位置させた状態で、専ら前方の狭窄部に狙
いを定めてレーザ光を照射させ、正常血管部の損傷を防
止せんとするものである。

他方、近年、癌に対する局所温熱療法（レーザサーミ
ア）が注目されている。この方法は、レーザ光を癌組織
に対して10〜25分照射することによりその癌組織を約42
〜44℃に保持して、壊死させるものである。この方法の
有効性は、日本レーザ学会誌第６号３巻（1986年１
月）、71〜76頁および347〜350頁に、本発明者らが報告
済である。

また、レーザ光化学療法（PDT法）も注目されてい
る。この方法は、ヘマトポルフィリン誘導体（HpD）を
静脈注射し、約48時間後、アルゴンレーザあるいはアル
ゴン色素レーザの弱いレーザ光を照射すると、上記HpD
が一次項酸素を発生し、強力な制癌作用を示すことを、
1987年、米国のダハティー（Doughrty）らが発表し注目
されたもので、その後、日本レーザ学会誌第６号３巻
（1986年１月）、113〜116頁記載の報告など、数多くの
研究が発表されている。この場合、光反応剤としてフェ
オフォーバイドａ（Pheophobide a）を使用することが
知られている。また、近年ではレーザ光としてYAGレー
ザを用いることも行われている。

このような治療にあたり、重要なことは、レーザ光が
癌組織に対して均一に照射され、特に温熱局所療法の場
合には、均一に組織が加温されることである。

さらに、かかる均一加熱のために、本発明者は、特開
昭63−216579号において、レーザ光の出射体を複数設
け、各レーザ光の出射体に対して入射するレーザ光量の
調整装置を開示した。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかし、光ファイバーから直接またはコンタクトプロ
ーブを介してレーザ光を組織に照射する場合、組織に対
して入射されるレーザ光量は、光ファイバーまたはコン
タクトプローブの中心部が大きく、周辺部に行くに従っ
て小さくなる。

たとえば、一つのコンタクトプローブＰを用いて組織
Ｍに対してレーザ光を照射する場合における温度分布を
調べると、第28図のようないわゆるカールシアン分布を
示す。この温度分布は、レーザ光量を高めると、ほぼ相
似形をもって大きくなるが、レーザ光量を過度に高める
と、温度分布のピーク部における組織のダメージが大き
くなるので、レーザ光のパワーの調節により照射域を広
げることには限度がある。

このように、レーザ光の均一照射、特に広い範囲にわ
たって均一に照射することはきわめて困難であり、した
がってある選択されたレーザ光のパワーの下である組織
範囲を数回に分けて照射を行わなければならず、手術の
迅速性に欠けるものであった。

このために、レーザ光の出射体いわゆるプローブを複
数設けて、各プローブから同時にレーザ光を照射するこ
とが考えられ、前述のように、本発明者は特開昭63−21
6579号において提案した。

しかし、レーザ光の出射プローブを複数設ければ、組
織に均一かつ広範囲にレーザ光を照射することがある程
度可能であっても、レーザ光の出射プローブを複数必要
とし、したがって各プローブが組織表面に均一に接触し
ない限り、均一な温度分布が得られない。しかるに、均
一に各プローブを組織表面に接触させるためには、各プ
ローブの正確な位置決めを必要とするため、手術の迅速
性に欠ける。さらに、光ファイバーとプローブが１対１
で設けられるので、全体としての径が大きいものとな
り、狭い管路、たとえば血管内に対するカテーテル用に
は、到底用いることができない。

一方、血管内の狭窄部を焼灼開口するいわゆるアンジ
オプラスティーの場合、前述のように、本発明者は、従
来の熱線プローブに代えて、レーザ光の照射プローブを
用いることを先に提案した。この場合、プローブを血管
内に挿入する際には、先に血管内に挿入した可撓性ガイ
ドワイヤーに沿って挿入するようにしている。さらに、
同提案における具体例として、ガイドワイヤーは、レー
ザ光の照射によりその損傷を防止するために、プローブ
の軸心から偏位して配設されている。

しかし、プローブの軸心に対してガイドワイヤーが偏
位していると、第29図から容易に判明できるように、プ
ローブＰを送るとき、血管BVの曲がり部分において、プ
ローブＰを血管BVの自然な曲がりに抗して押し込むこと
となり、血管BVの曲がりを不自然なものとし、この状態
で対象の狭窄部ｍ位置においてレーザ光を照射すると、
狭窄部ｍ以外の正常血管BVをレーザ光により穿孔（いわ
ゆるパーフォレーション）してしまう危険性がある。

さらに、このプローブからのレーザ光の照射エネルギ
ー分布は、第27図に示す先の温度分布と同様に、中心部
が大きく、周辺部が小さい。したがって、狭窄部の中心
部は焼灼されるとしても、狭窄部ｍの内壁部分は焼灼さ
れない不完全な状態で残存することが多い。そこで、周
辺部まで、安全に焼灼させようとしてレーザ光のパワー
を高めると、血管の曲がりにより、プローブの中心前方
に血管がある場合、血管が穿孔されてしまう危険性があ
る。

他方、従来のように、プローブの背面と光ファイバー
の先端面とを離間する限り、次の問題がある。

（１）光ファイバーの先端面がプローブの背面に入射す
るとき、その入射面において発熱を起こすので、前記の
ように、冷却媒体を供給することが必須となり、このた
めの付属機器を必要とし、コスト高の原因となるととも
に、冷却媒体の通路を確保せねばならず、設計の自由度
を制限し、さらに冷却媒体の体内への流出により人体に
無用な負担を強いることにもなる。

（２）光ファイバーの先端からプローブの背面に入射す
るまでの間隙において、レーザ光のパワーがロスし、そ
の分レーザ発生装置として大型のものが必要となる。

（３）冷却媒体は、前記のように、光ファイバーの先端
面およびプローブの背面を洗浄するためにも用いられる
が、その洗浄効果は充分でなく、汚損を完全に防止する
ことはできない。

そこで、本発明の主たる目的は、組織に対して均一か
つ必要により広範囲にレーザ光を照射できるとともに、
照射装置として小型化を達成できるレーザ光の照射装置
を提供することにある。

他の目的は、ガイドワイヤーや温度検出導線をプロー
ブと同軸化できるレーザ光の照射装置を提供することに
ある。

さらに、レーザ光のパワーロスがきわめて少なくな
り、かつ冷却媒体の供給が不用なレーザ光の照射装置を
提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

上記課題は、レーザ光発生器からのレーザ光を伝播す
る複数の光ファイバーと、少なくともその先端がコアと
して露出し、これらの各コア部がクラッド材料により一
体的に被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体
とされていることで解決できる。

また、出射されるレーザ光の分布をフラットにするた
めには、レーザ光発生器からのレーザ光を伝播する４本
以上の光ファイバーと、少なくともその先端がコアとし
て露出し、この各コア部がクラッド材料により一体的に
被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体とさ
れ、前記各光ファイバーの基端側は光ファイバーの先端
の配列状態とは異なる状態に配列されている、具体例と
して各光ファイバーの基端側が撚られまたは捩じられて
いることが好ましい。

〔作用〕

本発明では、光ファイバーの少なくともその先端がコ
アとして露出し、このコア部がクラッド材料により一体
的に被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体と
されている。

したがって、光ファイバーの先端から出射するレーザ
光は直接クラッド材料中に入射される。その結果、光フ
ァイバーの出射端とクラッド材料の入射端との間におい
てレーザ光のパワーロスが全く無くなり、低出力のレー
ザ発生器を用いれば足り、低コストとなる。また、光フ
ァイバーの先端はクラッド材料中に埋設されているの
で、従来のようなレーザ光の光学的接続間隙における組
織片や血液による汚損が無く、かつクラッド材料の入射
面の発熱がないので、冷却媒体を供給する必要がない。
その結果、前記の問題が一挙に解消される。

さらに、本発明では、光ファイバーがレーザ光の出射
体に複数埋設して設けられる。その結果、各光ファイバ
ーに対して、レーザ光を入射する場合、プローブ先端か
らのレーザ光のエネルギー分布は、各光ファイバー毎そ
の配設中心軸をピークとする分布を示すけれども、全体
としてみた場合、第１図のように、広い範囲にわたって
均一なパワー分布を示す。

また、後述する好ましい実施例に示すように、光ファ
イバーを撚りまたはねじることで、入射面における光フ
ァイバー配列と出射面における配列とを異ならせておく
と、たとえ各光ファイバー群に対して共通的にカールシ
アン分布をもってレーザ光を入射させたとしても、出射
体から出射するレーザ光のパワー分布は撚りまたはねじ
りに伴うレーザ光路のランダム化により、第１図のよう
に、フラットとなる。

他方、アジオプラスティーの場合、従来、血管内の中
心部が主に焼灼されがちであったのに対して、本発明に
よれば、出射体周囲からも十分なレーザ光量をもって出
射するようになるから、血管内壁部まで確実に焼灼する
ことができる。また、逆に血管内壁部まで確実に焼灼す
ることができるので、出射エネルギーとして従来例より
低エネルギーで足り、血管が曲がっている場合、過度の
レーザ光パワーを与えることによる血管のパーフォレー
ションを防止できる。

一方、温熱療法の場合には、広範囲に組織を均一加熱
できるので、施術回数が少なくなり、迅速な手術を行う
ことができる。また、対象組織の中心の組織ダメージが
なくなる。

他方、出射体の中心に透孔を形成すると、その透孔部
分からのレーザ光の出射が無くなるので均一出射に適し
ているとともに、その透孔を介してガイドワイヤーを挿
通できる。アンジオプラスティーの場合において、ガイ
ドワイヤーがプローブの中心にあると、ガイドワイヤー
を介して出射体（プローブ）を押し込むとき、出射体を
常に血管の中心に位置させることができ（第22図参
照）、血管を不自然に曲げてしまうことがなくなるとと
もに、レーザ光の照射により血管を穿孔してしまう危険
性が解消される。

出射体の中心または適宜の位置に透孔を形成すること
は、温熱療法の場合にも、有効に作用する。すなわち、
透孔を介して熱電対などの温度検出導線を挿通でき、こ
の熱電対先端を照射対象組織中心に穿刺または組織表面
に接触でき、その中心部の温度を検出しながらの温熱療
法を行うことができる。従来、この種の場合、プローブ
の側方を巡って熱電対を配設し、照射対象組織の中心か
ら偏位した部分の温度を検出しながら治療を行わざるを
得なかったのに比較して、精密な温度管理のもとで温熱
療法を行うことができる。

さらに、光ファイバーとプローブが対となったものを
複数対用いるのではなく、一つのプローブに対して複数
の光ファイバーを用いるので、装置全体として小型のも
のとなり、狭い体腔内に容易に挿入できる。

〔発明の具体的構成〕

以下本発明を種々の具体例を挙げてさらに詳説する。

第１図〜第３図はたとえば内視鏡に付設される出射装
置を示した第１実施例を示したもので、複数、好ましく
は４本以上、特に好ましくは10本以上の光ファイバーに
より、境界を明確に判別することはできないがレーザ導
光部Ｘおよびレーザ出射部Ｙが形成されている。

この構造を説明するにあたり、その製造方法から先に
説明した方がより明確になると考えられる。すなわち、
先ず第４図のように、必要本数のコア1Aおよびクラッド
1Bを有する原光ファイバー１、１…を用意する。次い
で、基端側Ｘをランダムに撚る。このランダムに撚った
状態で、その基部側Ｘをクラッドの溶融温度近傍、また
はその溶融温度より高くかつコア1Aの溶融温度より低い
温度に昇温させ、クラッド1Bを溶融させ、当初のクラッ
ド1B、1B…群から変成して、第５図のように、一体化さ
れたクラッド10Bとし、このクラッド10B中に撚ったコア
1A、1A…群を内包させる。

他方、先端側Ｙにおいては、各原光ファイバー1,1…
を撚ることなく平行に基端側より粗な状態で配列し、溶
融しているレーザ光が透過可能なクラッド材料中にある
深さまで浸漬する。これにより、そのクラッド材料の温
度により、各光ファイバー１、１…のクラッド1B、1B…
を溶融させ、クラッド1Bをクラッド材料と一体化させ
る。

この場合におけるクラッド材料の昇温温度としては、
コア1Aを構成する溶融温度より低くし、クラッド1Bの溶
融温度と同一か高い温度とする。また、材質的には、ク
ラッド1Bとクラッド材料とは同一系列、たとえば同一の
石英または溶融点が異なる石英とすることができる。こ
の場合、コア1Aの材質も同一系列、たとえば石英とする
のが好ましい。

かくして、クラッド材料（溶融したクラッド1Bをも含
むが境界が明確でないため図示せず）10A中に多数のコ
ア1A、1A…が整列した出射体20が形成される。

出射体20の形状は、クラッド材料を収容する槽の形状
により定めることができる。第１図のような出射体20の
後部に細径部を有する場合、その細径に対応した内径を
有する蓋により形状を規制できる。

このように構成されたレーザ光照射装置においては、
レーザ発生器２からのレーザ光を入射レンズ３を通し
て、撚ったコア1A、1A…群の基端から入射する。レーザ
光はコア1A内を伝播し、その先端から出射し、さらに出
射体20のクラッド材料10A中を通り、出射体20の先端か
ら対象組織Ｍに照射される。

この場合において、撚ったコア1A、1A…群の基端から
レーザ光を入射するとき、カールシアン分布を示すけれ
ども、コア1A、1A…の撚りにより、たとえば中心部に位
置していたコア1Aが出射体20中においては周辺部に、周
辺部に位置していたコア1Aが中心部にそれぞれ位置する
など、ランダム化されるので、結果的に出射体20からは
第１図のように、均一な出力分布を示すようになる。

上記出射体20の先端面は裸になっているが、第２図の
仮想線で示すように、先端の出射面に後述の表面層21ま
たは散乱層を形成できる。先端面が裸の場合、主に組織
の凝固用または加温用に用いられるが、表面層21が形成
されている場合には、主に組織の蒸散用に用いられる。

なお、上記レーザ導光部Ｘはプラスチックなどの保護
チューブ４により被覆することができる。

本発明は種々の形状の出射体を含む。たとえば、第６
図のように、先端がフラット化された円柱状出射体20
A、第７図および第８図のようにナイフ状の偏平出射体2
0B、第９図のように鎌状の偏平出射体20C、第14図〜第1
7図のように、鋏状の出射体20D、第18図〜第21図のよう
にノミ状の出射体20Eなどを挙げることができる。

第６図の出射体20Aは、第１図の出射体20と同様に組
織の凝固または加温用、あるいは蒸散用に用いられる。

第７図および第８図の出射体20Bは、光ファイバーの
コアをほぼ直線的に配列したもので、外科用として組織
の蒸散または切開に用いられる。そのナイフ面（第８図
のテーパ面）に前記表面層を形成してもよい。5Aはハン
ドルである。

第９図の出射体20Cも主に外科用として蒸散または切
開用に用いられる。

第14図の出射体20Dは、対となり対向しており、突起
組織に対して、出射体20D,20Dを挟むようにして配置
し、その出射面形状が第15図のようにフラットで裸面で
あるとき、主に凝固用に、第16図のようにラウンドでそ
の出射表面に後述の表面層を有するとき、主に蒸散用
に、第17図のように先鋭でそのテーパ面に表面層を有す
るとき、主に切開用にそれぞれ用いることができる。5C
は復元機能を有する握持ハンドルである。

第18図〜第21図のノミ状出射体20Eは、その軸心方向
に押すことで管腔内の腫瘍を切除する場合などに用いら
れる。

一方、第22図例は、主にアンジオプラスティーに用い
られるもので、出射体20Fとして、リング状に形成する
とともに、先端周囲にアール部を形成し、血管内に挿入
し押し進めるとき血管内壁に対する抵抗を少なくするよ
うにしてある。この出射体20Fも基本的に上述の製造法
に従って製造できる。ただし、この場合、レーザ光導光
部をたとえば全体本数を４分割してレーザ発生器に光学
的に接続できる。30は可撓性材料たとえば４弗化エチレ
ン樹脂などのプラスチックからなる本体管で、出射体20
Fと金属性ホルダー31により連結されている。

各レーザ導光部は本体管30の基部の導入孔30aから導
入され、先端部がホルダー31により保持され、かつそれ
より基端側がプラスチックホルダー管32により保持され
ている。

一方、出射体20Fの中心には、貫通する透孔21が形成
されており、この透孔21は、ホルダー31およびホルダー
管32の内部透孔に連通している。また、本体管30の後部
を突き破って、導管33が設けられ、その導管33の先端は
ホルダー管32に挿嵌されている。導管33内にはガイドワ
イヤー34が挿通され、さらにガイドワイヤー34は、ホル
ダー管32、ホルダー31の内部を通り、出射体20Fの透孔2
1を通って、前方に突出している。ガイドワイヤー34の
基部側は４弗化エチレン樹脂などのプラスチック被覆34
aにより被覆され、先端部は緩く先細となり、先端は球
形とされ、先端部全体が金メッキ34bされている。

このように構成されたレーザ光照射装置においては、
まず体外で、ガイドワイヤー34を装置内部に貫通させ
る。次いで、ガイドワイヤー34を対象の血管BV内に挿入
する。その際、ガイドワイヤー34の先端を焼灼対象の狭
窄部ｍより手前まで挿入する。

その後、装置をガイドワイヤー34をガイドとしながら
血管BV内に挿入し、出射体20Fの前面が狭窄部ｍに近接
した位置で停止する。この状態でレーザ光を各光ファイ
バーのコア1Aに導入し、その出射体20Fの表面先端から
レーザ光を出射し、狭窄部ｍにレーザ光を照射する。

レーザ光の照射により、狭窄部ｍは焼灼され、血管内
が開口される。かかる開口に際して、必要により、公知
のバルーンを用いてその外部から与えるエアまたは液体
圧により狭窄部ｍを圧壊することを併用できる。

第22図のように、この例では、出射体20Fの周辺部か
らレーザ光が出射されるので、血管BVの内壁の狭窄部ｍ
に対して効果的に照射され、小さいレーザ光パワーによ
っても焼灼が可能である。

レーザ光の照射に伴って、ガイドワイヤー34の突出部
分にレーザ光が照射されるが、その先端部表面は金メッ
キ34bにより被覆されているので、損傷が防止される。

第22図例の装置は、温熱療法にも有効に適用できる。
すなわち、第23図のように、透孔21を介して先端に熱電
対35aを有する温度検出導線35を癌組織Ｍ表面に接触さ
せるまたはその組織Ｍ中に穿刺し、かつ出射体20Fをそ
の組織Ｍ表面に接触させた状態で、組織Ｍに対して低い
レーザ光量をもって照射する。その際、組織温度が約42
〜44℃になるように、照射レーザ光量をコントロールす
る。

上記各例においては、出射体を形成する材料として石
英などのセラミックを用いているが、たとえば、第24図
および第25図に示すように、プラスチック製出射体20G
も用いることができる。この出射体20Gは、スリーブ部4
1Aを有する金属製ホルダー41を介して４弗化エチレン樹
脂などからなる可撓性保護管42に連結されている。

このホルダー41および保護管42内部のプラスチック保
持管43に複数たとえば６本の光ファイバー40が中心軸周
りに保持されている。各光ファイバー40は、図示しない
レーザ光の発生装置に光学的に接続されており、ホルダ
ー41および出射体20Gを貫通する先端に熱電対35aを有す
る温度検出導線35は、図示しない温度測定器に接続さ
れ、温度検出結果に基づいて、レーザ光発生器から光フ
ァイバー40へのレーザ光の入射パワーをコントロール可
能となっている。このコントロールに際しては、たとえ
ばレーザ光発生器と光ファイバー40の基端との間に設け
られるいわゆるＱスイッチの開閉時間を調節することで
行われる。

出射体20Gは、その先端周囲が丸くなっているととも
に、基端側の半径がホルダー41の厚み分小さくなってい
る他はほぼ円柱形をなしている。そして、出射体20Gの
基端側がホルダー41のスリーブ部41A内に嵌合してい
る。この嵌合とともに、必要により、出射体20G外面の
段部とスリーブ部41Aの先端とを接着剤などにより固定
の強化を図ることができる。

他方、出射体20Gのホルダー41への嵌合面、実施例で
は、本体部の前面とスリーブ部41Aの内周面にレーザ光
の反射層44が形成されている。この反射層44としては、
耐熱性を確保するために金メッキ層とするのが特に好ま
しいが、材質的にアルミニウムなどでもよく、また層の
形成方法としてはメッキのほか、蒸着法なども採用でき
る。

さらに、前述の光ファイバー40の先端部は、出射体20
G内に埋設され、そのコア40a先端は直接出射体20Gに空
隙を持つことなく接触している。

かかる例における出射体20Gは、レーザ光を散乱させ
る散乱性粉を含有し、かつレーザ光が透過可能なプラス
チック材料からなる。このプラスチック材料としては、
シリコン樹脂、アクリル樹脂（特にメチルメタアクリレ
ート樹脂）、カーボネート樹脂、ポリアミド樹脂、ポリ
エチレン樹脂、ウレタン樹脂またはポリエステル樹脂な
どの合成樹脂、特に好ましくは熱可塑性合成樹脂を挙げ
ることができる。また、散乱性粉としては、レーザ光を
散乱させるものであるため、前記のプラスチック材料よ
りレーザ光の屈折率が高い材料が用いられ、この例とし
て人工または天然を問わず、ダイヤモンド、サファイ
ア、石英系材料、単結晶酸化ジルコニュウム、透光性耐
熱プラスチック（もちろん前記プラスチック材料とは別
種のもの）、レーザ光反射性金属（たとえば金やアルミ
ニウムなど）あるいはこれらの粉の表面を前記のレーザ
光反射性金属により被覆した複合材料の粉体を挙げるこ
とができる。

なお、必要により、散乱性粉とともに、レーザ光の吸
収性粉、たとえばカーボン、グラファイト、酸化鉄、酸
化マンガンなどを混入させて、プローブ中を散乱しなが
ら出射する際、レーザ光をこの吸収性粉に衝突させ熱エ
ネルギーに変換させ、加熱効果を高めることができる。

上記出射体20Gは、たとえば前記の散乱性粉をプラス
チック材料溶融状態で分散させ、所望の形状に成形する
ことで得ることができる。その際、第24図のように、光
ファイバー40の先端を埋設する場合や、温度検出導線35
の途中を一体化させる場合には、たとえばホルダー41を
一つの型として、光ファイバー40および温度検出導線35
をホルダー41の本体部から突出させた状態で、流し込み
成形することによって容易に得ることができる。

かかる例におけるレーザ光の照射装置においては、た
とえば、本装置を外科的に、または内科的に内視鏡とと
もに人体内の対象部位まで挿入した状態で、レーザ光を
その発生器から発生させる。このレーザ光発生器からの
レーザ光は、各光ファイバー40の基端に入射され、光フ
ァイバー40内を伝播し、そのコア40a先端面から出射す
る。出射したレーザ光は、出射体20G内に直接入射し、
その外表面から出射する過程で、散乱性粉に当たり屈折
を繰り返す。したがって、第24図のように、レーザ光が
屈折を繰り返しながら、出射体20Gの外表面からほぼ均
一に組織に向かって出射する。また、その際、第24図に
示すように、ホルダー41の内面に到ったレーザ光は、反
射層44において反射し、金属製ホルダー41の発熱や破損
を防止するとともに、レーザ光を前方へと導く。

かかるレーザ光の照射により、前述例と同様に出射体
20G前面を癌組織Ｍに接触させるとともに、温度検出導
線35の出射体20G前面より突出した先端部を組織Ｍ中に
穿刺し、その熱電対35aからの組織温度を検出しなが
ら、前述のように、光ファイバー40への入射パワー、換
言すれば出射体20G表面からの出射パワーを調節しなが
ら、癌組織Ｍの温度を約42〜44℃にコントロールし、癌
細胞を壊死させることができる。

また、第24図例などの変形として、光ファイバーのフ
ラット管をも含めて出射体20G中に埋設することもでき
る。

なお、温度検出導線35にはレーザ光が照射される。し
たがって、前述のガイドワイヤーの場合と同様に、導線
35の発熱や破損を防止するために、レーザ光の反射層、
たとえば金メッキ層やチタンコーティイング層を導線35
の表面に被覆するのが好ましい。

第26図はさらに態様を異にする実施例を示したもの
で、組織の表面でなく、人体の管腔内部の治療に有効な
例である。

50は光ファイバーで、その先端部はコア50Aがクラッ
ド50Bが破断されていることで露出しているとともに、
露出部の先端が先細となっている。コア50A部分のほぼ
全体の外表面はレーザ光の散乱層が形成されている。図
面上、この散乱層の形成個所を小点で示してある。散乱
層としては、シリカなどのセラミック粉を、その溶融温
度近傍にまで昇温し、そのセラミック粉が完全に溶融し
て均一な層となる前に冷却して、当初の粉形状ではない
が、一部溶融して異なる粉形状をなしている状態の層と
することができる。この散乱層の存在によって、コア50
Aの外表面からレーザ光が出射するとき、変形セラミッ
ク粉において屈折して散乱するようになる。

一方、この散乱層を表面に有する各コア50Aを包んで
細長い出射体20Hが設けられている。この出射体20Hは、
第24図例と同様に、散乱性粉を含有するプラスチック材
料からなる。

52は外面が金メッキされた温度検出導線で、その先端
は出射体20Hの後端近くに位置している。この温度検出
導線52および光ファイバー50は可撓性シース53により包
囲されている。このシース53は、ポリエチレン、ウレタ
ンなどのプラスチックやシリコンゴムなどからなる。ま
たこのシース53は、溶融成形により温度検出導線52、光
ファイバー50および出射体20Hと一体化されている。

この実施例の照射装置を使用する場合、第26図のよう
に、組織Ｍたとえば肝臓組織中に、ガイド管54ととも
に、いわゆるパンクチャーニードル55を穿刺し、その後
パンクチャーニードル55のみを引き抜き、代わりに当該
照射装置の先端部をガイド管54を案内としながら組織Ｍ
中に挿入する。

次いで、レーザ光を光ファイバー50に入射してその先
端のコア50Aから出射し、その際散乱層において散乱さ
せながら出射体20Hに入射しその内部の散乱性粉におい
て散乱を繰り返しながら出射体20H外面からほぼ均一に
レーザ光を出射し、肝臓癌の局所温熱療法に用いる。脳
の悪性腫瘍や乳癌にも用いることができる。

ところで、前記散乱層を形成するための、散乱性粉と
しては、基本的に前述の出射体20G中に混入する散乱性
粉と同様のものを用いることができるが、膜形成性の欠
けるものは好ましくない。一般的にはセラミック粉が用
いられる。

本発明において、場合により、前記各種出射体表面、
あるいはコア50Aの表面の前記散乱層の表面に以下のよ
うな散乱効果を高めるための表面層を形成してもよい。

すなわち、出射体の表面に、その出射体形成材質、つ
まり当該セラミックまたはプラスチック材質より屈折率
が高いサファイヤ、シリカまたはアルミナ等の光散乱
粉、ならびに前述のようにプローブ中に混入させること
も可能なカーボン等のレーザ光の吸収性粉を含有し、か
つ造膜のためのバインダーにより表面層を形成するもの
である。

かかる光散乱粉によりレーザ光の散乱を行わせ、また
レーザ光を吸収性粉に当てることによって当った大部分
のレーザ光のエネルギーを光吸収性粉によって熱エネル
ギーに変換させるものである。

これによって、組織の蒸散割合が多くなり、出射体へ
のレーザ光の入射エネルギーが小さくとも、切開を容易
に行うことができる。したがって、出射体を高速に動か
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、出射体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、プローブの表面にたとえば
塗布したとしても、液が蒸発した後は、両粉がプローブ
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、表面層を有する出射体が組織と接触したり、他の
物体に当ったときは、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
を高めることができる。この場合、バインダーとしては
プラスチック粉や石英などのセラミック粉等の光の透過
性粉を用いるのが好ましい。造膜に際しては、バインダ
ーとしてのプラスチック粉を溶融するか、プローブの融
点より高いセラミック粉を用いる場合にはプローブ表面
を溶融することで可能である。

他方、バインダーを用いなくとも強固な付着は可能で
ある。たとえば、吸収性粉および光散乱粉を揮発性液体
たとえばアルコール中に分散させた液中に、前記の出射
体を浸漬した後、その液から引上げ、少なくとも表面を
光散乱粉の融点近くの温度に加熱し、その表面のみを一
部溶融させ、光散乱粉相互を溶融接着し、かつ出射体表
面に溶融付着させるとともに、各光散乱粉間に吸収性粉
を閉じ込めることで表面層を形成できる。

さらに、プローブ表面に凹凸を形成する、またはこの
凹凸表面に対して前記表面層を形成することも、その凹
凸部分でレーザ光が散乱するので、レーザ光の均一照射
により効果的である。必要ならば、前記コア50Aに凹凸
を形成し、かつその凹凸面に前記の散乱層を形成しても
よい。

なお、本発明における光ファイバーの径について限定
されるものではないが、10本以上埋設する場合には、10
〜200μｍ、特に10〜100μｍ程度の細径のものが好まし
い。

〔発明の効果〕

以上の通り、本発明によれば、組織に対して均一かつ
必要により広範囲にレーザ光を照射できるとともに、照
射装置として小型化を達成でき、さらにガイドワイヤー
や温度検出導線をプローブと同軸化できる。しかも、レ
ーザ光のパワーロスがきわめて少なくなり、冷却媒体の
供給が不用となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る第１実施例の照射装置の縦断面
図、第２図はその要部拡大断面図、第３図はIII−III線
矢視図、第４図は上記装置を形成する予備処理段階の正
面図、第５図は成形後のレーザ導光部の縦断面図、第６
図および第７図はそれぞれ態様を異にする出射体の要部
縦断面図、第８図はそのVIII−VIII線矢視図、第９図は
別の出射体の要部縦断面図、第10図〜第13図は第９図の
各位置の矢視図、第14図はハサミ状装置例の縦断面図、
第15図〜第17図は第14図のＣ−Ｃ線位置の種々の形態例
の断面図、第18図はノミ状出射体の平面図、第19図はXI
X−XIX線矢視図、第20図は正面図、第21図は側面図、第
22図はアンジオプラスティー用の装置例の縦断面図、第
23図は温熱療法の適用例の縦断面図、第24図は他の例の
縦断面図、第25図はXXV−XXV線矢視図、第26図は別の例
の縦断面図、第27図はそれを用いる場合の予備穿孔状態
図、第28図は一つのプローブを用いた場合における出力
分布図、第29図は参考例の狭窄部を有する血管の治療状
況縦断面図である。 １…原光ファイバー、1A…コア、1B…クラッド、２…レ
ーザ発生器、10A…クラッド材料、10B…クラッド、20、
20A〜20H…出射体、21…透孔、34…ガイドワイヤー、35
…温度検出導線、35a…熱電対、40、50…光ファイバ
ー、40a、50A…コア、BV…血管、ｍ…狭窄部。

Claims (9)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】レーザ光発生器からのレーザ光を伝播する
   複数の光ファイバーと、少なくともその先端がコアとし
   て露出し、これらの各コア部がクラッド材料により一体
   的に被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体と
   されていることを特徴とするレーザ光の照射装置。
2. 【請求項２】各コア中心軸がこれと交差する面上におい
   て２次元的に分散位置して配設されており、レーザ光が
   出射体から面状に出射するよう構成されている請求項１
   記載の装置。
3. 【請求項３】各コア中心がこれと交差する面上において
   実質的に線状に並んでいる請求項１記載の装置。
4. 【請求項４】出射体の少なくとも出射部近傍は偏平であ
   る請求項３記載の装置。
5. 【請求項５】クラッド材料はレーザ光が透過可能なプラ
   スチック材料からなり、かつレーザ光を散乱させる散乱
   性粉を有する請求項１記載の装置。
6. 【請求項６】出射体の少なくとも有効出射部分の外面
   に、レーザ光の吸収性粉と、前記クラッド材料より屈折
   率が高い光散乱粉とを有した表面層が形成されている請
   求項１記載の装置。
7. 【請求項７】吸収性粉および光散乱粉はレーザ光の透過
   材料をバインダーとして層が形成されている請求項６記
   載の装置。
8. 【請求項８】レーザ光発生器からのレーザ光を伝播する
   ４本以上の光ファイバーと、少なくともその先端がコア
   として露出し、これらの各コア部がクラッド材料により
   一体的に被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射
   体とされ、前記各光ファイバーの基端側は光ファイバー
   の先端の配列状態とは異なる状態に配列されていること
   を特徴とするレーザ光の照射装置。
9. 【請求項９】光ファイバーの基端側が撚られまたはねじ
   られている請求項８記載の装置。