JP2896908B2 - 医療用レーザ装置 - Google Patents
医療用レーザ装置Info
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- JP2896908B2 JP2896908B2 JP1309280A JP30928089A JP2896908B2 JP 2896908 B2 JP2896908 B2 JP 2896908B2 JP 1309280 A JP1309280 A JP 1309280A JP 30928089 A JP30928089 A JP 30928089A JP 2896908 B2 JP2896908 B2 JP 2896908B2
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- laser light
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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、医療用レーザ装置に関し、特に、基本波周
波数をもつ基本波レーザ光と基本波周波数の整数倍の周
波数である高調波周波数をもつ高調波レーザ光との２種
類のレーザ光を使用して被照射体の切開及び止血を行う
医療用レーザ装置に関する。
波数をもつ基本波レーザ光と基本波周波数の整数倍の周
波数である高調波周波数をもつ高調波レーザ光との２種
類のレーザ光を使用して被照射体の切開及び止血を行う
医療用レーザ装置に関する。
医療分野におけるレーザの利用は旧くから行われてい
る。近年、レーザを医療用メスとして使用する利用方法
の進歩は目覚ましいものがある。これは、レーザ光が、
それが照射された患部（被照射体）を加熱・切断するだ
けでなく、加熱によって形成された周辺の変成層の出血
を止める効果をも有していることが、確認されたためで
ある。
る。近年、レーザを医療用メスとして使用する利用方法
の進歩は目覚ましいものがある。これは、レーザ光が、
それが照射された患部（被照射体）を加熱・切断するだ
けでなく、加熱によって形成された周辺の変成層の出血
を止める効果をも有していることが、確認されたためで
ある。
この目的に使用されるレーザとしては、CO2レーザ、E
r:YAGレーザ等の赤外線レーザが使用される。この赤外
線レーザは、そこから出射される赤外線レーザ光が、第
６図に示される通り、生体等の吸収が比較的高いため
に、切開用レーザとして使用される。また、アルゴンレ
ーザまたはNd:YAGレーザからのレーザ光を波長変換して
得られる第２高調波レーザ等の可視光レーザも使用され
る。可視光レーザは、その発振波長から、そこから出射
されるレーザ光の血液（ヘモグロビン）に対する吸収度
が、第７図に示される通り、比較的大きいために、主に
止血・凝固用レーザとして使用されてきた。ただし、こ
の波長帯付近（500nm付近）は、水に対する吸収度が低
いために、生体等の蒸散能力は低く、切開を行うには、
レーザ出力強度を強く・照射時間を長くする必要があ
る。このため、レーザ光の透過によって、治療を必要と
しない治療患部よりレーザ照射方向後方に位置する生体
を変成させるなどの弊害がある。
r:YAGレーザ等の赤外線レーザが使用される。この赤外
線レーザは、そこから出射される赤外線レーザ光が、第
６図に示される通り、生体等の吸収が比較的高いため
に、切開用レーザとして使用される。また、アルゴンレ
ーザまたはNd:YAGレーザからのレーザ光を波長変換して
得られる第２高調波レーザ等の可視光レーザも使用され
る。可視光レーザは、その発振波長から、そこから出射
されるレーザ光の血液（ヘモグロビン）に対する吸収度
が、第７図に示される通り、比較的大きいために、主に
止血・凝固用レーザとして使用されてきた。ただし、こ
の波長帯付近（500nm付近）は、水に対する吸収度が低
いために、生体等の蒸散能力は低く、切開を行うには、
レーザ出力強度を強く・照射時間を長くする必要があ
る。このため、レーザ光の透過によって、治療を必要と
しない治療患部よりレーザ照射方向後方に位置する生体
を変成させるなどの弊害がある。
最近では、これを解決するため、例えば、特開昭62−
254117号公報に開示されているように、切開作用を及ぼ
すレーザ光と止血・凝固作用を及ぼすレーザ光とをダイ
クロイックミキシングミラーで混合して、同時に被照射
体に照射する方法が提案されている。この方法により、
赤外線レーザによって生体等の切開、可視光レーザによ
って生体等の止血を行うことができる。
254117号公報に開示されているように、切開作用を及ぼ
すレーザ光と止血・凝固作用を及ぼすレーザ光とをダイ
クロイックミキシングミラーで混合して、同時に被照射
体に照射する方法が提案されている。この方法により、
赤外線レーザによって生体等の切開、可視光レーザによ
って生体等の止血を行うことができる。
しかしながら、レーザ治療する部位によっては、切開
能力と止血能力の割合を変える必要がある。例えば、毛
細血管が多い部分では切開能力よりも止血能力を大きく
する必要がある。そうでなく、血管が余りない部位で
は、切開能力に対して止血能力の割合を大きくする必要
はない。
能力と止血能力の割合を変える必要がある。例えば、毛
細血管が多い部分では切開能力よりも止血能力を大きく
する必要がある。そうでなく、血管が余りない部位で
は、切開能力に対して止血能力の割合を大きくする必要
はない。
しかしながら、従来の装置では、赤外線レーザ光の強
度と可視光レーザ光の強度を変更するためには、それぞ
れ、赤外線レーザと可視光レーザを別々に出力調整する
必要がある。そして、出力強度を変化させると、レーザ
の発振条件が変り、レーザ発振が不安定になる等の欠点
がある。
度と可視光レーザ光の強度を変更するためには、それぞ
れ、赤外線レーザと可視光レーザを別々に出力調整する
必要がある。そして、出力強度を変化させると、レーザ
の発振条件が変り、レーザ発振が不安定になる等の欠点
がある。
したがって、本発明の目的は、互いに異なる波長の２
つのレーザ光の光量比率を容易に変化させることが可能
な医療用レーザ装置を提供することにある。
つのレーザ光の光量比率を容易に変化させることが可能
な医療用レーザ装置を提供することにある。
本発明による医療用レーザ装置は、基本波周波数をも
つ基本波レーザ光と、前記基本波周波数の整数倍の周波
数である高調波周波数をもつ高調波レーザ光とを被照射
体へ照射することにより、前記被照射体に対して切開及
び止血を施す医療用レーザ装置に於いて、前記基本波レ
ーザ光を出射するレーザ光源と、前記基本波レーザ光か
ら前記高調波レーザ光への変換効率が可変の状態で、前
記基本波レーザ光を前記高調波レーザ光に変換し、前記
基本波レーザ光と前記高調波レーザ光とが混合されたレ
ーザ光を出力する変換手段と、前記混合されたレーザ光
を前記被照射体へ導く導光手段と、前記変換効率を可変
する可変手段とを有し、所望の治療に適した患部の切開
及び止血用途に応じて、可変手段により変換手段におけ
る変換効率を可変することにより、被照射体に照射され
る基本波レーザ光と高周波レーザ光の光量比率を可変す
ることを特徴とする。
つ基本波レーザ光と、前記基本波周波数の整数倍の周波
数である高調波周波数をもつ高調波レーザ光とを被照射
体へ照射することにより、前記被照射体に対して切開及
び止血を施す医療用レーザ装置に於いて、前記基本波レ
ーザ光を出射するレーザ光源と、前記基本波レーザ光か
ら前記高調波レーザ光への変換効率が可変の状態で、前
記基本波レーザ光を前記高調波レーザ光に変換し、前記
基本波レーザ光と前記高調波レーザ光とが混合されたレ
ーザ光を出力する変換手段と、前記混合されたレーザ光
を前記被照射体へ導く導光手段と、前記変換効率を可変
する可変手段とを有し、所望の治療に適した患部の切開
及び止血用途に応じて、可変手段により変換手段におけ
る変換効率を可変することにより、被照射体に照射され
る基本波レーザ光と高周波レーザ光の光量比率を可変す
ることを特徴とする。
本発明による医療用レーザ装置においては、基本波レ
ーザ光と高周波レーザ光とを使用する。基本波レーザ光
はレーザ光源から出射されるが、高調波レーザは、非線
形光学結晶などの変換手段により、基本波レーザ光を波
長変換することによって得られる。この変換手段の変換
効率を可変手段を用いて可変することにより、治療患部
に応じて切開・止血能力を適切に調整できる。
ーザ光と高周波レーザ光とを使用する。基本波レーザ光
はレーザ光源から出射されるが、高調波レーザは、非線
形光学結晶などの変換手段により、基本波レーザ光を波
長変換することによって得られる。この変換手段の変換
効率を可変手段を用いて可変することにより、治療患部
に応じて切開・止血能力を適切に調整できる。
以下、本発明の実施例について図面を参照して説明す
る。
る。
第１図を参照すると、本発明の一実施例による医療用
レーザ装置は、切開用赤外線レーザ光を出射するレーザ
発振器１を有する。本実施例では、レーザ発振器１とし
て、波長2.1μｍの直線偏光レーザ光を出射するＱスイ
ッチ付Ho:YAGレーザ発振器を用いている。
レーザ装置は、切開用赤外線レーザ光を出射するレーザ
発振器１を有する。本実施例では、レーザ発振器１とし
て、波長2.1μｍの直線偏光レーザ光を出射するＱスイ
ッチ付Ho:YAGレーザ発振器を用いている。
切開用赤外線レーザ光は、非線形光学結晶（KTP TYP
E II）からなる第１の波長変換器２に入射される。第１
の波長変換器２は、切開用赤外線レーザ光（基本波レー
ザ光）を波長1.05μｍのレーザ光（第２高調波レーザ
光）に変換する。ここで、第１の波長変換器２は、100
％ではない変換効率をもつことに注意されたい。従っ
て、第１の波長変換器２は、変換された波長1.05μｍの
レーザ光と変換されない波長2.1μｍのレーザ光の波長
の異なる２種類のレーザ光を出射する。
E II）からなる第１の波長変換器２に入射される。第１
の波長変換器２は、切開用赤外線レーザ光（基本波レー
ザ光）を波長1.05μｍのレーザ光（第２高調波レーザ
光）に変換する。ここで、第１の波長変換器２は、100
％ではない変換効率をもつことに注意されたい。従っ
て、第１の波長変換器２は、変換された波長1.05μｍの
レーザ光と変換されない波長2.1μｍのレーザ光の波長
の異なる２種類のレーザ光を出射する。
第１の波長変換器２から出射された波長1.05μｍと波
長2.1μｍのレーザ光は、第２の波長変換器3aと第２の
波長変換器3aを光軸の回りに回転する回転機構3bとを備
えた波長変換装置３に入射される。第２の波長変換器3a
は、第１の波長変換器２と同様に、非線形光学結晶（KT
P TYPE II）からなり、波長1.05μｍのレーザ光（第２
高周波レーザ光）を波長525nmのレーザ光（第４高調波
レーザ光）に変換する。回転機構3bは、第２の波長変換
器3aを回転することにより、波長1.05μｍのレーザ光の
偏光方向に対する第２の波長変換器3aのKTP結晶軸CA方
向を変化させ、位相整合条件を変えて、第２の波長変換
器3aから出射される波長525nmのレーザ光の発生率を変
化させる。回転機構3bによる第２の波長変換器3aの回転
は、コントローラ４によって制御される。従って、波長
変換装置３は、波長2.1μｍ、波長1.05μｍ及び波長525
nmの、互いに波長の異なる３種類のレーザ光を出射す
る。
長2.1μｍのレーザ光は、第２の波長変換器3aと第２の
波長変換器3aを光軸の回りに回転する回転機構3bとを備
えた波長変換装置３に入射される。第２の波長変換器3a
は、第１の波長変換器２と同様に、非線形光学結晶（KT
P TYPE II）からなり、波長1.05μｍのレーザ光（第２
高周波レーザ光）を波長525nmのレーザ光（第４高調波
レーザ光）に変換する。回転機構3bは、第２の波長変換
器3aを回転することにより、波長1.05μｍのレーザ光の
偏光方向に対する第２の波長変換器3aのKTP結晶軸CA方
向を変化させ、位相整合条件を変えて、第２の波長変換
器3aから出射される波長525nmのレーザ光の発生率を変
化させる。回転機構3bによる第２の波長変換器3aの回転
は、コントローラ４によって制御される。従って、波長
変換装置３は、波長2.1μｍ、波長1.05μｍ及び波長525
nmの、互いに波長の異なる３種類のレーザ光を出射す
る。
従って、第１の波長変換器２と波長変換装置３との組
合せは、波長2.1μｍのレーザ光（基本波レーザ光）か
ら波長525nmのレーザ光（第４高調波レーザ光）への変
換効率が可変の状態で、基本波レーザ光を第４高調波レ
ーザ光に変換し、基本波レーザ光と第４高調波レーザ光
とが混合されたレーザ光を出力する変換手段として働
く。
合せは、波長2.1μｍのレーザ光（基本波レーザ光）か
ら波長525nmのレーザ光（第４高調波レーザ光）への変
換効率が可変の状態で、基本波レーザ光を第４高調波レ
ーザ光に変換し、基本波レーザ光と第４高調波レーザ光
とが混合されたレーザ光を出力する変換手段として働
く。
この波長変換装置３から出射された波長2.1μｍ、波
長1.05μｍ及び波長525nmの３種類のレーザ光は、波長
選択性ミラー５に入射される。波長選択性ミラー５は、
波長1.05μｍのレーザ光を透過し、波長2.1μｍ及び波
長525nmのレーザ光を反射する。波長選択性ミラー５を
透過した波長1.05μｍのレーザ光は散乱吸収板６によっ
て散乱吸収される。一方、波長選択性ミラー５で反射さ
れた波長2.1μｍ及び波長525nmのレーザ光は、治療患部
に照射される。
長1.05μｍ及び波長525nmの３種類のレーザ光は、波長
選択性ミラー５に入射される。波長選択性ミラー５は、
波長1.05μｍのレーザ光を透過し、波長2.1μｍ及び波
長525nmのレーザ光を反射する。波長選択性ミラー５を
透過した波長1.05μｍのレーザ光は散乱吸収板６によっ
て散乱吸収される。一方、波長選択性ミラー５で反射さ
れた波長2.1μｍ及び波長525nmのレーザ光は、治療患部
に照射される。
第６図に示されるように、波長2.1μｍのレーザ光は
水の吸収度が高く、生体等の切開能力が非常に高いレー
ザ光である。従って、この波長2.1μｍのレーザ光を治
療患部に照射することによって切開を行うことができ
る。一方、波長2.1μｍのレーザ光を波長変換して得ら
れた波長525nmのレーザ光により止血を行うことができ
る。
水の吸収度が高く、生体等の切開能力が非常に高いレー
ザ光である。従って、この波長2.1μｍのレーザ光を治
療患部に照射することによって切開を行うことができ
る。一方、波長2.1μｍのレーザ光を波長変換して得ら
れた波長525nmのレーザ光により止血を行うことができ
る。
波長変換装置３の第２の波長変換器3aは、その位相整
合条件が最適になった場合に最大の波長変換率を示す。
本実施例では、波長変換率を変化するために角度位相整
合法を使用している。従って、基本波レーザ光である波
長2.1μｍのレーザ光を第１の波長変換器２により波長
変換して得られた波長1.05μｍのレーザ光の偏光方向と
第２の波長変換器3aのKTP結晶軸CA方向とのなす角度θ
を回転機構3bによって変化させ、位相整合条件を変えれ
ば、第２高調波レーザ光である波長525nmのレーザ光の
発生率が変化する。
合条件が最適になった場合に最大の波長変換率を示す。
本実施例では、波長変換率を変化するために角度位相整
合法を使用している。従って、基本波レーザ光である波
長2.1μｍのレーザ光を第１の波長変換器２により波長
変換して得られた波長1.05μｍのレーザ光の偏光方向と
第２の波長変換器3aのKTP結晶軸CA方向とのなす角度θ
を回転機構3bによって変化させ、位相整合条件を変えれ
ば、第２高調波レーザ光である波長525nmのレーザ光の
発生率が変化する。
第２図は、結晶回転角θと第４高周波レーザ光の光量
I1対第２高調波レーザ光の光量I0の比（I1/I0）の関係
を示している。結晶回転角θがθ１のときに比（I1/
I0）が最小値をもち、θ２のときに比（I1/I0）が最大
値をもつ。
I1対第２高調波レーザ光の光量I0の比（I1/I0）の関係
を示している。結晶回転角θがθ１のときに比（I1/
I0）が最小値をもち、θ２のときに比（I1/I0）が最大
値をもつ。
従って、止血能力を大きくしたい場合は、結晶回転角
θをθ２に設定して、波長1.05μｍから波長525nmへの
波長変換率を最大にすればよい。第２の波長変換器3aと
して使用しているKTP結晶は、TYPE IIであるため、KTP
結晶の常光軸と異常光軸の中間に波長1.05μｍのレーザ
光の偏光面が合うように、結晶回転角θがコントローラ
４によって調整される。
θをθ２に設定して、波長1.05μｍから波長525nmへの
波長変換率を最大にすればよい。第２の波長変換器3aと
して使用しているKTP結晶は、TYPE IIであるため、KTP
結晶の常光軸と異常光軸の中間に波長1.05μｍのレーザ
光の偏光面が合うように、結晶回転角θがコントローラ
４によって調整される。
逆に、止血能力があまり必要とされない場合は、結晶
回転角θをθ１に設定して、波長1.05μｍから波長525n
mへの波長変換率を落としていけばよい。この場合、KTP
結晶の常光軸と異常光軸の中間から波長1.05μｍのレー
ザ光の偏光面がずれるように、結晶回転角θがコントロ
ーラ４によって調整すればよい。これにより、波長2.1
μｍの切開用レーザ光と波長525nmの止血用レーザ光の
割合を制御し、治療患部に応じて照射されるレーザ光の
切開・止血能力を調整できる。
回転角θをθ１に設定して、波長1.05μｍから波長525n
mへの波長変換率を落としていけばよい。この場合、KTP
結晶の常光軸と異常光軸の中間から波長1.05μｍのレー
ザ光の偏光面がずれるように、結晶回転角θがコントロ
ーラ４によって調整すればよい。これにより、波長2.1
μｍの切開用レーザ光と波長525nmの止血用レーザ光の
割合を制御し、治療患部に応じて照射されるレーザ光の
切開・止血能力を調整できる。
上記実施例では、非線形光学結晶としてKTPを使用し
ているが、高調波発生のための非線形光学結晶はKTPに
限定されず、KDP、LiNdO3等の他の非線形光学結晶も使
用可能である。
ているが、高調波発生のための非線形光学結晶はKTPに
限定されず、KDP、LiNdO3等の他の非線形光学結晶も使
用可能である。
第３図を参照すると、波長変換装置３の回転機構3b
は、第２の波長変換器3aである非線形光学結晶を中心で
保持する回転板31と、この回転板31の内部円周上に取付
けられた回転板ギア32と、この回転板ギア32に連結され
たパルスモータギア33と、このパルスモータギア33を回
転するためのパルスモータ34とを有する。パルスモータ
34の回転は、コントローラ４（第１図）から供給される
制御信号によって制御される。このように、パルスモー
タギア33は、コントローラ４の制御のもとで、パルスモ
ータ34の回転を回転板ギア32に伝達し、回転板31を回転
させる役割をもっている。従って、コントローラ４によ
って結晶回転角θが制御される。
は、第２の波長変換器3aである非線形光学結晶を中心で
保持する回転板31と、この回転板31の内部円周上に取付
けられた回転板ギア32と、この回転板ギア32に連結され
たパルスモータギア33と、このパルスモータギア33を回
転するためのパルスモータ34とを有する。パルスモータ
34の回転は、コントローラ４（第１図）から供給される
制御信号によって制御される。このように、パルスモー
タギア33は、コントローラ４の制御のもとで、パルスモ
ータ34の回転を回転板ギア32に伝達し、回転板31を回転
させる役割をもっている。従って、コントローラ４によ
って結晶回転角θが制御される。
第３図に示された波長変換装置３の代わりに、非線形
光学結晶を固定して設置し、これの前段に、第３図の第
２の波長変換器3aの代わりにλ/2板を固定したものを設
置してもよい。この場合、λ/2板を回転することによ
り、波長1.05μｍのレーザ光の偏光面方向を変化させる 第４図を参照すると、別の波長変換装置３′は、上に
非線形光学結晶3aを固定するゴニオステージ25と、この
ゴニオステージ35をコントローラ４の制御によって揺動
するパルスモータ34とを備えている。この波長変換装置
３′は、ゴニオステージ35を揺動することによって、非
線形光学結晶3aの結晶軸CAとレーザ光の進行軸の仰角
θ′を変化させ、非線形光学結晶3aの波長変換効率を可
変する。
光学結晶を固定して設置し、これの前段に、第３図の第
２の波長変換器3aの代わりにλ/2板を固定したものを設
置してもよい。この場合、λ/2板を回転することによ
り、波長1.05μｍのレーザ光の偏光面方向を変化させる 第４図を参照すると、別の波長変換装置３′は、上に
非線形光学結晶3aを固定するゴニオステージ25と、この
ゴニオステージ35をコントローラ４の制御によって揺動
するパルスモータ34とを備えている。この波長変換装置
３′は、ゴニオステージ35を揺動することによって、非
線形光学結晶3aの結晶軸CAとレーザ光の進行軸の仰角
θ′を変化させ、非線形光学結晶3aの波長変換効率を可
変する。
第５図を参照すると、さらに他の波長変換装置３″
は、非線形光学結晶3aを保持するヒータ内蔵ホルダ36
と、ホルダ36に内蔵されたヒータ（図示せず）に電力を
供給するヒータ電源37と、ヒータに流す電流を制御する
ためのヒータ制御用抵抗38とを有している。この波長変
換装置３″は、ヒータに流す電流を調整して、非線形光
学結晶3aの温度を変化させ、非線形光学結晶3aの波長変
換率を可変する。従って、この波長変換装置３″は、温
度位相整合によって波長変換効率を変える装置である。
これに対し、第３図及び第４図に示された波長変換装置
３及び３′の各々は、角度位相整合によって波長変換効
率を変える装置であるといえる。
は、非線形光学結晶3aを保持するヒータ内蔵ホルダ36
と、ホルダ36に内蔵されたヒータ（図示せず）に電力を
供給するヒータ電源37と、ヒータに流す電流を制御する
ためのヒータ制御用抵抗38とを有している。この波長変
換装置３″は、ヒータに流す電流を調整して、非線形光
学結晶3aの温度を変化させ、非線形光学結晶3aの波長変
換率を可変する。従って、この波長変換装置３″は、温
度位相整合によって波長変換効率を変える装置である。
これに対し、第３図及び第４図に示された波長変換装置
３及び３′の各々は、角度位相整合によって波長変換効
率を変える装置であるといえる。
上述した実施例では、レーザ光を治療患部に伝送する
手段として、波長選択性ミラー５を使用し、レーザ光を
直接治療患部に照射しているが、光ファイバなどの他の
伝送手段を使用してもよい。また、患部へのレーザ照射
においては、レンズを使用した集光によってもよいし、
光ファイバから出射されたレーザ光を直接患部に照射し
てもよい。また、ハンドピースなどを使用してもよい。
手段として、波長選択性ミラー５を使用し、レーザ光を
直接治療患部に照射しているが、光ファイバなどの他の
伝送手段を使用してもよい。また、患部へのレーザ照射
においては、レンズを使用した集光によってもよいし、
光ファイバから出射されたレーザ光を直接患部に照射し
てもよい。また、ハンドピースなどを使用してもよい。
なお、本実施例では、切開用赤外線レーザ光を出射す
るレーザ発振器としてHo:YAGレーザ発振器を使用してい
るが、波長変換することで発生する高調波レーザ光が、
第７図に示されるように、血液に対する吸収度が大きい
波長となるような、他のレーザ発振器も使用できる。ま
た、本実施例では、基本波レーザ光を切開用レーザ光と
し、高調波レーザ光を止血用レーザ光としたが、逆に、
基本波レーザ光を止血用レーザ光とし、高調波レーザ光
を切開用レーザ光としてもよい。一例として、波長514n
mのアルゴンレーザ光を基本波レーザ光として使用し、
これを波長変換して得られる257nmのレーザ光を高調波
レーザ光として使用する。この場合、アルゴンレーザ光
は、第７図に示されるように、この発振波長から止血能
力が高く、その２倍の周波数をもつ257nmのレーザ光
は、生態組織分子の吸収から非炭化切開が可能である。
るレーザ発振器としてHo:YAGレーザ発振器を使用してい
るが、波長変換することで発生する高調波レーザ光が、
第７図に示されるように、血液に対する吸収度が大きい
波長となるような、他のレーザ発振器も使用できる。ま
た、本実施例では、基本波レーザ光を切開用レーザ光と
し、高調波レーザ光を止血用レーザ光としたが、逆に、
基本波レーザ光を止血用レーザ光とし、高調波レーザ光
を切開用レーザ光としてもよい。一例として、波長514n
mのアルゴンレーザ光を基本波レーザ光として使用し、
これを波長変換して得られる257nmのレーザ光を高調波
レーザ光として使用する。この場合、アルゴンレーザ光
は、第７図に示されるように、この発振波長から止血能
力が高く、その２倍の周波数をもつ257nmのレーザ光
は、生態組織分子の吸収から非炭化切開が可能である。
以上の説明で明らかなように、本発明によれば、切開
能力と止血能力を容易に調整することが可能な医療用レ
ーザ装置を提供することが可能となった。
能力と止血能力を容易に調整することが可能な医療用レ
ーザ装置を提供することが可能となった。
第１図は本発明の一実施例による医療用レーザ装置の構
成を示す概略斜視図、第２図は結晶回転角θと第４高調
波レーザ光の光量I1対第２高調波レーザ光の光量I0の比
（I1/I0）の関係を示す図、第３図は第１図に使用され
る波長変換装置の構成を示す一部断面正面図、第４図は
他の波長変換装置の構成を示す斜視図、第５図はさらに
他の波長変換装置の構成を示す回路・斜視図、第６図は
水の光吸収波長特性を示す図、第７図は血液の光吸収波
長特性を示す図である。 １……レーザ発振器、２……波長変換器（非線形光学結
晶）、3,3′,3″……波長変換装置、3a……波長変換器
（非線形光学結晶）、3b……回転機構、４……コントロ
ーラ、５……波長選択性ミラー、６……散乱吸収板。
成を示す概略斜視図、第２図は結晶回転角θと第４高調
波レーザ光の光量I1対第２高調波レーザ光の光量I0の比
（I1/I0）の関係を示す図、第３図は第１図に使用され
る波長変換装置の構成を示す一部断面正面図、第４図は
他の波長変換装置の構成を示す斜視図、第５図はさらに
他の波長変換装置の構成を示す回路・斜視図、第６図は
水の光吸収波長特性を示す図、第７図は血液の光吸収波
長特性を示す図である。 １……レーザ発振器、２……波長変換器（非線形光学結
晶）、3,3′,3″……波長変換装置、3a……波長変換器
（非線形光学結晶）、3b……回転機構、４……コントロ
ーラ、５……波長選択性ミラー、６……散乱吸収板。
Claims (1)
- 【請求項１】基本波周波数をもつ基本波レーザ光と、前
記基本波周波数の整数倍の周波数である高調波周波数を
もつ高調波レーザ光とを被照射体へ照射することによ
り、前記被照射体に対して切開及び止血を施す医療用レ
ーザ装置に於いて、前記基本波レーザ光を出射するレー
ザ光源と、前記基本波レーザ光から前記高調波レーザ光
への変換効率が可変の状態で、前記基本波レーザ光を前
記高調波レーザ光に変換し、前記基本波レーザ光と前記
高調波レーザ光とが混合されたレーザ光を出力する変換
手段と、前記混合されたレーザ光を前記被照射体へ導く
導光手段と、前記変換効率を可変する可変手段とを有す
る医療用レーザ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1309280A JP2896908B2 (ja) | 1989-11-30 | 1989-11-30 | 医療用レーザ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1309280A JP2896908B2 (ja) | 1989-11-30 | 1989-11-30 | 医療用レーザ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03170146A JPH03170146A (ja) | 1991-07-23 |
| JP2896908B2 true JP2896908B2 (ja) | 1999-05-31 |
Family
ID=17991101
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1309280A Expired - Lifetime JP2896908B2 (ja) | 1989-11-30 | 1989-11-30 | 医療用レーザ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2896908B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5072015B2 (ja) * | 2006-12-13 | 2012-11-14 | 株式会社リコー | レーザ装置、光走査装置、画像形成装置及び表示装置 |
| RU2009141140A (ru) * | 2009-11-09 | 2011-05-20 | Олег Викторович Кузьмин (RU) | Хирургическая лазерная система |
| CN114404038A (zh) * | 2022-01-24 | 2022-04-29 | 吉林大学中日联谊医院 | 基于双波长的激光耦合模块 |
-
1989
- 1989-11-30 JP JP1309280A patent/JP2896908B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03170146A (ja) | 1991-07-23 |
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Legal Events
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