JP3148216B2 - レーザ光照射による治療装置 - Google Patents
レーザ光照射による治療装置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、レーザ光出射プローブ、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
どのレーザ光出射プローブとその製造方法に関する。
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
どのレーザ光出射プローブ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
対象組織から離間した状態で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、動物組織にレーザ光を照射すること
が行われている。
対象組織から離間した状態で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、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。
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て、組織を切開する
場合、組織の一表面がわから複数回切開線をなぞりなが
ら切開する必要がある、また、血管を切断する場合、そ
の血管が細い場合には、レーザ光の照射により血管の照
射部位が凝固するために出血があまり生じないけれど
も、通常1.5mm以上の太い血管の場合には、 出血を防止するために、切断個所の両側を予め手術用糸
にて縫う（結殺）することを要する。
場合、組織の一表面がわから複数回切開線をなぞりなが
ら切開する必要がある、また、血管を切断する場合、そ
の血管が細い場合には、レーザ光の照射により血管の照
射部位が凝固するために出血があまり生じないけれど
も、通常1.5mm以上の太い血管の場合には、 出血を防止するために、切断個所の両側を予め手術用糸
にて縫う（結殺）することを要する。
このように、一つの導光プローブを用いる限り、太い
血管の切断に際しては、その都度、血管の切断個所の両
側を結殺することを要し、手術の迅速性に支障となる。
さらに、根本的に問題なのは、手術後、回復した場合、
縫合糸として生体に融合するものも開発されているが、
縫合糸と生体組織との融合が十分でない場合には、再度
開腹して縫合糸を抜糸する必要があり、患者に多大な負
担がかかる。
血管の切断に際しては、その都度、血管の切断個所の両
側を結殺することを要し、手術の迅速性に支障となる。
さらに、根本的に問題なのは、手術後、回復した場合、
縫合糸として生体に融合するものも開発されているが、
縫合糸と生体組織との融合が十分でない場合には、再度
開腹して縫合糸を抜糸する必要があり、患者に多大な負
担がかかる。
また、肝臓などの出血性の高い臓器に対して切開しよ
うとする場合には、出血を最小限に抑えるために、同じ
切開線に沿って何回もなぞりながら、徐々に切開せねば
ならずきわめて手術に手間がかかり、また注意を要する
ものであった。
うとする場合には、出血を最小限に抑えるために、同じ
切開線に沿って何回もなぞりながら、徐々に切開せねば
ならずきわめて手術に手間がかかり、また注意を要する
ものであった。
しかも、ある組織を切開や切断するとき、複数回に分
けてレーザ光の照射を行うとしても、一部が既に切開さ
れ、残部が未切開であるような場合、最終切開段階で
は、その組織の背後にある組織に対しても、誤ってレー
ザ光の照射を行ってしまうことを避けがたい。
けてレーザ光の照射を行うとしても、一部が既に切開さ
れ、残部が未切開であるような場合、最終切開段階で
は、その組織の背後にある組織に対しても、誤ってレー
ザ光の照射を行ってしまうことを避けがたい。
一方、突起腫瘍の場合、その周囲に環状高周波スネア
ーを配置して、腫瘍の首部からその腫瘍を切断すること
が知られている。しかし、これでは止血性が悪く、また
生理食塩水を用いた場合、電気的ショックが生じ、また
患部近くに火傷を生じ無用な組織に対する損傷を与える
ことになる。
ーを配置して、腫瘍の首部からその腫瘍を切断すること
が知られている。しかし、これでは止血性が悪く、また
生理食塩水を用いた場合、電気的ショックが生じ、また
患部近くに火傷を生じ無用な組織に対する損傷を与える
ことになる。
そこで本発明の主たる課題は、一回の操作により、組
織の切断や切開を行うことができること、また止血性が
高いこと、対象組織のみの切断または切開を行うように
できるようにすること、血管の場合、結殺なしで切開が
できるようにすること、もって手術時間の短縮を図るこ
とにある。
織の切断や切開を行うことができること、また止血性が
高いこと、対象組織のみの切断または切開を行うように
できるようにすること、血管の場合、結殺なしで切開が
できるようにすること、もって手術時間の短縮を図るこ
とにある。
上記課題に対する第１の態様は、レーザ光の発生装置
と、レーザ光の導光プローブと、前記発生装置からのレ
ーザ光を前記導光プローブに入射させるレーザ光の伝達
系とを備えた治療装置において、 前記導光プローブは対向配置の２つの導光プローブを
有し、これら２つの導光プローブのレーザ光の出射部分
は施術者の操作により相対的に接離自在とされ、前記導
光プローブにレーザ光の伝達系を介してレーザ光がそれ
ぞれ入射され、前記各導光プローブの出射部分間に治療
対象部位を挟むように構成され、 前記各導光プローブの基端側の中心軸はレーザ光の入
射中心軸と実質的に同一であり、この基端側より先端側
に他の導光プローブ側に近づくように傾斜する傾斜部分
を有し、さらにこの傾斜部分の先端側にほぼ前記基端側
の中心軸と平行な稜線を有する出射部分が形成されてい
るものである。
と、レーザ光の導光プローブと、前記発生装置からのレ
ーザ光を前記導光プローブに入射させるレーザ光の伝達
系とを備えた治療装置において、 前記導光プローブは対向配置の２つの導光プローブを
有し、これら２つの導光プローブのレーザ光の出射部分
は施術者の操作により相対的に接離自在とされ、前記導
光プローブにレーザ光の伝達系を介してレーザ光がそれ
ぞれ入射され、前記各導光プローブの出射部分間に治療
対象部位を挟むように構成され、 前記各導光プローブの基端側の中心軸はレーザ光の入
射中心軸と実質的に同一であり、この基端側より先端側
に他の導光プローブ側に近づくように傾斜する傾斜部分
を有し、さらにこの傾斜部分の先端側にほぼ前記基端側
の中心軸と平行な稜線を有する出射部分が形成されてい
るものである。
第２の態様は、レーザ光の発生装置と、レーザ光の導
光プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光
プローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療
装置において、 前記導光プローブは対向配置の２つの導光プローブを
有し、これら２つの導光プローブのレーザ光の出射部分
は施術者の操作により相対的に接離自在とされ、前記導
光プローブにレーザ光の伝達系を介してレーザ光がそれ
ぞれ入射され、前記各導光プローブの出射部分間に治療
対象部位を挟むように構成され、 前記各導光プローブの基端側の中心軸はレーザ光の入
射中心軸と実質的に同一であり、この基端側より先端側
は他の導光プローブ側に対して遠ざかるように傾斜して
おり、この傾斜部が出射部分となっているものである。
光プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光
プローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療
装置において、 前記導光プローブは対向配置の２つの導光プローブを
有し、これら２つの導光プローブのレーザ光の出射部分
は施術者の操作により相対的に接離自在とされ、前記導
光プローブにレーザ光の伝達系を介してレーザ光がそれ
ぞれ入射され、前記各導光プローブの出射部分間に治療
対象部位を挟むように構成され、 前記各導光プローブの基端側の中心軸はレーザ光の入
射中心軸と実質的に同一であり、この基端側より先端側
は他の導光プローブ側に対して遠ざかるように傾斜して
おり、この傾斜部が出射部分となっているものである。
第３の態様は、レーザ光の発生装置と、レーザ光の導
光プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光
プローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療
装置において、 前記導光プローブは同一平面内において対向配置され
た２つの導光プローブを有し、これら２つの導光プロー
ブのレーザ光の出射部分は施術者の操作により相対的に
接離自在とされ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系
を介してレーザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プロ
ーブの出射部分間に治療対象部位を挟むように構成さ
れ、 前記各導光プローブの出射部分それぞれに相互に対向
する凹部が形成され、これらの凹部間に治療対象部位が
挟まれるように構成したものである。
光プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光
プローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療
装置において、 前記導光プローブは同一平面内において対向配置され
た２つの導光プローブを有し、これら２つの導光プロー
ブのレーザ光の出射部分は施術者の操作により相対的に
接離自在とされ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系
を介してレーザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プロ
ーブの出射部分間に治療対象部位を挟むように構成さ
れ、 前記各導光プローブの出射部分それぞれに相互に対向
する凹部が形成され、これらの凹部間に治療対象部位が
挟まれるように構成したものである。
第４の態様は、レーザ光の発生装置と、レーザ光の導
光プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光
プローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療
装置において、 前記導光プローブは横断面円形であり対向配置された
２つの導光プローブを有し、これら２つの導光プローブ
のレーザ光の出射部分は施術者の操作により相対的に接
離自在とされ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系を
介してレーザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プロー
ブの出射部分間に治療対象部位を挟むように構成され、 前記一方の導光プローブにおいて、その出射部分にレー
ザ光の散乱層が形成され、他方の導光プローブに対する
前記出射部分を除く反対側面にレーザ光の反射性材料に
よる反射層が形成され、この反射層で反射したレーザ光
が前記出射部分に至るように構成されているものであ
る。
光プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光
プローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療
装置において、 前記導光プローブは横断面円形であり対向配置された
２つの導光プローブを有し、これら２つの導光プローブ
のレーザ光の出射部分は施術者の操作により相対的に接
離自在とされ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系を
介してレーザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プロー
ブの出射部分間に治療対象部位を挟むように構成され、 前記一方の導光プローブにおいて、その出射部分にレー
ザ光の散乱層が形成され、他方の導光プローブに対する
前記出射部分を除く反対側面にレーザ光の反射性材料に
よる反射層が形成され、この反射層で反射したレーザ光
が前記出射部分に至るように構成されているものであ
る。
本発明では、レーザ光の発生装置と、レーザ光の導光
プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光プ
ローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療装
置において、前記導光プローブは対向配置の２つの導光
プローブを有し、これら２つの導光プローブのレーザ光
の出射部分は施術者の操作により相対的に接離自在とさ
れ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系を介してレー
ザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プローブの出射部
分間に治療対象部位を挟むようにしてある。
プローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光プ
ローブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療装
置において、前記導光プローブは対向配置の２つの導光
プローブを有し、これら２つの導光プローブのレーザ光
の出射部分は施術者の操作により相対的に接離自在とさ
れ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系を介してレー
ザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プローブの出射部
分間に治療対象部位を挟むようにしてある。
その結果、治療対象部位、たとえば血管に対して、血
管をピンセットのように挟みながら、血管の両側からレ
ーザ光を照射できるので、従来のように、一つの導光プ
ローブによる場合と比較して、少なくとも２倍の切開能
力を有するようになる。
管をピンセットのように挟みながら、血管の両側からレ
ーザ光を照射できるので、従来のように、一つの導光プ
ローブによる場合と比較して、少なくとも２倍の切開能
力を有するようになる。
さらに、驚くべきことに、一つの導光プローブを用い
る限り、止血切断を行うことができない程度の血管に対
して、本発明に従う、２つの対向導光プローブを有する
装置によると、後述のように、血管壁が融合して止血を
行うことができ、もって切開の際にその切開個所の両側
を結殺することを要しないことが判明した。
る限り、止血切断を行うことができない程度の血管に対
して、本発明に従う、２つの対向導光プローブを有する
装置によると、後述のように、血管壁が融合して止血を
行うことができ、もって切開の際にその切開個所の両側
を結殺することを要しないことが判明した。
以下本発明を図面を参照しながら実施例によりさらに
詳説する。
詳説する。
第１図は本発明の治療装置の全体例を示したもので、
１は対向的に配設された導光プローブで、一つのレーザ
光発生器２から次述するレーザ光の伝達系を通ったレー
ザ光を受けて対象組織に対してレーザ光を照射するよう
になっている。
１は対向的に配設された導光プローブで、一つのレーザ
光発生器２から次述するレーザ光の伝達系を通ったレー
ザ光を受けて対象組織に対してレーザ光を照射するよう
になっている。
すなわち、レーザ光の伝達系の構成としては、レーザ
光発生器２から出射されたレーザ光が、レンズ３を通っ
て光ファイバー４に入射され、その先端から出射され、
レンズ５を通った後、50/50％分配ミラー６により分光
され、分光されたレーザ光は、それぞれレンズ7A、7Bを
介して保護チューブにより被覆された光ファイバー8A、
8Bに入射される。これら光ファイバー8A、8Bの先端部
は、ピンセットのようなＵ字状のたとえば金属製ピンチ
ホルダー９に、好ましくはその内部に保持されている。
ピンチホルダー９の各先端部には、前述の導光プローブ
１、１が一体的に保持されている。
光発生器２から出射されたレーザ光が、レンズ３を通っ
て光ファイバー４に入射され、その先端から出射され、
レンズ５を通った後、50/50％分配ミラー６により分光
され、分光されたレーザ光は、それぞれレンズ7A、7Bを
介して保護チューブにより被覆された光ファイバー8A、
8Bに入射される。これら光ファイバー8A、8Bの先端部
は、ピンセットのようなＵ字状のたとえば金属製ピンチ
ホルダー９に、好ましくはその内部に保持されている。
ピンチホルダー９の各先端部には、前述の導光プローブ
１、１が一体的に保持されている。
導光プローブ１、１の保持形態例としては、第２図の
ように、ホルダー筒9Aと導光プローブ１とがコネクター
10により連結され、このコネクター10が光ファイバー8A
を、その先端出射面が導光プローブ１の基端入射面と離
間させた状態で保持させるようになっている。なお、第
２図における右方の導光プローブ１も同様の構成により
光ファイバー8Bと光学的に連結された状態でホルダー９
に保持されているが、その図示を省略してある。また、
ホルダー９の基部には、反発スプリング11が設けられ、
施術者がホルダー９の先端を接近させた後、挟着力を緩
めると、ホルダー９の先端が速やかに離間するようにし
てある。なお、第１図のホルダー９の下部を板バネ型式
で復元性をもたせることができる。
ように、ホルダー筒9Aと導光プローブ１とがコネクター
10により連結され、このコネクター10が光ファイバー8A
を、その先端出射面が導光プローブ１の基端入射面と離
間させた状態で保持させるようになっている。なお、第
２図における右方の導光プローブ１も同様の構成により
光ファイバー8Bと光学的に連結された状態でホルダー９
に保持されているが、その図示を省略してある。また、
ホルダー９の基部には、反発スプリング11が設けられ、
施術者がホルダー９の先端を接近させた後、挟着力を緩
めると、ホルダー９の先端が速やかに離間するようにし
てある。なお、第１図のホルダー９の下部を板バネ型式
で復元性をもたせることができる。
次に導光プローブの第１形態例を、第２図〜第８図に
より、さらに詳説する。
より、さらに詳説する。
すなわち、導光プローブ１は耐熱性セラミックたとえ
ば石英などからなり、基端側部分は前記のコネクター10
に嵌合する細径部1Aとなり、これに続く基端部1Bは傾斜
が緩い円錐形をなし、この細径部1Aおよび円錐部1Bの中
心軸はレーザ光の入射中心軸と実質的に同一となるよう
に光ファイバー8Aと同軸的にホルダー９に保持されてい
る。
ば石英などからなり、基端側部分は前記のコネクター10
に嵌合する細径部1Aとなり、これに続く基端部1Bは傾斜
が緩い円錐形をなし、この細径部1Aおよび円錐部1Bの中
心軸はレーザ光の入射中心軸と実質的に同一となるよう
に光ファイバー8Aと同軸的にホルダー９に保持されてい
る。
さらに、円錐部1Bより先端側は他の導光プローブ１側
に近づくように傾斜屈曲し、さらにこの傾斜屈曲部1Cの
先端側にほぼ前記基端側の中心軸と平行な稜線を有する
平行部1Dを有している。
に近づくように傾斜屈曲し、さらにこの傾斜屈曲部1Cの
先端側にほぼ前記基端側の中心軸と平行な稜線を有する
平行部1Dを有している。
一方、第２図および第３図のように、平行部1Dの内
方、すなわち他の導光プローブ１に対する対向面側に散
乱層Ｄ（第２図の多数点で表示した部分）が形成され、
また第３図にレーザ光の反射経路を示すように、反射を
させるべき領域に、すなわち実施例では、円錐部1Bの一
部、傾斜屈曲部1Cおよび散乱層Ｄを除く平行部1Dにレー
ザ光の反射層Ｒ（第２図のハッチング部分）が形成され
ている。
方、すなわち他の導光プローブ１に対する対向面側に散
乱層Ｄ（第２図の多数点で表示した部分）が形成され、
また第３図にレーザ光の反射経路を示すように、反射を
させるべき領域に、すなわち実施例では、円錐部1Bの一
部、傾斜屈曲部1Cおよび散乱層Ｄを除く平行部1Dにレー
ザ光の反射層Ｒ（第２図のハッチング部分）が形成され
ている。
反射層Ｒとしては、導光プローブ１本体表面に金メッ
キやアルミメッキの反射性材料を施すことにより形成す
ることができる。
キやアルミメッキの反射性材料を施すことにより形成す
ることができる。
散乱層Ｄを形成する場合、単に表面に凹凸を形成する
ことでも可能であるが、より散乱性を高めるために、第
６図のように、レーザ光Ｌの光散乱粉20およびレーザ光
の吸収性粉21を含み、レーザ光の透過性粉を溶融させた
バインダー22により散乱層Ｄを形成させるのがよい。さ
らに、第７図のように、導光プローブ１表面に凹凸1aを
形成した上に散乱層Ｄを形成するとよりレーザ光の散乱
効果が高まる。
ことでも可能であるが、より散乱性を高めるために、第
６図のように、レーザ光Ｌの光散乱粉20およびレーザ光
の吸収性粉21を含み、レーザ光の透過性粉を溶融させた
バインダー22により散乱層Ｄを形成させるのがよい。さ
らに、第７図のように、導光プローブ１表面に凹凸1aを
形成した上に散乱層Ｄを形成するとよりレーザ光の散乱
効果が高まる。
前述のように、本発明における導光プローブ１本体の
材質としては、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。
材質としては、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。
これに対して、散乱層Ｄを形成する際に用いられる光
散乱粉としては、導光プローブ１本体よりレーザ光の屈
折率が高い材質のものが選定されるのが好ましく、具体
的には、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（たとえば金、アルミ
ニウム）、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光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。
散乱粉としては、導光プローブ１本体よりレーザ光の屈
折率が高い材質のものが選定されるのが好ましく、具体
的には、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（たとえば金、アルミ
ニウム）、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光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。
一方、散乱層を形成するに当たり、前述のレーザ光の
吸収性粉と光散乱粉とを液に分散させ、導光プローブ１
本体の表面にたとえば塗布したとしても、液が蒸発した
後は、両粉が導光プローブ１本体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、かかる散乱層を
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、散乱層の破損が容易に生じてしまう。そこ
で、レーザ光吸収性粉21と光散乱粉20とを導光プローブ
１本体の表面に対して結合させるバインダー22を設ける
と、散乱層の付着性が高まる。
吸収性粉と光散乱粉とを液に分散させ、導光プローブ１
本体の表面にたとえば塗布したとしても、液が蒸発した
後は、両粉が導光プローブ１本体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、かかる散乱層を
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、散乱層の破損が容易に生じてしまう。そこ
で、レーザ光吸収性粉21と光散乱粉20とを導光プローブ
１本体の表面に対して結合させるバインダー22を設ける
と、散乱層の付着性が高まる。
かかるバインダー22を形成するための材料としては、
製造面から言えば、好ましくはレーザ光の透過性粉が用
いられ、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、導光プローブ１本体との関係を考慮し
ながら選定される。
製造面から言えば、好ましくはレーザ光の透過性粉が用
いられ、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、導光プローブ１本体との関係を考慮し
ながら選定される。
さらに、レーザ光の吸収性粉としては、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。
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。
これら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）。
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 90〜１ 0.2〜300 （70〜20） （１〜50） 透過性粉 10〜90 0.2〜500 （20〜50） 吸収性粉 90〜１ 0.2〜500 （70〜10） （１〜100） 散乱層の厚みは、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、散乱層
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、散乱層
の形成を複数回繰り返せばよい。
また、散乱層の形成に当っては、各粉を液に分散さ
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、透過部材に対して各粉を同時的に溶射する
などのほか適宜の表面形成法を採用できるが、各粉の液
への分散・浸漬方法を採用すれば、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、透過部材に対して各粉を同時的に溶射する
などのほか適宜の表面形成法を採用できるが、各粉の液
への分散・浸漬方法を採用すれば、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、本発明例に従って、散乱層Ｄを形成す
るとともに、反射層Ｒを形成しながらレーザ光を散乱層
Ｄ部分に集めるようにすると、レーザ光のパワー密度分
布線Ｐを併示した第４図および第５図のように、散乱層
Ｄの形成部分からのみ、散乱させながら組織の対象部位
に対して集中的にレーザ光を照射できる。
るとともに、反射層Ｒを形成しながらレーザ光を散乱層
Ｄ部分に集めるようにすると、レーザ光のパワー密度分
布線Ｐを併示した第４図および第５図のように、散乱層
Ｄの形成部分からのみ、散乱させながら組織の対象部位
に対して集中的にレーザ光を照射できる。
この散乱原理についてさらに説明すると、導光プロー
ブ１本体表面から出射したレーザ光Ｌが散乱層Ｄを通過
する過程で、光散乱粉20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20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、散乱層Ｄ全体から種々の角度でレーザ光が出射
し、より広い照射域が得られる。
ブ１本体表面から出射したレーザ光Ｌが散乱層Ｄを通過
する過程で、光散乱粉20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20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、散乱層Ｄ全体から種々の角度でレーザ光が出射
し、より広い照射域が得られる。
さらに、散乱層Ｄにはカーボン等のレーザ光の吸収性
粉21が含有されるのがより好ましく、かかる場合、レー
ザ光Ｌが、吸収性粉21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21によって熱エネルギ
ーHeに変換され、散乱層Ｄから熱が組織に与えられる。
粉21が含有されるのがより好ましく、かかる場合、レー
ザ光Ｌが、吸収性粉21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21によって熱エネルギ
ーHeに変換され、散乱層Ｄ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、導光プロ
ーブ１へ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、導光プローブを高速に動かして
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、導光プローブ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。
ーブ１へ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、導光プローブを高速に動かして
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、導光プローブ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、第３図には、導光プローブ１内でのレーザ光の
反射経路を示した。このように、導光プローブ１内で反
射しながら散乱層Ｄに集中することが判明するととも
に、導光プローブ１の形状がそれに適していることも判
明するであろう。また、本発明において、散乱層Ｄの形
成を必須とするものではないが、もし散乱層Ｄを形成し
ない場合、第４図のレーザ光パワー密度分布が右方にシ
ャープに尖ったものとなり、主に切開用のみしか用いる
ことができず、かつ止血性に劣ることになる。さらに、
第５図に示すレーザ光パワー密度分布が第３図のレーザ
光の出射角度からして、右上方向にシャープとなり、た
とえば血管が細い場合にのみしか切開できないことにな
る。
反射経路を示した。このように、導光プローブ１内で反
射しながら散乱層Ｄに集中することが判明するととも
に、導光プローブ１の形状がそれに適していることも判
明するであろう。また、本発明において、散乱層Ｄの形
成を必須とするものではないが、もし散乱層Ｄを形成し
ない場合、第４図のレーザ光パワー密度分布が右方にシ
ャープに尖ったものとなり、主に切開用のみしか用いる
ことができず、かつ止血性に劣ることになる。さらに、
第５図に示すレーザ光パワー密度分布が第３図のレーザ
光の出射角度からして、右上方向にシャープとなり、た
とえば血管が細い場合にのみしか切開できないことにな
る。
本発明の治療装置を用いる場合、電源をオンに投入し
た後、施術者は、ホルダー９をもって、その先端の導光
プローブ１、１を対象組織、たとえば第２図のように、
血管BVの両側に対向させた状態で、第１図のスイッチ12
をオンにする。
た後、施術者は、ホルダー９をもって、その先端の導光
プローブ１、１を対象組織、たとえば第２図のように、
血管BVの両側に対向させた状態で、第１図のスイッチ12
をオンにする。
なお、第１図に示していないが、ホルダー９には手元
スイッチが設けられ、前記スイッチ12と連動している。
スイッチが設けられ、前記スイッチ12と連動している。
このスイッチ操作により、レーザ光が各導光プローブ
１、１の散乱層Ｄ、Ｄから血管BVに対して出射される。
この出射により、第８図の当初の血管BVに対して、第９
図のように、血管BV壁があたかも溶融されるように切断
が進行され、最後には血管BV壁が融合し、その融合部分
で血液の流れを止めてしまう。さらにレーザ光の照射を
進めると、第10図のように、血管BV、BVが切断され、か
つ端部からの出血が防止される。
１、１の散乱層Ｄ、Ｄから血管BVに対して出射される。
この出射により、第８図の当初の血管BVに対して、第９
図のように、血管BV壁があたかも溶融されるように切断
が進行され、最後には血管BV壁が融合し、その融合部分
で血液の流れを止めてしまう。さらにレーザ光の照射を
進めると、第10図のように、血管BV、BVが切断され、か
つ端部からの出血が防止される。
かかる事実は、本発明者の僅かな出血はあるであろう
との当初の想定とは、大幅に異なることであり、驚くべ
きことである。
との当初の想定とは、大幅に異なることであり、驚くべ
きことである。
レーザ光の照射は、出血防止に有効であることは、本
発明者も幾多の手術経験から確認しているが、それは毛
細血管および約1.5mm以下の血管にについて言えること
であり、それ以上の血管では見られないことであった。
発明者も幾多の手術経験から確認しているが、それは毛
細血管および約1.5mm以下の血管にについて言えること
であり、それ以上の血管では見られないことであった。
しからば、何故大径の血管についても、出血がないか
の理由は定かでないが、導光プローブ１、１から出射し
たレーザ光による熱がまず血管壁を溶融し、この溶融状
態において、導光プローブ１、１による血管のピンチン
グが行われるために、血管壁相互が融着し、もって血液
流に対する仕切り壁を形成するためと考えられる。
の理由は定かでないが、導光プローブ１、１から出射し
たレーザ光による熱がまず血管壁を溶融し、この溶融状
態において、導光プローブ１、１による血管のピンチン
グが行われるために、血管壁相互が融着し、もって血液
流に対する仕切り壁を形成するためと考えられる。
実際に、本発明者は、レーザ光の出射パワーの調節に
より、6mm程度の動脈血管であっても、出血がないこと
を確認している。
より、6mm程度の動脈血管であっても、出血がないこと
を確認している。
他方、レーザ光の出射部分としての、散乱層Ｄの形成
領域長さ（第３図の符号Ｄ）としては、２〜10mm、好ま
しくは３〜7mmであるのが汎用的である。
領域長さ（第３図の符号Ｄ）としては、２〜10mm、好ま
しくは３〜7mmであるのが汎用的である。
本発明の治療装置は、血管の止血状態での切開、胆管
の切開、卵管の切開、消化管の切開、肝臓などの臓器切
開などの切開術のほか、凝固、吻合、蒸散用などに用い
ることができる。レーザ光としては、YAGレーザ光を通
常用いることができるが、他の炭酸レーザ光などでもも
ちろんよい。
の切開、卵管の切開、消化管の切開、肝臓などの臓器切
開などの切開術のほか、凝固、吻合、蒸散用などに用い
ることができる。レーザ光としては、YAGレーザ光を通
常用いることができるが、他の炭酸レーザ光などでもも
ちろんよい。
本発明において、凝固を主体とする場合には、前述の
ように、導光プローブ１の横断面が円形であるのが好ま
しいけれども、切開を主目的とする場合には、第11図の
ように、出射側を山形にしたり、第13図のように、さら
に鋭利な山形にすることができる。また、幅広でピンチ
ング凝固を行う場合、第12図のように、出射面をフラッ
ト面とすることができる。このように、本発明におい
て、横断面形状に関して限定されるものではない。
ように、導光プローブ１の横断面が円形であるのが好ま
しいけれども、切開を主目的とする場合には、第11図の
ように、出射側を山形にしたり、第13図のように、さら
に鋭利な山形にすることができる。また、幅広でピンチ
ング凝固を行う場合、第12図のように、出射面をフラッ
ト面とすることができる。このように、本発明におい
て、横断面形状に関して限定されるものではない。
第14図に形状を若干異にする導光プローブ50例をレー
ザ光の反射経路とともに示した。この例では、主に一回
反射で出射部分に到達することが判明するであろう。
ザ光の反射経路とともに示した。この例では、主に一回
反射で出射部分に到達することが判明するであろう。
第15図は、さらに態様を異にする導光プローブ51の例
で、先端部が反り返っている例である。この場合には、
レーザ光は、導光プローブ１内で反射する割合が少な
く、直接的に出射部分に到達し出射するようになる。
で、先端部が反り返っている例である。この場合には、
レーザ光は、導光プローブ１内で反射する割合が少な
く、直接的に出射部分に到達し出射するようになる。
第16図も変形例を示したもので、円錐形部分の対向面
を第12図の横断面を有するべく切欠したものである。こ
の場合にも、反射する割合が少ない。
を第12図の横断面を有するべく切欠したものである。こ
の場合にも、反射する割合が少ない。
なお、第14図〜第16図例において、反射層Ｒおよび散
乱層Ｄを好ましくは形成するが、その図示を省略してあ
る。しかしながら、前述の第１例のように、導光プロー
ブ１内において、反射する割合を多くした方が、目的の
出射部分に対するレーザ光の導光割合が高まり、もって
入射させるレーザ光のパワーを小さくでき好適である。
乱層Ｄを好ましくは形成するが、その図示を省略してあ
る。しかしながら、前述の第１例のように、導光プロー
ブ１内において、反射する割合を多くした方が、目的の
出射部分に対するレーザ光の導光割合が高まり、もって
入射させるレーザ光のパワーを小さくでき好適である。
他方、第18図のように、組織表面部に生成した突起腫
瘍Ｇの切除を行うような場合、第17図に示すように、凹
部52Aを形成した導光プローブ52、52を用いることがで
きる。この凹部52Aには散乱層Ｄを形成するのがよい。
瘍Ｇの切除を行うような場合、第17図に示すように、凹
部52Aを形成した導光プローブ52、52を用いることがで
きる。この凹部52Aには散乱層Ｄを形成するのがよい。
以上の通り、本発明によれば、一回の操作により、組
織の切断や切開を行うことができ、また止血性が高く、
対象組織のみの切断または切開を行うようにできるよう
になるとともに、血管の場合、結殺なしで切開ができ、
もって手術時間の短縮を図ることができるなどの利点が
もたらされる。
織の切断や切開を行うことができ、また止血性が高く、
対象組織のみの切断または切開を行うようにできるよう
になるとともに、血管の場合、結殺なしで切開ができ、
もって手術時間の短縮を図ることができるなどの利点が
もたらされる。
第１図は本発明の治療装置全体例の概要図、第２図はそ
のレーザ光出射部分の一部断面正面図、第３図はレーザ
光の透過経路の説明図、第４図はIV−IV線矢視図、第５
図はレーザ光の出射密度分布説明図、第６図および第７
図は散乱層例の拡大断面図、第８図〜第10図は血管の切
断過程を示す断面図、第11図〜第13図は種々の導光プロ
ーブの横断面形状図、第14図〜第16図は他の導光プロー
ブの形状図、第17図はさらに他の導光プローブの形状例
の要部縦断面図、第18図は突起腫瘍の切除例の説明図で
ある。 １……導光プローブ、２……レーザ光発生器、8A、8B…
…光ファイバー、９……ホルダー、20……光散乱粉、21
……光吸収性粉、22……バインダー、50〜52……導光プ
ローブ、Ｄ……散乱層、Ｒ……反射層、BV……血管、Ｇ
……突起腫瘍、Ｌ……レーザ光、He……熱エネルギー、
Ｐ……レーザ光の出射パワー密度分布。
のレーザ光出射部分の一部断面正面図、第３図はレーザ
光の透過経路の説明図、第４図はIV−IV線矢視図、第５
図はレーザ光の出射密度分布説明図、第６図および第７
図は散乱層例の拡大断面図、第８図〜第10図は血管の切
断過程を示す断面図、第11図〜第13図は種々の導光プロ
ーブの横断面形状図、第14図〜第16図は他の導光プロー
ブの形状図、第17図はさらに他の導光プローブの形状例
の要部縦断面図、第18図は突起腫瘍の切除例の説明図で
ある。 １……導光プローブ、２……レーザ光発生器、8A、8B…
…光ファイバー、９……ホルダー、20……光散乱粉、21
……光吸収性粉、22……バインダー、50〜52……導光プ
ローブ、Ｄ……散乱層、Ｒ……反射層、BV……血管、Ｇ
……突起腫瘍、Ｌ……レーザ光、He……熱エネルギー、
Ｐ……レーザ光の出射パワー密度分布。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 18/20 A61N 5/06
Claims (13)
- 【請求項１】レーザ光の発生装置と、レーザ光の導光プ
ローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光プロ
ーブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療装置
において、 前記導光プローブは対向配置の２つの導光プローブを有
し、これら２つの導光プローブのレーザ光の出射部分は
施術者の操作により相対的に接離自在とされ、前記導光
プローブにレーザ光の伝達系を介してレーザ光がそれぞ
れ入射され、前記各導光プローブの出射部分間に治療対
象部位を挟むように構成され、 前記各導光プローブの基端側の中心軸はレーザ光の入射
中心軸と実質的に同一であり、この基端側より先端側に
他の導光プローブ側に近づくように傾斜する傾斜部分を
有し、さらにこの傾斜部分の先端側にほぼ前記基端側の
中心軸と平行な稜線を有する出射部分が形成されている
ことを特徴とするレーザ光照射による治療装置。 - 【請求項２】レーザ光の発生装置と、レーザ光の導光プ
ローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光プロ
ーブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療装置
において、 前記導光プローブは対向配置の２つの導光プローブを有
し、これら２つの導光プローブのレーザ光の出射部分は
施術者の操作により相対的に接離自在とされ、前記導光
プローブにレーザ光の伝達系を介してレーザ光がそれぞ
れ入射され、前記各導光プローブの出射部分間に治療対
象部位を挟むように構成され、 前記各導光プローブの基端側の中心軸はレーザ光の入射
中心軸と実質的に同一であり、この基端側より先端側は
他の導光プローブ側に対して遠ざかるように傾斜してお
り、この傾斜部が出射部分となっていることを特徴とす
るレーザ光照射による治療装置。 - 【請求項３】レーザ光の発生装置と、レーザ光の導光プ
ローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光プロ
ーブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療装置
において、 前記導光プローブは同一平面内において対向配置された
２つの導光プローブを有し、これら２つの導光プローブ
のレーザ光の出射部分は施術者の操作により相対的に接
離自在とされ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系を
介してレーザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プロー
ブの出射部分間に治療対象部位を挟むように構成され、 前記各導光プローブの出射部分それぞれに相互に対向す
る凹部が形成され、これらの凹部間に治療対象部位が挟
まれるように構成したことを特徴とするレーザ光照射に
よる治療装置。 - 【請求項４】前記出射部分にレーザ光の吸収性粉を有す
るレーザ光の散乱層が形成されている請求項１〜３のい
ずれか１項に記載のレーザ光照射による治療装置。 - 【請求項５】前記散乱層はレーザ光の散乱性粉を有する
請求項４記載のレーザ光照射による治療装置。 - 【請求項６】レーザ光の発生装置と、レーザ光の導光プ
ローブと、前記発生装置からのレーザ光を前記導光プロ
ーブに入射させるレーザ光の伝達系とを備えた治療装置
において、 前記導光プローブは横断面円形であり対向配置された２
つの導光プローブを有し、これら２つの導光プローブの
レーザ光の出射部分は施術者の操作により相対的に接離
自在とされ、前記導光プローブにレーザ光の伝達系を介
してレーザ光がそれぞれ入射され、前記各導光プローブ
の出射部分間に治療対象部位を挟むように構成され、 前記一方の導光プローブにおいて、その出射部分にレー
ザ光の散乱層が形成され、他方の導光プローブに対する
前記出射部分を除く反対側面にレーザ光の反射性材料に
よる反射層が形成され、この反射層で反射したレーザ光
が前記出射部分に至るように構成されていることを特徴
とするレーザ光照射による治療装置。 - 【請求項７】出射部分の他のプローブ側横断面形状が平
面部分を有する請求項１または２記載の治療装置。 - 【請求項８】出射部分の他のプローブ側横断面形状が他
の導光プローブ側に突出する山形部分を有する請求項１
または２記載の装置。 - 【請求項９】出射部分の他のプローブ側横断面形状が他
の導光プローブ側に突出するほぼ円形部分を有する請求
項１または２記載の装置。 - 【請求項１０】出射部分の横断面形状がほぼ円形である
請求項１または２記載の装置。 - 【請求項１１】出射部分にレーザ光の散乱手段が形成さ
れている請求項１または２記載の装置。 - 【請求項１２】導光プローブは実質的に先細とされてい
る請求項１または２記載の装置。 - 【請求項１３】相対的に一方の出射部分の、他の導光プ
ローブに対向する長手方向に沿う稜線が、両導光プロー
ブを接触させたときほぼ平行である請求項１または２記
載の装置。
Priority Applications (12)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01234790A JP3148216B2 (ja) | 1990-01-22 | 1990-01-22 | レーザ光照射による治療装置 |
| DE69025402T DE69025402T2 (de) | 1990-01-22 | 1990-03-31 | Therapeutische vorrichtung mit laserstrahl |
| AU53468/90A AU644069B2 (en) | 1990-01-22 | 1990-03-31 | Therapeutic apparatus using laser beam |
| EP90905624A EP0464207B1 (en) | 1990-01-22 | 1990-03-31 | Therapeutic apparatus using laser beam |
| PCT/JP1990/000447 WO1991010404A1 (en) | 1990-01-22 | 1990-03-31 | Therapeutic apparatus using laser beam |
| CA002049013A CA2049013C (en) | 1990-01-22 | 1990-03-31 | Laser light irradiation apparatus for medical treatment |
| KR1019910701162A KR960010983B1 (ko) | 1990-01-22 | 1990-03-31 | 레이저광 조사에 의한 치료장치 |
| US07/761,892 US5328488A (en) | 1990-01-22 | 1990-03-31 | Laser light irradiation apparatus for medical treatment |
| ZA91287A ZA91287B (en) | 1990-01-22 | 1991-01-15 | Laser light irradiation apparatus for medical treatment |
| CN91100381A CN1053540A (zh) | 1990-01-22 | 1991-01-21 | 医用激光照射设备 |
| SU915010209A RU2038106C1 (ru) | 1990-01-22 | 1991-09-20 | Лазерное излучающее устройство для медицинской обработки |
| US08/176,372 US5470331A (en) | 1990-01-22 | 1993-12-30 | Laser light irradiation apparatus for medical treatment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01234790A JP3148216B2 (ja) | 1990-01-22 | 1990-01-22 | レーザ光照射による治療装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03218742A JPH03218742A (ja) | 1991-09-26 |
| JP3148216B2 true JP3148216B2 (ja) | 2001-03-19 |
Family
ID=11802751
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP01234790A Expired - Fee Related JP3148216B2 (ja) | 1990-01-22 | 1990-01-22 | レーザ光照射による治療装置 |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5328488A (ja) |
| EP (1) | EP0464207B1 (ja) |
| JP (1) | JP3148216B2 (ja) |
| KR (1) | KR960010983B1 (ja) |
| CN (1) | CN1053540A (ja) |
| AU (1) | AU644069B2 (ja) |
| CA (1) | CA2049013C (ja) |
| DE (1) | DE69025402T2 (ja) |
| WO (1) | WO1991010404A1 (ja) |
| ZA (1) | ZA91287B (ja) |
Families Citing this family (48)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5300065A (en) * | 1992-11-06 | 1994-04-05 | Proclosure Inc. | Method and apparatus for simultaneously holding and sealing tissue |
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