JP3515783B2 - 内視鏡的処置作業用の器具 - Google Patents

内視鏡的処置作業用の器具

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Description

【発明の詳細な説明】 医学の分野において、超音波技術は、診断学及び治療
学において確立している。周知の体外像形成法と共に、
診断の際に超音波は、腹腔鏡検査法（Laparoskopie）及
び血管芽細胞法（Angioplastie）に使用される。例えば
5MHz−40MHzの間の高周波超音波帯域において超音波カ
テーテルにより動脈内のプラークが診断される。
切開外科において20−40kHzの間の低周波高出力超音
波は、組織の切断に使われる。例えば神経外科及び一般
の外科において、いわゆるCUSA技術（キャビテーション
超音波外科吸引器）は、脳及び肝臓腫瘤切除の際に有利
に使用される。CUSA法の利点は、組織を区別して切断す
る点にある。なぜなら軟らかい腫瘤細胞を、わずかな出
血で切断する間に、弾性を有する器官維持血管及び神経
は保存されるからである。
しかし組織の切断に十分な振幅を有する音響を利用で
きる内視鏡に利用できるアプリケータは、現在まで存在
しない。なぜなら従来使用される金属音響ガイドは、あ
まりに大きな損失を有し、その結果、内視鏡用途に不所
望の強力な熱を音響ガイド内に発生するからである。金
属ウエーブガイド及び超音波血管芽細胞法（Angioplast
ie）用アプリケータは、それ自体公知であり、かつ例え
ばU.スタンプ、“ディ・エルツォイグング・ウント・ユ
ーバートラグング・フォン・ウルトラシャルデーンベレ
・ヘーエル・エネルギーディヒテン・イン・フレキシブ
ル・ベレンライター・イム・20kHz−ベライヒ・フュー
・テラポイティッシェ・アンベンドゥンゲン”、RWTH、
アーヘン、1978における学術論文に記載されている。
国際特許出願公開第WO87/01269号明細書によれば、像
形成超音波診断法における音響ガイドとして可とうガラ
ス繊維を使用することが公知である。しかしこの方法に
おいては、ウエーブガイドを介して比較的小さな超音波
出力しか伝達されない。
先願であるが公開されていなかったドイツ連邦共和国
特許出願第4115447号明細書、及び同第4103145号明細書
によっても、超音波を石英ガラス繊維によって人体内部
に伝送し、一方において体外衝撃波膀胱結石粉砕法にお
ける結石の破壊度を監視するため、他方において医学的
エンドソノグラフィー（Endosonografie）のため伝送す
ることが公知である。しかし両方の場合に、石英ガラス
ウエーブガイドによって同様に比較的小さな音響出力し
か伝送されない。前記ドイツ連邦共和国特許出願第4103
145号明細書において追加的に光学信号又は光エネルギ
ーの伝送について述べられているかぎりにおいて、ここ
でも例えば内視鏡によって狙われた目標を照射するため
に必要な程度の小さなビーム強度しか問題になっていな
い。
その他にとくに石英ガラスからなる光波ガイドを介し
て高強度光又はレーザービームを伝送し、かつこのビー
ムを例えば内視鏡及びカテーテルによって体内の組織を
切断しかつ凝固させるために利用することは周知であ
る。
前記両方の方法、すなわち例えばCUSA技術を使用した
超音波治療及びレーザー外科は、所望の目的に一方の方
法が良好に適しているか、又は他方が適しているかに応
じて、従来択一的にしか利用されない。両方の方法を組
み合わせることは、これまで知られていない。
ドイツ連邦共和国特許出願公開第3935528号明細書に
よれば、生物学的組織における処置のためにパルス化し
たレーザーのビームを伝送し、かつ同時に処置の際に末
端に生じる衝撃波を石英ガラス繊維を介して中央に近い
方すなわち近位端において繊維に連結された圧力ピック
アップに帰還することは公知である。しかしこの公知の
システムは、超音波治療にも超音波診断にも適していな
い。
本発明の課題は、超音波エネルギー及びレーザーエネ
ルギーを、同時に又は同一の処置過程の間に体内へ伝送
できる方法及び装置を提供することにある。
この課題は、特許請求の範囲第１、22及び23項に挙げ
た特徴によって解決される。
したがって本発明によれば、同時に、それぞれの医学
的用途に対して十分な出力及び適当な周波数帯域を有す
る、有利には近赤外線範囲のレーザーエネルギーと超音
波とが、ウエーブガイドを介して体内に伝送される。そ
れにより両方の方法の利点を互いに結び付け、かつ例え
ば超音波によりおおいに組織を区別した切断を行ない、
一方同時に又は交互にレーザービームにより切断縁を凝
固させ、出血を防止するようにすることが可能になる。
他方においてレーザーを、超音波によっては切断できな
い又は切断困難な組織部分の切断のために選択的に使用
することも可能である。したがって最小の侵入医学の範
囲内において新規な革新的な処置法が得られる。
本発明の具体化によれば、ウエーブガイドを介して超
音波を、末端端部から近位端端部の受信機に戻るように
案内し、かつそれにより器具を、追加的に診断のため、
いわゆるＡ走査法による超音波モニタのために利用する
ことも可能である。このＡ走査法は、一次元表示法であ
り、ここでは音響エネルギーは、定置の音響ヘッドから
検査すべき人体領域に送信される。それぞれの境界面か
ら反射された音波の一部は、再び音響ヘッドによって受
信され、したがって既知の音速において遅延時間から反
射位置までの距離が計算され、かつモニタ上に表示する
ことができる。このようにして移動する境界面は、時間
軸上でシフトされた振幅によって識別できる（E.クレス
テル、“ビルドゲーベンデ・システメ・フュー・ディー
・メディツィニッシェ・ディアグノスティーク”、1980
年発行、ジーメンス・アー・ゲー出版、第２版、198
8）。
本発明のその他の利点は、添付図面の第１−９図によ
る次の実施例の説明により明らかである。
ここでは 図１は、本発明による器具の第一の実施例の構成を大
幅に簡単化した概略的な図で示し、 図２は、図１による器具を変更した変形を示し、 図３は、本発明による器具の別の実施例を示し、 図４は、本発明による器具の別の有利な実施例を示
し、 図５は、図１及び３による器具に使用する音響ヘッド
の詳細なスケッチを示し、 図６は、図２及び４による器具に使用する音響ヘッド
の詳細なスケッチを示し、 図７は、中空ウエーブガイドに適した音響ヘッドの詳
細な図を示し、 図８は、図３による器具の超音波診断部のための電子
装置のブロック回路図を示し、 図９は、内視鏡と組み合わせた本発明による器具の使
用を明確にする簡単化したスケッチを示している。
図１に、第一実施例により本発明による器具の構成が
概略的に示されている。その場合ウエーブガイド（３）
は、すなわち例えばエンサイン・ビックフォード・オプ
ティク・カンパニーからHCP−ファイバーという名称で
入手できるような、プラスチック被覆可とう石英ガラス
繊維である。そのウエーブガイドは、近位端端部におい
て図５に詳細に示す超音波振動子に連結されており、こ
の超音波振動子は制御電子装置（２）に電気的に接続さ
れている。石英ガラス繊維は、同様に可とうの薄い同軸
カバーホース（４）によって囲まれている。このカバー
ホース（４）内において石英ガラス繊維は、液状媒体
（5b）に回りを洗われており、この液状媒体は、洗浄ユ
ニット（5a）から供給される。液状媒体としては、例え
ばグリセロール（85％）が使用される。液体は、石英ガ
ラス繊維（３）の末端端部においてカバーホース（４）
から流出し、かつここで音響浸せき液として使われ、こ
の音響浸せき液は、石英ガラス繊維（３）の端部と超音
波エネルギー（1c）を向ける人体組織（16）との間の音
響接触を行なう。同時にカバーホース（４）内の液体
は、石英ガラス繊維（３）を冷却するために使われる。
ウエーブガイド（３）と並んで第二のウエーブガイド
（103）が、すなわち同様に石英ガラス繊維が配置され
ている。この第二の石英ガラス繊維（103）を介して、
光学系（６）を介して転向されかつ繊維（103）の近位
端の端面に収束させられる治療レーザー（７）のビーム
が、器具の末端端部に向かって伝送される。末端端部か
ら出たレーザービームは、超音波エネルギーを伝達する
ウエーブガイド（３）に対向する組織（16）に当たる。
レーザー（７）としては、300nm−３μｍの間の波長
範囲において、有利には１μｍ−1.5μｍの間の近赤外
線において照射を行なう治療レーザー、例えばNd:YAGレ
ーザーが使われる。石英繊維（３、103）は、両方とも
少なくとも0.1mmの、図示した実施例においては0.5mmの
直径を有し、かつ一方において少なくとも５ワットの出
力、すなわち組織を凝固させるために必要な程度の出力
を有するレーザーエネルギーを末端端部へ伝送するため
に適している。これら石英繊維は、軟らかい組織を切断
又は破壊するために必要なように、同様に少なくとも５
ワットの超音波エネルギーを末端端部へ伝送することが
でき、しかも1MHzより低い、有利には30kHz−200kHzの
間の周波数範囲において伝送することができる。
この時超音波エネルギー（1c）により組織（16）、例
えば腫瘤が破壊され、かつ図示されていない内視鏡内に
存在する洗浄通路を介して吸い出され、一方同時に処置
の間に起動されたレーザー（７）によって、残りの切断
縁が健康な組織になるように凝固させられる。
図５に、ウエーブガイド（３）の近位端端部に装着さ
れた音響ヘッド（20）が詳細に示されている。これは、
鋼板の形の制動素子（22）、ピエゾセラミック材料から
なる２つの円板（23）の形のその前にある音響変換器、
後でさらに詳細に特定する特性を有する材料からなる同
様に円筒形円板の形のインピーダンス変換器（24）、及
びテーパの形の振幅変換器（25）から構成されており、
この振幅変換器は、音響変換器の大きな直径の断面から
これに続くウエーブガイド（３）の小さな直径への移行
を行ない、かつ弾性限界の基づくピエゾセラミックの小
さなたわみを石英ウエーブガイド（３）の大きな長手方
向振幅たわみへ拡大する。振幅変換器（25）は、同様に
石英ガラスからなる。音響ホーンの様式に従って形成さ
れたそのエクスポネンシャル形は、ピエゾセラミック円
板（24）から発生された超音波のたわみ振幅が、振幅変
換器の直径に反比例して増大するようにする。（26）に
よりプラスチック層が示されており、このプラスチック
層によって通常のように市販の石英ガラス繊維が包まれ
ている。
石英ガラスウエーブガイドに関して許容される末端に
おける最大のたわみ振幅は、次のようにして計算され
る。
Ｓ＝PQ/（DQ×CQ×２πｆ） （１） その場合、 PQ;石英における最大引っ張り応力 CQ;石英における音速 DQ;石英の密度 f;超音波の周波数 である。
超音波治療のため十分に大きな末端たわみ振幅を実現
するため、弾性限界に基づくセラミック円板（23）の小
さなたわみ振幅を振幅変換器（25）によって増大しなけ
ればならない。この振幅変換器がエクスポネンシャル形
を有する場合、たわみ振幅は、直径に反比例して増大す
る。
振幅変換器の設計のため、変換器片の細い部分がラム
ダ/4の長さを有し、従って断面の変化が反応波腹（Span
nungsbauch）にあるものと仮定する。
ここでは PATD＝（DATD×CATD/DQ×CQ）PQ （２） が成り立ち、その場合、 DATD;振幅変換器の密度 CATD;振幅変換器内の音速 である。
ウエーブガイド（３）及び振幅変換器（25）は石英ガ
ラスからなるので、細い部分の応力値は式（１）により
計算できる。
さらに横断面の比εには次の式が成り立つ。
PATp＝εPATd （３） その場合、 PATp;近位端端部における振幅変換器の引っ張り応
力、かつ PATd;末端端部における振幅変換器の引っ張り応力 である。
この時インピーダンス変換器の弾性限界に関して次式
が与えられる。
PIW＝（DIW×CIW/DQ×CQ）εPQ （４） その場合、 DIW;インピーダンス変換器（24）の密度 CIW;インピーダンス変換器（24）内の音速 である。
それにより超音波変換器の弾性限界PPWについては次
のようになる。
PPW＝（DPW×CPW/DIW×CIW）PIW＝（DPW×CPW/PQ×CQ）εPQ （５） その場合、 DPW;音響変換器（23）の密度 CPW;音響変換器（23）内の音速 である。
しかしDPWが、始めに材料定数として設けられている
ので、εは次にようにして計算できる。
ε＝PPW×DQ×CQ/PQ×DPW×CPW （６） 従って振幅変換器が設計できる。
音波は、セラミック円板（23）から石英ガラスウエー
ブガイド（３）の方向へ進行する。従ってセラミックと
石英との間の境界面において最小の反射損失を生じるよ
うにするため、インピーダンス変換器が必要である。そ
のため次にインピーダンス変換器を計算する。
ラムダ/4インピーダンス整合が評価され、ZX＝DXC
Xは、材料ｘの機械インピーダンスである。この時垂直
音響入射に対してインピーダンス変換器のインピーダン
スには次のことが成り立ち、 かつその長さlIWには次のことが成り立つ。
lIW＝ラムダ/4＝CIW/4f （８） この時計算されたインピーダンスにより適当なインピ
ーダンス変換器材料を選択しなければならない。これに
は例えば適当な組成のガラス、セラミック又は金属が適
している。しかしその場合、式（１）による弾性限界を
上回らないことを考慮しなければならない。
最適なラムダ/4整合の際、システム全体の反射係数が
消滅し、かつ入射したエネルギーは、完全に（内部損失
を無視して）ピエゾセラミック円板（23）からウエーブ
ガイド（３）へ伝達される。
幾何学的設計については次のことが考えられている。
材料をあらかじめ与えることにより、ウエーブガイド
（３）、振幅変換器（25）及び音響変換器（23）の弾性
限界はわかっている。
石英の弾性限界は次のとおりであり、 PQ＝20−30・107Pa かつセラミックの弾性限界は次のとおりである。
PPW＝12.5・107Pa さらに石英に関するもの（DQ及びCLQ）及びセラミッ
クに関するもの（DP及びCLP）の縦波に対する密度Ｄ及
び音速CLは、あらかじめ与えられている。
この時なお任意のパラメータとして次のものが残って
いる。
１）ウエーブガイドの末端の直径dd、及び ２）ウエーブガイドの末端端部における周波数ｆ又はた
わみｓ。
したがって、インピーダンス及び引っ張り応力に対し
て次の値が与えられたと仮定すると、25kHzの周波数に
おける音響信号発生器に対して2.4mmの直径のピエゾセ
ラミック円板を使用して、1mmの直径を有する石英ガラ
スからなるウエーブガイドについて、ウエーブガイド
（３）の末端端部において0.15mmのたわみ振幅が得られ
る。
ZQ＝1.33・107kg/m2s PQ＝３・108Pa ZPW＝3.22・107kg/m2s PPW＝1.25・108Pa ZIW＝2.07・107kg/m2s PIW＝8.4・107Pa このことは、ウエーブガイド（３）の末端端部におけ
る2.6kWの理論的に達成できる音響出力に相当する。こ
のような音響出力は、組織を切断するためには十分以上
のものである。周波数がさらに高い場合、弾性限界に基
づいて達成できる最大たわみ振幅はそれより小さくな
る。
図２には、図１による器具の代用構成が示されてい
る。この第二の構成によれば、超音波及びレーザービー
ムは、同じウエーブガイドを介して伝達され、かつ末端
端部において組織（16）に向けられる。そのためレーザ
ー発信機（７）から送出されたレーザービームは、転向
及び収束光学系（６）からウエーブガイド（３）の近位
端端部に入力され、かつ超音波発信機（２）は、図６に
詳細に示すようなウエーブガイドを囲むリング状の超音
波ヘッド（30）に結合されている。その他の部品は、図
１による実施例におけるものに相当し、かつそれ故にこ
こではもう一度説明しない。
図６から明らかなように、ウエーブガイド（３）は、
超音波ヘッド（30）の範囲において分割されている。石
英ガラスウエーブガイドの近位端側の部分（3a）は、超
音波ヘッドの同軸穴内に挿入されており、しかもこの穴
は、超音波変換器の制動素子（32）及びピエゾセラミッ
ク円板（33）を通って延びており、かつインピーダンス
変換器（34）の前で終っており、このインピーダンス変
換器は、この場合レーザー（７）の波長に関して透明な
ガラスからなる。インピーダンス変換器（34）に続く振
幅変換器（35）は、図５による実施例におけるように、
これに続くウエーブガイド（3b）と同様に石英ガラスか
らなる。
インピーダンス変換器（34）及び振幅変換器（35）
は、ウエーブガイド（３）と同様に光学的被覆（36）を
有し、レーザー光の流出を防ぐようにする。その場合、
通常市販のいわゆるHPC（ハード・クラッド・ポリマ
ー）−繊維においてそのまま使用されるような、例えば
浸せき法により取り付けられた硬質ポリマーが使用でき
る。
したがって図２に示されたアプリケータによれば、同
時に又は間欠的に超音波ビームとレーザービームが、同
じウエーブガイド（３）を介して処置すべき組織（16）
に向けられるので、軟らかい組織が超音波によって切断
され、かつ同時にネオダイム−YAG−レーザー（７）に
よって凝固される。その他の点において、繊維の寸法、
伝送すべきレーザー及び超音波出力、及び使用する周波
数又は波長範囲に関して図１について行なわれた表示
は、図２又は図６による器具にも同様に当てはまる。
ウエーブガイド（3a）は、例えば図９に示した内視鏡
（18）の処置通路内に設置することができる。この内視
鏡は、当該の人体開口における処置位置にウエーブガイ
ドを案内しかつ位置決めすることを可能にする。可とう
内視鏡が使用されるかぎり、これは、末端端部（19）を
動かし又は曲げるために必要な装置も有する。さらにカ
バーホース（４）を介して供給される液体（5b）を吸い
出すことができる通路とポンプ装置（17）も含んでい
る。
図３において、図１によるウエーブガイド（３）は、
いわゆるＡ−走査法により組織層を測定する超音波測定
信号用の追加的な信号発生器及び受信機（８）を有す
る。信号発生器及び受信機（８）により、小さな出力の
超音波信号が発生され、かつウエーブガイド（３）を介
して末端端部に伝送される。診断用の超音波出力は、１
ワット以下であり、かつ末端端部における音響強度は、
組織の損傷を避けるため、100ワット/cm2より小さい。
しかし診断の場合、1MHz以上50MHzまでの、有利には１
−10MHzの間の超音波周波数が使用される。
いわゆるＡ−走査法は、一次元表示法である。その場
合、音響エネルギーは、変換器（８）からウエーブガイ
ド（３）を介して検査すべき人体領域に送信される。そ
れぞれの境界面において超音波の一部が反射される。ウ
エーブガイド（３）を通って戻った波は、再び音響変換
器（８）によって受信される。既知の音速の場合、遅延
時間から反射位置の距離が計算できる。受信された信号
は、例えばモニタ上に表示できる。その場合、モニタ上
においてＸ軸に点が走行し、かつクロック信号が画像管
を制御し、点運動の開始が、反射した信号の受信と時間
的に一致するようにする。点遅延時間は、例えば組織境
界面のような反射面の距離が、直接モニタから読み取り
可能なように調節できる。反射された信号は、音響強度
に比例した振幅によってＹ軸上に表示される。侵入深さ
が増加すると共に、音波強度は減少する。しかし時間に
依存した増幅によって、遅れて到着した信号を一層大き
く増幅し、それにより組織内の強度経過を補償するよう
にする。移動する境界面は、時間軸（Ｘ軸）上で移動す
る振幅によって識別できる。そのため必要な測定送信及
び評価電子装置（９）は、図８によるブロック回路図に
詳細に示されている。ここにおいて参照符号（60）はク
ロック信号発生器、（61）は超音波送信機、（63）は受
信信号用増幅器、（62）は増幅度を時間に依存して制御
する深さ補償器、（64）は画像増幅器、かつ（65）は信
号を表示するモニタを表している。
図３による器具により追加的に超音波診断を行なう場
合、ウエーブガイド（３）の末端端部におけるインピー
ダンスジャンプによる反射損失を考慮する。損失は、放
射の際なお送信出力の増加によって補償してもよいが、
しかし戻って来るエコー信号のため、この時末端端部に
おいてさらに高い送信出力を伝送しなければならず、こ
のことが組織にとって不必要な負担になるので、このこ
とは不可能であり、又は信号損失をがまんしなければな
らない。それ故に石英ガラス繊維を介した超音波診断の
際、インピーダンス整合は不可欠である。典型的な軟組
織に関する0.5−1.7×106kgm-2s-1に対する石英ガラス
に関する13.3kgm×106kgm-2s-1の大きなインピーダンス
ジャンプは、この要求をさらに増大させる。その場合、
送信及び受信の際に60−85％の間の強度損失が予想され
る。
充填管（４）を介して伝達される洗浄液は、基本的に
はインピーダンス整合には使われないが、2.5−4.5×10
6kgm-2s-1の間の相応して高いインピーダンスに達する
ことは問題である。さらに洗浄液の層圧は、インピーダ
ンス整合にとって必要なラムダ/4の値に維持することは
容易ではない。それ故にウエーブガイド（３）の末端端
部に、追加的にほぼ４×106kgm-2s-1のインピーダンス
を有する適当なガラスの形のインピーダンス変換器が装
着されている。このインピーダンス変換器（109）は、
例えば接着、組み継ぎ又は力伝達技術によって、音響的
に強固に石英ガラス繊維に結合されている。
図４に、本発明による器具の別の有利な構成が示され
ている。ここでは中心の石英ガラス繊維（13）を通し
て、同時に図６に示した音響ヘッドの超音波と、光学系
（６）によって転向しかつ収束した後のネオダイム−YA
G−レーザー（７）のレーザービームが、ウエーブガイ
ド（13）の近位端端部に伝送される。その点において器
具のこの部分は、図２による実施例に相当する。中心ウ
エーブガイド（13）は、600μｍの直径を有する。
中心石英ガラス繊維（13）の回りにいわゆるマルチフ
ァイバーリングカテーテル（14）が配置されている。こ
のリングカテーテル（14）は、ほぼ50μｍのリング直径
を有する複数のライトガイド繊維（12）からなる。この
リングカテーテル繊維束は、超音波診断のため、1MHz−
50MHzの間の範囲の高周波超音波を伝送するために使わ
れる。そのため繊維（12）の端部は、近位端端部におい
てまとめられており、例えば互いに接着されており、か
つこの共通の繊維端部に組み合わせ超音波送信機／受信
機（18）が連結されており、この超音波送信機／受信機
は、図８に示されたような診断ユニット（９）に結合さ
れている。
石英ガラス繊維（13）を介して伝送される治療用出力
超音波は、30kHz−200kHzの間、有利にはほぼ100kHzに
おける周波数帯域にある。
リングカテーテル（14）と中心の太いウエーブガイド
（13）の間にあるリング状通路は、洗浄液を送るために
使用できる。
ガラス繊維（12）は、さらに光学信号を器具の末端端
部から逆に伝送し、例えば繊維（12）の近位端端部に取
り付けられた光電検出器（図示せず）によって返送の際
に検出される蛍光ビームを逆に伝送するために使用でき
る。
これまでの実施例においては、常に治療用出力超音波
及びレーザービームを伝送するためにウエーブガイドと
して充満した芯をなす石英ガラス繊維が示されている。
しかしこのような繊維の代わりに、図７に示すような毛
細管を使用するもともできる。ここではウエーブガイド
は、中空石英ガラス毛細管（48）からなる。この石英ガ
ラス毛細管は、図７による実施例のように、音響変換器
の範囲において分割されている。中空ウエーブガイドの
近位端側の部分（48a）は、再び制動素子（42）及び音
響変換器のピエゾセラミック円板（43）の中央穴内に差
し込まれている。しかしここにおいて穴は、インピーダ
ンス変換器を通って延びているので、このウエーブガイ
ド片（48a）の端部は、振幅変換器（45）の末端端部に
当たっている。振幅変換器（45）は、同様に中央穴を有
し、しかも毛細管内径と同じ大きさの穴を有する。振幅
変換器には、中空ウエーブガイドの末端側の部分（48
b）が続いている。
この実施例において音響変換器（43）から発生される
治療用出力超音波は、石英毛細管（48b）壁によって伝
送される。内径（49）によってウエーブガイドを冷却す
るために液体が洗い流される。この液体は、同時に伝送
すべきレーザービームの波長に対して透明であり、この
レーザービームは、中央端部からウエーブガイド（48
a）の液体心内に入力される。
（46）によってこの実施例においても再び低屈折率を
有する光学的被覆が示されており、この被覆は、ウエー
ブガイド（48b）から光が出ることを防止しようとする
ものである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−5936（ＪＰ，Ａ) 米国特許4576177（ＵＳ，Ａ) 国際公開92／16140（ＷＯ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 18/00 - 18/28

Claims (21)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】侵襲的な内視鏡的処置作業を処置位置にて
    行うための、近位端部および末端端部を有する内視鏡的
    処置作業用の器具であって、 器具の前記近位端部において超音波エネルギーを供給す
    る超音波源を備え、器具の前記末端端部からに30〜200k
    Hzの範囲内の周波数である強度の超音波を供給し、 レーザ光エネルギーを供給するレーザを備え、そのレー
    ザは器具の前記近位端部に結合されて300nm〜３μｍの
    範囲内の波長で治療範囲の強度のレーザ光を供給し、 前記超音波エネルギーおよび前記レーザ光エネルギーを
    器具の前記近位端部から前記末端端部へと伝送する細長
    いウエーブガイドを備え、 前記ウエーブガイドは、前記レーザ光エネルギーに対し
    て透明なガラス製の１つのウエーブガイドであって、前
    記レーザ光エネルギーおよび前記超音波エネルギーの双
    方を案内できるものである ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器具。
  2. 【請求項２】請求項１に記載の内視鏡的処置作業用の器
    具において、前記超音波の強度は、組織の切断に十分な
    ものである、ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器
    具。
  3. 【請求項３】請求項１または２に記載の内視鏡的処置作
    業用の器具において、前記末端端部に伝送される超音波
    出力は少なくとも５ワットである、ことを特徴とする内
    視鏡的処置作業用の器具。
  4. 【請求項４】請求項１〜３の何れか１項に記載の内視鏡
    的処置作業用の器具において、前記レーザーは治療レー
    ザーであって、器具の前記末端端部において、出力が少
    なくとも５ワット、又は強度が少なくとも1kWcm-2であ
    る、ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器具。
  5. 【請求項５】請求項１〜４の何れか１項に記載の内視鏡
    的処置作業用の器具において、前記ウエーブガイドは、
    その直径が0.05mmより大きい、ことを特徴とする内視鏡
    的処置作業用の器具。
  6. 【請求項６】請求項１〜４の何れか１項に記載の内視鏡
    的処置作業用の器具において、前記ウエーブガイドは毛
    細管である、ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器
    具。
  7. 【請求項７】請求項６に記載の内視鏡的処置作業用の器
    具において、前記毛細管の壁が超音波を伝送し、かつ毛
    細管の内部がレーザービームを伝送する、ことを特徴と
    する内視鏡的処置作業用の器具。
  8. 【請求項８】請求項６または７に記載の内視鏡的処置作
    業用の器具において、前記毛細管には液体又はガスが流
    される、ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器具。
  9. 【請求項９】請求項１〜８の何れか１項に記載の内視鏡
    的処置作業用の器具において、前記ウエーブガイドに
    は、繊維芯とは異なる屈折率及び／又は異なる音響イン
    ピーダンスを有するカバーがある、ことを特徴とする内
    視鏡的処置作業用の器具。
  10. 【請求項１０】請求項１〜９の何れか１項に記載の内視
    鏡的処置作業用の器具において、前記ウエーブガイドが
    カバーによって囲まれており、そのカバー内で、液体が
    前記ウエーブガイドの回りを流れる、ことを特徴とする
    内視鏡的処置作業用の器具。
  11. 【請求項１１】請求項１〜10の何れか１項に記載の内視
    鏡的処置作業用の器具において、前記超音波源には、制
    動素子、音響変換器、インピーダンス変換器、及び、テ
    ーパ状の振幅変換器が付属している、ことを特徴とする
    内視鏡的処置作業用の器具。
  12. 【請求項１２】請求項11に記載の内視鏡的処置作業用の
    器具において、前記制動素子、前記音響変換器及び前記
    インピーダンス変換器は、次々配置された円筒形の部品
    であって、前記制動素子と前記音響変換器は内部に穴を
    有し、その穴内に、前記レーザービーム源に接続された
    ライトガイドが挿入されている、ことを特徴とする内視
    鏡的処置作業用の器具。
  13. 【請求項１３】請求項12に記載の内視鏡的処置作業用の
    器具において、前記インピーダンス変換器と前記振幅変
    換器は、レーザービームに対して透明な材料からなる、
    ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器具。
  14. 【請求項１４】請求項１〜13の何れか１項に記載の内視
    鏡的処置作業用の器具において、前記超音波源は第１の
    超音波源であり、この第１の超音波源に加えて、組織損
    傷の診断に適するよう選択された周波数範囲の周波数お
    よび強度範囲の強度の超音波を生じる第２の超音波源を
    備え、その第２の超音波源からの超音波がウエーブガイ
    ドで伝送されるように、その第２の超音波源は前記ウエ
    ーブガイドに結合されている、ことを特徴とする内視鏡
    的処置作業用の器具。
  15. 【請求項１５】請求項14に記載の内視鏡的処置作業用の
    器具において、前記第２の超音波源から前記末端端部に
    伝送される超音波は、その出力が１ワットより小さい、
    又はその強度が100Wcm-2より小さいものであり、かつ、
    前記２の超音波源の周波数は1MHzより高い、ことを特徴
    とする内視鏡的処置作業用の器具。
  16. 【請求項１６】請求項14または15に記載の内視鏡的処置
    作業用の器具において、前記第１の超音波源からの超音
    波および前記第２の超音波源からの超音波は同じウエー
    ブガイドで伝送される、ことを特徴とする内視鏡的処置
    作業用の器具。
  17. 【請求項１７】請求項14または15に記載の内視鏡的処置
    作業用の器具において、前記第２の超音波源からの超音
    波は、器具の前記近位端部および前記末端端部の間に延
    びる細長い２番目のウエーブガイドで伝送される、こと
    を特徴とする内視鏡的処置作業用の器具。
  18. 【請求項１８】請求項17に記載の内視鏡的処置作業用の
    器具において、前記２番目の細長いウエーブガイドの直
    径は0.1mmより小さい、ことを特徴とする内視鏡的処置
    作業用の器具。
  19. 【請求項１９】請求項17または18に記載の内視鏡的処置
    作業用の器具において、診断に適する超音波を送信し且
    つ受信する超音波送信機／受信機を含み、前記２番目の
    ウエーブガイドが、その近位端端部にて前記超音波送信
    機／受信機に結合されて、前記超音波送信機／受信機と
    前記近位端部との間において診断に適する超音波の伝送
    を行うよう構成されている、ことを特徴とする内視鏡的
    処置作業用の器具。
  20. 【請求項２０】請求項19に記載の内視鏡的処置作業用の
    器具において、前記第１の超音波源および前記レーザに
    結合された、内側の中心ウエーブガイドを有するととも
    に、この中心ウエーブガイドをリング状に囲む複数のウ
    エーブガイドを、前記２番目のウエーブガイドとして有
    する、ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器具。
  21. 【請求項２１】請求項１〜20の何れか１項に記載の内視
    鏡的処置作業用の器具において、前記超音波およびレー
    ザ光の発生を同時に又は交互に行う制御手段が備えられ
    ている、ことを特徴とする内視鏡的処置作業用の器具。
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