JPH02177954A - 医療装置 - Google Patents

医療装置

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JPH02177954A
JPH02177954A JP1292115A JP29211589A JPH02177954A JP H02177954 A JPH02177954 A JP H02177954A JP 1292115 A JP1292115 A JP 1292115A JP 29211589 A JP29211589 A JP 29211589A JP H02177954 A JPH02177954 A JP H02177954A
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energy
tissue
medical device
wavelength
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JP1292115A
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English (en)
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Robert J Freiberg
ロバート・ジエリー・フライバーグ
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Original Assignee
Pfizer Hospital Products Group Inc
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Publication date
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は医療用レーザ装置に関与しており、特に、２つ
以上のエネルギ源からでる治療用放射エネルギを組織部
位に、共通の光路に沿って伝送及び送り出すことに関す
る。更に本発明は、多重波長の治療用レーザエネルギを
伝送して作業部位に送り出すことができる単一光路を有
するレーザカテーテルを包含する。
最近のレーザ手術は、医師が通常のレーザの線量を該当
する特定の臨床用途に適合させる能力かないことで限界
がある。例えば、扁桃摘出のごとき処置においてはある
程度正確な切開が要求される一方、かかる処置では実際
血管が多く、凝固が必要とされる。もう一方の極端な例
を挙げれば、骨または半月板手術といった別の処置は完
全に無血管処置であって、凝固を必要としない。今のと
ころ、医療用レーザ技術を使用して切開及び凝固を行う
ためには、医師は、異なる経路に沿って処置部位に送り
出される異なる波長のレーザエネルギを使用する。一般
的に、外科医は独立したレーザ源を使用し、レーザエネ
ルギを２つ以上の光路に沿って、例えば複数のカテーテ
ル、関節式アームまたは中空の導波管を使用して送り出
す。
明らかに、医師に、レーザの凝固及び切開能力を調整す
ることができる正しい組合せのレーザ線量を正確に選択
し、エネルギを組織部位に単一の送出装置を通して送り
出すための単純で且つ正確な手段を提供する、電気メス
装置のごとき外科ツールが必要とされている。従って、
本発明者は、単一の送出装置を使用することにより、医
師が外科手術の際に硬質及び軟質いずれの組織も正確に
切開、蒸発、吻合及び凝固できるために、共通の光路に
沿って送り出される多重波長の治療用放射エネルギを使
用する医療装置を発明した。
本発明は、少なくとも２つの治療用放射エネルギ源と、
それに沿って前記エネルギを組織部位に送り出すための
共通の光路を規定する手段とを備えた、エネルギを組織
部位に伝送する医療装置に関する。光路は、カテーテル
、１つ以上の光ファイバ、中空導波管または関節式アー
ムとすることができる。更に光路は、１つ以上の光ファ
イバと中空導波管との組合せまたは１つ以上の光ファイ
バと関節式アームとの組合せとしてもよい。また、関節
式アームは中空導波１、反射光学素子または伝送光学素
子を包含してもよろしい。
治療用エネルギ源はレーザ、特に組織切開、組織切除、
組織凝固及び組織吻合レーザである。レーザエネルギは
、個々に、同時にまたは交互にエネルギ源から組織部位
に送り出すことができる。
また、エネルギを所望の組織部位位置に方向付けるため
に、可視照準ビームを光路に沿って送り出すことができ
る。切開及び切除レーザは約０．１〜約０．３及び約２
．０〜約１２．０ミクロンの範囲の波長を有する。前記
大きい方の範囲において好ましい範囲は、１つが約２．
７〜約３．３ミクロンであり、もう１つが約５．５〜約
１２．０ミクロンである。最も小さい範囲にある約０．
２ミクロンの波長を生成するためにはエキシマ−レーザ
を使用することができる。
約２．９ミクロンの波長を生成するためにはエルビウム
レーザを使用することができ、約１０．６ミクロンの波
長を生成するためには二酸化炭素レーザを使用すること
ができる。約２．１ミクロンの波長を生成するなめには
ホルミウムレーザを使用することができる。凝固及び吻
合レーザは約０．３〜約２．０ミクロンの範囲の波長を
有しており、約１．０６または約１．３２ミクロンいず
れかの波長を生成するためにはネオジムレーザを使用す
ることが好ましい。
或いは、約０．３〜約２．０ミクロンの範囲の波長は、
好ましくは同調可能な色素レーザまたは金属蒸気レーザ
によって生成すると約０．４〜約０，７ミクロンの間の
波長となる。
光ファイバは、カルコゲン化物、サファイア、重金属フ
ッ化物、ハロゲン化物結晶、シリカまたは非酸化物ガラ
スとすることができるが、好ましいのは、フッ化ジルコ
ニムまたはシリカベースのファイバである。ファイバの
外径は約８５〜約６００ミクロンの範囲であるが、好ま
しいファイバの直径は約１８０〜約２５０ミクロンであ
る。
更に本発明は、２つ以上の治療用レーザエネルギ源と、
第１の端部が前記エネルギ源に連結されたカテーテルで
あって、それに沿って前記エネルギを該カテーテルの第
２の端部に送り出すための共通の経路を規定する少なく
とも１つの細長い光ファイバを収容するボディを有する
カテーテルとを備えた医療装置を提供する。
更に本発明は、第１の端部が２つ以上の治療レーザエネ
ルギ源に連結されるようになっているレーザカテーテル
であって、それに沿ってレーザを該カテーテルの第２の
端部に一゛送り出すための共通の経路を規定するボディ
部分を有するカテーテルを備えた医療器具を提供する。
カテーテルボディは少なくとも１つ、好ましくは単一の
光ファイバを含む、このファイバは中実コアのファイバ
とすることができる。カテーテルのボディ部分は更に中
空の可視性導波管を包含することができる。好ましくは
、エネルギ源は異なる出力波長で動作する。１つの形態
においてはカテーテルボディ部分は握り手及び強化外側
ケーシングを包含しており、別の形態においてはカテー
テルボディ゛部分は第２の端部近傍に更に握り手及び半
剛性のハウジングを包含する。
好ましい形態の医療器具は、手で保持されるようにされ
た可撓性カテーテルを備えており、このカテーテルは第
２の端部近傍に更に、第２の端部に送り出されるエネル
ギを集束する手段を包含する。集束は、点、曲面または
縁を端部とする光学的損失が小さ゛い高熱容量の接触チ
ップによってなされ得る。チップはサファイヤチップで
あるのが好ましい、或いは、集束は、光学的損失が小さ
い高熱容量の平凸レンズまたは光学的損失が小さい高熱
容量の球状レンズのいずれかによって行なってもよい、
後者２つの集束手段に加え、カテーテルの端部は更に、
点、曲面または縁の端部形状を有する接触チップを包含
することができる。最後に、カテーテルの第２の端部は
、光学的損失が小さい高熱容量ウィンドウを単独でまた
は点、曲面、縁もしくは平面を端部とする接触チップと
組み合わせて包含してもよい。
以下、添付の図面を参照して本発明を説明する。
幾つかの図において同じ参照番号は同じ部品を表す。
ｌ主１ 第１図には、本発明の医療用多重波長レーザ装置１０の
概略を図示しである。装置１０は、少なくとも２つの治
療用レーザ源＃１及び＃２と照準ビームとを包含する。
所望であれば更に治療用レーザ源を追加することができ
る。レーザ源からでたエネルギはビーム結合光学モジュ
ールへ運搬され、次いで光集束装置へ運搬される。光集
束装置からでたエネルギは、それを通して組織部位（図
示なし）へ送り出すための、手で保持されるようにされ
た可撓性カテーテル１２へ伝送される。ビームの結合及
び集束については、当業者には公知であるので特に詳細
を説明しない。
第２図にはカテーテル１２を詳細に示しである。
カテーテル１２はボディ部分１４を有しており、カテー
テル１２の近位端部１５には、カテーテル１２を第１図
の光集束装置及びエネルギ源に連結するためのコネクタ
１６と、気体流送出装置１８とがある。カテーテルの遠
位端部１９には、組織係合点２１を端部とする光学的損
失が小さい高熱容量の円錐形組織接触チップ２０がある
。コネクタ１６は通常の連結手段であり、気体流送出装
置１８は、源は図示していないが、ファイバの遠位端部
（端部１９）、特にカテーテルチップを冷却する目的で
備えられている。
第３図は、端部１９の分解図を示すカテーテル１２の拡
大部分図である。光ファイバ２２がボディ部分１４内に
設置されているのが判る。詳細は図示していないが、光
ファイバ２２はカテーテル１２の長さを縦走しており、
カテーテルの両端で固定されているが、ファイバは可視
性あって固定端部間で自由に動くことができる。集束さ
れたエネルギがチップの遠位端部または点２１から出る
ように、チップ２０がチップの端部に送り出されたエネ
ルギを集束させることが矢印から判る。使用に際して組
織部位と接触するのはチップ２０の端部である。
第４図から第８図は第３図と極めて類似の図であるが、
わずかに異なる端部形状を有する。特に第４図には、円
錐形チップ２０に代わり、曲面２５を有する光学的損失
の小さい高熱容量の平凸集束レンズ２４を示しである。
レンズ２４は、矢印で示したように送り出されたエネル
ギをレンズを越えて集束する。従って使用に際してレン
ズ２４は通例、治療されている組織と接触しない。組織
と接触するのは焦点に集束されたエネルギである。平凸
レンズ２４に代えて球状レンズ（図示なし）を使用する
ことも可能であり、その機能はレンズ２４と同様となる
。第５図には光学的損失の小さい高熱容量のウィンドウ
２６が図示しである。第５図の端部の具体的態様におい
ては矢印から判るように放射エネルギは収束せず、その
代わりに発散し、放射エネルギを組織とより大きな面積
で接触させ得る。第６図は、平坦な組織接触面２９を有
する光学的損失の小さい高熱容量の組織接触チップ２８
を示す。矢印で示してはいないが、エネルギはチップ２
８を出て、第５図に示されたエネルギ経路と極めて類似
の経路をたどる。第７図は、組織接触縁３１を有する光
学的損失の小さい高熱容量の接触チップ３０を示してい
る。矢印で示してはいないが、エネルギが縁３１の長さ
に沿ってチップから出るように、エネルギがチップ３０
に集束される。第８図は第３図の端部形状に非常に類似
ではあるが、更にウィンドウ２６と包含している。集束
されたエネルギは、第３図に示したのと同様に組織部位
に送り出される。
本発明の範囲内で医師に、集束接触チップが非集束エレ
メントと一緒に使用することができる融通性のある装置
を提供することを理解されたい。第８図と同様に、レン
ズ２４及びチップ２８．３０はウィンドウ２４と組み合
わせて使用することができる。
全ての組織接触チップはサファイヤで製造されるのが好
ましいが、ダイヤモンドチップを使用することもできる
。また、前記の高熱容量エレメントは３００〜６００°
Ｃの範囲の熱に耐え得ることが好ましい。
光ファイバ２２は、治療用放射エネルギが送り出される
共通の経路を提供する。光ファイバ２２は好ましくは、
羊−の中実コアファイバである。しかしながら、多数の
ファイバを使用することもできるし、単一または多数の
ファイバは中空コアファイバとすることもできることを
理解されたい。更にファイバは、中空の可視性導波管ま
たは関節式アームと組み合わせて使用することもできる
。（第９図に関して詳細に説明する）中空の可撓性導波
管は、カテーテル１２のボディ部分１４内に設置するこ
とができる。ファイバ構成は所望によって、カルコゲン
化物、サファイヤ、重金属フッ化物、ハロゲン化物結晶
、シリカまたは非酸化物ガラスとすることができる。多
数の外科用途においては、ファイバはフッ化ジルコニウ
ムまたはシリカベースのファイバであるのが好ましい。
ファイバの寸法は、外径が約８５〜約６００ミクロンの
範囲とすることができるが、好ましいファイバの直径は
約１８０〜約２５０ミクロンである。
第９図に示した別の具体的態様においては、放射エネル
ギを組織部位に伝送するために、カテーテル１２に代え
て関節式アーム３２を使用する。この図では、アーム３
２はそのなかに中空導波管３４が設置されている。端部
３６は、光集束装置に連結されるようになっており、端
部３８はエネルギを組織部位に送り出す、関節式アーム
３２は、一連の真っすぐな中空部分４２及びそれらを連
結する連結部材４０を包含しており、各連結部材４０に
は、放射エネルギを直線形セグメントの中実軸に沿って
送り出す１つ以上の光学素子４４が設置されている。光
学素子４４は、鎚のごとき反射素子、またはレンズのご
とき透過素子または鏡及びレンズの組合せとすることが
できる。中空導波管３４は、送り出されたエネルギ波の
通過を案内するために使用される管である。関節式アー
ムは導波管３４を包含することが判る一方で、本発明は
、導波管なしで使用される関節式アームを包含すること
も理解されたい。更に、光学素子４４を内部に設置する
ことで包含する中空導波管は関節式アームがなくとも使
用され得ることを理解されたい、前記したように、光フ
ァイバ２２を関節式アームまたは中空導波管のいずれか
と、ファイバをアームまたは導波管の内部に設置するこ
とで組み合わせて使用することも、本発明の範囲内に包
含される。ファイバはアームまたは導波管の長さを縦走
し、しかも光学素子に置き換わり得る。端部３８は、カ
テーテル１２の端部１９について記載した任意の形状と
することができる。
最後に第１０図及び第１１図にはそれぞれカテーテル１
２の変形例であるカテーテル１２′及びカテーテル１２
″を示しである。カテーテル１２″はボディ部分１４′
、強化外側ケーシング４８及び握り手４８を包含する。
カテーテル１２″はボディ部分１４″、半剛性ハウジン
グ５０及び握り手５２を包含する。
少なくとも２つのエネルギ源からでる治療用放射エネル
ギは組織部位に共通の光路に沿って送り出される。エネ
ルギ源は、異なる出力波長で動作するレーザエネルギ源
であるのが好ましい。エネルギは赤外または可視いずれ
でもよろしいが、赤外が好ましい、更に、可視放射エネ
ルギである照準ビームが好ましくは同じ光路に沿って伝
送され、治療エネルギを組織部位治療位置に正確に方向
付けるために使用される。異なるエネルギ源からの治療
エネルギは治療部位に個々に、同時にまたは交互に送り
出すことができる。エネルギ源は、２つ以上の組織切開
もしくは組織切除レーザ、２つ以上の組織凝固もしくは
組織吻合レーザ、または１つ以上の組織切開もしくは組
織切除レーザ及び１つ以上の組織凝固もしくは組織吻合
レーザの組合せとすることができる。
組織切開及び組織切除レーザは通例、約０．１〜約０．
３ミクロン及び約２．０〜１２．０ミクロンの範囲で動
作する０組織切開及び切除レーザは、水蒸気スペクトル
においてエネルギ吸収性の強い波長に対応する範囲の波
長を有する。組織凝固及び組織吻合レーザは通例、約０
．３〜約２．０ミクロンの範囲で動作する０組１ｌｌＩ
凝固及び吻合レーザは、水蒸気スペクトルにおいてエネ
ルギ吸収性の弱い波長に対応し、且つヘモグロビン及び
メラニンといった他の組織構成要素のスペクトルにおい
てエネルギ吸収性の強い波長に対応し得る範囲の波長を
有する。
多数のレーザエネルギ源を使用することができる。切開
または切除レーザとして約０．２ミクロンの波長を生成
するためにはエキシマ−レーザを使用量ることができる
。約２．７〜約３．３ミクロンの好ましい範囲内にある
約２．９ミクロンの波長の切開または切除レーザを生成
するためにはエルビウムレーザを使用することができる
。或いは、約２．０〜約１２．０ミクロンの好ま１．い
範囲内にある約２．１ミクロンの波長の切開または切除
レーザを生成するためにはホルミウムレーザを使用する
ことができる。約５．５〜約１２．０ミクロンの好まし
い範囲内にある約１０．６ミクロンの波長の切開または
切除し一ザを生成するためには二酸化炭素レーザを使用
することができる。約１．０６ミクロンまたは約１．３
２ミクロンのいずれかの波長の凝固または吻合レーザを
生成するためには、ネオジムレーザを使用することがで
きる。約０．４〜約０．７ミクロンの波長範囲で動作す
る別の凝固または吻合レーザは、同調可能な色素レーザ
または金属蒸気レーザによって生成することができる。
第１図に示した本発明の特定の好ましい具体的態様にお
いては、装置には２つの別個の治療用レーザエネルギ源
、即ちＮｄ：ＹＡＧ及びＥｒ・ＹＡＧレーザが組み込ま
れている。Ｅｒ：ＹＡＧは、反復速度（ｒｅｐｅｔｉｔ
ｉｏｎ　ｒａｔｅ）が小さい正確な切開ツールである。
　Ｅｒ：ＹＡＧレーザ波長は２．９ミクロンであって、
これは水の吸収域と一致するので、レーザは骨及び軟質
組織の両方と効果的に切開する。より高い反復速度にお
いては、レーザはより攻撃的になり、より大きな体積の
材料を取り除くための切除ツールとして使用することが
できる。■パルス当たりのエネルギ及び反復速度は、Ｎ
ｄ：ＹＡＧ源とは全く独立して正確に調節することがで
きる。Ｎｄ：ＹＡＧは１．０６ミクロン、１．３２ミク
ロンまたはこれらを組み合わせたビームを生成すること
ができる。１．０６ミクロンでは、レーザは極めて有効
な凝固ツールである。また、１．３２ミクロンのレーザ
は組織を効果的に接合する。この連続波Ｎｄ：ＹＡＧ系
は、Ｅｒ：ＹＡＧレーザとは独立して正確に調節される
パワーレベルを有する。各レーザの線量計測パラメータ
は独立にプログラム化することができ、それぞれの出力
は単一の足踏みペダルによって同時に調節され、結合さ
れた多重波長出力が共通の光フアイバ送出装置を通して
同時に送り出される。
２つのレーザ装置の各々は実際にはモジュールとするこ
とができ、より高いパワーレベルに拡張可能である。各
レーザは、レーザヘッド、制御電子パワーメータ及び照
準ビームが組み込まれた共振器モジュールと、出力供給
及び冷却装置を包含する個別の出力モジュールとで構成
することができる。レーザヘッドは、Ｎｄ装置に対して
は３（Ｖ　Ｃ１４といったより小さな出力装置を動力源
とすることもできるし、６０Ｗ　ｆＪといったより大き
な出力装置を動力源とすることもできる。
それぞれのレーザからのレーザエネルギを固有のファイ
バの光送出装置によって送り出すという任意選択手段も
ある。例えば、Ｎｄ：ＹＡＧレーザエネルギを第１のフ
ァイバを通して組織に送り出し、Ｅｒ：ＹＡＧを第２の
ファイパイを通して集束することができる。好ましい具
体例は、第１図に模式的に示したようなビーム結合モジ
ュールにおいてＮｄ：ＹＡＧエネルギとＥｒ：ＹＡＧエ
ネルギを重ね合わせることである。モジュールは、Ｎｄ
レーザビーム、Ｅ「レーザビーム及び照準ビームを同時
に、可視、近赤外及び中間赤外波長を伝送できる単一の
ファイバを通して組織上に共線的に並べる。ファイバは
フッ化ジルコニウムファイバまたはシリカベースのファ
イバのいずれかであるのが好ましい。
ファイバ光送出装置は使い捨てまたは再使用可能とする
ことができる。好ましい具体的態様は、フッ化ジルコニ
ウムファイバと、遠位焦点レンズと、近位コネクタと、
殺菌、密封性及び構造的保全性のためのカテーテルハウ
ジングとを包含する。
気体または流体を、ファイバの遠位チップを冷却するよ
うに、及び切除された組織がカテーテルの遠位レンズ上
に跳ね返りを防止する手段として組織に方向付けられる
ように、カテーテルを通過させることができる。可視性
内視鏡用途のための典型的なカテーテルを第２図に示し
である。第１０図は、外部レーザ外科用途のために頑丈
となるように補強され機械的に強化されたカテーテルの
図である。第１１図は、ＥＮＴの分野の処置に適用可能
な半剛性内視鏡誘導針と一体的なカテーテルの図である
。
本発明の医療装置を用い、医師は２，９ミクロンのパル
スレーザビームを使用して正確に切開し、平均パワーが
より高い２．９ミクロンのレーザビームまたは１．０６
ミクロンのレーザビームのいずれかを使用して蒸発し、
１．０６ミクロンのビームを使用して凝固し、１．３２
ミクロンのビームを使用して接合することができ、可視
照準ビームを使用して治療用赤外レーザ放射線を案内す
ることができる。
別個のレーザ及び／または組合せレーザのいずれかによ
って生成される上記レーザ放射線は、可視から中間赤外
の範囲を伝送できる単一のファイバを通して個々に、同
時にまたは交互に送り出され得る。
以上、本発明を好ましい具体的態様を参照して説明した
。しかしながら当業者は、本発明の範囲及び主旨を離れ
ずども特許請求の範囲に含まれる本発明の形態には変更
がなされ得ること、及び、本発明の特定の特性が、他の
特性を対応して使用せずとも有利に使用され得ることを
理解するであろう。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明を実現する医療用多重波長レーザ装置の
概略図、第２図は第１図に示したものと同様であるが端
部部分を変更しである可視性レーザカテーテルの概略図
、第３図はカテーテルチップに送り出され且つそこから
出る放射エネルギの集束を示す、光ファイバを包含する
第２図のカテーテルの端部部分の拡大部分図８、第４図
及び第′５図はそれぞれ、レンズによる放射エネルギの
集束（第４図）及びウィンドウによる放射エネルギの発
散（第５ＵＡ）を示す５光フアイバを包含する第３図の
カテーテルの端部部分の変更例め図、第６図及び第７図
はそれぞれ、平坦な端部（第６図）及び縁に向かってテ
ーパー形をなす端部（第７図）を備えたカテーテルの端
部部分の別の変更例の図、第８図は第５図のウィンドウ
及び第３図のチップが同じ装置において実現されている
別のカテーテル端部部分の変更例の図、第９図は中空の
導波管が包含された関節式アームの概略図、第１０図は
第２図のカテーテルの変更例の図、第１１図は半剛性遠
位部分を示す第２図のカテーテルの別の変更例の図であ
る。 ＃ＩＪ２・・・治療用レーザ、１０・・・医療用多重波
長レーザ装置、１２・・・可撓性カテーテル、１４・・
・ボディ部分、１６・・・コネクタ、１８・・・気体流
送出装置、２０・・・チップ、２４・・・平凸レンズ、
２６・・・ウィンドウ、３２・・・関節式アーム、３４
・・・中空導波管、４０・・・連結部材。 代理人弁理士　船　　山　　　武

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）エネルギを組織部位に伝送する医療装置であって
    、少なくとも２つの治療用放射エネルギ源と、それに沿
    って前記エネルギを組織部位に送り出す共通の光路を規
    定する少なくとも１つのフッ化ジルコニウム光ファイバ
    を包含する手段とを備えた医療装置。
  2. （２）前記エネルギ源が、 ａ）組織切開レーザ及び組織切除レーザからなる群から
    選択される少なくとも１つのレーザ、並びにｂ）組織凝
    固レーザ及び組織吻合レーザからなる群から選択される
    少なくとも１つのレーザ を包含する請求項１に記載の医療装置。
  3. （３）前記切開レーザ及び前記切除レーザが約２．０〜
    約４．０ミクロンの範囲の波長を有する請求項２に記載
    の医療装置。
  4. （４）前記波長がエルビウムレーザによって生成される
    約２．９ミクロンの波長である請求項３に記載の医療装
    置。
  5. （５）前記波長がホルミウムレーザによって生成される
    約２．１ミクロンの波長である請求項３に記載の医療装
    置。
  6. （６）前記凝固レーザ及び前記吻合レーザが約０．３〜
    約２．０ミクロンの範囲の波長を有する請求項２に記載
    の医療装置。
  7. （７）前記波長がネオジムレーザによって生成される約
    １．０６ミクロンの波長である請求項６に記載の医療装
    置。
  8. （８）前記波長がネオジムレーザによって生成される約
    １．３２ミクロンの波長である請求項６に記載の医療装
    置。
  9. （９）更に、前記組織部位に送り出される前記エネルギ
    を標的とする可視光源を包含する請求項１に記載の医療
    装置。
  10. （１０）前記手段が、前記組織部位に送り出されるエネ
    ルギを集束する手段を包含するレーザカテーテルを備え
    ている請求項１に記載の医療装置。
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