JPH03234074A - 医療装置用レーザ発生装置 - Google Patents
医療装置用レーザ発生装置Info
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- JPH03234074A JPH03234074A JP2030757A JP3075790A JPH03234074A JP H03234074 A JPH03234074 A JP H03234074A JP 2030757 A JP2030757 A JP 2030757A JP 3075790 A JP3075790 A JP 3075790A JP H03234074 A JPH03234074 A JP H03234074A
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Landscapes
- Laser Surgery Devices (AREA)
- Radiation-Therapy Devices (AREA)
- Lasers (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
「産業上の利用分野」
本発明は主に癌の診断治療装置に用いられる医療装置用
レーザ発生装置に関するものである。
レーザ発生装置に関するものである。
「従来の技術」
癌の診断と治療には第5図に示すような装置が既に提案
されている。
されている。
これは癌の診断に先立って、癌に対して親和性の強い蛍
光物質を予め患者の血管から静注し、病巣部に吸収させ
ておき、この部分をレーザ光で照射したときの蛍光物質
とレーザ光との光化学反応を利用して癌細胞だけを選択
的に壊死させる癌診断治療装置で、通常の内視鏡診断系
(1)と光化学反応診断治療系(2)に分けることがで
きる。
光物質を予め患者の血管から静注し、病巣部に吸収させ
ておき、この部分をレーザ光で照射したときの蛍光物質
とレーザ光との光化学反応を利用して癌細胞だけを選択
的に壊死させる癌診断治療装置で、通常の内視鏡診断系
(1)と光化学反応診断治療系(2)に分けることがで
きる。
このうち前記内視鏡診断系(1)は、Mi織衣表面3)
を照射するための白色光源(4)と、この白色光を゛導
く内視鏡(5)のライトガイド(6)と、組織表面(3
)のイメージをカラーカメラ(7)に導くイメージガイ
ド(8)と1組織表面(3)のイメージをカラーカメラ
(7)で撮影して得たイメージを写すモニタTV(9)
とから構成されている。
を照射するための白色光源(4)と、この白色光を゛導
く内視鏡(5)のライトガイド(6)と、組織表面(3
)のイメージをカラーカメラ(7)に導くイメージガイ
ド(8)と1組織表面(3)のイメージをカラーカメラ
(7)で撮影して得たイメージを写すモニタTV(9)
とから構成されている。
前記光化学反応診断治療系(2)は、基本波のレーザを
発生するレーザ発生装置! (10)と、これに基き診
断のための診断用レーザ(例えば波長405nm)を発
生する診断レーザ発生部(11)と、治療のための治療
用レーザ(例えば波長630nm)を発生する治療レー
ザ発生部(12)と、これらのパルスレーザを切換える
切換え装置!(13)とを具備している。これらのレー
ザはライトガイド(14)により導かれ病巣部(21a
)を照射する。ここで、腫瘍に親和性のある光感受性薬
品として塩酸ヘマトポルフィリンを硫酸と酢酸でPH7
,4に調整したヘマトポルフィリン誘導体(HpD)を
用いたものとすると、診断時に405n■の診断レーザ
光を照射すると、630nmと690nWにピークをも
つ蛍光を発生する。この蛍光は。
発生するレーザ発生装置! (10)と、これに基き診
断のための診断用レーザ(例えば波長405nm)を発
生する診断レーザ発生部(11)と、治療のための治療
用レーザ(例えば波長630nm)を発生する治療レー
ザ発生部(12)と、これらのパルスレーザを切換える
切換え装置!(13)とを具備している。これらのレー
ザはライトガイド(14)により導かれ病巣部(21a
)を照射する。ここで、腫瘍に親和性のある光感受性薬
品として塩酸ヘマトポルフィリンを硫酸と酢酸でPH7
,4に調整したヘマトポルフィリン誘導体(HpD)を
用いたものとすると、診断時に405n■の診断レーザ
光を照射すると、630nmと690nWにピークをも
つ蛍光を発生する。この蛍光は。
ライトガイド(15)により分光器(16)へ導かれる
。
。
この分光器(16)により得られた蛍光スペクトル像(
17)は高感度カメラ(18)により撮影され、この出
力ビデオ信号を解析回路(19)で演算処理して図形化
し、スペクトル波形がモニタT V (20)に表示さ
れる。スペクトル像(17)はHpD蛍先に特徴的な6
30nm、 690n■に中心をもつ双峰形のスペクト
ルを示すから、このスペクトルを観察するため、分光器
(16)の分光波長領域は600〜700nmに設定し
ている。 以上の診断で病巣部(21a)を判別した後
に、レーザ波長を630nmに切り換えて癌部位(21
)に照射して癌細胞だけを壊死させる。
17)は高感度カメラ(18)により撮影され、この出
力ビデオ信号を解析回路(19)で演算処理して図形化
し、スペクトル波形がモニタT V (20)に表示さ
れる。スペクトル像(17)はHpD蛍先に特徴的な6
30nm、 690n■に中心をもつ双峰形のスペクト
ルを示すから、このスペクトルを観察するため、分光器
(16)の分光波長領域は600〜700nmに設定し
ている。 以上の診断で病巣部(21a)を判別した後
に、レーザ波長を630nmに切り換えて癌部位(21
)に照射して癌細胞だけを壊死させる。
従来のレーザ発生装置は第4図に示すように。
エキシマレーザ発生装置f (22)を光源とし、この
308nmの発振波長をもって第1、第2の色素レーザ
セル(23) (24)を励起して、それぞれ405n
mと630nmのレーザを出力するものである。なお、
(25)(26)はそれぞれ色素循環器、 (27)
(27)、(28)(28)は反射鏡、(29)は切換
器である。
308nmの発振波長をもって第1、第2の色素レーザ
セル(23) (24)を励起して、それぞれ405n
mと630nmのレーザを出力するものである。なお、
(25)(26)はそれぞれ色素循環器、 (27)
(27)、(28)(28)は反射鏡、(29)は切換
器である。
エキシマレーザ装置(22)から得られるレーザはパル
ス尖頭値が大きいため、癌の診断と治療の目的には極め
て有効である。ところが、レーザガスの寿命が短かいた
め5長時間の安定動作が困難であるばかりか、そのレー
ザガスを循環したり、適当な期間1例えば1週間毎にフ
レッシュなレーザガスと交換する必要があり、装置の複
雑さと医療現場での操作性が極めて悪いという問題があ
った。
ス尖頭値が大きいため、癌の診断と治療の目的には極め
て有効である。ところが、レーザガスの寿命が短かいた
め5長時間の安定動作が困難であるばかりか、そのレー
ザガスを循環したり、適当な期間1例えば1週間毎にフ
レッシュなレーザガスと交換する必要があり、装置の複
雑さと医療現場での操作性が極めて悪いという問題があ
った。
本出願人は、長寿命で操作性のすぐれたレーザ光源装置
を得るために、第3図に示すような装置をすでに提案し
た。これはレーザ光源として固体レーザ装faE (3
0)を使用している。
を得るために、第3図に示すような装置をすでに提案し
た。これはレーザ光源として固体レーザ装faE (3
0)を使用している。
固体レーザとしては例えばNd−YAGレーザ光源を用
いると、これは1064n+*の赤外線の光パルスを発
生するので、この11064nレーザを基にして高調波
発生モジュール(31)により、 355nm、532
nm。
いると、これは1064n+*の赤外線の光パルスを発
生するので、この11064nレーザを基にして高調波
発生モジュール(31)により、 355nm、532
nm。
11064nの3種類のレーザを得、これからプリズム
等で3次高調波の355r++++レーザだけを抽出す
る。
等で3次高調波の355r++++レーザだけを抽出す
る。
これを励起光として光パラメトリック発振部(32)を
励起する。光パラメトリック発振部(32)の非線形光
学結晶は結晶面への入射角度を変えると、具体的にはB
BO(β−B a B2O4)結晶の光学軸(C軸)と
励起光の結晶内でのなす角θ=32.7°にすると、元
の波長と異なる630nmと813れ閣のレーザが発生
する。なお、この角度θは結晶の種類によって±0.5
°程度変化する。
励起する。光パラメトリック発振部(32)の非線形光
学結晶は結晶面への入射角度を変えると、具体的にはB
BO(β−B a B2O4)結晶の光学軸(C軸)と
励起光の結晶内でのなす角θ=32.7°にすると、元
の波長と異なる630nmと813れ閣のレーザが発生
する。なお、この角度θは結晶の種類によって±0.5
°程度変化する。
これらをフィルタ(33)で分離する。 630n−の
レーザはそのまま集光レンズ(34)、光ファイバ(3
5)を通して治療用レーザとして送られる。 813n
鳳のレーザは反射#I(35a)、第2高調波発生モジ
ュール(36)で407n@を得て、集光レンズ(37
)、光ファイバ(38)を通して診断用レーザとして送
られる。
レーザはそのまま集光レンズ(34)、光ファイバ(3
5)を通して治療用レーザとして送られる。 813n
鳳のレーザは反射#I(35a)、第2高調波発生モジ
ュール(36)で407n@を得て、集光レンズ(37
)、光ファイバ(38)を通して診断用レーザとして送
られる。
「発明が解決しようとする課題」
しかるに、腫瘍に親和性のある光感受性薬品には、前記
HpD(DHEも同様の光学的特性)の他に、PH−1
126,NPe6.フタロシアニンがあり、これらは光
学的特性、すなわち、第2図の特性図に示すように、薬
品の吸収波長である治療光波長に少しずつ違いがある。
HpD(DHEも同様の光学的特性)の他に、PH−1
126,NPe6.フタロシアニンがあり、これらは光
学的特性、すなわち、第2図の特性図に示すように、薬
品の吸収波長である治療光波長に少しずつ違いがある。
具体的には、HpD(またはDHE)の治療光波長が6
30ns+で、PH−1126が650ni+、NPe
6が660nm、 フタロシアニンが68on鳳であ
る。
30ns+で、PH−1126が650ni+、NPe
6が660nm、 フタロシアニンが68on鳳であ
る。
前述した第3図の装置では治療光波長が630nmに固
定的に設定しであるため、HpDにしか用いることがで
きない。
定的に設定しであるため、HpDにしか用いることがで
きない。
本発明は同一装置の簡単な調整にて光感受性薬品が異な
ることに伴う治療光波長を変化させることのできる装置
を得ることを目的とする。
ることに伴う治療光波長を変化させることのできる装置
を得ることを目的とする。
「課題を解決するための手段」
本発明は、治療部位に、レーザ光源からの診断用レーザ
を照射して治療部位を判別し、光学的治療薬品に対応し
た波長の治療用レーザを照射して壊死させる装置におい
て、前記レーザ光源としての波長可変の固体レーザ装置
と1発生したレーザから高調波を得るための第1の高調
波発生モジュールと、この高調波に基いてこの高調波の
波長と異なる2種類のレーザであって、レーザ光源の波
長可変に拘らず略一定波長とした診断用レーザと、光学
的治療薬品に対応して波長を可変した治療用レーザとを
得るための非線形光学結晶を主体とする光パラメトリッ
ク発振部と、この光パラメトリック発振部からのレーザ
のうち一方を第2の高調波発生モジュールを通した後に
診断用レーザに、他方を治療用レーザに分離する分離手
段とを具備してなるものである。
を照射して治療部位を判別し、光学的治療薬品に対応し
た波長の治療用レーザを照射して壊死させる装置におい
て、前記レーザ光源としての波長可変の固体レーザ装置
と1発生したレーザから高調波を得るための第1の高調
波発生モジュールと、この高調波に基いてこの高調波の
波長と異なる2種類のレーザであって、レーザ光源の波
長可変に拘らず略一定波長とした診断用レーザと、光学
的治療薬品に対応して波長を可変した治療用レーザとを
得るための非線形光学結晶を主体とする光パラメトリッ
ク発振部と、この光パラメトリック発振部からのレーザ
のうち一方を第2の高調波発生モジュールを通した後に
診断用レーザに、他方を治療用レーザに分離する分離手
段とを具備してなるものである。
「作用」
光パラメトリック発振部の非線形光学結晶への入射光の
波長を+λo、 2つの出射光の波長をλいλ2とする
と、 λ0 λ、 λ2 の関係がある。また、非線形光学結晶への入射角度を付
けてゆくと、λ1とλ2は互いに接近する構造式はつぎ
の通り。
波長を+λo、 2つの出射光の波長をλいλ2とする
と、 λ0 λ、 λ2 の関係がある。また、非線形光学結晶への入射角度を付
けてゆくと、λ1とλ2は互いに接近する構造式はつぎ
の通り。
を一定としたまま、治療用レーザの波長λ1が目的の波
長になるように、波長可変の固定レーザ装置のレーザ光
源の波長を調整するとともに非線形光学結晶の角度を調
整する。
長になるように、波長可変の固定レーザ装置のレーザ光
源の波長を調整するとともに非線形光学結晶の角度を調
整する。
「実施例」
以下、本発明の実施例を図面に基き説明する。
まず、癌腫瘍に親和性のある光感受性薬品の種類と光学
的特性について説明する。
的特性について説明する。
(A)HpD (ヘマトポルフィリン誘導体)20数種
類のポルフィリンの混合体である塩酸へマドポルフィリ
ンを硫酸と酢酸でpH7,4に調整したもの。
類のポルフィリンの混合体である塩酸へマドポルフィリ
ンを硫酸と酢酸でpH7,4に調整したもの。
光化学治療波長:630nm
なお、このHpD中の特に有効成分を抽出したDHE
(ジヘマトボルフイリンエーテル/エステル)も使用さ
れているが、光学的特性はHpDとほとんど変らない。
(ジヘマトボルフイリンエーテル/エステル)も使用さ
れているが、光学的特性はHpDとほとんど変らない。
(B)PH−1126
ハ
光化学治療波長:650nm
(C)NPe6
構造式はつぎの通り。
光化学治療波長:660nm
(D)フタロシアニン
水溶性亜鉛フタロシアニンの構造式はつぎの通り。
光化学治療波長: 680nm
なお、上記水溶性亜鉛フタロシアニンの構造式において
、中心の金属のZnに代えAlが入ると。
、中心の金属のZnに代えAlが入ると。
アルミフタロシアニンとなる。光学的特性はほとんど同
じである。
じである。
つぎに1本発明による装置の一実施例を第1図に幕き説
明する。
明する。
(40)は波長可変の固体レーザ発生装置である。
この波長可変のレーザ発生装置(40)は広域の可変波
長発振の可能なもの、例えば波長λ。=700〜830
れ園のレーザを発生するアレキサンドライト(Cr”
: B e A Q z 04)とか、λ。=680〜
900nmのレーザを発生するチタンサファイヤ(Ti
”:Affi3O5)などからなる、この波長可変の固
体レーザ発生装置(40)からの波長λ、のレーザは、
KDP結晶などからなる第1の高調波発生モジュール(
41)に入射して波長λ。/2の第2次高調波レーザを
得る。このλ、/2のレーザは光パラメトリック発振部
(42)に入力する。この光パラメトリック発振部(4
2)はコリメータレンズ(43)、2枚のミラー(44
)(45)、これらのミラー(44)(45)の間のB
BO(β−Ba Ba 04)やL B O(L x
B a Os )などの非線形光学結晶(46)とから
なり、この非線形光学結晶(46)を回転してレーザ入
射角度θを変化することによって波長λ、とλ2の2つ
のレーザを得る。これら2つのレーザはダイクロイック
フィルタ(47)へ送られると、λ1とλ3に分離され
る。
長発振の可能なもの、例えば波長λ。=700〜830
れ園のレーザを発生するアレキサンドライト(Cr”
: B e A Q z 04)とか、λ。=680〜
900nmのレーザを発生するチタンサファイヤ(Ti
”:Affi3O5)などからなる、この波長可変の固
体レーザ発生装置(40)からの波長λ、のレーザは、
KDP結晶などからなる第1の高調波発生モジュール(
41)に入射して波長λ。/2の第2次高調波レーザを
得る。このλ、/2のレーザは光パラメトリック発振部
(42)に入力する。この光パラメトリック発振部(4
2)はコリメータレンズ(43)、2枚のミラー(44
)(45)、これらのミラー(44)(45)の間のB
BO(β−Ba Ba 04)やL B O(L x
B a Os )などの非線形光学結晶(46)とから
なり、この非線形光学結晶(46)を回転してレーザ入
射角度θを変化することによって波長λ、とλ2の2つ
のレーザを得る。これら2つのレーザはダイクロイック
フィルタ(47)へ送られると、λ1とλ3に分離され
る。
このうちλ1のレーザはそのまま集光レンズ(48)、
光ファイバ(49)を通して治療用レーザとして送られ
る。他方λ2のレーザは反射鏡(50)、KDP結晶な
どからなる第2の高調波発生モジュール(51)を介し
てλ!/2のレーザを得、集光レンズ(SZ) 。
光ファイバ(49)を通して治療用レーザとして送られ
る。他方λ2のレーザは反射鏡(50)、KDP結晶な
どからなる第2の高調波発生モジュール(51)を介し
てλ!/2のレーザを得、集光レンズ(SZ) 。
光ファイバ(53)を通して診断用レーザとして送られ
る。
る。
つぎに、前記各光感受性薬品(A)CB)(C)CD)
における波長の調整方法を説明する。
における波長の調整方法を説明する。
波長λ0.λ1.λ、には
λ。 λ1 λ2
λ2
という関係式が成り立つ、ここで−が一定(405nm
)とすると、前記薬品(A)(B)(C)(D)におけ
るλ1は第2図のようにそれぞれ6300腫、650n
e、 660nm、680n@であるから、光パラメト
リック発振部(42)の非線形光学結晶(46)の角度
(θ)を調整して、各薬品(A)(B)(C)(D)に
おけるλ。
)とすると、前記薬品(A)(B)(C)(D)におけ
るλ1は第2図のようにそれぞれ6300腫、650n
e、 660nm、680n@であるから、光パラメト
リック発振部(42)の非線形光学結晶(46)の角度
(θ)を調整して、各薬品(A)(B)(C)(D)に
おけるλ。
を求める。なお、非線形光学結晶(46)がBBOの場
合、第6図に示すように、C軸からなす角をθ、a軸か
らなす角をφとする(c =12.717人、a=b
= 12.532人)、この場合はφ=0′でレーザを
入射する。
合、第6図に示すように、C軸からなす角をθ、a軸か
らなす角をφとする(c =12.717人、a=b
= 12.532人)、この場合はφ=0′でレーザを
入射する。
具体的には
(A)HpD (またはDHE)の場合。
となる、したがって、波長可変固体レーザ装置(40)
の発生レーザ波長λ。は709nmで、また非線形光学
結晶(46)の角度θは32.7°のとき、目的の波λ
8 長λ1の治療用レーザと、波長□の診断用し−ザとなる
。
の発生レーザ波長λ。は709nmで、また非線形光学
結晶(46)の角度θは32.7°のとき、目的の波λ
8 長λ1の治療用レーザと、波長□の診断用し−ザとなる
。
CB)PH−1126の場合
となり、前記同様λ、 =721nmyθ=32.2°
となる。
となる。
(C)NPθ6の場合
となり、λ、 = 727rv、θ=31.9’ とな
る。
る。
(D)フタロシアニンの場合
となり、λ。= 739ni+、θ=31.4°となる
。
。
「発明の効果」
本発明は上述のように波長可変の固体レーザ発生装置、
高調波発生モジュール、光パラメトリック発振部等をも
って構成したので、光感受性薬品が異なることにより治
療用レーザの波長が異っても、簡単な調整ですべての薬
品に対処できる。また、長期間安定した動作をし、また
、ガスなどの交換もない、七たがって医療現場での操作
性が極めてすぐれている。
高調波発生モジュール、光パラメトリック発振部等をも
って構成したので、光感受性薬品が異なることにより治
療用レーザの波長が異っても、簡単な調整ですべての薬
品に対処できる。また、長期間安定した動作をし、また
、ガスなどの交換もない、七たがって医療現場での操作
性が極めてすぐれている。
第1図は本発明による医療装置用レーザ発生装置の一実
施例を示す説明図、第2図は光感受性薬品の特性説明図
、第3図は本出願人の先に提案した装置の説明図、第4
図は従来のレーザ発生装置の説明図、第5図は癌の診断
治療装置の説明図、第6図はBBOのレーザ入射角度の
説明図である。 (1)・・・通常の内視鏡診断系、(2)・・・光化学
反応診断治療系、(3)・・・組織表面、(4)・・・
白色光源、(5)・・・内視鏡、 (6)(14)・・
・ライトガイド、(7)・・・カラーカメラ、(8)・
・・イメージガイド、(9)・・・モニタTV、(10
)・・・レーザ発生装置、 (11)・・・診断レーザ
(波長405n鳳)発生部、 (12)・・・治療レー
ザ(波長630n閣)発生部、(13)・・・切換装置
、 (15)・・・ライトガイド、(16)・・・分光
器、 (17)、・・・蛍光スペクトル像、(18)・
・・高感度カメラ、(19)・・・解析回路、 (20
)・・・モニタTV、(21)・・・癌部位、 (21
a)・・・病巣部、 (22)・・・エキシマレーザ発
生装置、(23) (24)・・・色素レーザ発生セル
。 (25) (26)・・・色素循環器、(27) (z
a)・・・反射鏡、(29)・・・切換器、 (30)
・・・Nd−YAGレーザ発生装置、(31)・・・第
3次高調波発生モジュール、(32)・・・光パラメト
リック発振部、 (33)・・・ダイクロイックフィル
タ、(34)・・・集光レンズ、(35)・・・光ファ
イバ、(36)・・・第2次高調波発生モジュール、
(36a)・・・反射鏡、(37)・・・集光レンズ、
(38)・・・光ファイバ、(4o)・・・波長可変
の固体レーザ発生装置、(41)・・・第1の高調波発
生モジュール、(42)・・・光パラメトリック発振部
、(43)・・・コリメータレンズ、(44)(45)
・・・2枚のミラー、 (46)・・・非線形光学結晶
、 (47)・・・ダイクロイックフィルタ、(48)
・・・集光レンズ、(49)・・・光ファイバ、(50
)・・・反射鏡、 (51)・・・第2の高調波発生モ
ジュール、(52)・・・集光レンズ、(53)・・・
光ファイバ。
施例を示す説明図、第2図は光感受性薬品の特性説明図
、第3図は本出願人の先に提案した装置の説明図、第4
図は従来のレーザ発生装置の説明図、第5図は癌の診断
治療装置の説明図、第6図はBBOのレーザ入射角度の
説明図である。 (1)・・・通常の内視鏡診断系、(2)・・・光化学
反応診断治療系、(3)・・・組織表面、(4)・・・
白色光源、(5)・・・内視鏡、 (6)(14)・・
・ライトガイド、(7)・・・カラーカメラ、(8)・
・・イメージガイド、(9)・・・モニタTV、(10
)・・・レーザ発生装置、 (11)・・・診断レーザ
(波長405n鳳)発生部、 (12)・・・治療レー
ザ(波長630n閣)発生部、(13)・・・切換装置
、 (15)・・・ライトガイド、(16)・・・分光
器、 (17)、・・・蛍光スペクトル像、(18)・
・・高感度カメラ、(19)・・・解析回路、 (20
)・・・モニタTV、(21)・・・癌部位、 (21
a)・・・病巣部、 (22)・・・エキシマレーザ発
生装置、(23) (24)・・・色素レーザ発生セル
。 (25) (26)・・・色素循環器、(27) (z
a)・・・反射鏡、(29)・・・切換器、 (30)
・・・Nd−YAGレーザ発生装置、(31)・・・第
3次高調波発生モジュール、(32)・・・光パラメト
リック発振部、 (33)・・・ダイクロイックフィル
タ、(34)・・・集光レンズ、(35)・・・光ファ
イバ、(36)・・・第2次高調波発生モジュール、
(36a)・・・反射鏡、(37)・・・集光レンズ、
(38)・・・光ファイバ、(4o)・・・波長可変
の固体レーザ発生装置、(41)・・・第1の高調波発
生モジュール、(42)・・・光パラメトリック発振部
、(43)・・・コリメータレンズ、(44)(45)
・・・2枚のミラー、 (46)・・・非線形光学結晶
、 (47)・・・ダイクロイックフィルタ、(48)
・・・集光レンズ、(49)・・・光ファイバ、(50
)・・・反射鏡、 (51)・・・第2の高調波発生モ
ジュール、(52)・・・集光レンズ、(53)・・・
光ファイバ。
Claims (4)
- (1)治療部位に、レーザ光源からの診断用レーザを照
射して治療部位を判別し、光学的治療薬品に対応した波
長の治療用レーザを照射して壊死させる装置において、
前記レーザ光源としての波長可変の固体レーザ装置と、
発生したレーザから高調波を得るための第1の高調波発
生モジュールと、この高調波に基いてこの高調波の波長
と異なる2種類のレーザであって、レーザ光源の波長可
変に拘らず略一定波長とした診断用レーザと、光学的治
療薬品に対応して波長を可変した治療用レーザとを得る
ための非線形光学結晶を主体とする光パラメトリック発
振部と、この光パラメトリック発振部からのレーザのう
ち一方を第2の高調波発生モジュールを通した後に診断
用レーザに、他方を治療用レーザに分離する分離手段と
を具備してなることを特徴とする医療装置用レーザ発生
装置。 - (2)固体レーザ装置はアレキサンドライトレーザ発生
装置またはチタンサファイヤレーザ発生装置からなり、
第1の高調波発生モジュールおよび第2の高調波発生モ
ジュールは第2次高調波発生用である請求項(1)記載
の医療装置用レーザ発生装置。 - (3)光パラメトリック発振部は、コリメータレンズ、
2枚のミラー、これら2枚のミラー間の非線形光学結晶
からなる請求項(1)または(2)記載の医療装置用レ
ーザ発生装置。 - (4)非線形光学結晶はBBO(β−BaB_2O_4
)結晶またはLBO(LiB_3O_5)結晶からなる
請求項(3)記載の医療装置用レーザ発生装置。
Priority Applications (5)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2030757A JPH0648738B2 (ja) | 1990-02-09 | 1990-02-09 | 医療装置用レーザ発生装置 |
DE69029712T DE69029712T2 (de) | 1989-11-20 | 1990-11-20 | Mit einem Laserstrahlengenerator versehene Einrichtung für die Diagnose und Behandlung von Krebs |
AT90312660T ATE147647T1 (de) | 1989-11-20 | 1990-11-20 | Mit einem laserstrahlengenerator versehene einrichtung für die diagnose und behandlung von krebs |
EP90312660A EP0429297B1 (en) | 1989-11-20 | 1990-11-20 | Cancer diagnosis and treatment device having laser beam generator |
US08/368,769 US5634922A (en) | 1989-11-20 | 1995-01-04 | Cancer diagnosis and treatment device having laser beam generator |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2030757A JPH0648738B2 (ja) | 1990-02-09 | 1990-02-09 | 医療装置用レーザ発生装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH03234074A true JPH03234074A (ja) | 1991-10-18 |
JPH0648738B2 JPH0648738B2 (ja) | 1994-06-22 |
Family
ID=12312562
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2030757A Expired - Fee Related JPH0648738B2 (ja) | 1989-11-20 | 1990-02-09 | 医療装置用レーザ発生装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0648738B2 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007020759A (ja) * | 2005-07-14 | 2007-02-01 | Pentax Corp | 内視鏡先端フード |
-
1990
- 1990-02-09 JP JP2030757A patent/JPH0648738B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2007020759A (ja) * | 2005-07-14 | 2007-02-01 | Pentax Corp | 内視鏡先端フード |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0648738B2 (ja) | 1994-06-22 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |