JPH0392144A - レーザ光の照射装置 - Google Patents

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】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、レーザ光の照射装置、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場合や、生体組織の狭隘路た
とえば人体の血管内のコレステロールに起因する狭窄部
を拡大させる場合などに用いるレーザ光の照射装置に関
する。

〔従来の技術〕

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。

この場合、古くは光ファイバーの先端からレーザ光・を
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
て接触するまたは接触させない出射ブローブにレーザ光
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、これを組織にレーザ光を照射するコンタクト
プローブを用い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。

一方、本発明者は、特願昭６３−１７１６８８号として
、血管のコレステロールに起因する狭窄部に対して、レ
ーザ光により焼失させるレーザ治療装置を提案した。

これは、従来、狭窄部に対して、熱線プローブにより焼
失させる場合においては、熱線プローブの全体が加熱さ
れるため、狭窄部以外の正常血管部を損傷させることが
ある点に鑑み゜、レーザ光の出射ブローブを血管内の狭
窄部の手前に位置させた状態で、専ら前方の狭窄部に狙
いを定めてレーザ光を照射させ、正常血管部の損傷を防
止せんとするものである。

他方、近年、癌に対する局所温熱療法（レーザサーミア
）が注目されている。この方法は、レーザ光を癌組織に
対して１０〜２５分照射することによりその癌組織を約
４２〜４４℃に保持して、壊死させるものである。この
方法の有効性は、日本レーザ学会誌第６号３巻（１９８
６年１月）、７１〜７６頁および３４７〜３５０頁に、
本発明者らが報告済である。

また、レーザ光化学療法（ＰＤＴ法）も注目されている
。この方法は、ヘマトボルフィリン誘導体（ＨｐＤ）を
静脈注射し、約４８時間後、アルゴンレーザあるいはア
ルゴン色素レーザの弱いレーザ光を照射すると、上記Ｈ
ｐＤが一次項酸素を発生し、強力な制癌作用を示すこと
を、１９８７年、米国のダハティー（　Ｄｏｕｇｈｒ　
ｔｙ　）らが発表し注目されたもので、その後、日本レ
ーザ学会誌第６号３巻（１９８６年１月）、１１３〜１
１６頁記載の報告など、数多くの研究が発表されている
。この場合、光反応剤としてフエオフォーバイドａ　（
Ｐｈｅｏｐｈｏｂｉｄｅ　ａ　）を使用することが知ら
れている。

また、近年ではレーザ光としてＹＡＧレーザを用いるこ
とも行われている。

このような治療にあたり、重要なことは、レーザ光が癌
組織に対して均一に照射され、特に温熱局所療法の場合
には、均一に組織が加温されることである。

さらに、かかる均一加熱のために、本発明者は、特開昭
６３−２１６５７９号において、レーザ光の出射体を複
数設け、各レーザ光の出射体に対して入射するレーザ光
量の調整装置を開示した。

〔発明か解決しようとする課題〕

しかし、光ファイバーから直接またはコンタクトプロー
ブを介してレーザ光を組織に照射する場合、組織に対し
て入射されるレーザ光量は、光ファイバーまたはコンタ
クトプローブの中心部が大きく、周辺部に行くに従って
小さくなる。

たとえば、一つのコンタクトプローブＰを用いて組織Ｍ
に対してレーザ光を照射する場合における温度分布を調
べると、第８図のような分布を示す。この温度分布は、
レーザ光量を高めると、ほぼ相似形をもって大きくなる
が、レーザ光量を過度に高めると、温度分布のピーク部
における組織のダメージが大きくなるので、レーザ光の
パワーの調節により照射域を広げることには限度がある
。

このように、レーザ光の均一照射、特に広い範囲にわた
って均一に照射することはきわめて困難であり、したが
ってある選択されたレーザ光のパワーの下である組織範
囲を数回に分けて照射を行わなければならず、手術の迅
速性に欠けるものであった。

このために、レーザ光の出射体いわゆるプローブを複数
設けて、各プローブから同時にレーザ光を照射すること
が考えられ、前述のように、本発明者は特開昭６３　−
　２１８５７９号において提案した。

しかし、レーザ光の出射プローブを複数設ければ、組織
に均一かつ広範囲にレーザ光を照射することがある程度
可能であっても、レーザ光の出射プローブを複数必要と
し、したがって各プローブが組織表面に均一に接触しな
い限り、均一な温度分布が得られない。しかるに、均一
に各プローブを組織表面に接触させるためには、各プロ
ーブの正確な位置決めを必要とするため、手術の迅速性
に欠ける。さらに、光ファイバーとプローブが１対１で
設けられるので、全体としての径が大きいものとなり、
狭い管路、たとえば血管内に対するカテーテル用には、
到底用いることができない。

一方、血管内の狭窄部を焼灼開口するいわゆるアンジオ
ブラスティーの場合、前述のように、本発明者は、従来
の熱線プローブに代えて、レーザ光の照射プローブを用
いることを先に提案した。

この墳合、プローブを血管内に挿入する際には、先に血
管内に挿入した可撓性ガイドワイヤーに沿って挿入する
ようにしている。さらに、同提案における具体例として
、ガイドワイヤーは、レーザ光の照射によりその損傷を
防止するために、プローブの軸心から偏位して配設され
ている。

しかし、プローブの軸心に対してガイドワイヤーが偏位
していると、第１３図から容易に判明できるように、ブ
ローブＰを送るとき、血管ＢＶの曲がり部分において、
プローブＰを血管ＢＶの自然な曲がりに抗して押し込む
こととなり、血管ＢＶの曲がりを不自然なものとし、こ
の状態で対象の狭窄部ｍ位置においてレーザ光を照射す
ると、狭窄部ｍ以外の正常血管ＢＶをレーザ光により穿
孔（いわゆるパーフォレーション）してしまう危険性が
ある。

さらに、このプローブからのレーザ光の照射エネルギー
分布は、第８図に示す先の温度分布と同様に、中心部が
大きく、周辺部が小さい。したがって、狭窄部の中心部
は焼灼されるとしても、狭窄部ｍの内壁部分は焼灼され
ない不完全な状態で残存することが多い。そこで、周辺
部まで、完全に焼灼させようとしてレーザ光のパワーを
高めると、血管の曲がりにより、プローブの中心前方に
血管がある場合、血管が穿孔されていまう危険性がある
。

そこで、本発明の主たる目的は、組織に対して均−かつ
・必要により広範囲にレーザ光を照射できるとともに、
照射装置として小型化を達成でき、さらにガイドワイヤ
ーや温度検出導線をプローブと同軸化できるレーザ光の
照射装置を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

上記課題は、レーザ光の透過体と、この透過体に対して
レーザ光を入射する複数のレーザ光の伝播体とを備え、
前記レーザ光の透過体の入射面に伝播体の先端が埋設ま
たは近接して配設され、かつ前記レーザ光の伝播体は透
過体の軸心周りに複数配設されていることで解決できる
。

〔作用〕

本発明では、レーザ光の伝播体、通常光ファイバーがレ
ーザ光の透過体（以下単にプローブともいう）の軸心周
りに複数設けられる。その結果、たとえば第６図のよう
に、プローブ先端からのレーザ光のエネルギー分布は、
各光ファイバー毎その配設中心軸をピークとする分布を
示し、全体としてみた場合、第７図のように、広い範囲
にわたって均一な分布を示す。

したがって、アジオプラスティーの場合、従来、血管内
の中心部が主に焼灼されがちであったのに対して、血管
内壁部まで確実に焼灼することができる。また、逆に血
管内壁部まで確実に焼灼することができるので、出射エ
ネルギーとして低エネルギーで足り、血管が曲がってい
る場合、過度のレーザ光パワーを与えることによる血管
のパーフォレーションを防止できる。

一方、温熱療法の場合には、広範囲に組織を均一加熱で
きるので、施術回数が少なくなり、迅速な手術を行うこ
とができる。また、対象組織の中心の組織ダメージがな
くなる。

さらに、光ファイバーとプローブが対となったものを複
数対用いるのではなく、一つのプローブに対して複数の
光ファイバーを用いるので、装置全体として小型のもの
となり、狭い体腔内に容易に挿入できる。

他方、プローブの中心に透孔を形成すると、その透孔部
分からのレーザ光の出射が無くなるので均一出射に適し
ているとともに、その透孔を介してガイドワイヤーを挿
通できる。ガイドワイヤーがブローブの中心にあると、
ガイドワイヤーを介してブローブを押し込むとき、プロ
ーブが常に血管の中心に位置させることができ（第１図
参照）、血管を不自然に曲げてしまうことがなくなると
ともに、レーザ光の照射により血管を穿孔してしまう危
険性が解消される。

かかる構或は、温熱療法の場合にも、有効に作用する。

すなわち、透孔を介して熱電対などの温度検出導線を挿
通でき、この熱電対先端を照射対象組織中心に穿刺でき
、その中心部の温度を検出しながらの温熱療法を行うこ
とができる。従来、この糧の場合、プローブの側方を巡
って熱電対を配設し、照射対象組織の中心から偏位した
部分の温度を検出しながら治療を行わざるを得なかった
のに比較して、精密な温度管理のもとで温熱療法を行う
ことができる。

特に温熱療法の場合、レーザ光のパワーとして低出力で
足りる。したがって、本来、プローブの材質として高い
耐熱性を要求されない。

従来、本発明者の創案に係る接触型ブローブとしては、
サファイアなどのセラミック材料が専ら用いられてきた
。しかし、この種のプローブを用いて、レーザ光を散乱
させようとする場合、プローブの表面を凹凸加工するか
、あるいはブローブ表面に散乱を生じさせる散乱性層を
被覆するしか方法が見出せなかった。

一方、セラミック材料からなるプローブを耐熱性に富み
、耐熱が要求される用途には有効であるけれども、前述
のように、専ら組織の加温用の場合には、レーザ光のパ
ワーとして高出力を要求されるものでなく、低出力で充
分である。

そこで、本発明者は、プローブとしてプラスチック製材
料を用いることに想到した。そして、このプラスチック
を用いた場合、予めシリカなどのレーザ光を散乱させる
散乱性粉をプラスチックに分散させ、これを所定の形状
に成形すれば、プローブに入射したレーザ光がプローブ
内の散乱性粉により散乱を繰り返しながらプローブ表面
から出射するようになるので、散乱効果がきわめて大き
いこと、したがってプローブ外径より広範囲の照射が可
能となること、また材料がプラスチックなので、用途に
応じて種々の形状に７成形できる利点があることを見出
した。

一方、組織を加温する場合に用いる温度検出導線、たと
えば先端に熱電対を有する導線を、ブローブ内を貫通す
るようにプラスチック成形できる。

従来、熱電対をプローブやバルーンに対して付設する場
合、ブローブやバルーンと別体に配設するか、またはそ
れらの表面に沿わせて接着させておくものが知られてい
る。しかし、組織中の温度を検出しようとする場合、ブ
ローブの組織への接触とは別に熱電対を組織中に穿刺せ
ねばならないが、その際、プローブの前面位置を避けて
側方において穿刺するしか方法がなく、したがって本来
検出しようとするプローブ前面位置における組織温度を
検出することができなかった。また、熱電対の導線をプ
ローブ側面からその前面に沿わせ、かつ導線の先端をプ
ローブ前面に接着させることにより、プローブの前面部
の組織温度を検出することができるけれども、検出した
温度はあくまでも、組織表面の温度であって、組織内部
の温度でないため、加熱温度コントロール性が悪い。

しかるに、プローブが、プラスチック製であると、プロ
ーブの中心に透孔を形成することが容易であるし、また
プローブを導線が貫通するように容易にプラスチック一
体成形でき、その導線の固定を行うことができるととも
に、その導線の先端部がプローブの前面から突出させて
お《と、ブローブを組織表面に当接する際に、その導線
の先端部を組織中に穿刺でき、プローブ前面の組織中の
温度を検出でき、加温の際の温度コントロール性にきわ
めて優れたものとなる。

〔発明の具体的構成〕

以下本発明を種々の具体例を挙げてさらに詳説する。

第１図および第２図は主にアンジオプラステイーに用い
られる第１実施例を示したもので、１はセラミックなど
からなるプローブで、先端周囲にアール部が形成され、
血管内に挿入し押し進めるとき血管内壁に対する抵抗を
少なくするようにしてある。２は可撓性材料たとえば４
弗化エチレン樹脂などのプラスチックからなる本体管で
、プローブ１と金属性ホルダー３により連結されている
。

本体管２の内部には、図示しないレーザ光発生器と光学
的に接続された光ファイバー４が平行に複数本、図示の
例では４本、その露出したコア４ａをプローブ１の背面
（レーザ光の入射面）ｌａに近接させた状態で、プロー
ブＩおよび本体管２の中心軸周りに設けられている。各
光ファイバー４，４・・・は本体管２の基部の導入孔４
ａから導入され、先端部がホルダー３により保持され、
かつそれ上り基端側がプラスチックホルダー管５により
保持されている。

一方、プローブ１の中心には、貫通する透孔ｌＡが形成
されており、この透孔ＩＡは、ホルダー３およびホルダ
ー管５の内部透孔に連通している。

また、本体管２の後部を突き破って、導管６が設けられ
、その導管６の先端はホルダー管５に挿嵌されている。

導管６内にはガイドワイヤー７が挿通され、さらにガイ
ドワイヤー７は、ホルダー管５、ホルダー３の内部を通
り、プローブ１の透孔ＩＡを通って、前方に突出してい
る。ガイドワイヤー７の基部側は４フッ化エチレン樹脂
などのプラスチック被覆８により被覆され、先端部は緩
く先細となり、先端は球形とされ、先端部全体が金メッ
キ９されている。１０は今対象とするアンジオプラステ
ィー用ではなく、温熱療法などの場合において設けられ
る熱電対導線で、装置内部を挿通される。

このように構成されたレーザ光照射装置においては、ま
ず体外で、ガイドワイヤー７を装置内部に貫通させる。

次いで、ガイドワイヤー７を対象の血管ＢＶ内に挿入す
る。その際、ガイドワイヤー７の先端を焼灼対象の狭窄
部ｍより前方まで挿入する。

その後、装置をガイドワイヤー７をガイドとしながら血
管ＢＶ内に挿入し、プローブｌの前面が狭窄部ｍに近接
した位置で停止する。この状態でレーザ光を各光ファイ
バー４、４・・−に導入し、その先端からレーザ光を出
射し、プローブｌの背面から入射させ、ブローブｌの内
部を透過させ、主にプローブｌの前面からレーザ光を出
射させ、狭窄部ｍにレーザ光を照射する。

レーザ光の照射により、狭窄部ｍは焼灼され、血管内が
開口される。かかる開口に際して、必要により、第４図
に示すように、バルーンｌ１により外部から与えるエア
または液体圧により圧壊することを併用できる。

第１図のように、本発明では、プローブ１の周辺部から
レーザ光が出射されるので、血管ＢＶの内壁の狭窄部に
対して効果的に照射され、小さいレーザ光パワーによっ
ても焼灼か可能である。

レーザ光の照射に伴って、ガイドワイヤー７の突出部分
にレーザ光が照射されるが、その先端部表面は金メッキ
９により被覆されているので、損傷が防止される。

レーザ光の中心部への照射を避ける場合、第３図のよう
に、透孔ＩＡの内面に薄い金属管からなる反射スリーブ
ｌ２を設け、その外面にレーザ光の反射層たとえば金メ
ッキ層を形成しておくことにより、レーザ光を金メッキ
層で反射させ、レーザ光の中心方向への照射量を少なく
できる。

上記装置は、温熱療法にも有効に適用できる。

すなわち、第５図のように、透孔ＩＡを介して先端に熱
電対１０ａを有する温度検出導線ｌＯを癌組織Ｍ表面に
接触させるまたはその組織Ｍ中に穿刺し、かつプローブ
１をその組織Ｍ表面に接触させた状態で、各光ファイバ
ー４、４・・・からプローブ１を介して組織Ｍに対して
低いレーザ光量をもって照射する。その際、組織温度が
約４２〜４４℃になるように、照射レーザ光量をコント
ロールする。

このように、プローブ１の周辺部からレーザ光を組織Ｍ
に照射すると、第６図および第７図の温度分布から明ら
かなように、第８図の従来例と比較して、広い範囲にわ
たって均一な温度にコントロールできる。

第５図例において、透孔ＩＡが形成されなくともよいが
、透孔ＩＡを形成した場合、透孔ＩＡ面に達したレーザ
光は一部は屈折透過するが、他の一部は反射し、先端に
向かうようになるので、透孔ＩＡを有しない場合に比較
して、よりブローブ１の前面の周辺から出射する割合が
多くなり、より温度分布の均一化に寄与する。さらに、
同例においては、熱電対１０ａを一つのみ設けてあるが
、複数組織Ｍの異なる位置に接触させて温度検出するよ
うにすれば、温度コントロール性がより高まる。

本発明は種々の形態および形状のプローブを用いること
ができる。

たとえば、第９図および第１０図に示すように、プラス
チック製ブローブ２０を用いることができる。このプロ
ーブ２０は、スリーブ部２１Ａを有する金属製ホルダー
２１を介して４弗化エチレン樹脂などからなる可撓性保
護管２２に連結されている。

このホルダー２１および保護管２２内部のプラスチック
保持管２３に複数たとえば６本の光ファイバー４が中心
軸周りに保持されている。各光ファイバー４は、図示し
ないレーザ光の発生装置に光学的に接続されており、ホ
ルダー２１およびブローブ２０を貫通する先端に熱電対
ＬＯａを有する温度検出導線１０は、図示しない温度測
定器に接続され、温度検出結果に基づいて、レーザ光発
生器から光ファイバー１へのレーザ光の入射パワーをコ
ントロール可能となっている。このコントロールに際し
ては、たとえばレーザ光発生器と光ファイバー１の基端
との間に設けられるいわゆるＱスイッチの開閉時間を調
節することで行われる。

プローブ２０は先端周囲が丸くなっているとともに、基
端側の半径がホルダー２１の厚み分小さくなっている他
はほぼ円柱形をなしている。そして、ブローブ２０の基
端側かホルダー２１のスリーブ部２ＬＡ内に嵌合してい
る。この嵌合とともに、必要により、プローブ７外面の
段部とスリーブ部２１Ａの先端とを接着剤などにより固
定の強化を図ることができる。

他方、ブローブ２０のホルダー２１への嵌合面：実施例
では、本体部の前面とスリーブ部２１Ａの内周面にレー
ザ光の反射層２４が形成されている。

この反射層８としては、耐熱性を確保するために金メッ
キ層とするのが特に好ましいが、材質的にアルミニウム
などでもよく、また層の形成方法としてはメッキのほか
、蒸着法なども採用できる。

さらに、前述の光ファイバー４の先端部は、プローブ２
０に埋設され、そのコア４ａ先端は直接プローブ２０に
空隙を持つことなく接触している。

かかる例におけるプローブ２０は、レーザ光を散乱させ
る散乱性粉を含有し、かつレーザ光が透過可能なプラス
チック材料からなる。このプラスチック材料としては、
シリコン樹脂、アクリル樹脂（特にメチルメタアクリレ
ート樹脂）、カーボネート樹脂、ボリアミド樹脂、ポリ
エチレン樹脂、ウレタン樹脂またはポリエステル樹脂な
どの合成樹脂、特に好ましくは熱可塑性合戒樹脂を挙げ
ることができる。また、散乱性粉としては、レーザ光を
散乱させるものであるため、前記のプラスチック材料よ
りレーザ光の屈折率が高い材料が用いられ、この例とし
て人工または天然を問わず、ダイヤモンド、サファイア
、石英系材料、単結晶酸化ジルコニュウム、透光性耐熱
プラスチック（もちろん前記プラスチック材料とは別種
のもの）、レーザ光反射性金属（たとえば金やアルミニ
ウムなど）あるいはこれらの粉の表面を前記のレーザ光
反射性金属により被覆した複合材料の粉体を挙げること
ができる。

なお、必要により、散乱性粉とともに、レーザ光の吸収
性粉、たとえばカーボン、グラファイト、酸化鉄、酸化
マンガンなどを混入させて、プローブ中を散乱しながら
出射する際、レーザ光をこの吸収性粉に衝突させ熱エネ
ルギーに変換させ、加熱効果を高めることができる。

上記プローブ２０は、たとえば前記の散乱性粉をプラス
チック材料溶融状態で分散させ、所望の形状に成形する
ことで得ることができる。その際、第９図のように、光
ファイバー４の先端を埋設する場合や、温度検出導線４
の途中を一体化させる場合には、たとえばホルダー２ｌ
を一つの型として、光ファイバー４および温度検出導線
１０をホルダー２１の本体部から突出させた状態で、流
し込み成形することによって容易に得ることができる。

かかる例におけるレーザ光の照射装置においては、たと
えば、本装置を外科的に、または内科的に内視鏡ととも
に人体内の対象部位まで挿入した状態で、レーザ光をそ
の発生器から発生させる。

このレーザ光発生器からのレーザ光は、各光ファイバー
４の基端に入射され、光ファイバー４内を伝播し、その
コア４ａ先端面から出射する。出射したレーザ光は、プ
ローブ２０内に直接入射し、その外表面から出射する過
程で、散乱性粉に当たり屈折を繰り返す。したがって、
第９図のように、レーザ光が屈折を繰り返しながら、プ
ローブ２０の外表面からほぼ均一に組織に向かって出射
する。

また、その際、第９図に示すように、ホルダー２１の内
面に到ったレーザ光は、反射層２４において反射し、金
属製ホルダー２４の発熱や破損を防止するとともに、レ
ーザ光を前方へと導く。

かかるレーザ光の照射により、第５図例と同様に、プロ
ーブ２０前面を癌組織Ｍに接触させるとともに、温度検
出導線ｌＯのプローブ２０前面より突出した先端部を組
織Ｍ中に穿刺し、その熱電対１０ａからの組織温度を検
出しながら、前述のように、光ファイバー４への入射パ
ワー、換言すればプローブ２０表面からの出射パワーを
調節しながら、癌組織Ｍの温度を約４２〜４４℃にコン
トロールし、癌細胞を壊死させることができる。

なお、温度検出導線１０にはレーザ光が照射される。し
たがって、前述のガイドワイヤー７の場合と同様に、導
線１０の発熱や破損を防止するために、レーザ光の反射
層、たとえば金メッキ層やチタンコーティング層を導線
１０の表面に被覆するのが好ましい。

第１１図はさらに態様を異にする実施例を示したもので
、組織の表面でな＜、，人体の管腔内部の治療有効な例
である。

３０は光ファイバーで、その先端部はコア３０Ａがクラ
ッド３０Ｂが破断されていることで露出しているととも
に、露出部の先端が先細となっている。コア３０Ａ部分
のほぼ全体の外表面はレーザ光の散乱層が形或されてい
る。図面上、この散乱層の形成個所を小点で示してある
。散乱層としては、シリカなどのセラミック粉を、その
溶融温度近傍にまで昇温し、そのセラミック粉が完全に
溶融して均一な層となる前に冷却して、当初の粉形状で
はないが、一部溶融して異なる粉形状をなしている状態
の層とすることができる。この散乱層の存在によって、
コア３０Ａの外表面からレーザ光が出射するとき、変形
セラミック粉において屈折して散乱するようになる。

一方、この散乱層を表面に有する各コア３０Ａを包んで
細長いプローブ３ｌが設けられている。

このプローブ３ｌは、第９図例と同様に、散乱性粉を含
有するプラスチック材料からなる。

３２は外面が金メッキされた温度検出導線で、その先端
はブローブ３ｌの後端近くに位置している。この温度検
出導線３２および光ファイバー３０は可撓性シース３３
により包囲されている。このシース３３は、ポリエチレ
ン、ウレタンなどのプラスチックやシリコンゴムなどか
らなる。またこのシース３３は、溶融成形により温度検
出導線３２、光ファイバー３０およびプローブ３ｌと一
体化されている。

この実施例の照射装置を使用する場合、第１２図のよう
に、組織Ｍたとえば肝臓組織中に、ガイド管３４ととも
に、いわゆるパンクチャーニードル３５を穿刺し、その
後パンクチャーニードル３５のみを引き抜き、代わりに
当該照射装置の先端部をガイド管３４を案内としながら
組織Ｍ中に挿入する。

次いで、レー゛ザ光を光ファイバー３０に入射してその
先端のコア３０Ａから出射し、その際散乱層において散
乱させながらプローブ３１に入射しその内部の散乱性粉
において散乱を繰り返しながらブローブ３ｌ外面からほ
ぼ均一にレーザ光を出射し、肝臓癌の局所温熱療法に用
いる。脳の悪性腫瘍や乳癌にも用いることができる。

ところで、前記散乱層を形成するための、散乱性粉とし
ては、基本的に前述のプローブ中に混入する散乱性粉と
同様のものを用いることができるが、膜形成性の欠ける
ものは好ましくない。一般的にはセラミック粉が用いら
れる。

本発明において、場合により、前記各種プローブ表面、
あるいはコア３０Ａの表面の前記散乱層の表面に以下の
ような散乱効果を高めるための表面層を形成してもよい
。

すなわち、ブローブの表面に、そのプローブ材質、つま
り当該セラミックまたはプラスチック材質より屈折率が
高いサファイヤ、シリカまたはアルミナ等の光散乱粉、
ならびに前述のようにプローブ中に混入させることも可
能なカーボン等のレーザ先の吸収性粉を含有し、かっ造
膜のためのバインダーにより表面層を形成するものであ
る。

かかる光散乱粉によりレーザ光の散乱を行わせ、またレ
ーザ光Ｌを吸収性粉に当てることによって当たった大部
分のレーザ光のエネルギーを光吸収性粉によって熱エネ
ルギーに変換キさせるものである。

これによって、組織の蒸散割合が多くなり、ブローブへ
のレーザ光の入射エネルギーが小さくとも、切開を容易
に行うことができる。したがって、ブローブを高速に動
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、プローブ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、表面層を形成するに当たり、前述の吸収性粉と光
散乱粉とを液に分散させ、プローブの表面にたとえば塗
布したとしても、液が蒸発した後は、両粉がプローブの
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、表面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、表面層の破損が容易に生じてし
まう。

そこで、吸収性粉と光散乱粉とを透過部材の表面に対し
て結合させるバインダーを設けると、表面層の付着性が
高めることができる。この場合、バインダーとしてはプ
ラスチック粉や石英などのセラミック粉等の光の透過性
粉を用いるのが好ましい。造膜に際しては、バインダー
としてのプラスチック粉を溶融するか、ブローブの融点
より高いセラミック粉を用いる場合にはプローブ表面を
溶融することで可能である。

さらに、ブローブ表面に凹凸を形成する、またはこの凹
凸表面に対して前記表面層を形成することも、その凹凸
部分でレーザ光が散乱するので、レーザ光の均一照射に
より効果的である。ひつようならば、前記コア３０Ａに
凹凸を形成し、かつその凹凸面に前記の散乱層を形成し
てもよい。

ところで、前記第ＩＩ図において、光ファイバー３０の
コア３０Ａ先端をブローブ３１中に埋設してある。本発
明における他の例では、プローブの後姻面と離間して光
ファイバーの先端面を位置させてある。この後者の場合
には、光ファイバーの先端面とブローブの後端面との間
に塵埃などの不純物が介在したり、それらの面に付着し
て、ブローブの後端面が発熱したり、レーザ光の入射パ
ワーを低下させる要因ともなる。したがって、ブローブ
がプラスチック材料からなり、一体成形が容易な場合、
極力プローブ中に光ファイバーの先端部を埋設させるの
が好ましい。

〔発明の効果〕

以上の通り、本発明によれば、組織に対して均一かつ必
要により広範囲にレーザ光を照射できるとともに、照射
装置として小型化を達成でき、さらにガイドワイヤーや
温度検出導線をプローブと同軸化できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る第１実施例の照射装置の要部縦断
面図、第２図はその■−■線矢視図、第３図はその変形
例の縦断面図、第４図は血管内への照射装置の挿入状態
概要図、第５図は他の例の照射装置を用いて癌組織に対
して局所温熱療法を行っている状態の縦断面図、第６図
はその温度分布の説明図、第７図はその温度分布の平面
図、第８図は従来例の温度分布図、第９図はさらに態様
を異にする例の縦断面図、第ｌＯ図はそのＸ−Ｘ線断面
図、第ｌ１図は別の例の縦断面図、第１２図は第１ｌ図
の照射装置の組織中への挿入に先立ちその挿入ガイドを
形成する態様を示す縦断面図、第１３図は従来の血管形
成外科例の縦断面図である。 ｌ・・・プローブ（透過体）、ＬＡ・・・透孔、４光フ
ァイバー（レーザ光の伝播体）、４ａ・・・コア、７・
・・ガイドワイヤー　９・・・金メッキ、１０・・・温
度検出導線、１０ａ・・・熱電対、１ｌ・・・バルーン
、２０・・・プローブ、３０・・・光ファイバー　３０
Ａ・・・コア部、３１・・・プローブ、３２・・・温度
検出導線。

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. （１）レーザ光の透過体と、この透過体に対してレーザ
   光を入射する複数のレーザ光の伝播体とを備え、前記レ
   ーザ光の透過体の入射面に伝播体の先端が埋設または近
   接して配設され、かつ前記レーザ光の伝播体は透過体の
   軸心周りに複数配設されていることを特徴とするレーザ
   光の照射装置。
2. （２）レーザ光の透過体の中心部に貫通する透孔部を有
   している請求項１記載の装置。
3. （３）透孔を介して透過体の挿入用可撓性ガイド線が挿
   通されている請求項２記載の装置。
4. （４）前記透孔を介して温度検出導線が挿通されている
   請求項２記載の装置。
5. （５）温度検出導線は複数本設けられ、照射対象組織の
   異なる位置に接触される請求項３記載の装置。
6. （６）各レーザ光の伝播体を通るレーザ光量が調節自在
   となっている請求項１記載の装置。
7. （７）透過体の透孔面に反射層が形成されている請求項
   ２記載の装置。
8. （８）反射層は金メッキ層からなる請求項７記載の装置
   。
9. （９）レーザ光の伝播体は光ファイバーからなる請求項
   １記載の装置。
10. （１０）前記透過体に温度検出導線が貫通して設けられ
    、その温度検出導線の少なくとも貫通部分および透過体
    より前方に突出した部分はレーザ光の反射材料により被
    覆されている請求項１記載の装置。
11. （１１）レーザ光の透過体表面に、レーザ光の吸収性粉
    と、前記透過体より屈折率が高い光散乱粉とを有し、レ
    ーザ光の透過材料をバインダーとした表面層が形成され
    ている請求項１記載の装置。