JPH0394744A

JPH0394744A - レーザ光の照射装置

Info

Publication number: JPH0394744A
Application number: JP1233363A
Authority: JP
Inventors: Norio Daikusono; 大工園　則雄
Original assignee: SLT Japan Co Ltd
Current assignee: SLT Japan Co Ltd
Priority date: 1989-09-08
Filing date: 1989-09-08
Publication date: 1991-04-19
Anticipated expiration: 2014-04-12
Also published as: JP2882818B2; EP0443033A1; KR920700717A; KR960014023B1; EP0443033B1; ZA907057B; CN1049977A; EP0443033A4; ATE146088T1; CA2038946C; DE69029382D1; US5290280A; DE69029382T2; CA2038946A1; AU6281790A; ES2099098T3; WO1991003276A1

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プローブにレーザ光を
人光させ、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。

かかるコンタクトプローブを用いる場合、従来、そのプ
ローブの背面（入射面）と離間して光ファイバーの先端
を位置させており、前記入射面はレーザ光のエネルギー
が高いのでこれを冷却してプローブの損傷を防止するた
め、またはその入射面と光ファイバー先端との間に手術
に伴うたとえば組織片や血液が逆流することを防止する
ために、光ファイバーとこれを保持するホルダーとの間
隙から前記離間間隙部に生理食塩水や清浄エアを供給し
ていた。

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、レーザ光の出射プ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（１．９
８６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、ヘマトポルフィリン誘導体（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、ｌ９８７年、米国のダハティー（Ｄｏｕｇｈｒｔｙ
）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（１．９８６年１月）、１１３〜１１６
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、光反応剤としてフェオフオーバイドａ（Ｐｈｅ
ｏｐｈｏｂｉｄｅ　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Ｙ　Ａ．　Ｇ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
６　３−２　１　６　５　７　９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。

〔発明が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２８図のようないわゆるカールシアン分布を
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、各ブ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　−
　２１６５７９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ｌ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
プラスティーの場合、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。

この場合、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２９図から容易に判明できるように、プ
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２７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。

他方、従来のように、プローブの背面と光ファイバーの
先端面とを離間する限り、次の問題がある。

（１）光ファイバーの先端面がプローブの背面に入射す
るとき、その入射面において発熱を起こすので、前記の
ように、冷却媒体を供給することが必須となり、このた
めの付属機器を必要とし、コスト高の原因となるととも
に、冷却媒体の通路を確保せねばならず、設計の自由度
を制限し、さらに冷却媒体の体内への流出により人体に
無用な負担を強いることにもなる。

（２）光ファイバーの先端からプローブの背面に入射す
るまでの間隙において、レーザ光のパワーがロスし、そ
の分レーザ発生装置として大型のものが必要となる。

（３）冷却媒体は、前記のように、光ファイバーの先端
面およびプローブの背面を洗浄するためにも用いられる
が、その洗浄効果は充分でなく、汚損を完全に防止する
ことはできない。

そこで、本発明の主たる目的は、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或できるレーザの照射装置を提
供することにある。

他の目的は、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。

さらに、レーザ光のバワーロスがきわめて少なくなり、
かつ冷却媒体の供給が不用な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、レーザ光発生器からのレーザ光を伝播する
複数の光ファイバーと、その少なくともその先端がコア
として露出し、この各コア部がクラッド材料により一体
的に被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体と
されているで解決できる。

また、出射されるレーザ光の分布をフラットにするため
には、レーザ光発生器からのレーザ光を伝播する４本以
上の光ファイバーと、その少なくともその先端がコアと
して露出し、このコア部がクラッド材料により一体的に
被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体とされ
、前記各光ファイバーの基端側は光ファイバーの先端の
配列状態とは異なる状態に配列されていることが好まし
い。

〔作用〕

本発明では、光ファイバーの少なくともその先端がコア
として露出し、このコア部がクラッド材料により一体的
に被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体とさ
れている。

したがって、光ファイバーの先端から出射するレーザ光
は直接クラッド材料中に入射される。その結果、光ファ
イバーの出射端とクラッド材料の入射端との間において
レーザ光のパワーロスが全く無くなり、低出力のレーザ
発生器を用いれば足り、低コストとなる。また、光ファ
イバーの先端はクラッド材料中に埋設されているので、
従来のようなレーザ光の光学的接続間隙における組織片
や血液による汚損が無く、かつクラッド材料の入射面の
発熱がないので、冷却媒体を供給する必要がない。その
結果、前記の問題が一挙に解消される。

さらに、本発明では、光ファイバーがレーザ光の出射体
に複数埋設して設けられる。その結果、各光ファイバー
に対して、レーザ光を入射する場合、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すけれども、全体と
してみた場合、第１図のように、広い範囲にわたって均
一なパワー分布を示す。

また、後述する好ましい実施例に示すように、光ファイ
バーを撚りまたはねじることで、入射面における光ファ
イバー配列と出射面における配列とを異ならせてお《と
、たとえ各光ファイバー群に対して共通的にカールシア
ン分布をもってレーザ光を入射させたとしても、出射体
から出射するレーザ光のパワー分布は撚りまたはねじり
に伴うレーザ光路のランダム化により、第ｌ図のように
、フラッ１・となる。

他方、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、本発明によ
れば、出射体周囲からも十分なレーザ光量をもって出射
するようになるから、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従来例より低
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。

他方、出射体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。アンジオプラスティーの場合において、ガイド
ワイヤーがプローブの中心にあると、ガイドワイヤーを
介して出射体（プローブ）を押し込むとき、出射体を常
に血管の中心に位置させることができ（第２２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。

出射体の中心または適宜の位置に透孔を形成することは
、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また
は組織表面に接触でき、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、この種の場合
、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。

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。

〔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〜第３図はたとえば内視鏡に付設される出射装置
を示した第１実施例を示したもので、複数、好ましくは
４本以上、特に好ましくは１０本以上の光ファイバーに
より、境界を明確に判別することはできないがレーザ導
光部Ｘおよびレーザ出射部Ｙが形成されている。

この構造を説明するにあたり、その製造方法から先に説
明した方がより明確になると考えられる。

すなわち、先ず第４図のように、必要本数のコアＩＡお
よびクラッドＩＢを有する原光ファイバー１、１・・・
を用意する。次いで、基端側Ｘをランダムに撚る。この
ランダムに撚った状態で、その基部側Ｘをクラッドの溶
融温度近傍、またはその溶融温度より高くかつコアＩＡ
の溶融温度より低い温度に昇温させ、クラッド１Ｂを溶
融させ、当初のクラッドＩＢ，ＩＢ・・・群から変成し
て、第５図のように、一体化されたクラッドＩＯＢとし
、このクラッドＩＯＢ中に撚ったコアＩＡ，ＬＡ・・・
群を内包させる。

他方、先端側Ｙにおいては、各原光ファイバー１、１・
・・を撚ることなく平行に基端側より粗な状態で配列し
、溶融しているレーザ光が透過可能なクラッド材料中に
ある深さまで浸漬する。これにより、そのクラッド材料
の温度により、各光ファイバー１、１・・・のクラッド
ＩＢ，ＩＢ・・・を溶融させ、クラッドＩＢをクラッド
材料と一体化させる。

この場合におけるクラッド材料の昇温温度としては、コ
アＩＡを構成する溶融温度より低くし、クラッド１Ｂの
溶融温度と同一か高い温度とする。

また、材質的には、クラッドＩＢとクラッド材料とは同
一系列、たとえば同一の石英または溶融点がことなる石
英とすることができる。この場合、コアＩＡの材質も同
一系列、たとえば石英とするのが好ましい。

かくして、クラッド材料（溶融したクラッドＩＢをも含
むが境界が明確でないため図示せず）１０Ａ中に多数の
コアＩＡ，ＩＡ・・・が整列した出射体２０が形成され
る。

出射体２０の形状は、クラッド材料を収容する槽の形状
により定めることができる。第１図のような出射体２０
の後部に細径部を有する場合、その細径に対応した内径
を有する蓋により形状を規制できる。

このように構成されたレーザ光照射装置においては、レ
ーザ発生器２からのレーザ光を入射レンズ３を通して、
撚ったコアＩＡ，ＩＡ・・・群の基端から入射する。レ
ーザ光はコアＩＡ内を伝播し、その先端から出射し、さ
らに出射体２０のクラッド材料１０Ａ中を通り、出射体
２０の先端から対象組織Ｍに照射される。

この場合において、撚ったコアＬＡ，ＬＡ・・・群の基
端からレーザ光を入射するとき、カールシアン分布を示
すけれども、コアＩＡ１　１Ａ・・・の撚りにより、と
とえば中心部に位置していたコアＩＡが出射体２ｏ中に
おいては周辺部に、周辺部に位置していたコアＩＡが中
心部にそれぞれ位置するなど、ランダム化されるので、
結果的に出射体２０からは第１図のように、均一な出力
分布を示すようになる。

上記出射体２０の先端面は裸になっているが、第２図の
仮想線で示すように、先端の出射面に後述の表面層２１
または散乱層を形成できる。先端面が裸の場合、主に組
織の凝固用または加温用に用いられるが、表面層２１が
形成されている場合には、主に組織の蒸散用に用いられ
る。

なお、上記レーザ導光部Ｘはプラスチックなどの保護チ
ューブ４により被覆することができる。

本発明は種々の形状の出射体を含む。たとえば、第６図
のように、先端がフラット化された円柱状出射体２０Ａ
１第７図および第８図のようにナイフ状の偏平出射体２
０Ｂ、第９図のように鎌状の偏平出射体２０Ｃ、第１４
図〜第１７図のように、鋏状の出射体２０Ｄ、第１８図
〜第２１図のようにノミ状の出射体２０Ｅなどを挙げる
ことができる。

第６図の出射体２ＯＡは、第１図の出射体２０と同様に
組織の凝固または加温用、あるいは蒸散用に用いられる
。

第７図および第８図の出射体２０Ｂは、光ファイバーの
コアをほぼ直線的に配列したもので、外科用として組織
の蒸散または切開に用いられる。

そのナイフ面（第８図のテーパ面）に前記表面層を形成
してもよい。５Ａはハンドルである。

第９図の出射体２０Ｃも主に外科用として蒸散または切
開用に用いられる。

第１４図の出射体２０Ｄは、対となり対向しており、突
起組織に対して、出射鯛体２０Ｄ，２０Ｄを挟むように
して配置し、その出射面形状が第１５図のようにフラッ
トで裸面であるとき、主に凝固用に、第１６図のように
ラウンドでその出射表面に後述の表面層を有するとき、
主に蒸散用に、第１７図のように先鋭でそのテーパ面に
表面層を有するとき、主に切開用にそれぞれ用いること
ができる。５Ｃは復元機能を有する握持ハンドルである
。

第１８図〜第２１図のノミ状出射体２０Ｅは、その軸心
方向に押すことで管腔内の腫瘍を切除する場合などに用
いられる。

一方、第２２図例は、主にアンジオプラスティーに用い
られるもので、出射体２０Ｆとして、リング状に形成す
るとともに、先端周囲にアール部を形成し、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。この出射体２０Ｆも基本的に上述の製
造法に従って製造できる。ただし、この場合、レーザ光
導光部をたとえば全体本数を４分割してレーザ発生器に
光学的に接続できる。３０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、出
射体２０Ｆと金属性ホルダー３１により連結されている
。

各レーザ導光部は本体管３０の基部の導入孔３０ａから
導入され、先端部がホルダー３ｌにより保持され、かつ
それより基端側かプラスチックホルダー管３２により保
持されている。

一方、出射体２０Ｆの中心には、貫通する透孔２１が形
成されており、この透孔２１は、ホルダー３１およびホ
ルダー管３２の内部透孔に連通している。また、本体管
３１の後部を突き破って、導管３３が設けられ、その導
管３３の先端はホルダー管３２に挿嵌されている。導管
３２内にはガイドワイヤー３４が挿通され、さらにガイ
ドワイヤー３４は、ホルダー管３２、ホルダー３１の内
部を通り、出射体２０Ｆの透孔２１を通って、前方に突
出している。ガイドワイヤー３４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３４ａ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３　４．　ｂされている。

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３４を装置内部に貫通させる
。次いで、ガイドワイヤー３４を対象の血管ＢＶ内に挿
入する。その際、ガイドワイヤー３４の先端を焼灼対象
の狭窄部ｍより手前まで挿入する。

その後、装置をガイドワイヤー３４をガイドとしながら
血管ＢＶ内に挿入し、出射体２０Ｆ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
ァイバーのコア１Ａに導入し、その出射体２０Ｆの表面
先端からレーザ光を出射し、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、公知の
バルーンを用いてその外部から与えるエアまたは液体圧
により狭窄部ｍを圧壊することを併用できる。

第２２図のように、この例では、出射体２０Ｆ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ｍ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３４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３４ｂにより被覆されているので、損傷が防止される
。

第２２図例の装置は、温熱療法にも有効に適用できる。

すなわち、第２３図のように、透孔２１を介して先端に
熱電対３５ａを有する温度検出導線３５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、かつ出射体
２０Ｆをその組織Ｍ表面に接触させた状態で、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。

上記各例においては、出射体を形戊する材料として石英
などのセラミックを用いているが、たとえば、第２４図
および第２５図に示すように、プラスチック製出射体２
０Ｇもことができる。この出射体２０Ｇは、スリーブ部
４１Ａを有する金属製ホルダー４１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４２に連結されてい
る。

このホルダー４１および保護管４２内部のプラスチック
保持管４３に複数たとえば６本の光ファィバ−４０が中
心軸周りに保持されている。各光ファイバー４０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４１および出射体２０Ｇを貫通する先端に熱
電対３５ａを有する温度検出導線３５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４０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４
０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。

出射体２０Ｇは、その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４１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、出射体２０Ｇの基端側かホルダー４１のスリー
ブ部４．ＩＡ内に嵌合している。この嵌合とともに、必
要により、出射体２０Ｇ外面の段部とスリーブ部４ＬＡ
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、出射体２０Ｇのホルダー４１への嵌合面、実施例
では、本体部の前面とスリーブ部４１Ａの内周面にレー
ザ光の反射層４４が形成されている。

この反射層４４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４０の先端部は、出射体２
０Ｇ内に埋設され、そのコア４０ａ先端は直接出射体２
０Ｇに空隙を持つことなく接触している。

かかる例における出射体２０Ｇ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
どの合或樹脂、特に好ましくは熱可塑性合或樹脂を挙げ
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。

上記出射体２０Ｇ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、所望の形状に或形する
ことで得ることができる。その際、第２４図のように、
光ファイバー４０の先端を埋設する場合や、温度検出導
線３５の途中を一体化させる場合には、たとえばホルダ
ー４１を一つの型として、光ファイバー４０および温度
検出導線３５をホルダー４１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
４０の基端に入射され、光ファイバー４０内を伝播し、
そのコア４０ａ先端面から出射する。

出射したレーザ光は、出射体２０Ｇ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２４図のように、レーザ光が
屈折を繰り返しながら、出射体２０Ｇ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２４
図に示すように、ホルダー４１の内面に到ったレーザ光
は、反射層４４において反射し、金属製ホルダー４１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、前述例と同様に出射体２
０Ｇ前面を癌組織Ｍに接触させるとともに、温度検出導
線３５の出射体２０Ｇ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３５ａ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４０への入射パワ
ー、換言すれば出射体２０Ｇ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。

また、第２４図例などの変形として、光ファイバーのフ
ラット管をも含めて出射体２０Ｇ中に埋設することもで
きる。

なお、温度検出導線３５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の場合と同様に、導線
３５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３
５の表面に被覆するのが好ましい。

第２６図はさらに態様を異にする実施例を示したもので
、組織の表面でなく、人体の管腔内部の治療有効な例で
ある。

５０は光ファイバーで、その先端部はコア５０Ａがクラ
ッド５０Ｂ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５０Ａ部分
のほぼ全体の外表面はレーザ光の散乱層が形成されてい
る。図面上、この散乱層の形威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５０Ａ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５０Ａを包んで
細長い出射体２０Ｈが設けられている。

この出射体２０Ｈは、第２４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。

５２は外面が金メッキされた温度検出導線で、その先端
は出射体２０Ｈの後端近くに位置している。この温度検
出導線５２および光ファイバー５０は可撓性シース５３
により包囲されている。このシース５３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５３は、溶融成形により温度検
出導線５２、光ファイバー５０および出射体２０Ｈ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２６図のよう
に、組織Ｍたとえば肝臓組織中に、ガイド管５４ととも
に、いわゆるパンクチャ一二一ドル５５を穿刺し、その
後バンクチャーニードル５５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５４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５０に入射してその先
端のコア５０Ａから出射し、その際散乱層において散乱
させながら出射体２０Ｈ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出射体２０Ｈ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、基本的に前述の出射体２０Ｇ中に屈入する散乱性
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、前記各種出射体表面、あ
るいはコア５０Ａ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、出射体の表面に、その出射体形成材質、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ブ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光の吸収性粉を含有し、かつ造
膜のためのバイング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
ーザ光を吸収性粉に当てることによって当った大部分の
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
ーに変換ささせるものである。

これによって、組織の蒸散割合が多くなり、出射体への
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、出射体を高速に動かし
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、出射体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、表面層を有する出射体が組織と接触したり、他の物
体に当ったときは、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、プローブの融点
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。

他方、バインダーを用いなくとも強固な付着は可能であ
る。たとえば、吸収性粉および光散乱粉を揮発性液体た
とえばアルコール中に分散させた液中に、前記の出射体
を浸漬した後、その液から引上げ、少なくとも表面を光
散乱粉の融点近くの温度に加熱し、その表面のみを一部
溶融させ、光散乱粉相互を溶融接着し、かつ出射体表面
に溶融付着させるとともに、各光散乱粉間に吸収性粉を
閉じ込めることで表面層を形成できる。

さらに、プ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１／−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。必要ならば、前記コア５０Ａに凹
凸を形威し、かつその凹凸面に前記の散乱層を形成して
もよい。

なお、本発明における光ファイバーの径について限定さ
れるものではないが、１０本以上埋設する場合には、１
０〜２００ａｍ，特に１０〜１００μｍ程度の細径のも
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。しかも、レー
ザ光のパワーロスがきわめて少なくなり、冷却媒体の供
給が不用となる。

【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縦断面図
、第２図はその要部拡大断面図、第３図は■−■線矢視
図、第４図は上記装置を形戊する予備処理段階の正面図
、第５図は成形後のレーザ導光部の縦断面図、第６図お
よび第７図はそれぞれ態様を異にする出射体の要部縦断
面図、第８図はその■−■線矢視図、第９図は別の出射
体の要部縦断面図、第１０図〜第１３図は第９図の各位
置の矢視図、第１４図はハサミ状装置例の縦断面図、第
１５図〜第１７図は第１４図のＣ−Ｃ線位置の種々の形
態例の断面図、第１８図はノミ状出射体の平面図、第ｌ
９図はＸ　Ｉ　Ｘ−Ｘ　Ｉ　Ｘ線矢視図、第２０図は正
面図、第２１図は側面図、第２２図はアンジオプラステ
ィー用の装置例の縦断面図、第２３図は温熱療法の適用
例の縦断面図、第２５図はｘｘｖ−ｘｘｖ線矢視図、第
２６図は別の例の縦断面図、第２７図はそれを用いる場
合の予備穿孔状態図、第２８図は一つのプローブを用い
た場合における出力分布図、第２９図は参考例の狭窄部
を有する血管の治療状況縦断面図である。１・・・原光ファイバー　ＩＡ・・・コア、ＩＢ・・・
クラッド、２・・・レーザ発生器、ＩＯＡ・・・クラッ
ド材料、１．　Ｏ　Ｂ・・・クラッド、２０、２０Ａ〜
２０Ｈ・・・出射体、２１・・・透孔、３４・・・ガイ
ドワイヤー　３５・・・温度検出導線、３５ａ・・・熱
電対、４０、５０・・・光ファイバー　４０ａ，５０Ａ
・・・コア、ＢＶ・・・血管、ｍ・・・狭窄部。第９図第１１図第１０図第１８図１Ａ第１つ図第２１図第２０図第２２図０ご Φり −３１１− 第２３図第２６図第２７図第２９図手続補正書（方式）ｌ．事件の表示平戚ｌ年特許願第２３３３６３号２．発明の名称レーザ光の照射装置３．補正をする者事件との関係

Claims

【特許請求の範囲】

（１）レーザ光発生器からのレーザ光を伝播する複数の
光ファイバーと、その少なくともその先端がコアとして
露出し、この各コア部がクラッド材料により一体的に被
覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体とされて
いることを特徴とするレーザ光の照射装置。
（２）各コア中心軸がこれと交差する面上において２次
元的に分散位置して配設されており、レーザ光が出射体
から面状に出射するよう構成されている請求項１記載の
装置。
（３）各コア中心がこれと交差する面上において実質的
に線状に並んでいる請求項１記載の装置。
（４）出射体の出射面または出射線に対して各光ファイ
バーの先端がほぼ平行にクラッド材料中に埋設されてい
る請求項１記載の装置。
（５）クラッド材料中に露出したコアとこれを包むクラ
ッド管が埋設されている請求項１記載の装置。
（６）レーザ光の出射体がそ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。
（７）透孔を介して出射体の挿入用可撓性ガイド線が挿
通されている請求項４記載の装置。
（８）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６記載の装置。
（９）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８記載の装置。
（１０）クラッド材料はレーザ光が透過可能なプラスチ
ック材料からなり、かつレーザ光を散乱させる散乱性粉
を有する請求項１記載の装置。
（１１）出射体の少なくとも有効出射面または出射線部
分の外面に、レーザ光の吸収性粉と、前記クラッド材料
より屈折率が高い光散乱粉とを有した表面層が形成され
ている請求項１記載の装置。
（１２）前記光散乱粉の融点は出射体材質の融点と同一
か低く、出射体に対して、光散乱粉がその粉形状を保持
または若干溶融により変形した状態で付着しており、こ
れら光散乱粉間に吸収性粉が取り込まれている請求項１
１記載の装置。
（１３）吸収性粉および光散乱粉はレーザ光の透過材料
をバインダーとして層が形成されている請求項１１記載
の装置。
（１４）出射体は外科用ハンドルにより保持されている
請求項１記載の装置。
（１５）出射体の少なくとも出射部近傍は偏平である請
求項１記載の装置。
（１６）光ファイバーを内包する一対の出射体が、その
出射面または出射線部分を対向させて配設されている請
求項１記載の装置。
（１７）レーザ光発生器からのレーザ光を伝播する４本
以上の光ファイバーと、その少なくともその先端がコア
として露出し、この各コア部がクラッド材料により一体
的に被覆され、そのクラッド材料がレーザ光の出射体と
され、前記各光ファイバーの基端側は光ファイバーの先
端の配列状態とは異なる状態に配列されていることを特
徴とするレーザ光の照射装置。
（１８）光ファイバーの基端側が撚られまたはねじられ
ている請求項１７記載の装置。