JPH0420340A - 医療治療用レーザー - Google Patents
医療治療用レーザーInfo
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- JPH0420340A JPH0420340A JP2411783A JP41178390A JPH0420340A JP H0420340 A JPH0420340 A JP H0420340A JP 2411783 A JP2411783 A JP 2411783A JP 41178390 A JP41178390 A JP 41178390A JP H0420340 A JPH0420340 A JP H0420340A
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- laser
- gas
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Classifications
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
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- B23K26/123—Working by laser beam, e.g. welding, cutting or boring in a special atmosphere, e.g. in an enclosure in an atmosphere of particular gases
-
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- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
- A61B18/201—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser with beam delivery through a hollow tube, e.g. forming an articulated arm ; Hand-pieces therefor
-
- H—ELECTRICITY
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- H01S3/00—Lasers, i.e. devices using stimulated emission of electromagnetic radiation in the infrared, visible or ultraviolet wave range
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- H01S3/22—Gases
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61M13/00—Insufflators for therapeutic or disinfectant purposes, i.e. devices for blowing a gas, powder or vapour into the body
- A61M13/003—Blowing gases other than for carrying powders, e.g. for inflating, dilating or rinsing
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
［０００１］
本発明は医療治療用レーザーシステムに関し、特にＣＯ
。レーザーシステムに関する。 ［０００２］
。レーザーシステムに関する。 ［０００２］
近年、多くの医療用途において、レーザーを用いる傾向
がある。例えば、二酸化炭素（ＣＯ２）レーザーを用い
て、ある種のレーザー手術が行われている。 ＣＯ２レーザーは、医療治療において、生物組織中の水
分子により圧倒的に吸収される１０．５９ミクロンの主
波長を発生する。組織中でレーザーエネルギーの吸収お
よび熱への変換は、医者が切断し、焼灼し、摘出しそし
て他の外科的処置を行うことを可能にする。ＣＯ。レー
ザーは、又、他の種類のレーザーに比べ、低コストで比
較的高送出力を供給するように設計できるので望ましい
。 ［０００３］ 初期のＣＯ２外科用レーザーは流れ（ｆｌｏｗｉｎｇ
）ガス種であった。これらのＣＯ２システムでは、タン
クからのガスは、レーザーチューブを通って連続的に流
されている。１９８０年初期から、密閉したガスシステ
ムが流れガスシステムに代わって利用できるようになっ
た。初めは、コストがより高かったが、密封ガスシステ
ムは、操作するのにより煩わしくなく、ボンベの交換が
必要でない。 ［０００４］ よく知られているように、外科手術における他の傾向は
、体内への侵入を局所化することである。例えば、膝の
手術では、関節鏡検査処置を用いて、外傷をより小さく
する。この傾向は内視鏡が、外科的処置を行うことがで
きるように変化してきたという場合にもみられる。より
詳細に説明すると、内視鏡は初めは体の内部を診るため
に設計された。内視鏡は、小さな切開や穿刺から体内に
挿入する円筒管又は鞘から成る。外科用道具が内視鏡内
にはめ込まれれるように製造されたら、患者の体内にさ
らに侵入させなくても全ての外科的処置を行うことがで
きる。レーザーエネルギーは幅の狭いビームに沿って送
出され得るので、レーザー内視鏡外科的技術を発達させ
るのに多大な努力が支払われた。 ［０００５］ 内視鏡とレーザー手術の組み合わせの１例は、腹腔鏡を
用いる手術処置におけるものである。この処置において
、内視鏡は患者の腹壁を通して挿入される。腹腔鏡を通
して送出されるレーザー光を、例えば、生命を脅かした
り、痛みを生じたり又は患者に妊娠するのを禁じたりす
る損傷、癒着又は封鎖部分を焼き、除去するのに用いら
れる。レーザーエネルギーを用いる全ての内視鏡処置で
は、煙り及び焼いた組織が内視鏡の移動を妨げたり、光
学的要素を汚したりしないように、通常、パージガスは
内視鏡を通して流される。レーザーエネルギーを用いて
の腹腔鏡を用いる手術処置ではパージガスの他に、医者
は通常、患者の腹部内にふきかけガスも送り込む。ふき
かけガスは、内部臓器から腹部を離して広げ、手術範囲
がよりはっきりと見えるようにする。ふきかけガスを用
いる場合、内視鏡を通して、パージガスを与えることが
より重要になる。なぜなら、そうしないと、手術領域の
正圧が内視鏡へ焼いた組織や煙りを押しやってしまい、
焦点を当てたり、レーザービームを送るのに用いる光学
機械のレンズをよごしてしまうからである。 ［０００６］ 数年前まで、外科医により用いられた通常のパージガス
及びふきかけガスは窒素であった。しかし、窒素は、多
くの望ましくない副作用を有している。例えば、窒素は
、体から容易には流れ出ず、患者に屈曲様徴候を生じさ
せなり、又は、循環系における損傷又は致命的なガス塞
栓を生じさせ得る。従って、最近の傾向として、循環系
及び呼吸系が有効に問題なく体から流れ出す二酸化炭素
（ＣＯ２）をパージガス及びふきかけガスとして用いる
ようになった。 ［０００７］ 二酸化炭素をパージガスとして用いると、一定量の、Ｃ
Ｏ２外科用レーザーからの出力（ｐｏｗｅｒ ）がパー
ジガスによって吸収される。室温ＣＯは、ＣＯ２し一ザ
ー光を吸収しない基底状態の分子を豊富に有しているが
、常に、少量だが一定量の励起したエネルギー状態を有
する分子がある。そのあるものは、より低いレイジング
レベルに相当する。より低いレイジングレベルを生じる
この少割合の分子は１０．６の主放出波長でＣＯ２の光
子を吸収する。 ［０００８］ ＣＯガス中のＣＯ２レーザ−エネルギーの吸収は他の状
況、特に大気中を通って長い範囲の伝達において報告さ
れてきた。例えば、ＣＯ２レーザ−ビームを何マイルも
の大気中を送出する場合、低濃度においてさえ、高エネ
ルギー状態の分子の無名数が有意な量までビームを弱め
るのに十分な大気圧のＣＯ２を通過する。しかし、レー
ザービームが高度に濃縮されたＣＯ２パージガスを横切
らなくてはならない比較的短距離（およそ数インチ、せ
いぜい数フィート）ゆえに、この効果はレーザー手術の
問題と考えられなかった。 ［０００９］
がある。例えば、二酸化炭素（ＣＯ２）レーザーを用い
て、ある種のレーザー手術が行われている。 ＣＯ２レーザーは、医療治療において、生物組織中の水
分子により圧倒的に吸収される１０．５９ミクロンの主
波長を発生する。組織中でレーザーエネルギーの吸収お
よび熱への変換は、医者が切断し、焼灼し、摘出しそし
て他の外科的処置を行うことを可能にする。ＣＯ。レー
ザーは、又、他の種類のレーザーに比べ、低コストで比
較的高送出力を供給するように設計できるので望ましい
。 ［０００３］ 初期のＣＯ２外科用レーザーは流れ（ｆｌｏｗｉｎｇ
）ガス種であった。これらのＣＯ２システムでは、タン
クからのガスは、レーザーチューブを通って連続的に流
されている。１９８０年初期から、密閉したガスシステ
ムが流れガスシステムに代わって利用できるようになっ
た。初めは、コストがより高かったが、密封ガスシステ
ムは、操作するのにより煩わしくなく、ボンベの交換が
必要でない。 ［０００４］ よく知られているように、外科手術における他の傾向は
、体内への侵入を局所化することである。例えば、膝の
手術では、関節鏡検査処置を用いて、外傷をより小さく
する。この傾向は内視鏡が、外科的処置を行うことがで
きるように変化してきたという場合にもみられる。より
詳細に説明すると、内視鏡は初めは体の内部を診るため
に設計された。内視鏡は、小さな切開や穿刺から体内に
挿入する円筒管又は鞘から成る。外科用道具が内視鏡内
にはめ込まれれるように製造されたら、患者の体内にさ
らに侵入させなくても全ての外科的処置を行うことがで
きる。レーザーエネルギーは幅の狭いビームに沿って送
出され得るので、レーザー内視鏡外科的技術を発達させ
るのに多大な努力が支払われた。 ［０００５］ 内視鏡とレーザー手術の組み合わせの１例は、腹腔鏡を
用いる手術処置におけるものである。この処置において
、内視鏡は患者の腹壁を通して挿入される。腹腔鏡を通
して送出されるレーザー光を、例えば、生命を脅かした
り、痛みを生じたり又は患者に妊娠するのを禁じたりす
る損傷、癒着又は封鎖部分を焼き、除去するのに用いら
れる。レーザーエネルギーを用いる全ての内視鏡処置で
は、煙り及び焼いた組織が内視鏡の移動を妨げたり、光
学的要素を汚したりしないように、通常、パージガスは
内視鏡を通して流される。レーザーエネルギーを用いて
の腹腔鏡を用いる手術処置ではパージガスの他に、医者
は通常、患者の腹部内にふきかけガスも送り込む。ふき
かけガスは、内部臓器から腹部を離して広げ、手術範囲
がよりはっきりと見えるようにする。ふきかけガスを用
いる場合、内視鏡を通して、パージガスを与えることが
より重要になる。なぜなら、そうしないと、手術領域の
正圧が内視鏡へ焼いた組織や煙りを押しやってしまい、
焦点を当てたり、レーザービームを送るのに用いる光学
機械のレンズをよごしてしまうからである。 ［０００６］ 数年前まで、外科医により用いられた通常のパージガス
及びふきかけガスは窒素であった。しかし、窒素は、多
くの望ましくない副作用を有している。例えば、窒素は
、体から容易には流れ出ず、患者に屈曲様徴候を生じさ
せなり、又は、循環系における損傷又は致命的なガス塞
栓を生じさせ得る。従って、最近の傾向として、循環系
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ようになった。 ［０００７］ 二酸化炭素をパージガスとして用いると、一定量の、Ｃ
Ｏ２外科用レーザーからの出力（ｐｏｗｅｒ ）がパー
ジガスによって吸収される。室温ＣＯは、ＣＯ２し一ザ
ー光を吸収しない基底状態の分子を豊富に有しているが
、常に、少量だが一定量の励起したエネルギー状態を有
する分子がある。そのあるものは、より低いレイジング
レベルに相当する。より低いレイジングレベルを生じる
この少割合の分子は１０．６の主放出波長でＣＯ２の光
子を吸収する。 ［０００８］ ＣＯガス中のＣＯ２レーザ−エネルギーの吸収は他の状
況、特に大気中を通って長い範囲の伝達において報告さ
れてきた。例えば、ＣＯ２レーザ−ビームを何マイルも
の大気中を送出する場合、低濃度においてさえ、高エネ
ルギー状態の分子の無名数が有意な量までビームを弱め
るのに十分な大気圧のＣＯ２を通過する。しかし、レー
ザービームが高度に濃縮されたＣＯ２パージガスを横切
らなくてはならない比較的短距離（およそ数インチ、せ
いぜい数フィート）ゆえに、この効果はレーザー手術の
問題と考えられなかった。 ［０００９］
しかし、本発明者は、パージガスによるレーザーエネル
ギーの吸収は予測するよりずっと深刻であることを見出
だした。事実、レーザー送出力（ｌａｓｅｒ ｐｏｗｅ
ｒ）が増大すると、パージガスによるレーザーエネルギ
ーの吸収は非線形に増大し、熱のランナウェイ吸収の現
象を生じることを見出だした。先きに熱のランナウェイ
吸収が密閉ガスシステムに観察されていた。そのような
システムでガスによるレーザー光の吸収により発生する
熱が迅速に散らされ得ないで、従って、ガスを高レベル
に熱する傾向がある。この加熱は、エネルギーのある分
子数を増加させる。エネルギーのある分子数が増加する
場合、ＣＯ２レーザー光を吸収できる低レイジングレベ
ルの分子数は増加する。このことは、又、エネルギーの
より大きな吸収、より大きな加熱及び、より大きな吸収
を生じる。この速いサイクルを「ランナウェイ」という
［例えば、Ｋａｙ及びＮａｙｌｏｒによるＲｕｎｎａｗ
ａｙ ５ｅｌｆ−ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｉｎ Ｍ
ｕｌｔｉ−ｋｉｌｏｗａｔｔ Ｃｏ ２ Ｌａ５
ｅｒｓ （Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ
Ｌｅｔｔｅｒｓ ）、４２巻、３号（１９８３年、４
月１５日）を参照］。 ［００１０］ 熱ランナウェイ吸収の問題は外科用レーザーシステムに
は容認できない問題である。先きに指摘したように、吸
収は患者に送出され得る力を低減する。ガスの加熱も又
、ビームの焦点をぼかし、適した外科技術を妨げる負の
レンジング（ｌｅｎｓｉｎｇ ）を生じる。その他に、
その吸収は送出装置を加熱し、それによって外科医又は
患者のどちらかにやけどをさせてしまう。 ［００１１］ 本発明より先に、この作用は知られていたが光学機械の
レンズが調整不良が又は焦点のピントがずれているかの
ような他の要素によるものであった。外科用レーザーシ
ステムにおける送出光学機械は、容易に調整不良になる
がしばしばなる多くの光学的要素を有する間接でつなが
ったアームを要するので、後者の説明は不適切であるが
、都合がよかった。本発明者は、小さな調整不良でさえ
パージガスにおける熱ランナウェイ吸収を非常に増大さ
せ得るし、実際に増大していることを見出だした。 ［００１２］ 従って、熱ランナウェイを防ぐ改良されたレーザーシス
テムを供給することが望ましい。 ［００１３］ 本発明の他の目的は、手術部位に送出可能な出力を最大
にするための改良されたレーザーシステムを供給するコ
トである。 ［００１４］ 本発明の他の目的は、パージガス及びふきかけガスにお
ける、レーザーエネルギーの吸収を最少にする改良され
た外科用レーザーシステムを供給することである。 ［００１５］ 本発明のさらに他の目的は、組織内で増大されたレーザ
ー波長を有する改良された外科用レーザーシステムを供
給することである。 ［００１６）
ギーの吸収は予測するよりずっと深刻であることを見出
だした。事実、レーザー送出力（ｌａｓｅｒ ｐｏｗｅ
ｒ）が増大すると、パージガスによるレーザーエネルギ
ーの吸収は非線形に増大し、熱のランナウェイ吸収の現
象を生じることを見出だした。先きに熱のランナウェイ
吸収が密閉ガスシステムに観察されていた。そのような
システムでガスによるレーザー光の吸収により発生する
熱が迅速に散らされ得ないで、従って、ガスを高レベル
に熱する傾向がある。この加熱は、エネルギーのある分
子数を増加させる。エネルギーのある分子数が増加する
場合、ＣＯ２レーザー光を吸収できる低レイジングレベ
ルの分子数は増加する。このことは、又、エネルギーの
より大きな吸収、より大きな加熱及び、より大きな吸収
を生じる。この速いサイクルを「ランナウェイ」という
［例えば、Ｋａｙ及びＮａｙｌｏｒによるＲｕｎｎａｗ
ａｙ ５ｅｌｆ−ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｉｎ Ｍ
ｕｌｔｉ−ｋｉｌｏｗａｔｔ Ｃｏ ２ Ｌａ５
ｅｒｓ （Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ
Ｌｅｔｔｅｒｓ ）、４２巻、３号（１９８３年、４
月１５日）を参照］。 ［００１０］ 熱ランナウェイ吸収の問題は外科用レーザーシステムに
は容認できない問題である。先きに指摘したように、吸
収は患者に送出され得る力を低減する。ガスの加熱も又
、ビームの焦点をぼかし、適した外科技術を妨げる負の
レンジング（ｌｅｎｓｉｎｇ ）を生じる。その他に、
その吸収は送出装置を加熱し、それによって外科医又は
患者のどちらかにやけどをさせてしまう。 ［００１１］ 本発明より先に、この作用は知られていたが光学機械の
レンズが調整不良が又は焦点のピントがずれているかの
ような他の要素によるものであった。外科用レーザーシ
ステムにおける送出光学機械は、容易に調整不良になる
がしばしばなる多くの光学的要素を有する間接でつなが
ったアームを要するので、後者の説明は不適切であるが
、都合がよかった。本発明者は、小さな調整不良でさえ
パージガスにおける熱ランナウェイ吸収を非常に増大さ
せ得るし、実際に増大していることを見出だした。 ［００１２］ 従って、熱ランナウェイを防ぐ改良されたレーザーシス
テムを供給することが望ましい。 ［００１３］ 本発明の他の目的は、手術部位に送出可能な出力を最大
にするための改良されたレーザーシステムを供給するコ
トである。 ［００１４］ 本発明の他の目的は、パージガス及びふきかけガスにお
ける、レーザーエネルギーの吸収を最少にする改良され
た外科用レーザーシステムを供給することである。 ［００１５］ 本発明のさらに他の目的は、組織内で増大されたレーザ
ー波長を有する改良された外科用レーザーシステムを供
給することである。 ［００１６）
これらの及び他の目的に従って、本発明は、ビーム送出
経路に沿った、レーザーエネルギーの望ましくない吸収
を最少にする改良された医療用治療レーザーシステムを
供給する。この目的を達成するためには、標準レイジン
グ媒質は、望ましくない吸収の波長からシフトした波長
において、主放出を生じる異なる媒質で置換される。 ［００１７］ 好ましい実施態様において、この装置は、レーザービー
ムを発生するためのＣＯレーザーを含む。ＣＯ２レーザ
ーは、レイジング媒質として、通常、窒素及びヘリウム
のような非レイジングガスを混合した二酸化炭素ガスを
含有する。 ［００１８］ 手術部位にレーザービームを送出するために１つの手段
が又、供給される。木登明において、その改良は、レー
ザーにおいて、ＣＯの標準 ＣＯ２同位体を異なる同
位体で置換することを含む。好ましい実施態様において
、選択される同位体は、 Ｃ○ である。ＣＯ２レ
ーザーにおけるガスレイジング媒０ンである。この主放
出は、ＣＯの ＣＯ３同位体関連の主１０．６ミクロ
ンラインからシフトしている。この波長シフトの重要な
利点は、標準ＣＯ２のいられる場合、 ＣＯ２ガス
レーザービームの出力を全く吸収しない。従って、手術
部位に送出され得る出力は最大になり得る。 ［００１９］ レイジング媒質におけるこの変化の他の利点は、
ＣＯ２の１１．２ミクロりおおよそ５０％大きい。より
高い吸収係数は、組織切断及び切除のためのエネルギー
域値をより低くすることができ、そのことは、より速い
切断ができることになる。その他に、一般に変性する又
は壊死する、熱で作用された組織の層をより小さくする
。 ［００２０］ Ｃｏ２の ＣＯ２同位体は、比較的高価であるが容易
に入手できる。都合がよいことに、ＣＯ２レーザーは、
低圧でほんの少量のＣＯ２ガスを用いる。 ［００２１］ 従って、 ＣＯ２同位体を用いるＣｏ２レーザーを製
造する増加したコストは非常に少ない。先きに記載した
如く、現在用いられているほとんどのＣＯ２レーザーは
、本発明を行うのにより高価であった以前の流れガスシ
ステムではなくて、密閉システムである。 ［００２２］ レーザーにおいて、多くの気体の同位体が用いられてお
り、特に、ＣＯ２の同位体がガスレーザーに用いられて
きたことは認められている。レーザーの発達の歴史のな
かで、励起され得る事実上のすべてのガスが試験された
。同位体のレーザーは、広範なレーザーラインが望まし
い、分光分析に特に適している［例えばＪａｃｏｂｓ
及びＢｏｗｅｒｓらによるＥｘｔｅｎｓｉｏｎ ｏｆ
ＣＯ２Ｌａ５ｅｒ Ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ Ｒａｎｇ
ｅｗｉｔｈ ｌ５ｏｔｏｐｅｓ （Ｊｏｕｒｎａｌ
ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ） 、３８巻、
６号、２６９２頁（１９６７年５月）及びＦｒｅｅｄら
によるＤｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｌａ５ｅｒ
Ｌｉｎｅ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｉｅｓ ａｎｄ１３Ｃ１
８０２Ｉｓｏｔｏｐｅｓ ｆｒｏｍ Ｍｅａｓｕｒｅｍ
ｅｎｔｓ ｏｆ ＣＷ Ｂｅａｔ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｉ
ｅｓ ｗｉｔｈＦａｓｔ ＨｇＣｄＴｅ Ｐｈｏｔ
ｏｄｉｏｄｅｓ ａｎｄ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ
Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｕｎｔｅｒｓ （Ｊｏｕ
ｒｎａｌ ｏｆＭｏｌｅｃｕｌａｒ ５ｐｅｃｔｒｏ
ｓｃｏｐい、４９巻、４３９頁（１９７４年）参照］。 ［００２３］ 大気中を伝搬するための、同位体のＣＯ２レーザーも又
、研究された。先きに記載した如く、ＣＯ２レーザ−ビ
ームが長距離送出される場合、大気中のＣＯ２によるレ
ーザーエネルギーの少量ではあるが測定可能な吸収がビ
ーム出力の有意な低減をさせる。しかし、この低下は、
用いられた長距離のゆえの要素であるだけであった。当
業者によって、レーザー手術における問題には、非常に
短い送出距離のために、この吸収効果は考えられなかっ
た。本発明者は、この短い距離であるにもかかわらず、
吸収が、ランナウェイ減少により生じる問題、実に重要
な問題であることを発見したのである。この問題は、レ
ーザー手術における重要な改良を生じさせるために、レ
イジング媒質としてＣＯ２の同位体を用いることにより
解決された。 ［００２４］ 本発明の目的及び利点は、図面と結び付けた下記の詳細
な記載により明らかになるであろう。 ［００２５］ 先きに記載したように、本発明は、ＣＯ３外科用レーザ
ーシステムにおいて用いるのに特に適している。本発明
者は、ＸＡ３０／ＣＷ、ＸＡ３０／ＳＰ、ＸＡ４０、Ｘ
Ａ３０、ＸＬ４０及びＸＬ５５のような多くのＣＯ２外
科用レーザーシステムを分類した。例えばＸＡ３０は、
パルスモード又は連続モードのどちらにおいても実施さ
れ得る、ＣＯ２レーザーを含む５０ワツトレーザーシス
テムである。図１で示したように、レーザーは通常、ハ
ウジング中に据え付けられた密閉したレーザー管を含む
。−緒になった出力供給システム１２及び冷却システム
１４も又含んでいる。レーザーからの出力は通常、間接
でつながったアーム１６に送りこまれ、外科医に手術部
位にビームを送出させる。本発明は、構造が当業者によ
く知られているすべての医療用治療レーザーシステムを
用いて使用される。 ［００２６］ 本発明において、標準レーザーシステムを変えて、レー
ザー中のレイジング媒質を変え、パージするガスにおい
て低減した吸収そして／又は治療する組織において増大
した吸収を有する主波長を生じる同位体を用いる。好ま
しい実施態様にの同位体も文月いることができる。しか
し、 Ｃ○２は、密閉管のなかで同位体がごちゃま
ぜに交換するチャンスがより少ないのでそして、１１．
２のレイジング波長が標準ＣＯ２における吸収波長から
遠くに離れているので、最も利点を有すると考えられて
いる。 ［００２７］ １３０１６０２同位体は、水において、主レイジング波
長（１１，２ミクロン）が増大した吸収係数を有すると
いう他の利点を有している。先きに記載したように水に
よるレーザーエネルギーの吸収はレーザーエネルギーを
人間組織に結合させるだめの主な様態である。１０．６
ミクロンでの水における吸収の係数にはおおよそ８９０
ｃｍ であり、一方１１．２ミクロンでの吸収係数は
おおよそ１３７０ｃｍ−１であり、５０％の増大である
［Ｉｒｖｉｎｅ及びＰｏ１１ａｃｋによるＩｃａｒｕｓ
、８巻、２号、３２４−３６０頁（１９６８年３月）］
。この増大した吸収の重要な点は、より迅速なそしてよ
り正確な切断を可能にする、組織切断及び切除に対する
エネルギー域値を低下させることができることである。 変性したり壊死する傾向がある、熱作用を受けた組織の
範囲をより小さくもする。 ［００２８］ ガスレーザーシステムにおけるレイジング媒質に関して
代わりの同位体を用いる、他の重要な点は、パージガス
及びふきかけガスにおける吸収を最少にする能力である
。先きの従来技術の項で記載したように、外科用レーザ
ービームはしばしば狭いエアファイバー（ａｉｒ ｆｉ
ｂｅｒ ）送出システムを通って手術部位に送出される
。いくつかの会社がエアファイバー送出システムを製造
している。本発明者は、商標名ＥＸＣＥＬＩＴＥである
エアファイバーシステムを配置した。そのような送出シ
ステムの一般的な例は図１中、１８として概略的に示さ
れている。この送出システムはレーザー１０からビーム
を送出させるための管２０を含む。管２２はパージガス
を循環するために備えられている。 ［００２９］ 先きに記載したように、今日使用されている最も通常の
パージガスはＣＯ２である。ＣＯ３は循環系及び呼吸系
により、効率よく処理されるので望ましい。パージガス
は、送出系の中の光学機械のすべての表面をきれいに保
つ。 ［００３０１ 公知技術においては、ＣＯ２ガスレーザーにおいて標準
ＣＣ２同位体を用いる。これは、１０．６ミクロン
で顕著な出力波長を有するレーザービームを発生させる
。この出力波長は、ＣＯ２パージガスにおける吸収と合
う。 ［００３１］ 図２のグラフでは、カーブＡは、レイジング媒質及びパ
ージガスの両方がＣＯ２の標準１２Ｃ１６０２同位体に
より定められているＣｏｈｅｒｅｎｔ ＥＸＣＥＬＩＴ
Ｅ （商標名）を通して送出することかできる出力を
例示している。このグラフのデーターは、Ｃｏｈｅｒｅ
ｎｔのファイバー送出システムの発生工程中にとったも
のである。 ［００３２］ 明らかなように、出力レベルが増大するにつれて、Ｃｏ
２パージガスによる吸収により、送出力百分率における
速い減少が起こる。前記のように、この迅速な減少は、
光学的要素のわずかな調整不良により統合された場合に
、パージガスにおける熱のランナウェイ吸収の現象に起
因するものであった。より詳細に述べると、室温では、
励起状態のＣＯ２分子は比較的低割合である。１０．６
ミクロンラインを吸収する原因である特別の励起された
振動状態は、［１，０，Ｏｌと称される。励起された分
子がレーザービームからのエネルギーを吸収するので送
出システムの限定量のガスは迅速に加熱され、より高い
エネルギーＣＯ３分子の数を増加させ、それによって、
分子による共鳴吸収を増大させる。この、熱のランナウ
ェイは、患者に送出されていた、より高い出力レベルを
防いでしまう。加熱は、又ビームの焦点をぼかし、レー
ザーエネルギーの適する送出を防ぐ負のレンジングであ
る。 ［００３３］ 本発明システムにおいて、レイジング媒質は、パージガ
スに用いる同位体とは異なる同位体で置き換えられる。 図２のカーブＢは、Ｃｏ の ＣＯ３同位体がＣＯ２
レーザー中のレイジング媒質として用いられた場合の結
果を示している。明らかなように、エアファイバーを通
して送出された送出力の百分率は入力範囲中で比較的一
定のままである。グラフから明らかなように、実質的な
増加は、実際の送出力において特に高出力レベルで達成
される。 ［００３４］ 面記のように、腹腔鏡を用いる手術のような外科手術に
おいて、外科医は手術域を００２ガスで吹き掛ける。こ
のガスは、送出システムのパージガスのようにレーザー
ビームからのエネルギーを吸収する。この工程で、吹き
掛けガスが患者の体内を加熱しないように、代わりのレ
イジング同位体を供給することは、より重要である。 ［００３５］ 簡単にいうと、本発明は、改良されたレーザー医療用治
療システムを決定する。好ましい実施態様において、Ｃ
Ｏ２の１３ ｃ １６ Ｏ２同位体はＣＯ。レーザーの
レイジング媒質として用いられる。好ましいパージガス
及び吹き掛けガスによる質的に最小化される。その他に
、 ＣＯ２同位体は、水において、したがって人体組
織において増大した吸収を有する主波長出力を生じ、外
科的可能性を増大する。 ［００３６］ 本発明を好ましい実施態様に関して記載したが、特許請
求の範囲で特定されている本発明の範囲から逸脱する事
なく当業者により他の変換及び改変が成され得る。
経路に沿った、レーザーエネルギーの望ましくない吸収
を最少にする改良された医療用治療レーザーシステムを
供給する。この目的を達成するためには、標準レイジン
グ媒質は、望ましくない吸収の波長からシフトした波長
において、主放出を生じる異なる媒質で置換される。 ［００１７］ 好ましい実施態様において、この装置は、レーザービー
ムを発生するためのＣＯレーザーを含む。ＣＯ２レーザ
ーは、レイジング媒質として、通常、窒素及びヘリウム
のような非レイジングガスを混合した二酸化炭素ガスを
含有する。 ［００１８］ 手術部位にレーザービームを送出するために１つの手段
が又、供給される。木登明において、その改良は、レー
ザーにおいて、ＣＯの標準 ＣＯ２同位体を異なる同
位体で置換することを含む。好ましい実施態様において
、選択される同位体は、 Ｃ○ である。ＣＯ２レ
ーザーにおけるガスレイジング媒０ンである。この主放
出は、ＣＯの ＣＯ３同位体関連の主１０．６ミクロ
ンラインからシフトしている。この波長シフトの重要な
利点は、標準ＣＯ２のいられる場合、 ＣＯ２ガス
レーザービームの出力を全く吸収しない。従って、手術
部位に送出され得る出力は最大になり得る。 ［００１９］ レイジング媒質におけるこの変化の他の利点は、
ＣＯ２の１１．２ミクロりおおよそ５０％大きい。より
高い吸収係数は、組織切断及び切除のためのエネルギー
域値をより低くすることができ、そのことは、より速い
切断ができることになる。その他に、一般に変性する又
は壊死する、熱で作用された組織の層をより小さくする
。 ［００２０］ Ｃｏ２の ＣＯ２同位体は、比較的高価であるが容易
に入手できる。都合がよいことに、ＣＯ２レーザーは、
低圧でほんの少量のＣＯ２ガスを用いる。 ［００２１］ 従って、 ＣＯ２同位体を用いるＣｏ２レーザーを製
造する増加したコストは非常に少ない。先きに記載した
如く、現在用いられているほとんどのＣＯ２レーザーは
、本発明を行うのにより高価であった以前の流れガスシ
ステムではなくて、密閉システムである。 ［００２２］ レーザーにおいて、多くの気体の同位体が用いられてお
り、特に、ＣＯ２の同位体がガスレーザーに用いられて
きたことは認められている。レーザーの発達の歴史のな
かで、励起され得る事実上のすべてのガスが試験された
。同位体のレーザーは、広範なレーザーラインが望まし
い、分光分析に特に適している［例えばＪａｃｏｂｓ
及びＢｏｗｅｒｓらによるＥｘｔｅｎｓｉｏｎ ｏｆ
ＣＯ２Ｌａ５ｅｒ Ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ Ｒａｎｇ
ｅｗｉｔｈ ｌ５ｏｔｏｐｅｓ （Ｊｏｕｒｎａｌ
ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ） 、３８巻、
６号、２６９２頁（１９６７年５月）及びＦｒｅｅｄら
によるＤｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｌａ５ｅｒ
Ｌｉｎｅ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｉｅｓ ａｎｄ１３Ｃ１
８０２Ｉｓｏｔｏｐｅｓ ｆｒｏｍ Ｍｅａｓｕｒｅｍ
ｅｎｔｓ ｏｆ ＣＷ Ｂｅａｔ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｉ
ｅｓ ｗｉｔｈＦａｓｔ ＨｇＣｄＴｅ Ｐｈｏｔ
ｏｄｉｏｄｅｓ ａｎｄ Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ
Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｕｎｔｅｒｓ （Ｊｏｕ
ｒｎａｌ ｏｆＭｏｌｅｃｕｌａｒ ５ｐｅｃｔｒｏ
ｓｃｏｐい、４９巻、４３９頁（１９７４年）参照］。 ［００２３］ 大気中を伝搬するための、同位体のＣＯ２レーザーも又
、研究された。先きに記載した如く、ＣＯ２レーザ−ビ
ームが長距離送出される場合、大気中のＣＯ２によるレ
ーザーエネルギーの少量ではあるが測定可能な吸収がビ
ーム出力の有意な低減をさせる。しかし、この低下は、
用いられた長距離のゆえの要素であるだけであった。当
業者によって、レーザー手術における問題には、非常に
短い送出距離のために、この吸収効果は考えられなかっ
た。本発明者は、この短い距離であるにもかかわらず、
吸収が、ランナウェイ減少により生じる問題、実に重要
な問題であることを発見したのである。この問題は、レ
ーザー手術における重要な改良を生じさせるために、レ
イジング媒質としてＣＯ２の同位体を用いることにより
解決された。 ［００２４］ 本発明の目的及び利点は、図面と結び付けた下記の詳細
な記載により明らかになるであろう。 ［００２５］ 先きに記載したように、本発明は、ＣＯ３外科用レーザ
ーシステムにおいて用いるのに特に適している。本発明
者は、ＸＡ３０／ＣＷ、ＸＡ３０／ＳＰ、ＸＡ４０、Ｘ
Ａ３０、ＸＬ４０及びＸＬ５５のような多くのＣＯ２外
科用レーザーシステムを分類した。例えばＸＡ３０は、
パルスモード又は連続モードのどちらにおいても実施さ
れ得る、ＣＯ２レーザーを含む５０ワツトレーザーシス
テムである。図１で示したように、レーザーは通常、ハ
ウジング中に据え付けられた密閉したレーザー管を含む
。−緒になった出力供給システム１２及び冷却システム
１４も又含んでいる。レーザーからの出力は通常、間接
でつながったアーム１６に送りこまれ、外科医に手術部
位にビームを送出させる。本発明は、構造が当業者によ
く知られているすべての医療用治療レーザーシステムを
用いて使用される。 ［００２６］ 本発明において、標準レーザーシステムを変えて、レー
ザー中のレイジング媒質を変え、パージするガスにおい
て低減した吸収そして／又は治療する組織において増大
した吸収を有する主波長を生じる同位体を用いる。好ま
しい実施態様にの同位体も文月いることができる。しか
し、 Ｃ○２は、密閉管のなかで同位体がごちゃま
ぜに交換するチャンスがより少ないのでそして、１１．
２のレイジング波長が標準ＣＯ２における吸収波長から
遠くに離れているので、最も利点を有すると考えられて
いる。 ［００２７］ １３０１６０２同位体は、水において、主レイジング波
長（１１，２ミクロン）が増大した吸収係数を有すると
いう他の利点を有している。先きに記載したように水に
よるレーザーエネルギーの吸収はレーザーエネルギーを
人間組織に結合させるだめの主な様態である。１０．６
ミクロンでの水における吸収の係数にはおおよそ８９０
ｃｍ であり、一方１１．２ミクロンでの吸収係数は
おおよそ１３７０ｃｍ−１であり、５０％の増大である
［Ｉｒｖｉｎｅ及びＰｏ１１ａｃｋによるＩｃａｒｕｓ
、８巻、２号、３２４−３６０頁（１９６８年３月）］
。この増大した吸収の重要な点は、より迅速なそしてよ
り正確な切断を可能にする、組織切断及び切除に対する
エネルギー域値を低下させることができることである。 変性したり壊死する傾向がある、熱作用を受けた組織の
範囲をより小さくもする。 ［００２８］ ガスレーザーシステムにおけるレイジング媒質に関して
代わりの同位体を用いる、他の重要な点は、パージガス
及びふきかけガスにおける吸収を最少にする能力である
。先きの従来技術の項で記載したように、外科用レーザ
ービームはしばしば狭いエアファイバー（ａｉｒ ｆｉ
ｂｅｒ ）送出システムを通って手術部位に送出される
。いくつかの会社がエアファイバー送出システムを製造
している。本発明者は、商標名ＥＸＣＥＬＩＴＥである
エアファイバーシステムを配置した。そのような送出シ
ステムの一般的な例は図１中、１８として概略的に示さ
れている。この送出システムはレーザー１０からビーム
を送出させるための管２０を含む。管２２はパージガス
を循環するために備えられている。 ［００２９］ 先きに記載したように、今日使用されている最も通常の
パージガスはＣＯ２である。ＣＯ３は循環系及び呼吸系
により、効率よく処理されるので望ましい。パージガス
は、送出系の中の光学機械のすべての表面をきれいに保
つ。 ［００３０１ 公知技術においては、ＣＯ２ガスレーザーにおいて標準
ＣＣ２同位体を用いる。これは、１０．６ミクロン
で顕著な出力波長を有するレーザービームを発生させる
。この出力波長は、ＣＯ２パージガスにおける吸収と合
う。 ［００３１］ 図２のグラフでは、カーブＡは、レイジング媒質及びパ
ージガスの両方がＣＯ２の標準１２Ｃ１６０２同位体に
より定められているＣｏｈｅｒｅｎｔ ＥＸＣＥＬＩＴ
Ｅ （商標名）を通して送出することかできる出力を
例示している。このグラフのデーターは、Ｃｏｈｅｒｅ
ｎｔのファイバー送出システムの発生工程中にとったも
のである。 ［００３２］ 明らかなように、出力レベルが増大するにつれて、Ｃｏ
２パージガスによる吸収により、送出力百分率における
速い減少が起こる。前記のように、この迅速な減少は、
光学的要素のわずかな調整不良により統合された場合に
、パージガスにおける熱のランナウェイ吸収の現象に起
因するものであった。より詳細に述べると、室温では、
励起状態のＣＯ２分子は比較的低割合である。１０．６
ミクロンラインを吸収する原因である特別の励起された
振動状態は、［１，０，Ｏｌと称される。励起された分
子がレーザービームからのエネルギーを吸収するので送
出システムの限定量のガスは迅速に加熱され、より高い
エネルギーＣＯ３分子の数を増加させ、それによって、
分子による共鳴吸収を増大させる。この、熱のランナウ
ェイは、患者に送出されていた、より高い出力レベルを
防いでしまう。加熱は、又ビームの焦点をぼかし、レー
ザーエネルギーの適する送出を防ぐ負のレンジングであ
る。 ［００３３］ 本発明システムにおいて、レイジング媒質は、パージガ
スに用いる同位体とは異なる同位体で置き換えられる。 図２のカーブＢは、Ｃｏ の ＣＯ３同位体がＣＯ２
レーザー中のレイジング媒質として用いられた場合の結
果を示している。明らかなように、エアファイバーを通
して送出された送出力の百分率は入力範囲中で比較的一
定のままである。グラフから明らかなように、実質的な
増加は、実際の送出力において特に高出力レベルで達成
される。 ［００３４］ 面記のように、腹腔鏡を用いる手術のような外科手術に
おいて、外科医は手術域を００２ガスで吹き掛ける。こ
のガスは、送出システムのパージガスのようにレーザー
ビームからのエネルギーを吸収する。この工程で、吹き
掛けガスが患者の体内を加熱しないように、代わりのレ
イジング同位体を供給することは、より重要である。 ［００３５］ 簡単にいうと、本発明は、改良されたレーザー医療用治
療システムを決定する。好ましい実施態様において、Ｃ
Ｏ２の１３ ｃ １６ Ｏ２同位体はＣＯ。レーザーの
レイジング媒質として用いられる。好ましいパージガス
及び吹き掛けガスによる質的に最小化される。その他に
、 ＣＯ２同位体は、水において、したがって人体組
織において増大した吸収を有する主波長出力を生じ、外
科的可能性を増大する。 ［００３６］ 本発明を好ましい実施態様に関して記載したが、特許請
求の範囲で特定されている本発明の範囲から逸脱する事
なく当業者により他の変換及び改変が成され得る。
【図１】
外科用レーザービーム送出システムの概略図である。
【図２】
送出システムの入力端に送出されるレーザー出力を送出
システムから送出される出力をＣＯの常体（ＣＯ）と
ＣＯ３同位体を用いて比較ｃｏ の１３ ｃ １６
。
システムから送出される出力をＣＯの常体（ＣＯ）と
ＣＯ３同位体を用いて比較ｃｏ の１３ ｃ １６
。
１０ レーザー管
１２ 出力供給
１４ 冷却システム
１６ アーム
１８ 送出システム
２０ ビーム送出管
２同位体を用いて送出された出力を示す。
【図１】
【図２】
図面
レーザー出力
【氏名又は名称】
【手続補正 １】
手続補正書
平成３年２月１３日
Claims (28)
- 【請求項１】一次レイジング媒質（ｐｒｉｍａｒｙ ｌ
ａｓｉｎｇ ｍｅｄｉｕｍ）が、＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ
＿２により発生する主波長より大きい、組織内の吸収係
数を有する光の主波長を発生させるために選ばれる、Ｃ
Ｏ＿２レーザーを含む医療治療用レーザー。 - 【請求項２】前記一次レイジング媒質が＾１＾３Ｃ＾１
＾６Ｏ＿２である、請求項１に記載の医療治療用レーザ
ー。 - 【請求項３】レーザーエネルギーのビームを発生させる
ためのガスレーザ、レーザーエネルギーのビームを医療
治療部位に送出する手段及びパージするガスを用いて送
出手段をパージするための手段を含む改良された医療治
療用レーザーシステム（ｓｙｓｔｅｍ）であって、その
改良が、ガスレーザー中のガスレイジング媒質がパージ
ガス（ｐｕｒｇｅ ｇａｓ）の同位体と異なる同位体に
より一次的に定義されることを含む医療治療用レーザー
システム。 - 【請求項４】パージガスが＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿２で
あり、ガスレイジング媒質がＣＯ＿２の一次的に異なる
同位体である、請求項３に記載の改良された医療治療用
レーザーシステム。 - 【請求項５】レイジング媒質が一次的に＾１＾３Ｃ＾１
＾６Ｏ＿２である、請求項４に記載の改良された医療治
療用レーザーシステム。 - 【請求項６】レーザーエネルギーのビームを発生させる
ためのガスレーザー、レーザーエネルギーのビームを治
療部位に送出する手段及び患者にふきかける（ｉｎｓｕ
ｆｆｌａｔｉｎｇ）ためのガスを供給する手段を含む改
良された医療治療用レーザーシステムであって、その改
良が、ガスレーザー中のガスレイジング媒質が吹き掛け
ガス（ｉｎｓｕｆｆｌａｔｉｏｎ ｇａｓ）の同位体と
異なる同位体により一次的に定義されることを含む、改
良された医療治療用レーザーシステム。 - 【請求項７】吹き掛けガスが＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿２
であり、ガスレイジング媒質がＣＯ＿２の一次的に異な
る同位体である、請求項６に記載の改良された医療治療
用レーザーシステム。 - 【請求項８】レイジング媒質が一次的に＾１＾３Ｃ＾１
＾６Ｏ＿２である、請求項７に記載の改良された医療治
療用レーザーシステム。 - 【請求項９】レーザービームを発生させるためのＣＯ＿
２ガスレーザー及び前記ビームを患者に送出する手段を
含み、ＣＯ＿２パージガスを送出システムに通過させる
、改良されたＣＯ＿２レーザー治療装置において、前記
改良が、ガスレーザー中のレイジング媒質が、パージガ
スに用いる同位体と異なるＣＯ＿２の同位体により一次
的に定義されることを含む、改良されたＣＯ＿２レーザ
ー医療治療装置。 - 【請求項１０】パージガスが＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿２
であり、ガスレイジング媒質が一次的に＾１＾３Ｃ＾１
＾６Ｏ＿２である、請求項９に記載の改良された装置。 - 【請求項１１】レーザーエネルギービームを発生させる
ためのＣＯ＿２ガスレーザー及び前記ビームを患者に送
出する手段及び、患者にふきかけるためのガスを供給す
る手段を含む、改良されたＣＯ＿２治療用レーザー装置
であって、その改良がガスレーザー中のレイジング媒質
が、吹き掛けガスの同位体と異なるＣＯ＿２の同位体に
より一次的に定義されることを含む、改良されたＣＯ＿
２治療用レーザーシステム。 - 【請求項１２】吹き掛けガスが＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿
２であり、ガスレイジング媒質が一次的に＾１＾３Ｃ＾
１＾６Ｏ＿２である、請求項１１に記載の改良された装
置。 - 【請求項１３】レーザービームを発生させるためのＣＯ
＿２ガスレーザー及び前記ビームを患者に送出するため
のシステムを含み、＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿２と定義さ
れたパージガスを送出システムに通過させる、改良され
たＣＯ＿２ガスレーザー治療装置において、前記レーザ
ーにおけるレイジング媒質が一次的に＾１＾３Ｃ＾１＾
６Ｏ＿２により定義されることを含む、改良されたＣＯ
＿２ガスレーザー治療装置。 - 【請求項１４】レーザービームを発生させるためのＣＯ
＿２ガスレーザー及び前記ビームを患者に送出する手段
及び、患者にふきかけるためのＣＯ＿２ガスの＾１＾２
Ｃ＾１＾６Ｏ＿２同位体を供給するための手段を含む改
良されたＣＯ＿２レーザー治療装置において、その改良
が、前記レーザーにおけるレイジング媒質が一次的に＾
１＾３Ｃ＾１＾６Ｏ＿２により定義されることを含む、
改良されたＣＯ＿２ガスレーザー治療装置。 - 【請求項１５】生体組織にレーザー治療を行う方法であ
って、前記組織部位に１１．２ミクロンの主波長を有す
るレーザーエネルギーを供給することを含む方法。 - 【請求項１６】生体組織にレーザー治療を行う方法にお
いて、ＣＯ＿２レーザーからレーザービームを発生させ
る工程、組織部位にビームを送出するためのレーザー送
出システムにレーザービームを向ける工程及び ＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿２のパージガスでレーザー送出
システムをパージする工程を含む方法であって、レーザ
ービームを発生させる工程が、ＣＯ＿２レーザーにおけ
る一次レイジング媒質として、＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿
２とは異なるＣＯ＿２同位体を用いる工程をさらに含む
方法。 - 【請求項１７】レイジング媒質が一次的に＾１＾３Ｃ＾
１＾６Ｏ＿２である、請求項１６に記載の方法。 - 【請求項１８】ＣＯ＿２レーザーからレーザービームを
発生させる工程、レーザービームを組織部位に向ける工
程及び＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿２のふきかけガスを治療
部位にふきかける工程を含む、生体組織にレーザー治療
を行う方法であって、レーザービームを発生させる工程
が、ＣＯ＿２レーザーにおける一次レイジング媒質とし
て＾１＾２Ｃ＾１＾６Ｏ＿２とは異なるＣＯ＿２同位体
を用いる工程をさらに含む、方法。 - 【請求項１９】前記の異なるレイジング媒質が一次的に
＾１＾３Ｃ＾１＾６Ｏ＿２である請求項１８に記載の方
法。 - 【請求項２０】生体組織にＣＯ＿２レーザー治療を行う
方法であって、１０．６ミクロンの波長に関連する、組
織における吸収より、組織における吸収が大きい主波長
を有するレーザーエネルギーを前記組織治療部位に供給
する工程を含む方法。 - 【請求項２１】生体組織にＣＯ＿２レーザー治療を行う
方法において、＾１＾３Ｃ＾１＾６Ｏ＿２により一次的
に定義されるレイジング媒質を有するガスレーザーを与
える工程であり、レーザービームを発生させるための前
記レーザーが、組織における吸収が、＾１＾２Ｃ＾１＾
６Ｏ＿２のレイジング媒質により発生させる主波長より
大きな吸収の主波長放出（ｅｍｉｓｓｉｏｎ）を有する
工程及び治療部位にレーザービームを供給する工程 を含む方法。 - 【請求項２２】生体組織にレーザー治療を行う方法にお
いて、ガスレーザーからレーザービームを発生させる工
程、レーザービームを、治療部位にビームを送出するた
めのレーザー送出システムに向ける工程及び パージガスでレーザー送出システムをパージする工程で
あり、この工程が、ガスレーザーにおける一次レイジン
グ媒質として、パージガスにおける一次レーザー波長の
吸収を低減させ、それによって治療部位への送出力を最
大にするように選択されるガスを用いる工程 を含む方法。 - 【請求項２３】レーザービームを発生させるためのガス
レーザー及び前記ビームを患者に送出するシステムを含
み、パージガスを送出システムに通過させる工程を含む
、改良されたガスレーザー医療治療装置において、前記
改良が、ガスレーザーにおけるガスレイジング媒質が、
パージガスにおける主レーザー波長の吸収を低減させ、
それによって医療治療部位への送出力を最大にするよう
に選択されること を含む装置。 - 【請求項２４】レーザービームを発生させるためのガス
レーザー含み、ふきかけガスが医療治療部位に供給され
る、改良されたレーザー医療治療装置において、前記改
良が、 ガスレーザーにおけるガスレイジング媒質が、ふきかけ
ガスにおける一次レーザー波長の吸収を低減させ、それ
によって医療治療部位への送出力を最大にするように選
択されることを含む 装置。 - 【請求項２５】生体組織の医療レーザー治療用装置であ
って、レーザーエネルギーのビームを発生させるガスレ
ーザー、レーザーエネルギービームを医療治療部位に送
出するための手段及びレーザーエネルギーの組織による
吸収を増大させるための手段を含む装置。 - 【請求項２６】組織中におけるレーザーエネルギーの吸
収を増大させる前記手段が、レーザーから放出する光の
波長を増大させることを含む、請求項２５に記載の装置
。 - 【請求項２７】一次レイジング媒質として、レーザー中
にガスの異なる同位体を用いることにより、光の波長が
増大される、請求項２６に記載の装置。 - 【請求項２８】ガスレーザーがＣＯ＿２レーザーであり
、レイジング媒質が一次的に＾１＾３Ｃ＾１＾６Ｏ＿２
である、請求項２７に記載の装置。
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