JPH05115491A - 医療用レーザー装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】本発明の目的は、レーザー装置の発熱量をさほ
ど大きくせず、かつレーザー出射のタイムラグが少なく
なることによって所望の治療効果が得られ、さらにキャ
リブレーションが簡便で、安全な医療用レーザー装置を
提供することにある。 【構成】レーザー発振部１の励起ランプ６に電流を流す
電源部７と、前記励起ランプ６に流れている電流を検出
する電流検出部８と、この電流検出部８で検出した電流
値を表示する電流表示部９と、前記励起ランプ６に流す
待機電流を設定する待機電流設定部１４と、前記レーザ
ー発振部１の出力を任意に設定できる出力調整部１５と
を備え、前記待機電流設定部１４で設定される電流値
を、励起ランプ６の発振に必要な最低の電流値より大き
く前記出力調整部１５で設定された出力に対する電流値
を越えない値に設定する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、励起ランプを用いてレ
ーザー光を出力する医療用レーザー装置に関する。

【０００２】

【従来の技術と発明が解決しようとする課題】この種の
レーザー装置において、所望のレーザー出力を出射する
のに必要な電流を常時励起ランプに流しておくと、その
励起ランプからの発熱量が多くなり、効率が著しく低下
する。

【０００３】これを防ぐため、レーザー光を出射してい
ない待機時においては励起ランプにレーザーを発振させ
るのに必要な最低域の電流（しきい値付近の電流）を流
しておき、フィットスイッチなどの出射スイッチをオン
すると、同時に所望のレーザー出力を得るのに必要な高
電流を励起ランプに流すようにしたものが提案されてい
る（特開平2-119853号公報を参照）。

【０００４】しかしながら、この方式によるとレーザー
発信器が発振するのに必要な最低域の電流値から所望の
レーザー出力を得るのに必要とする電流値まで上昇させ
なければならないが、この際、急激に上昇させると、瞬
間的に必要以上の大電流を流してしまう、いわゆるオー
バーシュートを起こしてしまい、励起ランプを劣化させ
る虞がある。

【０００５】これを防ぐため、ある程度ゆっくりと電流
値を上昇させなければならない。しかし、これによる
と、フィットスイッチをオンしてから、実際に所望のレ
ーザー出力が出射されるまで、かなりのタイムラグが生
じてしまい、したがって、迅速かつ充分な治療効果を得
ることができないことになる。

【０００６】一方、レーザー装置に備えられている出力
表示と、レーザープローブの先端からの実際の出力とを
合致させるために、使用前において、例えば出力調整用
信号とプローブ先端からの出力との関係を示す特性カー
ブを測定してこれを記憶しておき、患部の治療を行う
際、その記憶してある特性カーブより出力調整用信号の
値からその電流値によって出射されるのであろうレーザ
ー出力の値を表示部に表示するようにしたものが提案さ
れている（特公平1-12490 号公報を参照）。

【０００７】しかし、この方法によると、使用前に術者
がいちいち特性カーブを記憶させる操作を行わなければ
ならないので、このキャリブレーション操作がかなり面
倒なものであった。

【０００８】また、レーザー光を出射しながら、レーザ
ー発振器に供給される電力等を検出し、これを制御系へ
フィードバックさせることにより、所望のレーザー出力
を安定させるようにしたものも提案されている（特開昭
64-33982号公報を参照）。

【０００９】しかし、このフィードバック制御方式のも
のは、ノイズや、故障等でフィードバック制御が仮に狂
ったとき、最大出力が出てしまう虞もあり、それの対策
を別途設けなければならないという問題があった。

【００１０】本発明は前記課題に着目してなされたもの
で、その目的とするところは、レーザー装置の発熱量を
さほど大きくせず、かつレーザー出射のタイムラグが少
なくなることによって所望の治療を迅速かつ安全に行う
ことができ、さらにキャリブレーションが簡便な医療用
レーザー装置を提供することにある。

【００１１】

【課題を解決するための手段及び作用】前記課題を解決
するために本発明の医療用レーザー装置は、励起ランプ
および共振器シャッタを有したレーザー発振部と、この
レーザー発振部の励起ランプに電流を流す電源部と、前
記電源部から励起ランプに流す待機電流を前記レーザー
発振部の発振に必要な最低の電流値より大きな電流値に
設定する待機電流設定部と、前記レーザー発振部の出力
を任意に設定できる出力調整部と、前記待機電流設定部
で設定された電流値と出力調整部で設定された出力に対
する電流値の小さい方の電流値で励起ランプに待機電流
を流す制御手段とを具備したものであり、または制御手
段を前記励起ランプの発振に必要な最低の電流値より大
きく前記出力調整部で設定された出力に対する電流値よ
り一定量小さい値で前記電源部から励起ランプに流す待
機電流を設定するようにしたものである。しかして、レ
ーザー装置の発熱量をさほど大きくせず、かつレーザー
出射のタイムラグが少なくなる。

【００１２】

【実施例】図１は本発明の一実施例に係る医療用レーザ
ー装置の主要なシステム構成を概略的に示している。同
図中１はレーザー発振部であり、これにはレーザーロッ
ド２、出射ミラー３および全反射ミラー４からなる共振
器５と、これのレーザーロッド２を励起する励起ランプ
６などからなり、前記励起ランプ６は電源部７によって
点灯される。

【００１３】電源部７には励起ランプ６に流れる電流を
検出する電流検出部８が付設されている。この電流値は
電流表示部９によって表示される。電源部７には、励起
ランプ６に一定の電圧を流すのに必要な所定の電圧を電
源部７に供給する基準電圧源１２が接続されている。

【００１４】電源部６と基準電圧源１２の動作は、制御
部１３によって制御される。制御部１３は待機電流を任
意に設定できる待機電流設定部１４、レーザー出力を任
意に設定できる出力調整部１５を備え、さらに、キャリ
ブレーションスイッチ１６、フットスイッチ１７が接続
されている。また、出力調整部１５で設定したレーザー
出力を表示する出力表示部１８が設けられている。

【００１５】一方、レーザー発振部１の共振器５には、
共振器シャッタ２０が設けられ、その共振器５の発振動
作を制御するようになっている。また、レーザー発振部
１の出射光軸の途中にはビームスプリッタ２１が設けら
れている。このビームスプリッタ２１で反射したレーザ
ー光の一部は開いた装置出力シャッタ２２の部分を通り
装置出力センサ２３に入射するようになっている。 ビ
ームスプリッタ２１を透過したレーザー光は開放した出
射シャッタ２４の部分を通り、レーザプローブ２５に導
入される。

【００１６】このレーザプローブ２５は、そのプラグ２
５ａが後述する装置本体２６に設けられるプローブ取付
け部２７に接続される。 レーザプローブ２５の先端チ
ップ２５ｂから出射する実際の出力は装置本体２６の出
力測定アダプタ２９に対応して設置されたプローブ出力
センサ３０によって検出される。

【００１７】プローブ出力センサ３０と前記装置出力セ
ンサ２３で検出した各出力は、補正計数演算記憶部３１
に入力する。補正計数演算記憶部３１に記憶した情報と
前記装置出力センサ２３が検出した出力値は比較器３３
によって比較され、この結果は前記制御部１３に入力す
る。

【００１８】次に、この医療用レーザー装置の作用を具
体的に説明する。まず、この医療用レーザー装置に電源
を投入すると、制御部１３は電源部７に通電指令を与え
て励起ランプ６を点灯させる。この後、共振器５の発振
に必要な最低の電流を励起ランプ６に流しておく。この
電流値は電源部７内にある電流検出部８で検出され、こ
れは電流表示部９に表示される。

【００１９】ついで、ユーザーはレーザプローブ２５の
先端チップ２５ｂから実際に出射するレーザー出力と出
力表示部１８の表示した値が一致させるため、キャリブ
レーションを行う。つまり、レーザプローブ２５の先端
チップ２５ｂをプローブ出力センサ３０に対向させる。
そして、キャリブレーションスイッチ１６をオンする
と、励起ランプ６に、ある一定の電流を流すのに必要な
一定電圧が、基準電圧源１２から電源部７を通じて供給
される。

【００２０】なお、このときのランプ電流値はキャリブ
レーションに用いる一定のレーザー出力を得るのに必要
な電流値であって、後に述べる待機電流値とは必ずしも
一致しない。

【００２１】フットスイッチ１７をオンすると、前記基
準電圧によって決定される電流が励起ランプ６に流れ、
同時に共振器シャッタ２０、装置出力シャッタ２２およ
び出射シャッタ２４が開く。すると、共振器５からレー
ザー光が出射され、このレーザー光はビームスプリッタ
２１で２方向に分岐される。一方は、装置出力センサ２
３へ、もう一方はレーザプローブ２５を通じてプローブ
出力センサ３０に入射する。

【００２２】補正計数演算記憶部３１では、そのプロー
ブ出力センサ３０に入射した出力値と装置出力センサ２
３に入射した出力値から、補正係数（プローブの透過
率）を演算し、これを記憶する。これが終ると、ランプ
電流は待機電流に戻る。

【００２３】次に、出力調整部１５を操作すると、共振
器シャッタ２０と装置出力シャッタ２２は開き、一方、
出射シャッタ２４は閉じている。さらに、出力表示部１
８を見ながら出力調整部１５を操作し続け、レーザー治
療に必要な所望の出力値に設定し、そこで、操作を止め
る。

【００２４】すると、この設定値に応じた電圧が電源部
７に送られ、かつ、それに応じた電流が励起ランプ６に
流れる。レーザー光は装置出力センサ２３に入り、補正
係数が掛けられる。補正係数を掛けた値が出力調整部１
５からの出力と一致するように、フィードバック制御に
よって電源部７への供給電圧を微調整する。これが終了
すると、共振器シャッタ２０を閉じ、ランプ電流を待機
電流に戻す。ただし、このときの電源部７への供給電圧
は保持したままである。

【００２５】治療を行う場合にはレーザプローブ２５を
治療したい患部に向け、フットスイッチ１７をオンにす
る。すると、出力調整時に保持されていた供給電圧によ
って決まる電流が励起ランプ６に流れると同時に、共振
器シャッタ２０、出射シャッタ２４は開き、装置出力シ
ャッタ２２は閉じる。レーザー光は所望の出力がレーザ
プローブ２５の先端チップ２５ｂから出射され、患部に
照射されて治療が行われる。

【００２６】次に、励起ランプ６に流す前述した待機電
流値の決め方の１つの方法を、図２を参照して説明す
る。この方法は、設定した待機電流上限値と所望出力を
得るのに必要なランプ電流値のうち小さい方を待機電流
とするものである。

【００２７】すなわち、 図２で示すように、待機電流
上限値（しきい値電流より大きい）をレーザー発振する
のに必要な最低の電流よりも大きく、かつ出射可能最大
出力を得るのに必要な電流Ｉ_MAX よりも小さく設定して
おく。

【００２８】今、待機電流上限値のランプ電流によって
出射されるレーザー出力よりも大きくかつ出射可能最大
出力よりも小さい範囲Ａの中にある出力Ｐ₁でレーザー
光を出射したいとする。この出力を得るのに必要なラン
プ電流値Ｉ₁ は待機電流上限値よりも大きいので、励起
ランプ６の発熱を極力防ぐため、レーザー光を出射しな
いときの電流値は待機電流上限値とする。このことによ
って、レーザー光を実際に出射する際、ランプ電流の変
化量が少ないので、これによるタイムラグを極めて小さ
くできる。

【００２９】また、待機電流上限値によって出射される
レーザー出力よりも小さい範囲Ｂの中にあるＰ₂ が所望
のレーザー出力とすると、このＰ₂ を得るのに必要なラ
ンプ電流Ｉ₂ は、待機電流上限値よりも小さいので、そ
のランプ電流Ｉ₂ のままで待機させる。つまり、そのラ
ンプ電流Ｉ₂ を待機電流とする。このことによって、レ
ーザー光を実際に出射する際、ランプ電流を変化させる
必要がないので、これによるタイムラグが生ずるのを防
げる。

【００３０】次に、待機電流の別の決め方を図３を参照
して説明する。この方法は所望のレーザー出力Ｐを得る
のに必要なランプ電流Ｉよりも一定の値ΔＩだけ小さい
電流値（Ｉ−ΔＩ）を待機電流値とするものである。

【００３１】すなわち、これらの方法にあっては、所望
のレーザー出力がいくらであっても、待機電流から必要
電流に上昇させるのに必要な時間は、ほぼ同じとなる。
ただし、あまり待機電流を小さくしてしまうと、励起ラ
ンプ６が消灯してしまう虞があるので、待機電流下限値
を設け、ランプ電流がそれ以下にならないようにしてあ
る。なお、その１の方法での待機電流上限値や、その２
の方法での（ΔＩ）等は、図１の待機電流設定部１４よ
り入力して設定できる。

【００３２】しかして、前記構成によれば、励起ランプ
６に流す待機電流を待機電流設定部１４により任意に設
定することができるので、レーザ装置の冷却能力、励起
ランプ６の特性等に合わせてレーザー出射のタイムラグ
が少なくなるように設定できる。キャリブレーションは
略自動的に行われるので簡単である。さらに、フィード
バック制御は出力調整時のみ行なわれ、このとき、出射
シャッタ２４が閉じているので、万一、ノイズ等でフィ
ードバック制御が狂っても大出力のレーザー光が外部に
出射されることがない。

【００３３】図４はレーザー発振部１の発熱を防ぐため
の冷却系を示すものである。レーザー発振部１には、冷
却水タンク４１、ポンプ４２、フィルタ４３および熱交
換器４４を有した第１の循環管路系４５を通じて冷却水
が循環する。フィルタ４３は冷却水中の不純物を除くた
めのものである。また、熱交換器４４は冷却ファン４６
を備えており、この冷却ファン４６の駆動部４７は前記
冷却水タンク４１に設けた温度センサ４８からの冷却水
の温度情報に応じて冷却能力を調節するようになってい
る。冷却水の温度が所定温度以上になったらファン４６
をまわして冷却する。あるいは常時ファン４６をまわし
ておき所定温度以上になったら、更に高速でファン４６
を回すようにして冷却能力を上げる。

【００３４】しかして、励起ランプ６に流す待機電流を
高目に設定しておいても、もし冷却能力が十分ならば出
射時のタイムラグが、より小さくなる。さらに、この冷
却能力や励起ランプ６の特性等によって任意に待機電流
を設定することもできる。

【００３５】なお、図４では冷却水タンク４１に温度セ
ンサ４８を設けてあるが、温度センサ４８はその循環管
路系４５や後述する第２の循環管路系５０の水路中の任
意の位置に設けてよい。

【００３６】第１の循環管路系４５にはイオン交換器４
９を有した第２の循環管路系５０が分岐しており、冷却
水中の金属イオンを取り除く。このように冷却水中の金
属イオンを取り除くことができることから、金属イオン
によって励起ランプ６が点灯しなくなることを防止でき
る。

【００３７】一方、図５は図１において破線で示した外
部制御部３５とフットスイッチ１７の一方を選択的に使
用できるようにした構成部分を示すものである。この外
部制御部３５は、例えばレーザー光を間欠的に出射しな
がら、その出射の間隔を自動的に制御したい場合に用い
る。

【００３８】この外部制御部３５を使用する場合には、
フットスイッチ１７をフットスイッチコネクタ５１から
取り外し、その代わりに専用の短絡用プラグ５２を取り
付ける。外部制御部３５を接続するためのプラグ５３を
外部制御プラグ専用のコネクタ５４に差し込み、その外
部制御部３５を制御部１３に接続するようにする。

【００３９】そして、外部制御プラグ用コネクタ５４の
端子間を短絡するようにして外部制御部３５にて制御す
れば、レーザー光が出射し、また、その端子間を開放す
るように制御すれば、レーザー光の出射が止まる。つま
り、フットスイッチコネクタ５１と外部制御プラグ用コ
ネクタ５４の両方が同時に短絡されてはじめてレーザー
光が出射される。なお、外部制御部３５が接続したこと
を検出する導通検知部５５を設けてもよい。

【００４０】また、フットスイッチ１７を使用する通常
の場合は、外部制御プラグ５３をそのコネクタ５４から
取り外し、その代わりに図示しない短絡用プラグを取り
付けるとともに、フットスイッチコネクタ５１にフット
スイッチ１７のプラグを接続すればよい。

【００４１】以下、レーザー装置の付随的な部分とレー
ザープローブ２５を具体的に説明する。図６は上部パネ
ル６１を開けたレーザ装置の外観を示し、装置本体２６
の前面のパネル部６２には前述した出力測定アダプタ２
９が設けられている。装置本体２６の前面下部には前述
したフットスイッチコネクタ５１が設けられている。装
置本体２６の側面にはプローブ用送気口６４、通気口６
５、フットスイッチ掛け６６および取手６７などが付設
されている。

【００４２】上部パネル６１は開閉自在で開けた状態を
保つための支え棒６８が設けられている。この支え棒６
８は上部パネル６１を閉じたときにその上部パネル６１
の内部に収納される。

【００４３】装置本体２６の背面にはプローブ架台７０
が取り付けられている。図８で示すように、プローブ架
台７０の支柱７１は、装置本体２６の背面には上下一対
の取付部材７２，７３が取付け固定され、取付部材７
２，７３には支柱７１を通す孔７２ａ，７３ａが形成さ
れている。上側の取付部材７２にはその孔７２ａに通し
た支柱７１を固定する固定ビス７３が設けられている。

【００４４】プローブ架台７０の支柱７１の上端部に
は、上下一対のプローブ保持具７４，７５が取付け固定
されている。このプローブ保持具７４，７５は、いずれ
もゴム製で、その中心付近の孔７４ａ，７５ａに支柱７
１を圧入して固定されている。

【００４５】上側の保持具７４は小さいプローブ挿通孔
７６と大きなプローブ挿通孔７７が開いており、小さい
プローブ挿通孔７６は可撓性のレーザープローブ２５を
１本挿通して保持可能であり、大きいプローブ挿通孔７
７はレーザープローブ２５を何度か通して巻付けた状態
で保持できる。下側の保持具７４は小さいプローブ挿通
孔７６のみが形成されている。さらに、各プローブ挿通
孔７６，７７の側方には切欠き７８が形成されていて、
これよりレーザープローブ２５を差し込んで保持させ易
くなっている。

【００４６】上部パネル６１にはレーザプローブ２５の
プラグ２５ａを通す開口７９が形成され、この開口７９
には開閉カバー８０が設けられている。この開口７９の
内側にはプローブ取付け口部８１を有したプローブ取付
部２７が設置されている。このプローブ取付け口部８１
には伝送光学系８２を介して前記レーザー発振部１で発
振出射したレーザー光が伝送されてくるようになってい
る。

【００４７】プローブ取付部２７は水受け皿８３の底部
から立設する筒状部材からなる。プローブ取付部２７を
水受け皿８３に設けたので、上から水が入ってもレーザ
装置に悪い影響を及ぼさない。水受け皿８３に溜まった
水は排水口８４とそれに続く排出チューブ８５を通じて
レーザ装置の外に排出される。

【００４８】図１２は非接触型レーザプローブ２５の先
端部を示している。８６はシース、８７は導光用ファイ
バ、８８は円筒状に構成した先端チップ保持部材であ
る。先端チップ保持部材８８は基端側部分の外面が、い
わゆる竹の子状の複数段部８９になっており、この部分
にシース８６を圧入して固定される。先端チップ保持部
材８８の内面にはねじ９０が切られており、これによっ
て導光用ファイバ８７の先端部外周を押圧して固定して
いる。

【００４９】先端チップ保持部材８８の基端側部分には
割り９１が形成され、これを通じてシース８６内を通じ
て供給した空気等を先端部の外に放出する送気を行うよ
うになっている。

【００５０】なお、図１３は接触型レーザプローブ２５
の先端部を示している。先端チップ保持部材８８の先端
外周面にはおねじ９２が形成され、このおねじ９２に透
明な接触型チップ９３をかしめて保持する保持具９４を
取り付けるようになっている。

【００５１】次に、図１４と図１５を参照してレーザプ
ローブ２５のプラグ部分を説明する。１０１はレーザー
装置のプローブ取付け部２７に差し込まれる挿入部材で
あり、この中央には小孔１０２を有し、これに前述した
導光用ファイバ８７が内挿されている。この導光用ファ
イバ８７の端面は挿入部材１０１の端面と同一面であ
り、レーザー光はその端面により入射される。

【００５２】挿入部材１０１にはつなぎ管１０３を介し
てほぼ筒状のコック部材１０４が接続されている。コッ
ク部材１０４の先端部分にはシース接続管１０５が圧入
して固定されている。シース接続管１０５の先端部外周
面にはいわゆる竹の子状の複数段部１０６を形成し、こ
の部分にシース８６を嵌め込んで固定している。

【００５３】コック部材１０４の中間部には送気チュー
ブ１０７のプラグ１０８を接続する口金１０９が設けら
れている。送気チューブ１０７により送気・送ガスある
いは送液が行なわれる。なお、１１０はコック部材１０
４とシース接続管１０５を固定するろう付け部である。

【００５４】挿入部材１０１の外周にはホルダー部材１
１１が摺動自在に被嵌され、その入射端側端部外周に
は、レーザー装置のプローブ取付け部２７にねじ込むた
めの固定用ねじ部１１２が形成されている。ホルダー部
材１１１の中間部には、等角間隔で３本のピン１１３が
設けられており、このピン１１３は規制用溝１１４に嵌
まり込んでその範囲内で移動が規制され、ホルダー部材
１１１の抜けを防止するようになっている。

【００５５】なお、導光用ファイバ８７はスペーサ１１
５を介して支持され、スペーサ１１５は、水を冷却に用
いた場合でも、挿入部材１０１などの金属部分と患者と
を絶縁するため、樹脂を用いている。１１６は導光用フ
ァイバ８７をスペーサ１１５に固定する接着剤である。

【００５６】前記レーザプローブ２５の先端部を第１６
〜１７で示すようなハンドピース１２１としたものでも
よい。これによるとハンドピース１２１を手に持ちなが
ら使用することもできる。

【００５７】このハンドピース１２１は、ハンドピース
本体１２２とレンズホルダ保持枠１２３とを連結管１２
４で繋ぎ、また、導光用ファイバ８７を保護するシース
８６は保護管１２５の一端に連結されている。導光用フ
ァイバ８７の末端はレンズホルダ保持枠１２３の端面に
一致して配置され、接着剤１２７によって液密的に取付
け固定されている。

【００５８】レンズホルダ保持枠１２３には集光レンズ
１２８を内蔵してなるレンズホルダ１２９が着脱自在に
取り付けられるようになっている。つまり、レンズホル
ダ１２９はその一端部を前記レンズホルダ保持枠１２３
の嵌合部１３１に密に嵌挿して止めねじ１３２によって
固定される。止めねじ１３２を緩めれば、レンズホルダ
１２９を取り外すことができる。

【００５９】このレンズホルダ１２９は焦点距離が異な
る集光レンズ１２８を有した複数のものが用意されてい
る。これより出射するレーザー光の焦点位置を変更した
い場合には集光レンズ１２８の焦点距離の異なるレンズ
ホルダ１２９を選択してこれを装着して使用する。

【００６０】このような組立体には着脱自在に外套管１
３３が装着されている。この外套管１３３は先端側から
その組立体に差し込まれ、その一端をこれに対応した前
記ハンドピース本体１２２の端部外周に形成したねじ部
１３４にねじ止み固定される。

【００６１】また、シース８６内を通じて供給した空気
等は前記連結管１２４に形成した通孔１３５を通じて外
套管１３３の内側に入り込み、レンズホルダ１２９の外
周から集光レンズ１２８を冷却するとともに、レンズホ
ルダ１２９の先端開口から放出するようになっている。

【００６２】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、レ
ーザー装置の発熱量をさほど大きくせず、かつレーザー
出射のタイムラグが少なくなることによって所望の治療
効果が得られ、さらにキャリブレーションが簡便で、安
全な医療用レーザー装置を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例に係る医療用レーザー装置の
主要なシステムの概略的な構成の説明図。

【図２】前記医療用レーザー装置の待機電流値の決め方
を示す図。

【図３】前記医療用レーザー装置の待機電流値の別の決
め方を示す図。

【図４】前記医療用レーザー装置のレーザー発振部を冷
却する冷却系の概略的な構成の説明図。

【図５】前記医療用レーザー装置における外部制御部と
フットスイッチの一方を選択的に使用できるようにした
構成部分の説明図。

【図６】前記医療用レーザー装置の外観を示す斜視図。

【図７】前記医療用レーザー装置の上部パネルを開いた
状態を示す斜視図。

【図８】前記医療用レーザー装置におけるプローブ架台
の基部付近の斜視図。

【図９】前記医療用レーザー装置におけるプローブ架台
の上部付近の斜視図。

【図１０】前記医療用レーザー装置におけるプローブ取
付け口部と水受け皿の斜視図。

【図１１】前記医療用レーザー装置におけるプローブ取
付け口部と水受け皿の断面図。

【図１２】前記医療用レーザー装置におけるレーザプロ
ーブの先端部の断面図。

【図１３】前記医療用レーザー装置における他のレーザ
プローブの先端部の断面図。

【図１４】前記医療用レーザー装置におけるレーザプロ
ーブのプラグの先端側部分の断面図。

【図１５】前記医療用レーザー装置におけるレーザプロ
ーブのプラグの後端側部分の断面図。

【図１６】（ａ）はハンドピース型レーザプローブを接
続した医療用レーザー装置の側面図、（ｂ）はそのハン
ドピース部分の断面図、（ｃ）はそのハンドピースに被
嵌する外套管の側面図。

【図１７】（ａ）はハンドピース型レーザプローブのハ
ンドピース部分の基端側部分の断面図、（ｂ）はそのハ
ンドピースの先端側部分の断面図。

【符号の説明】

１…レーザー発振部、６…励起ランプ、７…電源部、８
…電流検出部、９…電流表示部、１２…基準電圧源、１
３…制御部、１４…待機電流設定部、１６…キャリブレ
ーションスイッチ、１７…フットスイッチ、１８…出力
表示部、２３…装置出力センサ、２５…レーザプロー
ブ、３０…プローブ出力センサ、３１…補正計数演算記
憶部、３３…比較器。

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【手続補正書】

【提出日】平成４年２月５日

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００４５

【補正方法】変更

【補正内容】

【００４５】上側の保持具７４は小さいプローブ挿通孔
７６と大きなプローブ挿通孔７７が開いており、小さい
プローブ挿通孔７６は可撓性のレーザープローブ２５を
１本挿通して保持可能であり、大きいプローブ挿通孔７
７はレーザープローブ２５を何度か通して巻付けた状態
で保持できる。下側の保持具７５は小さいプローブ挿通
孔７６のみが形成されている。さらに、各プローブ挿通
孔７６，７７の側方には切欠き７８が形成されていて、
これよりレーザープローブ２５を差し込んで保持させ易
くなっている。

【手続補正２】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図４

【補正方法】変更

【補正内容】

【図４】

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 励起ランプおよび共振器シャッタを有し
   たレーザー発振部と、このレーザー発振部の励起ランプ
   に電流を流す電源部と、前記電源部から励起ランプに流
   す待機電流を前記レーザー発振部の発振に必要な最低の
   電流値より大きな電流値に設定する待機電流設定部と、
   前記レーザー発振部の出力を任意に設定できる出力調整
   部と、前記待機電流設定部で設定された電流値と出力調
   整部で設定された出力に対する電流値の小さい方の電流
   値で励起ランプに待機電流を流す制御手段とを具備した
   ことを特徴とする医療用レーザー装置。
2. 【請求項２】 励起ランプおよび共振器シャッタを有し
   たレーザー発振部と、このレーザー発振部の励起ランプ
   に電流を流す電源部と、前記レーザー発振部の出力を任
   意に設定できる出力調整部と、前記励起ランプの発振に
   必要な最低の電流値より大きく前記出力調整部で設定さ
   れた出力に対する電流値より一定量小さい値で前記電源
   部から励起ランプに流す待機電流を設定する制御手段と
   を具備したことを特徴とする医療用レーザー装置。