JPH05504269A - 入力パワー変換器を有す手術用装置 - 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】 入力パワー変換器を有す手術用装置 又速■皿之公又課 本出願は１９８９年１０月２５日出願の同時係属米国特許出願第４２６，９７１ 号（名称：　Ｌａ５ｅｒ　Ｐｏｗｅｒｅｄ　Ｓｕｒｇｉｃａｌ　Ｉｎｓｔｒｕｍ ｅｎ　ｔ）及び１９８９年１０月３０日出願第４２９．１４１号（名称：Ｓｕｒ ｇｉｃａｌ　Ｉｎ５ｔｒｕＩＩｌｅｎｔ　Ｗｉｔｈ　Ｉｎｐｕｔ　Ｐｏｗｅｒ　 Ｃｏ１１ｅｃｔｏｒ）の一部継続出願である。

主皿■皇且 一般に本発明はレーザーの備った手術用装置に関し、そしてより詳しくは組織の 中で手術を目的とする組織にレーザーエネルギーを導入せしめるための効率的且 つ安全な手段を提供せしめる装置に関する。

本発明の手術装置は眼球手術、そして特に白内障の除去において利用されるよう に適合した態様に関連付けて詳細する。

しかしながら、本発明はその他の手術目的に適合する装置において具現化されう る。

眼球手術のためのレーザーエネルギーの利用はよく知られている。本技術に関連 する多数の周知の装置及び特許が存在する。

近年の１つの特許はＥｉｃｈｅｎｂａｕｍの米国特許第４．６９８，８２８号で あり、これは当業界における背景の適切な詳細を含み、且つ多数の関連特許の文 献も含む。他に有用なテキストであって眼科学における原理及びレーザー手術の 用途の両方を詳細しているものは、ＩＱ、８．５ａｕｎｄｅｒｓ社より１９８５ 年に出版されたＲｏｇｅｒ　Ｆ、５ｔｅｉｎｅｒｔとＣａｒｍｅｎ　Ａ、Ｐｕ１ ｉａｆｉｔｏのＴｈｅ　Ｎｄ−ＹＡＧ　Ｌａｓ肛」Ｌ並■匝匹圏■（ＩＳＢＮ　 ０−７２１６−１３２０−９）のテキストである。

レーザーの働く手術装置のために所望されるパラメーターは、手術を受ける組織 の周辺の領域への損傷を回避することに関連する効率性及びサイズの小ささの必 要条件である。レーザー光への暴露を最小にすることによる手術を行なう者の高 められた安全性、同様に患者のための安全性はこのような装置に関するあらゆる デザインの目標である。小さなサイズは非常に小さな切開（白内障手術における 目標である３ミリメーター切開）を介しての手術を可能とする利点を授ける。

手術の効率性は以下の利点、即ち、（ａ）装置の総重量、費用及びサイズを小さ く保つこと、（ｂ）周辺組織に伝達される熱又はその他のエネルギー量を最小に すること、並びに（Ｃ）切除すべき組織に最大の効果を及ぼすことを確実にする こと、の利点を提供する。

従って、本発明の主たる目的は上記の必要条件に合う手術用装置を提供すること にある。関連する目的は、最小の熱量を発生し、且つ手術すべき組織以外の組織 に最小限の影響を及ぼすような装置を提供することにある。

患者への外傷は、複雑な手術の実施を両立させながら最小の切開サイズを付与せ しめること及び患者に最少量のエネルギーを導入せしめることによって引き下げ られる。外傷は、可能な限り低い熱を発生せしめること、及び手術を所望するケ 所以外の患者の組織への輻射エネルギーの損失又は分散を避けることにより最小 にてきうる。従って手術の実施を両立させながら安全、安心且つ最小の外傷はあ らゆるこのような手術用装置の目標である。

より詳しくは、外傷を最小にすること、安全性を高めること及び手術用装置のサ イズを最小にすることの見地より、可能な限り効率性のある手術装置を提供する ことが重要である。

所望される効率性は、破砕又は乳状化すべき組織に最大のパーセンテージの入力 エネルギーを導入せしめることである。

明らかに、手術すべき組織に導入される入力エネルギーのパーセンテージが高い ほど、他の組織に導入されるエネルギーは少なくなり、そして一般に手術装置は 小さくなることができるであろう。従って本発明の目標は高い分量のエネルギー が手術すべき組織に導入される手術用装置を提供することにある。

簡単な説明 簡単に述べると、本発明の一態様は１，０６４ナノメーターの波長で光エネルギ ーを提供するネオジミウム（ｎｅｏｄｙｍｉｕｍ）−ＹＡＧレーザーを利用する 手術用装置である。この光エネルギーはパルスにおいて生体ケ所に導入され、各 パルスはおよそ８ナノ秒のパルス幅を有する。

該手術用装置は針であって実質的に長い小径（約２．０ｍｍ）管状装置である。

この針の中に、レーザーエネルギーのパルスを輸送するのに通した光ファイバー 部がある。この針の先端はメタルターゲットにより部分的に覆われ、そして部分 的に開放となっている。この開放部分は吸引ポートを形成している。該ファイバ ーの先端は該ターゲットからおよそ２．０園にある。この針はその内壁に沿って 洗浄用通路を有すことができる。

利用の際、咳針の先端を除去すべき組織付近に位置させる。

真空を適用せしめて該組織がこのアスピレーションポートに向って又は中に吸引 されるようにする。レーザーエネルギーファイバーを供給する。持続時間が非常 に短いほど高い反復率パルスのエネルギーである。このエネルギーは該ファイバ ーの先端から放出され、そしてメタルターゲットに衝突して衝撃波をこのターゲ ツト板近の液状媒体に発生させる。この衝撃波は該ポート付近の領域において真 空によって保持されている組織を破砕せしめる。従って破砕されたこの組織は小 さな断片において吸引除去され、そしてレーザーエネルギーの相法ぐパルスは、 組織の小片を相法いで破砕除去せしめる相法く衝撃波を作り上げる。洗浄管によ り供給される食塩水はこれによって破砕された組織粒子を追い出すのに役立つ。

該ターゲットは光学的衰退の域値（ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ　ｏｆ　ｏｐｔｉｃａｌ ｂｒｅａｋｄｏｗｎ）を引き下げ、該ターゲットがない場合よりもより低いエネ ルギーパルスを伴う衝撃波の提供を可能にする。該ターゲットは、衝撃波を破砕 すべき組織に導くように形態化且つ配置されている。該ターゲットはシールドで あって、周辺組織をレーザー光及び衝撃波の両方から保護せしめるものも提供す る。

組織を外科的に切除せしめる手段は、衝撃波の衝突する組織を粉砕せしめるため に働く一連の高いエネルギーの短い持続時間衝撃波の効果を介する。本発明の装 置によってこの主たる機構がその効果を達成せしめるものと考えられる。熱に変 換される光エネルギーの量は十分に小さく、従って熱エネルギーはこの手術工程 において有意なる効果がないものと考えられている。

図面の簡単な説明 図１は、本発明の装置の一態様を例示した、針状プローブの先端の透視図である 。

図２は、図１の手術装置の横断面図である。

図３は、図２の平面３−３の断面図である。

図４は、図１の態様におけるターゲットを提供するために用いたインサートの透 視図である。

図５は本発明の装置の第２の態様の先端の透視図である。

図６は、図５の平面６−６に沿った断面図である。

図７は、パルスレーザ−発生器の利用は、ファイバー光学部品に入力エネルギー を供給せしめるためであることを図例する構成図である。

図８は本発明の第３の態様の横断面図であり、プローブとしての柔軟性針を例示 し、この中において洗浄通路は削除されている。

好ましい態様の詳細な説明 ここで示す態様はあらゆる観点において類似し、従って種々の態様における同一 の部分については同一の符号を用いた。

図１〜４に示す通り、プローブ１０は該手術装置の針状先端部である。このプロ ーブ１０は例えば２ミリメーター（２Ｉ）の外径及び約０．２ｍｍの壁厚を有す る管状外壁１２を有す。この管状外壁１２の中には、これも約０．２ａｉの壁厚 を有する管状内壁１４がある。この管１４は図３において最もよく分る楕円形で あることが好ましい。この管状内壁１４の中の通路１６は洗浄液、例えば食塩水 溶液が投入されるものであり、そしてこの液体は側壁ポート１８を介して手術す べき組織に適用される。外壁１２と内壁１４の間の通路２０は吸引通路２０であ る。この吸引通路２０に適用される真空は正面ポート２２を介して組織を吸引す る。

チタン製インサート２４が該管状内壁の先端に押し込められている。図４は、図 １の態様に関するインサート２４を示す。このチタン製インサート２４は以下に 詳細の通り、レーザーエネルギーのためのターゲツト板として働くターゲット領 域２４Ａを有す。ステム領域２４Ｂは光フアイバ一部品２６が伸び入る開口部を 有する。

真空によりポート２２に向って引き込まれる組織は、光ファイバー２６の先端か ら発せられるレーザーエネルギーがターゲノ）２４Ａの内面上に衝突する際に発 生する衝撃波によって破砕される。発生する衝撃波はポート２２付近の組織受容 領域に保持されている組織に衝突してこれを破砕せしめるよう、流体媒体を介し て伝達される。この破砕された組織は洗浄流体と一緒に吸引通路２０を介して吸 引除去される。

インサート２４の外側のプラスチック層は、該装置の先端から該装！周辺にある 組織への衝撃波の伝達を最小にするために有用でありうる。このプラスチック材 料は危ない副作用のない、眼球において利用できうるちのと実証されているもの 、例えば眼球移植に利用されるプラスチックでありうる。

今日利用されているこのようなプラスチックはポリテトラフルオリド樹脂であっ て、ＰＴＦ樹脂としても知られ且つ商標名テフロンで市販されているものである 。商標名パースペックス（Ｐｅｒｓｐｅｘ）のもとで市販されているプラスチッ クも利用されうる。プラスチック層は周知の技術によって該装置の先端に接着さ せることができる。

光ファイバー２６はクラッド（被着）に覆われた径３００マイクロメーター（０ ，３ｍｍ）のコアーを有する。この光ファイバー２６及びそれと−緒になってい るクラッドは既知のタイプの光ファイバーであり、従って本明細書に詳しく説明 する必要はない。この光ファイバー２６の先端はターゲット２４Ａの内面から約 ２ｍ離れている。

洗浄通路１６は、手術のケ所を洗浄するため、該装置の先端１０のポート１８に て液体を供給せしめる。この液体は更に、該装置が白内障手術のために利用され ている眼球における圧力を保持する。この液体は吸引通路２０を介して破砕組織 を吸引除去せしめるために不可欠である。

図８は、該装置において洗浄通路を有さないｖｊ、様を例示する。洗浄は、標準 の洗浄管装置の利用を介する周知の技術によって行なわれうる。図８の設計の１ つの長所は、それが洗浄通路１６を必要とするものよりもより小さい径の装置で あることができることにある。

手術において、レーザーエネルギーのパルスは光ファイバー２６から伝達される 。ターゲラ）２４Ａは光学的衰退の域値を下げ、従って他のものが必要とするよ りも低いエネルギーレベルの利用を可能にする。従って、適当なエネルギーのパ ルスが光ファイバー２６の先端から発せられてターゲット２４Ａに衝突し、そし て該ターゲットの内面の周辺の流体媒体に機械的な衝撃波を発生せしめる。この 衝撃波はターゲット２４Ａにより、通路２０に適用されている真空によってポー ト２２に保持されている組織に向って誘導される。この衝撃波は組織を小断片へ と破砕せしめることを引き起こし、そして次にこれらは吸引通路２０を介して吸 引除去される。

このターゲット２４Ａは、周辺の組織をレーザーエネルギーから保護するために も働く。従ってレーザーエネルギー又は衝撃波のいづれかに暴露されるＭｌ礒は 、ポート２２に隣接するＭｉ織受容領域中の組織のみである。従って、このター ゲットはレーザー光シールドとして働く。

このターゲットは標的及びシールドの両方であるため、その最適な形態は、レー ザーエネルギーからの組織の効果的な防御と破砕すべき組織上への衝撃波の効果 的な伝達の最適なる平均化を提供せしめる実験法によって決定される。

もし破砕組織が吸引通路２０の中に付着したら、吸引ポンプを逆流せしめる通常 の技術により、一定量の陽圧ポンプを用いてこの付着粒子は追い出される。

ある態様において、ネオジミウム−ＹＡＧ連続波Ｑ切り換えレーザー発生器３０ が採用され、これにより１．０６４ナノメーターの波長を有すレーザーエネルギ ーが供給される。

この態様において、このレーザーエネルギーは８ナノ秒の持続時間及び１秒当り ２０パルスのパルス反復率を有すパルスを有する。提供されるエネルギーは１秒 当り１００ミリジユールであり、従って各パルスのエネルギーは５ミリジユール である。この特定の態様は眼球手術における白内障の除去を目的とする。

図５及び６に示す態様は図１〜４において示すものよりも好ましい態様を例示す る。この図５の態様は図１の態様から、プローブ１０の先端が水平に対して４５ °の角度にある平面であることにおいて主に相違し、そして組織がチタン製イン サー）２４ａの内面から発せられる衝撃波を受けとれるようにより最適に位置付 けされているポート２２ａを有する。このチタン製インサート２４ａはステンレ ススチール製洗浄管１４ａの先端に固定されるために、その基部端（ステム領域 において）に段付領域を有す。更に、このチタン製インサート２４ａはスポット 溶接によってステンレススチール製外管１２ａ上のケ所に固定され、これによっ て手術装置の目的に適するようチタン製インサートを固定せしめる十分な表面結 合が成し遂げられる。

図６において示す通り、この外管１２ａは好ましくは楕円形であり、そしてその 内管１４ａは円形である。楕円形又は卵形の針１０の価値は、それが楕円形手術 針の眼球の中に入るのに必要とするより所望される差し込み面積の傷口を提供す ることにある。

図５及び６において示す態様はより最近組立てて試験したＢ様を示す。組立てて 試験したこの態様のサンプルにおいて、その管１２ａと１４ｂはステンレススチ ール製管である。以下はこのサンプルの適切な寸法である。外管１２ａは２．１ ６圓Ｘ　１．　３７ｍｍ　（８５ｍ１ｌｓＸ５４ｍ１ｌｓ）の外寸、そして０゜ １ｍ　（４，５ｍ１ｌｓ）の壁厚を有する。洗浄管１４ａは１．１Ｄｆｍ　（４ ，３ｍ１ｌｓ）の外径、そして０．　０９ｍ　（３，５ｍ１ｌｓ）の壁厚を有す る。ポート１８は０．　６９ｍ　（２７ａ＋１ｌｓ）の径を有し、そしてこのポ ートの先端はプローブ１０の先端チップから３．　８ｍｍ　（１５０ｍ１ｌｓ） の位置にある。チタン製インサート２４ａは１．　１ｍ　（４３ｍ１ｌｓ）の径 を有し、そして洗浄管１４ａの中に固定されるためにステムにおいてくびれでい る。このくびれでいる領域は０．　８９ｍｏ＋　（３５ｍ１ｌｓ）の長さの領域 を有し、そしてこのくびれ領域の含まれているこのインサートのステムの全長は １．　１９［１１１１（４７ｍ１ｌｓ）である。

光ファイバー２６の収容しているインサート２４ａのステムにおける開口部は０ ．　５ｍｍ　（２０ｍ１ｌｓ）であり、従ってファイバー２６との滑り嵌め関係 を提供する。このファイバー２６は０．　４５ａｏｓ　（１７〜１８ｍ１ｌｓ） の径を有する。先端の三角形ターゲットＳＮ域を基部ステムにつなげるネック部 は０゜３６ｍ　（１４ａ＋１ｌｓ）の幅を有す。インサート２４ａの先端又は正 面壁は、プローブ１０の軸に対して４５°の角度にある平面である。このターゲ ット壁はこのインサートの外側又は先端壁に対して垂直にある。

図８は柔軟性針に関するデザインを示す。例えばテフロン製の薄壁柔軟性プラス チック製管３２は２−の外径及び０゜１〜０．５団の間の壁厚を有する。この管 ３２はチタン製インサート３４上に熱収縮している。このチタン製インサート３ ４は、管３２が収縮して載っているくびれ領域３６を含む。

このくびれ領域３６の外面は一連の鋭利な突起を好適に有し、これらは管３２が このくびれ領域上に収縮して載っている際にこの管の先端にかみ合い、従って積 極的にこの管を該インサート上に保持せしめる。これは発生する衝撃波がインサ ート３４を管３２からはずさせないようにすることを確実にするために重要であ ることが実証された。図８の態様は洗浄通路が削除されており、従ってより小さ い径のプローブが可能となっている。洗浄は独立した洗浄管を用いる既知の技術 によって行なわれる。

しかしながら、図８の配列は図５において示す配列と似ている。特に光ファイバ ー２６はインサート３４に取り付けられており、そして該インサートのターゲツ ト面から離されている先端を有す。この結果、衝撃波は装置内の組織受容領域及 びポート３６の周辺に向って反射される。インサート３４の中の開口部３８は、 破砕組織が吸引通路２０から吸引除去される適当な入口を提供するために可能な 限り大きく作られている。

このような柔軟性手術装置は、白内障手術における全領域の被膜嚢（ｃａｐｓｕ ｌａｒ　ｂａｇ）に対する外科医の容易なる着手を可能にするであろう。このよ うな装置の曲率半径における限界は光ファイバーにより決まるであろう。３圓程 度の小さい曲率半径がこのようなデザインにおいて成し遂げられうるちのと考え られる。

柔軟性プローブは内視鏡のコントロールに利用されるのと類似するガイドワイヤ ーによりよくコントロールされうる。

これは外科医がこのプローブのポート３６を被膜嚢のあらゆる部分に移動させる ことを可能にする。これは小さな開口部を介して被膜嚢の完全なるしゃ出（ｅｖ ａｃｕａ　ｔ　１ｏｎ）を可能とし、そして該被膜嚢を光学的に適格な成分、例 えばシリコンによって再充填せしめることを可能にする。

本発明の一定の態様を示したが、潜在的に有用なものとして出願人が考えた改良 を示した構造が存在する。これらの改良は示す必要がない。それらは当業者にお いて理解されるであろう。

例えばチタン製ターゲットの厚みを、該装置の寿命を伸ばすために調節すること ができうる。

チタンは該ターゲットのそれぞれのパルス化に応答して徐々に劣化する。一定の チタン製ターゲットは約１０，０００・マルスはと働くであろう。−回の手術に おいて通常８．０００パルスを必要とする。ターゲットの寿命に影響するターゲ ットの厚みの調節のための実験が必要でありうる。

他の例として、該ターゲットの材料は比較的化学的に不活性なその他の一定の材 料、例えば腐食しない金属となるように選ばれうる。

更に、チタン製インサー）２４．２４ａ、３４の外面は、該ターゲットを通って 伝達されるあらゆるエネルギーが線状又は点状に沿って集中しないように丸くな ってることがありうる。

独立した洗浄管の利用及びプローブ中の洗浄通路の削除は、硬質プローブ及び柔 軟性プローブのデザイン特徴でありうる。

国際調査報告

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. １．組織を破砕せしめるための手術用装置であって、側壁を有す管状針、 該針の先端での開口部、 該開口部につながっている吸引通路、 該開口部に保持されている組織を手術するためのエネルギーを供給せしめるため の、該針の先端にレーザーエネルギーを導入せしめる手段、及び 該先端にある、該導入手段に隣接するターゲット（ここで該ターゲットは該レー ザーエネルギー導入手段からエネルギーを受け、且つ該レーザーエネルギーを衝 撃波に変換させ、該衝撃波を該開口部に保持されている組織上に伝達せしめるた めに配置されている表面を有す）、 を含んで成る装置。
2. ２．請求項１に記載の手術用装置であって、前記の吸引通路を介する破砕組織の 吸引に役立つ洗浄流体を提供せしめる洗浄通路を更に含んで成る装置。
3. ３．請求項１に記載の装置であって、前記のレーザーエネルギーを導入するため の手段が、 出力先端を有す光ファイバーであって、該先端にてレーザーエネルギーを提供せ しめるもの、及び該光ファイバーにパルスレーザーエネルギーを提供せしめるた めの、該光ファイバーにつながっている発生器手段を含んで成る、手術用装置。
4. ４．請求項２に記載の手術用装置であって前記のレーザーエネルギーを導入する ための手段が、 出力先端を有す光ファイバーであって、該先端にてレーザーエネルギーを提供せ しめるもの、及び該光ファイバーにパルスレーザーエネルギーを提供せしめるた めの、該光ファイバーにつながっている発生器手段を含んで成る、手術用装置。
5. ５．前記の側壁が柔軟性である、請求項１に記載の手術用装置。
6. ６．前記の側壁が柔軟性である、請求項２に記載の手術用装置。
7. ７．前記の側壁が柔軟性である、請求項３に記載の手術用装置。
8. ８．前記の側壁が柔軟性である、請求項４に記載の手術用装置。
9. ９．手術用レーザーパワー作動装置であって、管状ハウジングを有す長い針（こ こで該ハウジングは先端壁及びその先端にてポートを有す側壁を有し、該ポート は組織受容領域と定義する）、 該針内に、該組織受容領域とつながっている吸引通路、該管状ハウジングの中に 位置し、且つ該ハウジングのほぼ該先端迄入り込んでいる光レーザーファイバー 、該ハウジングの該先端部にあるターゲット、該ターゲットに隣接し、且つ離さ れている該光レーザーファイバーの該先端部、 該組織受容領域にある媒体において衝撃波を発生させるために該ターゲットに導 入される、該ファイバーの該先端部から放出されるパルスレーザーエネルギー、 及び該吸引通路を介する該組織受容領域における破砕組織の吸引に役立たせるた めに洗浄流体を提供せしめるための、該ハウジング内の洗浄通路、 を含んで成り、該ターゲットが該先端壁の一部を占めている装置。
10. １０．外科的に組織を除去する方法であって、以下の段階手術用装置の組織受容 領域に組織を引き込み、レーザーエネルギーのパルスを供給し、該レーザーエネ ルギーを機械的な衝撃波に変換せしめるために、該レーザーエネルギーのパルス をターゲット上に誘導し、 該機械的衝撃波を該組織受容領域における破砕すべき組織に適用せしめ、これに よって該組織を破砕せしめ、吸引通路から該破砕組織を吸引除去し、そしてこの 吸引段階に役立つ洗浄液を提供すること、を含んで成る方法。