JPH06261910A - 内部反射プローブを有する医療レーザの導光装置 - Google Patents

内部反射プローブを有する医療レーザの導光装置

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JPH06261910A
JPH06261910A JP4232896A JP23289692A JPH06261910A JP H06261910 A JPH06261910 A JP H06261910A JP 4232896 A JP4232896 A JP 4232896A JP 23289692 A JP23289692 A JP 23289692A JP H06261910 A JPH06261910 A JP H06261910A
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optical fiber
angle
fiber
pulse
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Jr Edward D Reed
エドワード・デラニー・リード・ジュニア
James R Kermode
ジェームス・レイモンド・カーモード
Dennis C Frezzo
デニス・チャールズ・フレッゾ
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Coherent Inc
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Abstract

(57)【要約】 ［目的］ 医療レーザ導光装置は、高出力で、パルス発
振の治療光線を発生するレーザを含む。 ［構成］ 光線を光ファイバに結合し、該ファイバを組
織部位付近に配置する。該組織部位を流体媒体中に浸漬
する。該流体媒体を急速に気化させて、該ファイバ端部
の周囲に蒸気バブルを形成するように、レーザ光の波長
及びパルスのエネルギーを選択する。該ファイバの端面
は、蒸気バルブを形成したのち、、レーザ出力を該端面
で全内反射させ、該ファイバの側部から放出されるよう
に傾斜が付けられている。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、治療部位にレーザエネ
ルギーを伝搬するための医療用レーザ装置に関する。本
装置は、傾斜送出端部を有するプローブを含む。該傾斜
送出端部は、治療光線を該プローブの側部から放出させ
るものである。
【０００２】
【従来の技術】レーザの医療分野への応用は最近数年間
に著しく増加している。医療用レーザ装置は、大パワー
の治療光線を発生するためのレーザエンジンを含む。治
療光線を治療部位に伝搬するための装置が設けてある。
伝搬装置の形式は、レーザ光の波長に応じて決められ
る。例えば、スペクトルの可視領域と近赤外領域での波
長を伝送するための光ファイバが開発されている。
【０００３】大部分のファイバ伝送装置において、レー
ザ出力は、ファイバのほぼ軸線に沿って該ファイバから
放出される。また、出力光線の進行方向を変更させるた
めに、該出力光線が、該ファイバの軸線に対して一定の
角度で該プローブから放出される形式のファイバ伝送装
置も開発されている。該光線の角度を変更することによ
って、該ファイバと直列にない治療部位も照射すること
ができる。さらに、該プローブは、メカニカルナイフと
類似の方法で使用することができる。
【０００４】該光線の進行方向を変更させる１つの解決
法は、該フアイバの端部の外方に鏡面又はプリズムを配
置するものである。この種の解決法の実施例は、米国特
許第4,445,892 号及び第4,672,961 号に認められる。
【０００５】別の解決法は、全内反射現象を利用して出
力光線の進行方向を変更させる。例えば、米国特許第4,
648,890 号において、プローブが、特殊形状の先端部を
該フアイバの端部の外方に配置させている。該先端部は
空気を充填した小さい部屋を有するが、該先端部の傾斜
面を形成する材料と比較して、該空気の屈折率は著しく
低い。レーザ光は、該先端部材料とエアポケットの屈折
率の差異によって傾斜面で反射される。
【０００６】関連した解決法は、1990年７月31日出願の
同時係属出願第07/560,201号に記載され、本明細書中に
文献として援用されている。該特許出願は、一体に形成
された傾斜端面を有するプローブを開示している。該端
面を包囲するためのシール部材が設けられている。該シ
ール部材は、空気を閉じ込め、血液と食塩水が傾斜端面
と接触するのを防止する役目を果たす。光ファイバの屈
折率と、シール部材内の空気の屈折率との差異によっ
て、レーザ光は傾斜端面で全内反射し、該ファイバの側
部から放出される。
【０００７】後者の解決方法は、光エネルギーの進行方
向を変えるために有効であるが、余分のシール部材を必
要とする。さらに、該シール部材は、強大なレーザパワ
ーと関連がある過酷な状況下で破損する恐れがある。
【０００８】従って、本発明の目的は、先行技術に関連
した問題を克服する新規の改良されたレーザ導光装置を
提供することにある。
【０００９】本発明の別の目的は、レーザ出力が光ファ
イバの側部から放出されるレーザ導光装置を提供するこ
とにある。
【００１０】本発明の更に別の目的は、光ファイバの傾
斜端面だけを有するが、それにも拘らずレーザ光を該フ
ァイバの側部から放出しうるプローブを提供することに
ある。
【００１１】
【発明の要旨】上記及びそれ以外の目的を達成するため
の医療用レーザ装置は、治療光線を発生するレーザを含
む。該治療光線は、プローブ内に装着された光ファイバ
を介して治療部位まで導かれる。光ファイバは、入力端
部と送出端部を有する。治療光線は、入力端部から該フ
ァイバに導入され、送出端部から放出される。
【００１２】本発明に係わる該ファイバの送出端部は、
該治療光線を該ファイバの側部から放出するための傾斜
端面を有する。該ファイバの外側を包囲する媒体が、空
気に近い屈折率を有する場合に、該治療光線が全内反射
するように該端面の角度が選択される。
【００１３】実用面では、プローブを、治療すべき組織
付近に配置する。プローブの送出端部が空気で包囲され
る場合、該治療光線は全内反射し、該ファイバの側部か
ら放出される。この効果は該端面の角度だけに基づく。
【００１４】多くの外科手術において、プローブの送出
端部は、液状媒体中に浸漬されている。該液状媒体は血
液又は他の体液とすることができる。もしくは、治療部
位を食塩水で洗浄することができる。これらの液体の屈
折率は該ファイバの屈折率に極めて近いことから、該治
療光線の全内反射が期待できない。しかし、本発明で
は、該ファイバの送出端部を包囲する液状媒体中の水を
気化させるように、該治療光線の出力パルスの波長とパ
ワーが選択される。蒸発した液体は、該ファイバを包囲
する液状媒体中にバブルを生成する。バブルの屈折率は
空気の屈折率とほぼ同じである。従って、バブルが形成
されるや否や、該治療光線が傾斜端面で全内反射し、該
ファイバの側縁から放出される。
【００１５】蒸気バブルの形成は、レーザエネルギーの
液状媒体への吸収に基づく。前述した液状媒体は主とし
て水からなる。図１は、波長に対する水中でのレーザエ
ネルギーの吸収係数（単位：cm−１) をプロットした対
数グラフである。該グラフから分かるように、該吸収係
数は1.5 μを大幅に越え、2.1 μと3 μの二つの吸収ピ
ークが認められる。本出願人は、発振波長が2.1 μであ
る大出力Ho:YAGパルスレーザを用いて本発明を試験し
た。出力波長2.1 μは水中の一方の吸収ピークとほぼ整
合する。Ho:YAGパルスの有するエネルギーは0.25mJと低
いことから、該光線の進行方向を変更するのに十分なバ
ブルが形成される。
【００１６】この効果を形成するのに適した他の利得媒
体は、2.01μのTm:YAG、2.9 μのEr:YAG、及び特に波長
1.44μのNd:YAGを含む。レーザ出力の波長が水中の吸収
ピークから離間するに従って、バブルを形成するための
１パルスの所要エネルギーが増加する。
【００１７】レーザ導光プローブの端部において、液状
媒体中に蒸気バブルを形成する技術は、バン・リーウエ
ンほか( van Leeuwen et al) によって｛「レーザ・イ
ン・サージャリイ・アンド・メディシン(Lasers in Sur
gery and Medicine)」 11:26-34,“Noncontact Tissue
Ablation by Holmium:YSSG Laser Pulses in Blood",(1
991 年)}に報告されている。該論文に記載されるよう
に、パルスの僅か15μs経過後に該バブルの形成が始ま
る。該研究者の装置において、バブルは約250 μs で最
大量に達した。次いで、バブルは、崩壊し始め、約450
μs で消滅した。本発明の好ましい実施態様では、レー
ザパルス作用時間は300 μs であり、これは充分にバブ
ルの持続時間の範囲内である。
【００１８】前記バン・リーウエン論文の内容は、レー
ザ光の軸線上透過深さと、該深さを増加させるために該
蒸気バブルが果たす役割に関することに注目すべきであ
る。該論文は、この種のバブルを用いて全内反射プロー
ブを形成することに関連していない。
【００１９】本発明の解決方法を用いることによって、
該ファイバの端部に余分の構造部材を取着することなく
傾斜端面での該光線の全内反射を達成することができ
る。この配置によって、極めて簡単で信頼性のある装置
を製造し、利用することができる。
【００２０】本発明の上記以外の目的と利点について、
図面を参照して以下、詳しく説明する。
【００２１】
【好ましい実施態様の詳細な説明】図２及び図３は、本
発明のレーザ装置(20)を示した略図である。レーザ装置
(20)は、治療光線(24)を発生するためのレーザ源(22)を
含む。
【００２２】本発明は更にプローブ(30)を含む。プロー
ブ(30)は光ファイバ(32)を含む。光ファイバ(32)は通
常、ガラスで作られる。光ファイバ(32)は入力端部(34)
及び送出端部(36)を有する。レーザ装置(20)の出力光線
は、適当な光学部材を介して光ファイバ(32)の入力端部
(34)に結合される。
【００２３】本発明では、光ファイバ(32)の送出端部(3
6)が傾斜端面(40)を含む。前掲同時係属出願に示される
ように、光ファイバ(32)で伝搬されるほぼすべての出力
光線が、該傾斜端面(40)で全内反射され、該ファイバの
側面から放出されるように、角度βが選択される。該フ
ァイバの屈折率と、該ファイバの周囲媒体の屈折率さえ
判れば、この角度βを容易に決定することができる。
【００２４】この角度βを決定する手順は最初に、法平
面(42)に対する光線Ｒの角度（全内反射を得るための必
要角度）を決定する。この全内反射(TIR) 角度は次の式
で計算される。
【００２５】 １）α（全内反射角度）＝ sin-1(n2 /n1 ) ここで、ｎ1 は該フアイバコアの屈折率で、ｎ2 は該フ
ァイバの周囲媒体の屈折率である。後述するように、本
発明では、該ファイバ端部を包囲するための蒸気バブル
は、空気とほぼ同じ屈折率（ほとんど１）を有する媒体
を呈する。
【００２６】該手順の次の工程では、該ファイバ内での
光線群の最大伝搬角θを決定する。該光線群の一部分は
ほぼ該ファイバの中心軸線に沿って伝搬されるが、該エ
ネルギーの大部分は該ファイバの壁面から放出される。
最大伝搬角θは、該周囲クラッディング材料の屈折率に
対する該ファイバのコア材料の屈折率の関数であり、次
式で与えられる。
【００２７】２）cos θ＝n クラッド／n コア 次いで、該ファイバの軸線に対して最大伝搬角θで伝搬
する光線はいずれも該端面と衝突した場合、全内反射角
度（α）と等しくなるように、該端面の角度βが選択さ
れる。該ファイバに沿って伝搬する光線で、該最大伝搬
角以下の角度で伝搬するものは、いずれも該端面に対す
る全内反射を越える。続いて、簡単な幾何学的原理に基
づき、角度βが次式で与えられる。
【００２８】３）β ＝ 90-α- θ 実際に、プローブ(30)を、レーザエネルギーと共に患者
の治療部位付近に挿入する。該プローブは、乾燥環境と
流体環境のいずれでも使用できる。流体媒体は主として
水からなり、該ファイバの送出端部の回りに配置する必
要がある。流体媒体は血液又は他の体液とすることがで
きる。もしくは、該部位を食塩水で洗浄することによっ
て該流体を提供できる。食塩水洗浄は、関節鏡検査によ
る膝手術などの外科手術では普通である。
【００２９】外科医がファイバを治療部位に沿って配置
すると、大パワー治療光線を作動させることができる。
本発明では、治療光線の特性は、流体媒体が該ファイバ
の送出端部にある場合、傾斜端面(40)付近の流体媒体が
気化し、図３に示されるように蒸気バブル(50)を形成す
るように選択される。この蒸気バブル(50)が形成される
と、傾斜端面(40)での屈折率は空気と同様になるので、
治療光線が全内反射され、該ファイバの側面から放出さ
れる。
【００３０】前述したように、レーザ導光フアイバの端
部に蒸気バブルを形成する技術は、既に報告されてい
る。該バブルの形成は15μs 程度と極めて早く始まる。
バブル持続時間は、レーザ光を該ファイバに伝送させる
時間に関係する。ハブル形成は動的であり、従って、定
常状態は容易に達成できないことから、レーザをパルス
モードで作動させる必要がある。また、パルスモード
は、ピークパワーを増大して、水の分子を速やかに気化
させる利点を有する。
【００３１】前述したように、バブル形成に要するパワ
ーは、該光の水中での吸収、従って、レーザ光の波長に
依存する。本出願人は、発振波長が2.1 μであるHo:YAG
パルスレーザを用いて本発明を試験し、成功を収めた。
0.25 mJ と低いパルスエネルギーは、該光線を全内反射
させるための蒸気バブルを形成するのに充分である。関
節鏡検査による膝手術のための代表的な作動パワーは１
つのパルス毎に１ないし２J の範囲にある。この範囲に
あるパルスは、作用時間が300 μs で、かつピーク出力
レベル3000ないし6000 Wを与える。この範囲において、
蒸気バブルが形成され、ほぼ１msだけ持続したので、パ
ルス出力のほぼ全量が全内反射され、該ファイバの側部
から放出される。該レーザは５ないし20 Hz で作動され
た。
【００３２】本発明を実施するために、光の他の波長で
あって、水中に容易に吸収されるものも使用できる。該
バブル形成に必要なパワーの量は、流体媒体での光エネ
ルギーの吸収に逆比例する。前述したように、ツリウ
ム、エルビウム及びネオジムが適当なレーザ物質であ
る。これらの物質をYAG,YLF 及びYSGGなどの種々の母体
結晶にドープできる。将来、より長い波長を伝送できる
フアイバが開発された場合、他の利得媒体、例えば波長
10.6 μのCO2 を使用できる。
【００３３】図４及び図５は、本発明に従って製作、試
験されたプローブ(60)を図示する。該プローブ(60)は、
ファイバ(64)を包囲、支持するためのホルダ(62)を含
む。該ファイバは石英製で、直径400 μm のコアを厚さ
40μm のドープした石英クラッディング層で包囲したも
のである。該石英ファイバは、シリコーン緩衝層及びナ
イロンジャケットに収容された。該ファイバの耐用年数
を増大するために、ファイバ端部付近の緩衝層をはぎ取
り、該ファイバを接着剤で包囲した。該接着剤は穴(70)
から注入された。また、該ファイバ端部は研磨、アニー
ルされる。テーパ付きのベント溝(72)を設けて、蒸気及
び異物を該プローブ端部から排気する。該ファイバを強
化し、ベント溝を設ける方法は、1990年９月18日出願の
同時係属出願第07/584,287号中に詳しく記載され、本明
細書に文献として援用される。
【００３４】プローブ(60)の端部は、治療光線を照射す
る開口(80)を有する。本発明において、該ファイバの傾
斜端面(82)は、治療光線を全内反射させるような傾斜を
有する。該傾斜端面の最適角度βは、37ないし38度程度
であると経験的に決定されている。この角度は、波長2.
1 μの光線、石英ファイバ及びドープした石英クラッデ
ィングを用いて、上記バブルの屈折率が空気の屈折率と
ほぼ等しい場合の上記の計算結果と一致する。該傾斜端
面を約37度に設定した場合の治療光線(90)は、該ファイ
バから放出されるが、その際のプロファイルを図５に示
す。
【００３５】本発明を好ましい実施態様について説明し
たが、本発明の精神と範囲に反することなく、種々の変
更及び修正を実行できることは当業者によって了承され
よう。
【図面の簡単な説明】
【図１】水中でのレーザエネルギーの吸収を波長の関数
として示したグラフである。
【図２】本導光装置において、治療パルスの発振前の状
態を示した略図である。
【図３】本発明の治療パルス作用中の状態を示した略図
である。
【図４】本発明に係わるプローブを示した透視図であ
る。
【図５】図４に示されたプローブの断面図である。
【符号の説明】
２０ レーザ装置 ２２ レーザ源 ２４ 治療光線 ３０ プローブ ３２ 光ファイバ
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成４年１０月２１日
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１】
【図３】
【図２】
【図４】
【図５】 ─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成５年１１月１７日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００３５
【補正方法】変更
【補正内容】
【００３５】本発明を好ましい実施態様について説明し
たが、本発明の精神と範囲に反することなく、種々の変
更及び修正を実行できることは当業者によって了承され
よう。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】図面の簡単な説明
【補正方法】変更
【補正内容】
【図面の簡単な説明】
【図１】水中でのレーザエネルギーの吸収を波長の関数
として示したグラフである。
【図２】本導光装置において、治療パルスの発振前の状
態を示した略図である。
【図３】本発明の治療パルス作用中の状態を示した略図
である。
【図４】本発明に係わるプローブを示した透視図であ
る。
【図５】図４に示されたプローブの断面図である。
【符号の説明】 ２０ レーザ装置 ２２ レーザ源 ２４ 治療光線 ３０ プローブ ３２ 光ファイバ
フロントページの続き (72)発明者 ジェームス・レイモンド・カーモード アメリカ合衆国、94087 カリフォルニア 州サニーベール、キルデア・アベニュー 1080 (72)発明者 デニス・チャールズ・フレッゾ アメリカ合衆国、94110 カリフォルニア 州サン・フランシスコ、クレセント・スト リート 157

Claims (17)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 液状媒体中の治療部位にレーザエネルギ
    ーを伝搬するための医療用レーザ装置であって、 特定の波長とエネルギー準位とを有するレーザ出力を発
    生する装置と、 入力端部と送出端部とを有する光ファイバであって、前
    記レーザ出力が前記入力端部に結合されて前記送出端部
    から放出され、前記送出端部が端面で終端し、前記端面
    が前記光ファイバの軸線に対して垂直でない角度で配置
    されており、前記送出端部から放出された前記出力が、
    前記送出端部付近の液状媒体を蒸発させ、前記端面に当
    接するための蒸気バブルを生成するように、前記レーザ
    出力の波長とエネルギー準位とが選択されており、さら
    に、前記レーザ出力が前記端面で全内反射されて前記光
    ファイバの側面から放出されるように、前記端面の角度
    が選択される光ファイバとを有する医療用レーザ装置。
  2. 【請求項２】 前記レーザ出力がパルス発振である、請
    求項１記載の医療用レーザ装置。
  3. 【請求項３】 前記各パルスの有するエネルギーが0.25
    mJ を越える、請求項２記載の医療用レーザ装置。
  4. 【請求項４】 前記パルスの持続時間が300 μs 程度で
    ある、請求項２記載の医療用レーザ装置。
  5. 【請求項５】 前記各パルスの有するエネルギーが１J
    を越える、請求項４記載の医療用レーザ装置。
  6. 【請求項６】 前記レーザ出力を発生する装置がHo:YAG
    パルスレーザである、請求項１記載の医療用レーザ装
    置。
  7. 【請求項７】 前記各パルスの有するエネルギーが0.25
    mJ を越えるものであり、前記パルスの持続時間が300
    μs 程度である、請求項６記載の医療用レーザ装置。
  8. 【請求項８】 前記端面が前記光ファイバの軸線に対し
    て37度程度の角度をなす、請求項１記載の医療用レーザ
    装置。
  9. 【請求項９】 前記光ファイバの前記端面が研磨及びア
    ニールされている、請求項１記載の医療用レーザ装置。
  10. 【請求項１０】 光ファイバを介して液状媒体中の治療
    部位にレーザエネルギーを伝搬する方法であって、前記
    光ファイバが送出端部を有し、前記送出端部が端面で終
    端し、前記端面が前記光ファイバの軸線に対して垂直で
    ない角度で配置されている方法において、 特定の波長とエネルギー準位とを有するレーザ出力を発
    生する工程と、 前記レーザ出力を前記光ファイバに結合し、前記送出端
    部から放出されたレーザ出力が前記送出端部付近の液状
    媒体を蒸発させ、前記端面に当接するための蒸気バブル
    を生成させるように、前記レーザ出力の波長とエネルギ
    ー準位とが選択されているので、前記レーザ出力が前記
    端面で全内反射されて前記光ファイバの側面から放出さ
    れる工程とを含む方法。
  11. 【請求項１１】 前記レーザ出力がパルス発振である、
    請求項10記載の方法。
  12. 【請求項１２】 前記各パルスの有するエネルギーが0.
    25 mJ を越える、請求項11記載の方法。
  13. 【請求項１３】 前記パルスの持続時間が300 μs 程度
    である、請求項12記載の方法。
  14. 【請求項１４】 前記各パルスの有するエネルギーが１
    J を越える、請求項13記載の方法。
  15. 【請求項１５】 前記パルスがHo:YAG レーザによって
    発生される、請求項10記載の方法。
  16. 【請求項１６】 前記各パルスの有するエネルギーが0.
    25 mJ を越えるものであり、前記パルスの持続時間が30
    0 μs 程度である、請求項15記載の方法。
  17. 【請求項１７】 前記端面が前記光ファイバの軸線に対
    して37度程度の角度をなす、請求項10記載の方法。
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