JPH06511410A - 超音波及びレーザーによる侵入又は内視鏡治療を行なう方法及び装置 - 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】 超音波及びレーザーによる侵入又は内視鏡治療を行なう方法及び装置医学の分野 において、超音波技術は、診断学及び治療学において確立している。

周知の体外像形成法と共に、診断の際に超音波は、腹腔鏡検査法（Ｌａｐａｒ。

５ｋｏｐｌｅ）及び血管芽細胞法（Ａｎｇｌｏｐｌａｓｔｌｅ）に使用される。

例えば５ＭＨｚ−４０ＭＨｚの間の高周波超音波帯域において超音波カテーテル により動脈内のプラークが診断される。

切開外科において２Ｏ−４０ｋＨｚの間の低周波高出力超音波は、組織の切断に 使われる。例えば神経外科及び一般の外科において、いわゆるＣＵＳＡ技術（キ ャビテーシ冒ン超音波外科吸引器）は、脳及び肝臓腫瘤切除の際に有利に使用さ れる。ＣＵＳＡ法の利点は、組織を区別して切断する点にある。なぜなら軟らか い腫瘤細胞を、わずかな出血で切断する間に、弾性を有する器官維持血管及び神 経は保存されるからである。

しかし組織の切断に十分な振幅を有する音響を利用できる内視鏡に利用できるア プリケータ４よ、現在まで存在しない。なぜなら従来使用される金属音響ガイド は、あまりに大きな損失を有し、その結果、内視鏡用途に不所望の強力な熱を音 響ガイド内に発生するからである。金属ウェーブガイ、ド及び超音波血管芽細胞 法（Ａｎｇｌｏｐｌａｓｔｌｅ）用アプリケータは、それ自体公知であり、かつ 例えばＵ、スタンプ、′ディ・エルツォイグング・ラント・ユーバートラグング ・フォノ・ウルトランヤルデーンベレ・ヘーエル争エネルギーディヒテン・イン ・フレキシブル・ベレンライター・イム・２０ｋＨｚ−ペライヒ、・フ１−・テ ラポイティノ／工・アンベンドゥンゲン”、ＲＷＴＨ，アーへン、１９７８にお ける学術論文に記載されている。

国際特許出願公開第ＷＯ３７１０１２６９号明細書によれば、像形成超音波診断 法における音響ガイドとして可とうガラス繊維を使用することが公知である。

しかしこの方法においては、ウェーブガイドを介して比較的小さな超音波出力し か伝達されない。

先願であるが公開されていなかったドイツ連邦共和国特許出願第４１１５４４７ 号明細書、及び同第４１０３１４５号明細書によっても、超音波を石英ガラス繊 維によって人体内部に伝送し、一方において体外衝撃波膀胱結石破砕法における 結石の破壊度を監視するため、他方において医学的エンドンノグラフィー（Ｅｎ ｄｏｓｏｎｏｇｒａｆｌｅ）のため伝送することが公知である。しかし両方の場 合に、石英ガラスウェーブガイドによって同様に比較的小さな音響出力しか伝送 されない。前記ドイツ連邦共和国特許出願第４１０３１４５号明細書において追 加的に光学信号又は光エネルギーの伝送について述べられているかぎりにおいて 、ここでも例えば内視鏡によって狙われた目標を照射するために必要な程度の小 さなビーム強度しか問題になっていない。

その他にとくに石英ガラスからなる光波ガイドを介して高強度光又はレーザービ ームを伝送し、かっこのビームを例えば内視鏡及びカテーテルによって体内の組 織を切断しかつ凝固させるために利用することは周知である。

前記両方の方法、すなわち例えばＣＵＳＡ技術を使用した超音波治療及びレーザ ー外科は、所望の目的に一方の方法が良好に適しているか、又は他方が適してい るかに応じて、従来択一的にしか利用されない。両方の方法を組み合わせること は、これまで知られていない。

ドイツ連邦共和国特許出願公開第３９３５５２８号明細書によれば、生物学的組 織における処置のためにパルス化したレーザー９ビームを伝送し、かつ同時に処 置の際に末端に生じる衝撃波を石英ガラス繊維を介して中央に近い方において繊 維に連結された圧力ビックアップに帰還することは公知である。しかしこの公知 のシステムは、超音波治療にも超音波診断にも適していない。

本発明の課題は、超音波エネルギー及びレーザーエネルギーを、同時に又は同一 の処置過程の間に体内へ伝送できる方法及び装置を提供することにある。

この課題は、特許請求の範囲第１．２２及び２３項に挙げた特徴によって解決さ れる。

したがって本発明によれば、同時に、それぞれの医学的用途に対して十分な出力 及び適当な周波数帯域を有する、有利には近赤外線範囲のレーザーエネルギーと 超音波とが、ウェーブガイドを介して体内に伝送される。それにより両方の方法 の利点を互いに結び付け、かつ例えば超音波によりおおいに組織を区別した切断 を行ない、一方同時に又は交互にレーザービームにより切断縁を凝固させ、出血 を防止するようにすることが可能になる。他方においてレーザーを、超音波によ っては切断できない又は切断困難な組織部分の切断のために選択的に使用するこ とも可能である。したがって最小の侵入医学の範囲内において新規な革新的な処 置法が得られる。

本発明の具体化によれば、ウェーブガイドを介して超音波を、末端端部から中央 に近い受信機に戻るように案内し、かつそれにより器具を、追加的に診断のため 、いわゆるＡ走査法による超音波モニタのために利用することも可能である。

このＡ走査法は、−次元表示法であり、ここでは音響エネルギーは、定置の音響 へノドから検査すべき人体領域に送信される。それぞれの境界面から反射された 音波の一部は、再び音響へノドによって受信され、したがって既知の音速におい て遅延時間から反射位置までの距離が計算され、かつモニタ上に表示することが できる。このようにして移動する境界面は、時間軸上でシフトされた振幅によっ て識別できる（Ｅ、フレステル、′ピルドゲーベンデ・ンステメ・）ｊ−・ディ ー・メディツィニノンエ・ディアグノスティーク”、１９８０年発行、シーメン ス・アー・ゲー出版、第２版、１９８Ｂ）。

本発明のその他の利点は、添付図面の第１−９図による次の実施例の説明により 明らかである。

ここでは 図１は、本発明による器具の第一の実施例の構成を大幅に簡単化した概略的な図 で示し、 図２は、図１による器具を変更した変形を示し、図３は、本発明による器具の別 の実施例を示し、図４は、本発明による器具の別の有利な実施例を示し、図５は 、図１及び３による器具に使用する音響ヘッドの詳細なスケッチを示し、図６は 、図２及び４による器具に使用する音響へノドの詳細なスケッチを示し、図７は 、中空ウェーブガイドに適した音響へ・ノドの詳細な図を示し、図８は、図３に よる器具の超音波診断部のための電子装置のプロ・νり回路図を示し、 図９は、内視鏡と組み合わせた本発明による器具の使用を明確にする簡単化した スケッチを示している。

図１に、第一実施例により本発明による器具の構成が概略的に示されている。

その場合ウェーブガイド（３）は、すなわち例えばエンサイン・ビックフォード ・オプティク・カンパニーからＨＣＰ−ファイバーという名称で入手できるよう な、プラスチック被覆可とう石英ガラス繊維である。そのウェーブガイドは、端 部において図５に詳細に示す超音波振動子に連結されており、この超音波振動子 は制御電子装置（２）に電気的に接続されている。石英ガラス繊維は、同様に可 とうの薄い同軸カバーホース（４）によって囲まれている。このカバーホース（ ４）内において石英ガラス繊維は、液状媒体（５ｂ）に回りを洗われており、こ の液状媒体は、洗浄ユニット（５８）から供給される。液状媒体としては、例え ばグリセロール（８５％）が使用される。液体は、石英ガラス繊維（３）の末端 端部においてカバーホース（４）から流出し、かつここで音響漫せき液として使 われ、この音響漫せき液は、石英ガラス繊維（３）の端部と超音波エネルギー（ ＩＣ）を向ける人体組織（１６）との間の音響接触を行なう。同時にカバーホー ス（４）内の液体は、石英ガラス繊維（３）を冷却するために使われる。

ウェーブガイド（３）と並んで第二のウェーブガイド（１０３）が、すなわち同 様に石英ガラス繊維が配置されている。この第二や石英ガラス繊維（１０３）を 介して、光学系（６）を介して転向されかつ繊維（＋０３）中央入り口端部に収 束させられる治療レーザー（７）のビームが、器具の末端端部に向かって伝送さ れる。中央端部から出たレーザービームは、超音波エネルギーを伝送するウェー ブガイド（３）の直前で組織（ＩＣ）に当たる。

レーザー（７）としては、３００ｎｍ−３μｍの間の波長範囲において、有利に は１μｍ−１，５μｍの間の近赤外線において照射を行なう治療レーザー、例え ばＮｄ：ＹＡＧレーザーが使われる。石英繊維（３，１０３）は、両方とも少な くとも０．１ｍｍの、図示した実施例においては０．５ｍｍの直径を有し、かつ 一方において少なくとも５ワ、）の出力、すなわち組織を凝固させるために必要 な程度の出力を有するレーザーエネルギーを末端端部へ伝送するために適してい る。これら石英繊維は、軟らかい組織を切断又は破壊するために必要なように、 同様に少なくとも５ワツトの超音波エネルギーを末端端部へ伝送することができ 、しかもＩＭＨｚより低い、有利には３０ｋＨｚ−２００ｋＨｚの間の周波数範 囲において伝送することができる。

この時超音波エネルギー（Ｉｃ）により組織（１６）　、例えば腫瘤が破壊され 、かつ図示されていない内視鏡内に存在する洗浄通路を介して吸い出され、一方 同時に処置の間に起動されたレーザー（７）によって、残りの切断縁が健康な組 織になるように凝固させられる。

図５に、ウェーブガイド（３）の端部に装着された音響ヘッド（２０）が詳細に 示されている。これは、鋼板の形の制動素子（２２）、ピエゾセラミック材料か らなる２つの円板（２３）の形のその前にある音響変換器、後でさらに詳細に特 定する特性を有する材料からなる同様に円筒形円板の形のインピーダンス変換器 （２４）、及びテーパの形の振幅変換器（２５）から構成されており、この振幅 変換器は、音響変換器の大きな直径の断面からこれに続くウェーブガイド（３） の小さな直径への移行を行ない、かつ弾性限界の基づくピエゾセラミックの小さ なたわみを石英ウェーブガイド（３）の大きな長手方向振幅たわみへ拡大する。

振幅変換器（２５）は、同様に石英ガラスからなる。音響ホーンの様式に従って 形成されたそのエクスポネンンヤル形は、ピエゾセラミック円板（２４）から発 生された超音波のたわみ振幅が、振幅変換器の直径に反比例、して増大するよう にする。（２６）によりプラスチック層が示されており、このプラスチック層に よって通常のように市販の石英ガラス繊維が包まれている。

石英ガラスウェーブガイドに関して許容される末端における最大のたわみ振幅は 、次にようにして計算される。

ｓ＝ｐ、／　（ＤｏＸＣｏＸ２πｆ）　（１）その場合、 Ｐ９；石英における最大引っ張り応力 Ｃ，；石英における音速 り、；石英の密度 ｆ　：超音波の周波数 である。

超音波治療のため十分に大きな末端たわみ振幅を実現するため、弾性限界に基づ くセラミック円板（２３）の小さなたわみ振幅を振幅変換器（２５）によって増 大しなければならない。この振幅変換器がエクスポネンシャル形を有する場合、 たわみ振幅は、直径に反比例して増大する。

振幅変換器の設計のため、変換器片の細い部分がラムダ／４の長さを有し、従っ て断面の変化が応力波腹（Ｓｐａｎｎｕｎｇｓｂａｕｃｈ）にあるものと仮定す る。

ここでは Ｐｌ。＝（ＤＡＴ。×Ｃ□。／ＤｏＸＣｏ）Ｐａ　（２）が成り立ち、その場合 、 ＤＡＴ。；振幅変換器の密度 ＣＡ？。；振幅変換器内の音速 である。

ウェーブガイド（３）及び振幅変換ｕ　（２５）は石英ガラスからなるので、細 い部分の応力値は式（１）により計算できる。

さらに横断面の比εには次の式が成り立つ。

Ｐｌ、＝εＰ　Ａｌ１−　（３） その場合、 ＰＡ？、：中央端部における振幅変換器の引つ張り硲力、かつＰ　ａｒｍ　；末 端端部における振幅変換器の引っ張り応力である。

この時インピーダンス変換器の弾性限界に関して次式が与えられる。

Ｐ１ｗＩ＝（ＤＩＩＩＸＣＩＩＩＩ／ＤＯＸＣＩＩ）　ｇＰｏ　（４）　＊その 場合、 Ｄ＋ｗ：インピーダンス変換器（２４）の密度Ｃ＋ｖ　；インピーダンス変換器 （２４）内の音速である。

それにより超音波変換器の弾性限界ＰＰＩ＋については次のようになる。

ＰＰＩ＋”　（ＤＰＩＩＸ　ＣＦＩＩ／　Ｄ　＋ｗＸ　Ｃ＋Ｊ　Ｐ　＋ｗ＝　（ ＤＰ９１Ｘ　ＣＰＩＩ／　ＰａＸ　ＣＯ）　ｔ　Ｐａその場合、 ＤＰＩＩ；音響変換器（２３）の密度 Ｃ１，；音響変換器（２３）内の音速 である。

しかしＰＰ、が、始めに材料定数として設けられているので、εは次にようにし て計算できる。

ε−Ｐ　ｐｗＸ　Ｄ　ｏ×Ｃｏ／　Ｐ　ｏ×Ｄ工×Ｃ□　（６）従って振幅変換 器が設計できる。

音波は、セラミック円板（２３）から石英ガラスウェーブガイド（３）の方向へ 進行する。従ってセラミックと石英との間の境界面において最小の反射損失を生 じるようにするため、イノビーダンス変換器が必要である。そのため次にインピ ーダンス変換器を計算する。

ラムダ／４イノビーダンス整合が評価され、Ｚ、＝Ｄ、Ｃ，は、材料Ｘの機械イ ンピーダンスである。この時垂直音響入射に対してインピーダンス変換器のイン ピーダンスには次のことが成り立ち、 ｚ＋ｗ＝　４（ｚｏｘｚｒｖ）　（７）かつその長さＩ＋ｗには次のことが成り 立つ。

１　＋ｗ＝　ラムダ／４＝Ｃ＋ｖ／４　ｒ　（８）　。

この時計算されたインピーダンスにより適当なインピーダンス変換器材料を選択 しなければならない。これには例えば適当な組成のガラス、セラｌｊり又は金属 が適している。しかしその場合、式（１）による弾性限界を上回らないことを考 慮しなければならない。

最適なラムダ／４整合の際、／ステム全体の反射係数が消滅し、かつ入射したエ ネルギーは、完全に（内部損失を無視して）ピエゾセラミック円板（２３）から ウェーブガイド（３）へ伝達される。

幾何学的設計については次のことが考えられている。

材料をあらかじめ与えることにより、ウェーブガイド（３）、振幅変換器（２５ ）及び音響変換器（２３）の弾性限界はわかっている。

石英の弾性限界は次のとおりであり、 Ｐａ”２０−３０１０’　Ｐｇ かつセラミックの弾性限界は次のとおりである。

Ｐ□＝１２．５・ｌｏ’Ｐａ さらに石英に関するもの（Ｄ、及びＣＬＪ及びセラミックに関するもの（ｏ　Ｐ 及びＣＬＰ）の縦波に対する密度り及び音速ＣＬは、あらかじめ与えられている 。

この時なお任意のパラメータとして次のものが残っている。

ｌ）ウェーブガイドの末端の直径ｄ１、及び２）ウェーブガイドの末端端部にお ける周波数ｆ又はたわみＳｏしたがって、インピーダンス及び引っ張り応力に対 して次の値が与えられたと仮定すると、２５ｋＨｚの周波数における音響信号発 生器に対して２．４ｍｍの直径のピエゾセラミック円板を使用して、１ｍｍの直 径を有する石英ガラスからなるウェーブガイドについて、ウェーブガイド（３） の末端端部において０．１５ｍｍのたわみ振幅が得られる。

Ｚｏ＝１．３３・ＩＯ’ｋｇ／ｍ’５ Ｐ０＝３・１０’Ｐａ ＺＰＩＩ”３．　２２　・Ｉ　Ｏ’ｋｇ／ｍ’ｓｒ’ｐｗ＝１．　２５・１０’ Ｐａ Ｚ＋ｗ＝２．０７　・Ｉ　Ｏ’ｋｇ／ｍ’ｓｒ’　＋ｖ＝８．　４　・１０’Ｐ 　ａこのことは、ウェーブガイド（３）の末端端部における２、６ｋＷの理論的 に達成できる音響出力に相当する。このような音響出力は、組織を切断するため には十分以上のものである。周波数がさらに高い場合、弾性限界に基づいて達成 できる最大たわみ振幅はそれより小さくなる。

図２には、図１による器具の代用構成が示されている。この第二の構成によれば 、超音波及びレーザービームは、同じウェーブガイドを介して伝送され、かつ末 端端部において組織（１６）に向けられる。そのためレーザー発信機（７）から 送出されたレーザービームは、転向及び収束光学系（６）からウェーブガイド（ ３）の端部中央に入力され、かつ超音波発信機（２）は、図６に詳細に示すよう なウェーブガイドを囲むリング状の超音波ヘッド（３ｏ）に結合されている。

その他の部品は、図１による実施例におけるものに相当し、かつそれ故にここで はもう一度説明しない。

図６から明らかなように、ウェーブガイド（３）は、超音波ヘッド（３ｏ）の範 囲において分割されている。石英ガラスウェーブガイドの中央部分片（３ａ）は 、超音波へノドの同軸穴内に挿入されており、しかもこの穴は、超音波変換器の 制動素子（３２）及びピエゾセラミック円板（３３）を通って延びており、かつ インピーダンス変換器（３４）の前で終っており、このインピーダンス変換器は 、この場合レーザー（７）の波長に関して透明なガラスからなる。インピーダン ス変換Ｍ（３４）に続く振幅変換器（３５）は、図５による実施例におけるよう に、これに続くウェーブガイド（３ｂ）と同様に石英ガラスからなる。

インピーダンス変換器（３４）及び振幅変換器（３５）は、ウェーブガイド（３ ）と同様に光学的被覆（３６）を有し、レーザー光の流出を防ぐようにする。

その場合、通常市販のいわゆるＨｐｃ　（ハード・クラブト・ポリマー）−繊維 においてそのまま使用されるような、例えば浸せき法により取り付けられた硬質 ポリマーが使用できる。

したがって図２に示されたアプリケータによれば、同時に又は間欠的に超音波ビ ームとレーザービームが、同じウェーブガイド（３）を介して処置すべき組織（ １６）に向けられるので、軟らかい組織が超音波によって切断され、かつ同時に ネオダイムーＹＡＧ−レーザー（７）によって凝固される。その他の点において 、繊維の寸法、伝送すべきレーザー及び超音波出力、及び使用する周波数又は波 長範囲に関して図１について行なわれた表示は、図２又は図６による器具にも同 様に当てはまる。

ウェーブガイド（３ａ）は、例えば図９に示した内視鏡（１８）の処置通路内に 設置することができる。この内視鏡は、当該の人体開口における処置位置にウェ ーブガイドを案内しかつ位置決めすることを可能にする。可とう内視鏡が使用さ れるかぎり、これは、末端端部（１９）を動かし又は曲げるために必要な装置も 有する。さらにカバーホース（４）を介して供給される液体（５ｂ）を吸い出す ことができる通路とポンプ装置（１７）も含んでいる〇図３において、図１によ るウェーブガイド（３）は、いわゆるＡ−走査法により組織層を測定する超音波 測定信号用の追加的な信号発生器及び受信機（８）を有する。（Ｓ号発生器及び 受信機（８）により、小さな出力の超音波信号が発生され、かつウェーブガイド （３）を介して末端端部に伝送される。診断用の超音波出力は、１ワツト以下で あり、かつ末端端部における音響強度は、組織の損傷を避けるため、１００ワツ ト／ｃｍ’より小さい。しかし診断の場合、ＩＭＨｚ以上５０ＭＨｚまでの、有 利にはＩ−１ｌ−１Ｏの間の超音波周波数が使用される。

いわゆる八−走査法は、−次元表示法である。その場合、音響エネルギーは、変 換器（８）からウェーブガイド（３）を介して検査すべき人体領域に送信される 。それぞれの境界面において超音波の一部が反射される。ウェーブガイド（３） を通って戻った波は、再び音響変換！（８）によって受信される。既知の音速の 場合、遅延時間から反射位置の距離が計算できる。受信された信号は、例えばモ ニタＬに表示できる。その場合、モニタ上においてＸ軸に点が走行し、かつクロ 、り信号が画像管を制御し、点運動の開始が、反射した信号の受信と時間的に一 致するようにする。点遅延時間は、例丸ば組織境界面のような反射面の距離が、 直接モニタから読み取り可能なように調節できる。反射された信号は、音響強度 に比例した振幅によってＹ軸上に表示される。侵入深さが増加すると共に、音波 強度は減少する。しかし時間に依存した増幅によって、遅れて到着した信号を一 層太き（増幅し、それにより組織内の強度経過を補償するようにする。移動する 境界面は、時間軸（Ｘ軸）上で移動する振幅によって識別できる。そのため必要 な測定送信及び評価電子装置（９）は、図８によるブロック回路図に詳細に示さ れている。ここにおいて参照符号（６０）はクロック信号発生器、（６１）は超 音波送信機、（６３）は受信信号用増幅器、（６２）は増幅度を時間に依存して 制御する深さ補償器、（６４）は画像増幅器、かつ（６５）は信号を表示するモ ニタを表している。

図３による器具により追加的に超音波診断を行なう場合、ウェーブガイド（３） の末ｒ＃端部におけるインピーダンスジャンプによる反射損失を考慮する。損失 は、放射の際なお送信出力の増加によって補償してもよいが、しかし戻って来る エコー信号のため、この時末端端部においてさらに高い送信出力を伝送しなけれ ばならず、このことが組織にとって不必要な負担になるので、このことは不可能 であり、又は信号損失をがまんしなければならない。それ故に石英ガラス繊維を 介した超音波診断の際、インピーダンス整合は不可欠である。典皇的な軟組織に 関する０、５−１．７ｘｌＯ’ｋｇｍ−”ｓ−’に対する石英ガラスに関する１ ３．３ｋｇｍｘ　１０＠ｋ　ｇｍ−’ｓ−’の大きなインピーダンスジャンプは 、この要求をさらに増大させる。その場合、送信及び受信の際に６０−８５％の 間の強度損失が予想される。

充填管（４）を介して伝達される洗浄液は、基本的にはインピーダンス整合には 使われないが、２．５−４．５Ｘ１０＠ｋｇｍ−″ｓ−１の間の相応して高いイ ンピーダンスに達することは問題である。さらに洗浄液の層圧は、インピーダン ス整合にとって必要なラムダ／４の値に維持することは容易ではない。それ故に ウェーブガイド（３）の末端端部に、追加的にほぼ４ｘｌＯ’ｋｇｍ□１ｓ−１ のインピーダンスを有する適当なガラスの形のインピーダンス変換器が装着され ている。このインピーダンス変換器（＋０９）は、例えば接着、組み継ぎ又は力 伝達技術によって、音響的に強固に石英ガラス繊維に結合されている。

図４に、本発明による器具の別の有利な構成が示されている。ここでは中心の石 英ガラス繊維（１３）を通して、同時に図６に示した音響ヘッドの超音波と、光 学系（６）によって転向しかつ収束した後のネオダイムーＹＡＧ−レーザー（７ ）のレーザービームが、ウェーブガイド（１３）の中、尖端部に伝送される。

その点において器具のこの部分は、図２による実施例に相当する。中心ウェーブ ガイド（１３）は、６００μｍの直径を有する。

中心石英ガラス繊維（１３）の回りにいわゆるマルチファイバーリングカテーテ ル（１４）が配置されている。このリングカテーテル（１４）は、はぼ５０μｍ のリング直径を有する複数のライトガイド繊維（１２）からなる。このリングカ テーテル繊維束は、超音波診断のため、１ＭＨｚ−５０ＭＨｚの間の範囲の高周 波超音波を伝送するために使われる。そのため繊維（１２）の端部は、中央端部 においてまとめられており、例えば互いに接着されており、かっこの共通の繊維 端部に組み合わせ超音波送信機／受信機（１８）が連結されており、この超音波 送信機／受信機は、°図８に示されたような診断ユニｙｌ：（９）に結合されて ぃＦＩＧ、３

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、伝送通路が設けられており、この伝送通路が、超音波源（８；２３；３３４ ３）の音響エネルギーを器具の末端端部に伝送し、かつ配置されたレーザービー ム源（７）の光エネルギーを伝送するため、少なくとも１つのウエーブガイド（ ３；１３、４８）を有する侵入又は内視鏡器具。 ２、超音波源（２３；３３；４３）から発生される音響の強度と周波数が、組機 の切断に十分なように選定されている請求項１記載の器具。 ３、末端端部に伝送される超音波出力が、少なくとも５ワットであり、かつ超音 波の周波数が、１ＭＨｚより低く、特に３０−２００ｋＨｚの間にある請求項２ 記載の器具。 ４、ウエーブガイドの直径が、０．０５ｍｍより大きい請求項２記載の器具。 ５、超音波源（２３；３３；４３）から又は分離した第二の超音波源（８）から 発生される音響の強度と周波数が、組織損傷の診断に適するように選定されてい る請求項１記載の器具。 ６、末端端部に伝送される超音波出力が、１ワットより小さく、又は末端端部に 伝送される超音波強度が、１００Ｗｃｍ−１より小さく、かつ超音波の周波数が 、ＩＭＨｚより高い請求項５記載の器具。 ７、ウエーブガイド（１２）の直径が０．１ｍｍより小さい請求項５記載に器具 。 ８、レーザービーム源（７）が治療レーザーであり、かつ器具の末端端部におけ る光学出力が、少なくとも５ワットであり、又は末端端部における強度が、少な くとも１ｋＷｃｍ−１である請求項１記載の器具。 ９、レーザーの波長が、３００ｎｍ−３μｍの間にあり、特に１μｍ−１．５μ ｍの間の近赤外線領域にある請求項８記載の器具。 １０、超音波とレーザービームが、同一のウエーブガイド（３）を介して案内さ れる請求項１−９のいずれか１項に記載の器具。 １１、ウエーブガイドが毛細管（４８）である請求項１−１０のいずれか１項に 記載の器具。 １２、毛細管（４８）の壁が超音波を伝送し、かつ毛細管（４８）の内部（４９ ）がレーザービームを伝送する請求項１０及び１１記載の器具。 １３、毛細管に液体又はガスが流通する請求項１１記載の器具。 １４、超音波及び／又はレーザービームが、ウエーブガイドの束を介して案内さ れ、かつウエーブガイド（３）の一部が、末端端部へ超音波を伝送し、かつウェ ーブガイドの別の部分がレーザーを伝送する請求項１−９のいずれか１項に記載 の器具。 １５、末端端部から中央に配置されたいずれか１項又は複数の音響受信機（１８ ）へ音響信号を伝送するため、追加的なウエーブガイド（１２）が設けられてい る請求項１−１４のいずれか１項に記載の器具。 １６、末端端部から中央端部へ音響信号を伝送するために使われるウエーブガイ ド（１２）が、超音波源（２０）又はレーザービーム源（７）に接続されたウエ ーブガイド（１３）をワンダ伏に囲んでいる請求項１５記載の器具。 １７、ウエーブガイドが、繊維心とは相違した屈折率及び／又は相違した音響イ ンピーダンスを有するカバー（２６；３６；４６）を有する請求項１−１６のい ずれか１項に記載の器具。 １８、ウエーブガイド（３、１３）がカバー（４）によって囲まれており、この カバー内に、ウエーブガイドの回りを洗い流す液体媒体が設けられている請求項 １−１８のいずれか１項に記載の器具。 １９、超音波源（２０；３０；４０）に、減衰素子（２２；３２；４２）、音響 変換器（２３；３３；４３）、インピーダンス交換器（２４；３４；４４）、及 び有利にはテーバの形の振幅変換器（２５；３５；４５）が付属している請求項 １−１８のいずれか１項に記載の器具。 ２０、制動素子（３２）、音響交換器（３３）及びインピーダンス変換器（３４ ）が、連続してセットされた円筒形の部品であり、かつ制動素子（３２）と音響 変換器（３３）が、内部穴を有し、この穴内に、レーザービーム源（７）に接続 されたライトガイド（３ａ）が挿入されている請求項１９記載の器具。 ２１、インピーダンス変換器（３４、４４）と振幅変換器（３５、４５）が、レ ーザービームに対して透明な材料からなる請求項２０記載の器具。 ２２、組織に治療レーザーのビームを、切断すべき組織に超音波を同時に又は交 互にウエーブガイドを介して供給する超音波ゾンデによって組織を切断する方法 。 ２３、処置過程の間にウエーブガイドを介して治療レーザーのビームを伝送し、 同じウエーブガイドを介して切断すべき組織に超音波を一緒に供給する超音波ゾ ンデによって組織を切断する方法。