JPH067835B2 - 内科および外科用レ−ザ探針 - Google Patents
内科および外科用レ−ザ探針Info
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- JPH067835B2 JPH067835B2 JP59502909A JP50290984A JPH067835B2 JP H067835 B2 JPH067835 B2 JP H067835B2 JP 59502909 A JP59502909 A JP 59502909A JP 50290984 A JP50290984 A JP 50290984A JP H067835 B2 JPH067835 B2 JP H067835B2
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- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
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- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
- G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
- G02B6/24—Coupling light guides
- G02B6/42—Coupling light guides with opto-electronic elements
- G02B6/4201—Packages, e.g. shape, construction, internal or external details
- G02B6/4202—Packages, e.g. shape, construction, internal or external details for coupling an active element with fibres without intermediate optical elements, e.g. fibres with plane ends, fibres with shaped ends, bundles
- G02B6/4203—Optical features
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- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
- G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
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- G02B6/42—Coupling light guides with opto-electronic elements
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- A61B2018/2255—Optical elements at the distal end of probe tips
Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の分野 本発明は、内科および外科用レーザ探針、特に、内科お
よび外科用レーザ装置本体から伸長する光ファイバの先
端に接続した先細の内科および外科用レーザ探針に関す
る。
よび外科用レーザ装置本体から伸長する光ファイバの先
端に接続した先細の内科および外科用レーザ探針に関す
る。
先行技術の説明 最近、光ファイバを介して、レーザを照射し、組織に接
触させずに、生体器官の組織を切開する、光ファイバ利
用による非接触型レーザ照射装置が開発され、実用化さ
れている。この非接触型レーザ照射装置は、単一の石英
繊維で製造し、光学的に、レーザ源に接続した細長い石
英コア、レーザ光線ガイドの先端からYAGレーザ、Arレ
ーザ等のレーザ光線を照射することによって、切開およ
び凝血を行なうものである。
触させずに、生体器官の組織を切開する、光ファイバ利
用による非接触型レーザ照射装置が開発され、実用化さ
れている。この非接触型レーザ照射装置は、単一の石英
繊維で製造し、光学的に、レーザ源に接続した細長い石
英コア、レーザ光線ガイドの先端からYAGレーザ、Arレ
ーザ等のレーザ光線を照射することによって、切開およ
び凝血を行なうものである。
かかる非接触型レーザ照射装置は、組織に接触せず、ま
た、切開状態の確認あるいは検査を行わずに、切開を行
うため、手術能率は、かなり劣る。この従来のレーザ照
射装置は、照射効果は、必らずしも、再現可能であると
は限らないという別の問題もある。一般に、光ファイバ
の先端と組織間の距離を一定に保ち、レーザ光線の照射
が、一定のエネルギ密度で行われるようにする必要があ
る。しかし従来の非接触型レーザ照射装置の場合、この
距離を一定に保つことは困難であり、特に、この装置を
検視鏡を使用するレーザ治療に適用した場合、組織との
距離を調節することは困難である。さらに、非接触型照
射装置は、レーザ光線が組織の表面から後方散乱し、照
射したレーザ光線エネルギの相当な割合が損失するとい
う致命的な欠点がある。この点に関し、レーザ光線の照
射中、石英コアを組織に接触させ続けていた場合、その
接触部分は発熱し、石英コアの端部が燃焼し、破損して
しまう。このため、従来のレーザ装置は、組織と接触状
態で使用することはできない。
た、切開状態の確認あるいは検査を行わずに、切開を行
うため、手術能率は、かなり劣る。この従来のレーザ照
射装置は、照射効果は、必らずしも、再現可能であると
は限らないという別の問題もある。一般に、光ファイバ
の先端と組織間の距離を一定に保ち、レーザ光線の照射
が、一定のエネルギ密度で行われるようにする必要があ
る。しかし従来の非接触型レーザ照射装置の場合、この
距離を一定に保つことは困難であり、特に、この装置を
検視鏡を使用するレーザ治療に適用した場合、組織との
距離を調節することは困難である。さらに、非接触型照
射装置は、レーザ光線が組織の表面から後方散乱し、照
射したレーザ光線エネルギの相当な割合が損失するとい
う致命的な欠点がある。この点に関し、レーザ光線の照
射中、石英コアを組織に接触させ続けていた場合、その
接触部分は発熱し、石英コアの端部が燃焼し、破損して
しまう。このため、従来のレーザ装置は、組織と接触状
態で使用することはできない。
さらに、従来の石英コアから照射されるレーザ光線の拡
がり角は、７乃至１０°と狭いため、照射位置より離れ
た位置においてさえ、エネルギ密度がそれほど低下しな
い。このため、切開を行なう部分を中心とする組織に
も、高密度のレーザ光線が照射され、その結果、その組
織を壊死させることとなる。
がり角は、７乃至１０°と狭いため、照射位置より離れ
た位置においてさえ、エネルギ密度がそれほど低下しな
い。このため、切開を行なう部分を中心とする組織に
も、高密度のレーザ光線が照射され、その結果、その組
織を壊死させることとなる。
従来の非接触型レーザ照射装置に伴なう上記問題点を解
決するため、傾斜形状にて形成した石英系ロッドを提供
し、レーザ光線がその傾斜面から漏洩し、組織と接触状
態にて、レーザ光線成分をその先端から、組織に照射し
得るようにする提案が考えられる。しかし、この石英系
ロッドでは、傾斜面からレーザ光線が漏洩するため、こ
のロッドの先端から放出されるレーザ光線のエネルギ密
度は、かなり低く、このため、高能率の組織切開を行な
うことはできない。
決するため、傾斜形状にて形成した石英系ロッドを提供
し、レーザ光線がその傾斜面から漏洩し、組織と接触状
態にて、レーザ光線成分をその先端から、組織に照射し
得るようにする提案が考えられる。しかし、この石英系
ロッドでは、傾斜面からレーザ光線が漏洩するため、こ
のロッドの先端から放出されるレーザ光線のエネルギ密
度は、かなり低く、このため、高能率の組織切開を行な
うことはできない。
発明の目的 本発明は、従来のレーザ照射装置に伴なう問題点を解決
する目的で為されたものであり、本発明の目的は、ロッ
ド部材の先端面上に、レーザ光線を効果的に集光し、組
織と接触状態にて、組織にレーザ光線を照射し、組織の
切断を効果的に行なうことのできる内科および外科用レ
ーザ探針を提供することである。
する目的で為されたものであり、本発明の目的は、ロッ
ド部材の先端面上に、レーザ光線を効果的に集光し、組
織と接触状態にて、組織にレーザ光線を照射し、組織の
切断を効果的に行なうことのできる内科および外科用レ
ーザ探針を提供することである。
発明の要約 組織の切開、ロッド部材の材料の必要条件、レーザ光線
を効果的に集光させるに必要な条件に関し、真剣且つ広
範囲な研究を行なった結果、本発明者は、上述した目的
を達成することのできる発明を為すに至った。
を効果的に集光させるに必要な条件に関し、真剣且つ広
範囲な研究を行なった結果、本発明者は、上述した目的
を達成することのできる発明を為すに至った。
本発明によると、光学的に、レーザ源に接続したレーザ
光線伝送部材および、このレーザ光線伝送部材に光学的
に接続したレーザ光線放射ロッド部材を備えた内科およ
び外科用レーザ探針が提供される。この探針は、上記ロ
ッド部材が人造サファイアで製造され、レーザ光線受光
部と、並びにレーザ光線放射先端面を有する傾斜部とを
備え、レーザ光線伝送部材から柱状部分に入射するレー
ザ光線の略全部が傾斜部分の傾斜面から、漏洩すること
なく、傾斜部分の先端面から放射されるように、傾斜部
分の長さおよび傾斜角度、並びに傾斜部分の先端面の曲
率半径が定められる。
光線伝送部材および、このレーザ光線伝送部材に光学的
に接続したレーザ光線放射ロッド部材を備えた内科およ
び外科用レーザ探針が提供される。この探針は、上記ロ
ッド部材が人造サファイアで製造され、レーザ光線受光
部と、並びにレーザ光線放射先端面を有する傾斜部とを
備え、レーザ光線伝送部材から柱状部分に入射するレー
ザ光線の略全部が傾斜部分の傾斜面から、漏洩すること
なく、傾斜部分の先端面から放射されるように、傾斜部
分の長さおよび傾斜角度、並びに傾斜部分の先端面の曲
率半径が定められる。
本発明の内科および外科用レーザ探針は、組織と接触に
て使用することができるため、手術能率は著るしく向上
し、他の組織に悪影響を及ぼすことなく、組織の切開お
よび凝血を行なうことができる。
て使用することができるため、手術能率は著るしく向上
し、他の組織に悪影響を及ぼすことなく、組織の切開お
よび凝血を行なうことができる。
図面の簡単な説明 第１図は、本発明によるレーザ探針の斜視図、 第２図は、第１図のレーザ探針の断面図、 第３図は、本発明によるレーザ探針の傾斜部分内におけ
るレーザ光線の伝播を示す、線図、 第４図は、従来のレーザ照射装置により、組織上に行わ
れるレーザ照射を示す図解図、 第５図は、本発明のレーザ探針により、組織に行なわれ
るレーザ照射を示す同様の図解図、 第６図乃至第９図は、本発明によるロッド部材の幾多の
変形例の略図、 第１０(a)図乃至(c)図は、第８図に図示したロッド部材
を用いて、組織上に行なうレーザ照射の図解図、 第１１図は、第９図に図示したロッド部材の取付け構造
を示す断面図、および 第１２図乃至第１４図は、溶解気泡の幾多の形状を示す
探針先端の一部拡大図である。
るレーザ光線の伝播を示す、線図、 第４図は、従来のレーザ照射装置により、組織上に行わ
れるレーザ照射を示す図解図、 第５図は、本発明のレーザ探針により、組織に行なわれ
るレーザ照射を示す同様の図解図、 第６図乃至第９図は、本発明によるロッド部材の幾多の
変形例の略図、 第１０(a)図乃至(c)図は、第８図に図示したロッド部材
を用いて、組織上に行なうレーザ照射の図解図、 第１１図は、第９図に図示したロッド部材の取付け構造
を示す断面図、および 第１２図乃至第１４図は、溶解気泡の幾多の形状を示す
探針先端の一部拡大図である。
発明の好適実施態様 図面を参照すると、本発明による内科および外科用レー
ザ探針が図示してある。
ザ探針が図示してある。
第１図は、本発明を具現化したレーザ探針またはレーザ
ロッドの斜視図であり、第２図はその断面図である。レ
ーザロッド１は、先端ロッド部材２およびホルダ３を備
えている。ロッド部材２は、固定継手４によって、ホル
ダ３に固定されている。光ファイバがホルダ３内で伸長
し、レーザ光線が放射されるその端部は、光ファイバ５
の光軸とロッド部材２の光軸の中心線が一致するような
方法にて、支持具６によって、ホルダに固定されてい
る。光ファイバ５は、ホルダの握持部７を通って、外部
に導出され、レーザ光線源（図示せず）に接続されてい
る。光ファイバ５の導出部は、ホルダの握持部７に固定
した固定部材８によって、固定されている。
ロッドの斜視図であり、第２図はその断面図である。レ
ーザロッド１は、先端ロッド部材２およびホルダ３を備
えている。ロッド部材２は、固定継手４によって、ホル
ダ３に固定されている。光ファイバがホルダ３内で伸長
し、レーザ光線が放射されるその端部は、光ファイバ５
の光軸とロッド部材２の光軸の中心線が一致するような
方法にて、支持具６によって、ホルダに固定されてい
る。光ファイバ５は、ホルダの握持部７を通って、外部
に導出され、レーザ光線源（図示せず）に接続されてい
る。光ファイバ５の導出部は、ホルダの握持部７に固定
した固定部材８によって、固定されている。
ロッド部材２は、単結晶の人造サファイヤで製造され、
例えばホルダ３で支持された柱状部材９およびレーザ光
線が放射される先端面を有する傾斜部分１０を備えてい
る。
例えばホルダ３で支持された柱状部材９およびレーザ光
線が放射される先端面を有する傾斜部分１０を備えてい
る。
人造サファイヤは、その結晶状の構造体のＣ軸がロッド
部材２の縦方向に沿って、位置するような方法にて、本
発明のロッド部材２に形成される。本発明の人造サファ
イヤは、次に概説する特性を備えている。
部材２の縦方向に沿って、位置するような方法にて、本
発明のロッド部材２に形成される。本発明の人造サファ
イヤは、次に概説する特性を備えている。
材料／化学式 Ａｌ2Ｏ3 融 点 2030-2050℃ 比 熱 0.18（25℃） 熱伝導率gcal,cm2sec 0.0016-0.0034 （40℃） 熱膨張係数１０-7×cm／℃ 50-67 弾性係数 １０-6×Kg／cm2 5.0 比 重 4.0 硬さ（モース） ９ 圧縮強度、Kg／cm2 約28000 引張り強度、Kg／cm2 約2000 屈折率 1.76 吸水度 0.00 化学的性質 耐酸塩基 外 観 透 明 結晶形 六方晶系 YAG レーザ透過率 ９０％以上 この種人造サファイヤは、帯域溶融法またはヴエルヌイ
法等の任意の適当な方法によって製造することができ
る。ヴエルヌイ法は、光透過率の点で、帯域溶融法よ
り、優れているため、このヴエルヌイ法によって、本発
明の人造サファイヤを製造することが望ましい。この方
法によると、材料、即ち、Ａｌ2Ｏ3粉末を、約2040℃の
温度で溶融させ、重力によって、ノズルから落下させ、
結晶化を図る。
法等の任意の適当な方法によって製造することができ
る。ヴエルヌイ法は、光透過率の点で、帯域溶融法よ
り、優れているため、このヴエルヌイ法によって、本発
明の人造サファイヤを製造することが望ましい。この方
法によると、材料、即ち、Ａｌ2Ｏ3粉末を、約2040℃の
温度で溶融させ、重力によって、ノズルから落下させ、
結晶化を図る。
ロッド部材２に採用する人造サファイヤは、生理学的に
中性であり、機械的強度、硬さ、レーザ光線透過率、耐
熱性に優れ、熱伝導率が低く、組織が付着することがな
いといった、レーザ探針のロッド部材の材料に要求され
る全ての条件を備えているという利点がある。特に、人
造サファイヤの熱伝導率は、従来のレーザ照射装置に、
これまで使用したきた石英の熱伝導率の1/10という低さ
である。この特徴によって、レーザ探針と組織と接触状
態で使用することができるのである。これまで、人造サ
ファイヤで製造したロッド部材はなく、従って、人造サ
ファイヤ製のロッド部材を採用することが、本発明の特
徴である。
中性であり、機械的強度、硬さ、レーザ光線透過率、耐
熱性に優れ、熱伝導率が低く、組織が付着することがな
いといった、レーザ探針のロッド部材の材料に要求され
る全ての条件を備えているという利点がある。特に、人
造サファイヤの熱伝導率は、従来のレーザ照射装置に、
これまで使用したきた石英の熱伝導率の1/10という低さ
である。この特徴によって、レーザ探針と組織と接触状
態で使用することができるのである。これまで、人造サ
ファイヤで製造したロッド部材はなく、従って、人造サ
ファイヤ製のロッド部材を採用することが、本発明の特
徴である。
ロッド部材２の傾斜部分は、ファイバ５から入射するレ
ーザ光線が、その傾斜部分の側部から漏洩することな
く、全て、傾斜部分の先端面から放射されるような形状
を備えている。ロッド部材２のかかる形状は、傾斜部分
１０の長さ、傾斜部分１０の傾斜角度および先端面の直
径を所要の条件を満足させるように調節することにより
得られる。
ーザ光線が、その傾斜部分の側部から漏洩することな
く、全て、傾斜部分の先端面から放射されるような形状
を備えている。ロッド部材２のかかる形状は、傾斜部分
１０の長さ、傾斜部分１０の傾斜角度および先端面の直
径を所要の条件を満足させるように調節することにより
得られる。
次に、これら条件について、第３図を参照しながら説明
する。石英系レーザ光線透過材料、即ち、光ファイバ５
から、拡がり角βにて放射されたレーザ光線成分Ａは、
入射角β／２で、ロッド部材２の柱状部分９の端面に入
射し、屈折角γにて、屈折され、ロッド部材２を通って
伝播され、全反射の反復（ｎ回）後、傾斜部分１０の先
端面の突端から、放射されなければならないという条件
について、第３図を参照しながら説明する。この条件
は、ロッド部材２に入射するレーザ光線を全て、部分１
０の傾斜面から漏洩することなく、この傾斜部分の先端
面からのみ放射させるために重要である。傾斜部分１０
の傾斜角度をθ、先端面の半径をＲ、および人造サファ
イヤから、空気中にレーザ光線を放射する臨界角をαと
仮定する。放射端からの最初の反射点（レーザ受光端か
らの最後の反射点）における傾斜部分１０の半径が
Ｒ1、および上記点から先端面までの距離がＬ1である場
合、次の方程式が成立する。
する。石英系レーザ光線透過材料、即ち、光ファイバ５
から、拡がり角βにて放射されたレーザ光線成分Ａは、
入射角β／２で、ロッド部材２の柱状部分９の端面に入
射し、屈折角γにて、屈折され、ロッド部材２を通って
伝播され、全反射の反復（ｎ回）後、傾斜部分１０の先
端面の突端から、放射されなければならないという条件
について、第３図を参照しながら説明する。この条件
は、ロッド部材２に入射するレーザ光線を全て、部分１
０の傾斜面から漏洩することなく、この傾斜部分の先端
面からのみ放射させるために重要である。傾斜部分１０
の傾斜角度をθ、先端面の半径をＲ、および人造サファ
イヤから、空気中にレーザ光線を放射する臨界角をαと
仮定する。放射端からの最初の反射点（レーザ受光端か
らの最後の反射点）における傾斜部分１０の半径が
Ｒ1、および上記点から先端面までの距離がＬ1である場
合、次の方程式が成立する。
Ｌ1tanθ＝Ｒ1−Ｒ0 ……(1) Ｌ1tan（π／２−α−θ）＝Ｒ1＋Ｒ0 ……(2) 方程式(1)および(2)から、Ｌ1を消去すれば、Ｒ1は、次
の方程式に示すように求めることができる。
の方程式に示すように求めることができる。
第２反射点における傾斜部分１０の半径をＲ2と仮定し
た場合、次の方程式が成立する。
た場合、次の方程式が成立する。
このようにして、ｎ番目の反射点（レーザ受光端からの
最初の反射点）の半径Ｒｎは次のように示すことができ
る。
最初の反射点）の半径Ｒｎは次のように示すことができ
る。
空間を伝播し、光ファイバ５からロッド部材２に入射す
るレーザ光線に対し、スネルの法則を適用するならば、
サファイヤの屈折率は1.7、および空気の屈折率は1.0で
あるため、次の方程式が成立する。
るレーザ光線に対し、スネルの法則を適用するならば、
サファイヤの屈折率は1.7、および空気の屈折率は1.0で
あるため、次の方程式が成立する。
1.0sinβ／２＝1.7sinγ 故に、γ＝sin−１（1.0／1.7sinβ／２） このγは、ｎ番目の反射点における入射角π／２−α−
（２ｎ＋１）θに等しいため、 となる。
（２ｎ＋１）θに等しいため、 となる。
一般に、αを入射側媒質および隣接側媒質間の臨界角、
βを光学的に透明な固体材料の受光角、ｈ１を入射側媒
質間の屈折率およびｈ２を隣接側媒質の屈折率とする
と、上記のｎは、 となる。
βを光学的に透明な固体材料の受光角、ｈ１を入射側媒
質間の屈折率およびｈ２を隣接側媒質の屈折率とする
と、上記のｎは、 となる。
求めたｎを、方程式(5)に代入すると、Ｒｎが求められ
る。
る。
一方、傾斜部分のＲ0からＲｎまでの距離は、底辺Ｌｓ
および高さＲｎ−Ｒ0の直角三角形から求めることがで
きる。
および高さＲｎ−Ｒ0の直角三角形から求めることがで
きる。
であるから、この方程式にＲｎを代入すれば、Ｌｓが求
められる。Ｌｓは、傾斜部面からレーザ光線を漏洩させ
ることなく、傾斜部分の端面からのみ、レーザ光線を放
射させるという条件を満足させるのに必要な傾斜部分の
全長の最大値に略等しいとみなすことができるから、こ
の条件に適合するための傾斜部分の全長Ｌは、次のよう
に表わすことができる。
められる。Ｌｓは、傾斜部面からレーザ光線を漏洩させ
ることなく、傾斜部分の端面からのみ、レーザ光線を放
射させるという条件を満足させるのに必要な傾斜部分の
全長の最大値に略等しいとみなすことができるから、こ
の条件に適合するための傾斜部分の全長Ｌは、次のよう
に表わすことができる。
上記式を満足させる特定の値としては、θ＝１０°およ
びＲ＝0.2mmのとき、Ｌ≦2.72mm、またはθ＝７°およ
びＲ0＝0.2mmのとき、Ｌ≦4.72mmということができる。
びＲ＝0.2mmのとき、Ｌ≦2.72mm、またはθ＝７°およ
びＲ0＝0.2mmのとき、Ｌ≦4.72mmということができる。
ロッド部材の形状が、上記条件を満足しうるものでない
場合第４図に図示するように、レーザ光線は、ロッド部
材１１の傾斜面から漏洩し、そのため、先端面から放射
されるレーザ光線のエネルギ密度は低下し、組織１２の
切開は困難となる。さらに、傾斜面から漏洩するレーザ
光線の成分は、目的とする部分から離れた組織部分を照
射し、その部分に悪影響を及ぼす。
場合第４図に図示するように、レーザ光線は、ロッド部
材１１の傾斜面から漏洩し、そのため、先端面から放射
されるレーザ光線のエネルギ密度は低下し、組織１２の
切開は困難となる。さらに、傾斜面から漏洩するレーザ
光線の成分は、目的とする部分から離れた組織部分を照
射し、その部分に悪影響を及ぼす。
一方、ロッド部材の形状が上記条件を満足させるもので
ある場合には、第５図に図示するように、レーザ光線
は、ロッド部材１３の先端面からのみ放射され、このた
め、高エネルギ密度のレーザ光線が得られ、組織の効果
的な切開を行なうことができる。
ある場合には、第５図に図示するように、レーザ光線
は、ロッド部材１３の先端面からのみ放射され、このた
め、高エネルギ密度のレーザ光線が得られ、組織の効果
的な切開を行なうことができる。
通常の石英系光ファイバから放射されるレーザ光線の拡
がり角は、７乃至１０°と狭小である一方、本発明のロ
ッド部材の傾斜部分の先端面から放射されるレーザ光線
は、傾斜角度を調節することにより、例えば、約１００
°までの所望の任意の拡がり角が可能である。かかる広
範囲の拡がり角を持ったレーザ光線は、傾斜部分の先端
面付近のエネルギ密度が極めて高いが端面から遠方にな
るに従い、エネルギ密度は、急速に低下する。このた
め、先端面を組織に接触させて、高エネルギのレーザ光
線により、組織の切開を行なうことができる。一方、レ
ーザ光線のエネルギ密度は、先端面から遠方の部分では
低く、従って接触部分の周囲の組織に対する悪影響は最
小限度に止まる。このように、本発明のレーザ探針は、
組織の極く限られた部分を切開することが可能である。
がり角は、７乃至１０°と狭小である一方、本発明のロ
ッド部材の傾斜部分の先端面から放射されるレーザ光線
は、傾斜角度を調節することにより、例えば、約１００
°までの所望の任意の拡がり角が可能である。かかる広
範囲の拡がり角を持ったレーザ光線は、傾斜部分の先端
面付近のエネルギ密度が極めて高いが端面から遠方にな
るに従い、エネルギ密度は、急速に低下する。このた
め、先端面を組織に接触させて、高エネルギのレーザ光
線により、組織の切開を行なうことができる。一方、レ
ーザ光線のエネルギ密度は、先端面から遠方の部分では
低く、従って接触部分の周囲の組織に対する悪影響は最
小限度に止まる。このように、本発明のレーザ探針は、
組織の極く限られた部分を切開することが可能である。
拡がり角は、レーザ照射の目的に応じて、選択すること
ができる。拡がり角は、凝血のためには、１５乃至４０
°、切開のためには、４０°乃至１００°とすることが
望ましい。ロッド部材の先端面の半径は、実施する手術
の種類に応じて、0.01乃至1.5mmの範囲内で選択するこ
とができる。
ができる。拡がり角は、凝血のためには、１５乃至４０
°、切開のためには、４０°乃至１００°とすることが
望ましい。ロッド部材の先端面の半径は、実施する手術
の種類に応じて、0.01乃至1.5mmの範囲内で選択するこ
とができる。
上記説明は、石英系光ファイバの半径より大きい曲率半
径の柱状部分および１端から連続的に縮径し、第１図乃
至第５図に図示した平担な先端面を有する傾斜部分とを
備えたロッド部材に関するものではあるが、本発明の内
科および外科用レーザ探針に採用可能なロッド部材は、
かかる形態には限定されず、別の様々な形態を採用する
ことができる。次に、本発明のロッド部材の変形例につ
いて説明する。
径の柱状部分および１端から連続的に縮径し、第１図乃
至第５図に図示した平担な先端面を有する傾斜部分とを
備えたロッド部材に関するものではあるが、本発明の内
科および外科用レーザ探針に採用可能なロッド部材は、
かかる形態には限定されず、別の様々な形態を採用する
ことができる。次に、本発明のロッド部材の変形例につ
いて説明する。
第６図に示したロッド部材２１は、例えば、研磨して形
成した湾曲面の先端面を備えている。このロッド部材２
１によれば、先端面から放射されたレーザ光線は、一
旦、先端付近の点に集光し、次いで、散光する。焦点付
近で得られる高密度のエネルギによって、組織の効果的
な切開が可能となる。さらに、先端面は、湾曲形状に形
成してあるため、先端面付近における熱応力の集中は、
平担状の先端面と比べて少なく、熱抵抗を大幅に向上さ
せることができる。さらに、ロッド部材２１は、角状隅
部の一切ない丸味端面を備えているため、レーザ光線の
接触照射により、切開を行なう間、組織とからみ合うこ
とがなく、手術は正確に行なうことができる。
成した湾曲面の先端面を備えている。このロッド部材２
１によれば、先端面から放射されたレーザ光線は、一
旦、先端付近の点に集光し、次いで、散光する。焦点付
近で得られる高密度のエネルギによって、組織の効果的
な切開が可能となる。さらに、先端面は、湾曲形状に形
成してあるため、先端面付近における熱応力の集中は、
平担状の先端面と比べて少なく、熱抵抗を大幅に向上さ
せることができる。さらに、ロッド部材２１は、角状隅
部の一切ない丸味端面を備えているため、レーザ光線の
接触照射により、切開を行なう間、組織とからみ合うこ
とがなく、手術は正確に行なうことができる。
第７図に図示したようなロッド部材２２は、内部に多数
の微細気胞を有する人造サファイヤの融成物２３で形成
した傾斜部分を備えている。このロッド部材２２におい
て、斜傾部分を経て伝播されたレーザ光線は、融成物２
３の気胞によって、無作為に反射され、融成物２３の表
面から放射される。この時、融成物２３の表面上のエネ
ルギ密度は極めて高く、表面から遠方になるに従って、
このエネルギ密度は急激に低下するため、レーザ光線の
接触照射による効果的な切開を行なうことができる。さ
らに、融成物２３から放射されたレーザ光線の拡がり角
は、極めて大きいため、融成物２３の形状を変えること
によって、所望の任意の拡がり角が得られる。例えば、
融成物を、傾斜部分の端面の直径より大きい直径を備え
た球状に形成し、レーザ光線が後方に放射されるように
する。この構造によれば、外部から直接見ることのでき
ない器官の組織の凝血を行なうことができる。
の微細気胞を有する人造サファイヤの融成物２３で形成
した傾斜部分を備えている。このロッド部材２２におい
て、斜傾部分を経て伝播されたレーザ光線は、融成物２
３の気胞によって、無作為に反射され、融成物２３の表
面から放射される。この時、融成物２３の表面上のエネ
ルギ密度は極めて高く、表面から遠方になるに従って、
このエネルギ密度は急激に低下するため、レーザ光線の
接触照射による効果的な切開を行なうことができる。さ
らに、融成物２３から放射されたレーザ光線の拡がり角
は、極めて大きいため、融成物２３の形状を変えること
によって、所望の任意の拡がり角が得られる。例えば、
融成物を、傾斜部分の端面の直径より大きい直径を備え
た球状に形成し、レーザ光線が後方に放射されるように
する。この構造によれば、外部から直接見ることのでき
ない器官の組織の凝血を行なうことができる。
ロッド部材の傾斜部分の先端上に融成物２３を形成する
ためには、先ず、例えば、ロッド部材の先端をセラミッ
クス材料と当接させた状態にて、ロッド部材を介して、
レーザ光線を伝送することによって、先端部を局部的に
加熱し、ロッド部材を局部的に加熱する。次いで、局部
的に加熱されたロッド部材は、空気中にて急冷する。融
成物２３の形状は主として、加熱時間によって決まる。
ためには、先ず、例えば、ロッド部材の先端をセラミッ
クス材料と当接させた状態にて、ロッド部材を介して、
レーザ光線を伝送することによって、先端部を局部的に
加熱し、ロッド部材を局部的に加熱する。次いで、局部
的に加熱されたロッド部材は、空気中にて急冷する。融
成物２３の形状は主として、加熱時間によって決まる。
ロッド部材の傾斜部分の先端上に位置する融成物２３の
形状の例は、第１２図乃至第１４図に図示してある。融
成物２３の寸法が大きければ大きい程、拡がり角δは大
きくなることが理解できよう。一般に、融成物内部の気
泡23aは、一般に、寸法が均一で且つ均一に分散されて
いることが望ましい。一般に、気泡の寸法は、直径が数
μｍ以下であることが望ましい。融成物の空隙率を定量
的に定めることは困難であるが、融成物は、光透過率が
約２０乃至５０％の半透明に見える空隙率を備えること
が望ましい。この空隙率が過大で、光の透過率が低下す
ると、レーザエネルギの大部分は、熱に変換されてしま
う。さらに、気泡23aの寸法が過大である場合には、レ
ーザ光線は望ましくない方向へ反射されてしまう。最後
に、気泡が過大であるならば、融成物23aの構造的強度
は低下する。
形状の例は、第１２図乃至第１４図に図示してある。融
成物２３の寸法が大きければ大きい程、拡がり角δは大
きくなることが理解できよう。一般に、融成物内部の気
泡23aは、一般に、寸法が均一で且つ均一に分散されて
いることが望ましい。一般に、気泡の寸法は、直径が数
μｍ以下であることが望ましい。融成物の空隙率を定量
的に定めることは困難であるが、融成物は、光透過率が
約２０乃至５０％の半透明に見える空隙率を備えること
が望ましい。この空隙率が過大で、光の透過率が低下す
ると、レーザエネルギの大部分は、熱に変換されてしま
う。さらに、気泡23aの寸法が過大である場合には、レ
ーザ光線は望ましくない方向へ反射されてしまう。最後
に、気泡が過大であるならば、融成物23aの構造的強度
は低下する。
融成物の気泡は融成物２３の表面23bに開口したり、ま
たは破り出たりしてはならないことも理解できよう。こ
れは、上述したように、融成物を形成することによって
阻止することができる。
たは破り出たりしてはならないことも理解できよう。こ
れは、上述したように、融成物を形成することによって
阻止することができる。
第８図に図示したロッド部材２４において、傾斜部分２
５の入射端の直径は、例えば、研磨によって、柱状部分
２６の直径より小さくし、柱状部分２６が、傾斜部分２
５に隣接する端部上に環状端面２７を備えるようにして
ある。ロッド部材２４のこの形状により、レーザ光線の
入射点、即ち、石英系光ファイバ５からの距離を変化さ
せることによって、第１０図に示すように、幾多の使用
方法が可能となる。１例として説明すれば、光ファイバ
５からの距離が、第１０(a)図に示すように短かい場
合、レーザ光線は、柱状部分の環状端面２７から放射さ
れず、従って、傾斜部分２５から放射されるレーザ光線
のみによって組織１２の切開が行われる。光ファイバ５
からの距離が長く、レーザ光線が第１０(b)図に図示す
るように、柱状部分２６の入射面全体から入射し得るほ
どである場合、レーザ光線は、また柱状部分２６の環状
端面２７からも放射される。このレーザ光線成分は、組
織１２の凝血に使用することができる。このため、切開
および凝血を同時に行なうことができる。さらに、第１
０(c)図に図示するように、組織１２の凝血のみを、レ
ーザ光線の非接触照射によって行なうことができる。
５の入射端の直径は、例えば、研磨によって、柱状部分
２６の直径より小さくし、柱状部分２６が、傾斜部分２
５に隣接する端部上に環状端面２７を備えるようにして
ある。ロッド部材２４のこの形状により、レーザ光線の
入射点、即ち、石英系光ファイバ５からの距離を変化さ
せることによって、第１０図に示すように、幾多の使用
方法が可能となる。１例として説明すれば、光ファイバ
５からの距離が、第１０(a)図に示すように短かい場
合、レーザ光線は、柱状部分の環状端面２７から放射さ
れず、従って、傾斜部分２５から放射されるレーザ光線
のみによって組織１２の切開が行われる。光ファイバ５
からの距離が長く、レーザ光線が第１０(b)図に図示す
るように、柱状部分２６の入射面全体から入射し得るほ
どである場合、レーザ光線は、また柱状部分２６の環状
端面２７からも放射される。このレーザ光線成分は、組
織１２の凝血に使用することができる。このため、切開
および凝血を同時に行なうことができる。さらに、第１
０(c)図に図示するように、組織１２の凝血のみを、レ
ーザ光線の非接触照射によって行なうことができる。
第９図に図示したロッド部材２８は、第１図乃至第５図
に図示したのと同様の形状を備えているが、第１１図に
示すように直径は、光ファイバ２９の外管より小さく、
長さは、７mm程度と短かい。このロッド部材２８は、光
ファイバ２９の外管３１の先端に取付けられ、内視鏡生
検法等の生検用導管として使用される。外管３１は、例
えば、テフロン（デュポンが製造、販売する４フッ化エ
チレン重合体の商標）で製造し、その先端部にネメジを
設けて形成する。前部および後部にオネジを設けた取付
け部材３２を管３１と齟合させ、ロッド部材２８の柱状
部分を取付け部材３２内に嵌入し、内側にメネジを有す
るソケットを取付け部材３２の後部と齟合させる。この
ようにして、ロッド部材２８は取付けられる。このロッ
ド部材２８によれば、内視鏡を通じて、止血および切開
を行なうことができる。
に図示したのと同様の形状を備えているが、第１１図に
示すように直径は、光ファイバ２９の外管より小さく、
長さは、７mm程度と短かい。このロッド部材２８は、光
ファイバ２９の外管３１の先端に取付けられ、内視鏡生
検法等の生検用導管として使用される。外管３１は、例
えば、テフロン（デュポンが製造、販売する４フッ化エ
チレン重合体の商標）で製造し、その先端部にネメジを
設けて形成する。前部および後部にオネジを設けた取付
け部材３２を管３１と齟合させ、ロッド部材２８の柱状
部分を取付け部材３２内に嵌入し、内側にメネジを有す
るソケットを取付け部材３２の後部と齟合させる。この
ようにして、ロッド部材２８は取付けられる。このロッ
ド部材２８によれば、内視鏡を通じて、止血および切開
を行なうことができる。
上述したように、柱状部分９は、ロッド部材２をホルダ
３に固定する目的で形成したものであるため、別の適当
な固定手段を設けるならば、省略し、ロッド部材全体が
略傾斜した形状となるように形成することができる。換
言すれば、ロッド部材はレーザ光線の入射端からの第１
反射点の前方部分が傾斜した形状であればよく、上記点
の後方部分の形状は重要でない。このため、ロッド部材
は、傾斜部分に至るレーザ光線の光路を妨害しない形状
とすることができる。
３に固定する目的で形成したものであるため、別の適当
な固定手段を設けるならば、省略し、ロッド部材全体が
略傾斜した形状となるように形成することができる。換
言すれば、ロッド部材はレーザ光線の入射端からの第１
反射点の前方部分が傾斜した形状であればよく、上記点
の後方部分の形状は重要でない。このため、ロッド部材
は、傾斜部分に至るレーザ光線の光路を妨害しない形状
とすることができる。
実施例 組織と接触した、第２図に図示した形状を備えたレーザ
探針を使用して、人間の脳腫ようの除去を行なった。こ
のレーザ探針のロッド部材のレーザ放出端面の半径は0.
3mm、柱状部分の直径は３mm、柱状部分の長さは１０m
m、およびロッド部材の全長は５０mmである。光ファイ
バは、ファイバの先端がロッド部材の背面から２mm離
れ、および光ファイバからの拡がり角βが８°となるよ
うに配設した。
探針を使用して、人間の脳腫ようの除去を行なった。こ
のレーザ探針のロッド部材のレーザ放出端面の半径は0.
3mm、柱状部分の直径は３mm、柱状部分の長さは１０m
m、およびロッド部材の全長は５０mmである。光ファイ
バは、ファイバの先端がロッド部材の背面から２mm離
れ、および光ファイバからの拡がり角βが８°となるよ
うに配設した。
比較例として、直径0.6mmの石英コアを備えた従来のレ
ーザ照射装置を組織と接触させずに、組織から１mm離し
た状態にて使用した。
ーザ照射装置を組織と接触させずに、組織から１mm離し
た状態にて使用した。
実施例および比較例において、波長の長さが1.06μｍの
Nd：YAGレーザ光線を使用し、出力は５０Ｗとした。そ
の結果、比較例においては、厚さ２mmの壊死が観察され
たが、本発明の実施例においては、この壊死の厚みは0.
6mmに減少した。さらに、腫よう周囲の組織の損傷は、
比較例の方法と比べ、本例においては、最小限度に止ま
った。
Nd：YAGレーザ光線を使用し、出力は５０Ｗとした。そ
の結果、比較例においては、厚さ２mmの壊死が観察され
たが、本発明の実施例においては、この壊死の厚みは0.
6mmに減少した。さらに、腫よう周囲の組織の損傷は、
比較例の方法と比べ、本例においては、最小限度に止ま
った。
Claims (10)
- 【請求項１】レーザ源に光学的に接続したレーザ光線伝
送部材を備える内科および外科用レーザ探針において、
前記レーザ光線伝送部材は、光学的に透明な固体材料か
ら製造され、そして該レーザ光線伝送部材は、レーザ光
線受光部分およびレーザ光線放射先端面を有する傾斜部
分を備え、更に、前記傾斜部分の長さおよび傾斜角度、
並びに傾斜部分の先端面の半径は、傾斜部分から放射さ
れる略全部のレーザ光線が、傾斜部分の先端面から放射
されてレーザ光線が先端面に集中し、そして該集中した
レーザ光線により組織の外科的切開をなすように、形成
されていることを特徴とする内科および外科用レーザ探
針。 - 【請求項２】傾斜部分の長さＬおよび傾斜角度θ、並び
に傾斜部分の先端面の半径Ｒ０は、次の式、 ここで、α：入射側媒質および隣接側媒質間の臨界角 β：光学的に透明な固体材料の受光角 ｈ１：入射側媒質の屈折率 ｈ２：隣接側媒質の屈折率 を満足させる値であることを特徴とする請求の範囲第１
項に記載した内科および外科用レーザ探針。 - 【請求項３】前記先端面が、湾曲面を備えることを特徴
とする請求の範囲第１項に記載した内科および外科用レ
ーザ探針。 - 【請求項４】傾斜部分の先端が、内部に多数の微細な気
泡を有する人造サファイヤの融成物を備えることを特徴
とする請求の範囲第１項に記載した内科および外科用レ
ーザ探針。 - 【請求項５】入射側の傾斜部分の直径が、前記レーザ光
線受光部分の直径より小さく、従って、前記部分が傾斜
部分に対面する側に、環状の端面を備えることを特徴と
する請求の範囲第１項に記載した内科および外科用レー
ザ探針。 - 【請求項６】前記先端面が、湾曲面を備えることを特徴
とする請求の範囲第２項に記載した内科および外科用レ
ーザ探針。 - 【請求項７】傾斜部分の先端が、内部に多数の気泡を有
する人造サファイヤの融成物を備えることを特徴とする
請求の範囲第２項に記載した内科および外科用レーザ探
針。 - 【請求項８】入射側の傾斜部分の直径が、前記レーザ受
光部分の直径より小さく、従って、前記部分が傾斜部分
と対面する側に、環状の端面を備えることを特徴とする
請求の範囲第２項に記載した内科および外科用レーザ探
針。 - 【請求項９】レーザ光線伝送部材が、人造サファイアで
製造されたロッド部材を有することを特徴とする請求の
範囲第１項に記載した内科および外科用レーザ探針。 - 【請求項１０】レーザ光線伝送部材が、光ファイバから
なることを特徴とする請求の範囲第１項に記載した内科
および外科用レーザ探針。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US61267284A | 1984-05-22 | 1984-05-22 | |
| US612672 | 2006-12-19 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61502169A JPS61502169A (ja) | 1986-10-02 |
| JPH067835B2 true JPH067835B2 (ja) | 1994-02-02 |
Family
ID=24454166
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59502909A Expired - Fee Related JPH067835B2 (ja) | 1984-05-22 | 1984-07-17 | 内科および外科用レ−ザ探針 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0181864A1 (ja) |
| JP (1) | JPH067835B2 (ja) |
| AU (1) | AU3156784A (ja) |
| WO (1) | WO1985005262A1 (ja) |
Families Citing this family (16)
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| GB2171913B (en) * | 1985-03-06 | 1990-03-28 | Bard Inc C R | Catheter system for controlled removal by radiant energy of biological obstructions |
| GB2182565A (en) * | 1985-11-08 | 1987-05-20 | Micra Ltd | Surgical knives |
| GB2184021A (en) * | 1985-12-13 | 1987-06-17 | Micra Ltd | Laser treatment apparatus for port wine stains |
| US4736743A (en) * | 1986-05-12 | 1988-04-12 | Surgical Laser Technology, Inc. | Vaporization contact laser probe |
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| DK0437181T3 (da) * | 1990-01-09 | 1995-03-20 | Ciba Geigy Ag | Apparatur til bestråling af en patients bronkier for en fotodynamisk terapi |
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