JPH0747082A - 手術用レーザプローブ - Google Patents
手術用レーザプローブInfo
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- JPH0747082A JPH0747082A JP6139657A JP13965794A JPH0747082A JP H0747082 A JPH0747082 A JP H0747082A JP 6139657 A JP6139657 A JP 6139657A JP 13965794 A JP13965794 A JP 13965794A JP H0747082 A JPH0747082 A JP H0747082A
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- fiber
- laser
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- laser probe
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 人体組織に微小な穴を正確かつ容易に形成す
るための手術用プローブを提供する。 【構成】 照射対象物に照射する光を射出する光源部
と、該光源部からの光を照射対象物に照射するファイバ
ー部と、上記ファイバー部の少なくとも射出端側の先端
部分を被覆する被覆部と、上記被覆部のファイバー射出
端側がテーパー状に形成されていることを特徴とする手
術用レーザプローブ。
るための手術用プローブを提供する。 【構成】 照射対象物に照射する光を射出する光源部
と、該光源部からの光を照射対象物に照射するファイバ
ー部と、上記ファイバー部の少なくとも射出端側の先端
部分を被覆する被覆部と、上記被覆部のファイバー射出
端側がテーパー状に形成されていることを特徴とする手
術用レーザプローブ。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は手術用レーザプローブに
関するものである。
関するものである。
【０００２】
【従来の技術】図１１，１２を参照して従来技術を説明
する。図１１は従来用いられている代表的なレーザメス
用ファイバーエンドプローブ３を示す断面図である。プ
ローブは、光源から出射したレーザ光を導くための光フ
ァイバー６と、その外側に配置された保護チューブ８を
有している。光ファイバー６はコア４とクラッド５から
成り、充填接着材７によって保護チューブ８に固定され
ている。保護チューブ８は一般にステンレス等で形成さ
れる。
する。図１１は従来用いられている代表的なレーザメス
用ファイバーエンドプローブ３を示す断面図である。プ
ローブは、光源から出射したレーザ光を導くための光フ
ァイバー６と、その外側に配置された保護チューブ８を
有している。光ファイバー６はコア４とクラッド５から
成り、充填接着材７によって保護チューブ８に固定され
ている。保護チューブ８は一般にステンレス等で形成さ
れる。
【０００３】レーザ光はプローブの端面から射出される
が、従来はプローブの射出端面が軸方向と直角を成す平
坦面であることが多かった。つまり、プローブ端面が平
担に研磨され、ファイバー６と保護チューブ８の端面９
が同一平面上に位置していたのである。
が、従来はプローブの射出端面が軸方向と直角を成す平
坦面であることが多かった。つまり、プローブ端面が平
担に研磨され、ファイバー６と保護チューブ８の端面９
が同一平面上に位置していたのである。
【０００４】図１２は米国特許第４，２７３，１０９号
に開示されたレーザメス用のファイバーエンドプローブ
３を示している。図１２のプローブの基本構成は図１１
のプローブと同様であるが、プローブ端面の形状が異な
っている。すなわち、図１２のプローブでは、保護チュ
ーブの先端外周部９ａが丸みをおびてなめらかにカーブ
している。
に開示されたレーザメス用のファイバーエンドプローブ
３を示している。図１２のプローブの基本構成は図１１
のプローブと同様であるが、プローブ端面の形状が異な
っている。すなわち、図１２のプローブでは、保護チュ
ーブの先端外周部９ａが丸みをおびてなめらかにカーブ
している。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】さて、レーザ（特に生
体組織の主成分である水に効率良く吸収される波長のレ
ーザ）を生体組織に照射すると、照射部の生体組織が急
激に蒸発する。この現象をレーザによる生体組織の蒸散
作用と呼んでいる。この蒸散作用を利用して生体組織に
穴を形成することができる。
体組織の主成分である水に効率良く吸収される波長のレ
ーザ）を生体組織に照射すると、照射部の生体組織が急
激に蒸発する。この現象をレーザによる生体組織の蒸散
作用と呼んでいる。この蒸散作用を利用して生体組織に
穴を形成することができる。
【０００６】図１１，１２には、前述したレーザメス用
ファイバーエンドプローブを用いて生体組織にレーザを
照射し、その熱エネルギーによって穴を形成する様子が
示されている。
ファイバーエンドプローブを用いて生体組織にレーザを
照射し、その熱エネルギーによって穴を形成する様子が
示されている。
【０００７】図１１，１２で符号１は生体組織、２は各
々のプローブ３のレーザ射出端から照射されたレーザの
熱エネルギーによって生じた空隙を示している。
々のプローブ３のレーザ射出端から照射されたレーザの
熱エネルギーによって生じた空隙を示している。
【０００８】さて、図１１の状態からさらに深い穴を形
成するためには、生体組織のより深い領域にレーザを照
射して生体組織を蒸散させなければならない。しかし、
図１１のプローブでは、プローブ端面９が平面であるの
で抵抗が大きく、プローブ先端を生体組織内に容易に挿
入することができなかった。このため、空隙２を同径の
ままでこれ以上深くすることは難しかった。
成するためには、生体組織のより深い領域にレーザを照
射して生体組織を蒸散させなければならない。しかし、
図１１のプローブでは、プローブ端面９が平面であるの
で抵抗が大きく、プローブ先端を生体組織内に容易に挿
入することができなかった。このため、空隙２を同径の
ままでこれ以上深くすることは難しかった。
【０００９】また、図１２のプローブ３ではプローブ先
端９ａが幾分丸くなっているものの、やはり生体組織内
にプローブを挿入することは容易でなく、レーザの蒸散
作用を利用して生体組織に深い空隙を作ることは困難で
あった。
端９ａが幾分丸くなっているものの、やはり生体組織内
にプローブを挿入することは容易でなく、レーザの蒸散
作用を利用して生体組織に深い空隙を作ることは困難で
あった。
【００１０】他方、レーザの強度を高めることによって
ある程度の深さの穴を形成することは可能であるが、こ
の場合には穴の形状（特に内径）を正確にコントロール
することができなかった。
ある程度の深さの穴を形成することは可能であるが、こ
の場合には穴の形状（特に内径）を正確にコントロール
することができなかった。
【００１１】本発明は、このような従来技術の問題点を
解消し、人体組織に微小な穴を正確かつ容易に形成する
ための手術用レーザプローブに関するものである。
解消し、人体組織に微小な穴を正確かつ容易に形成する
ための手術用レーザプローブに関するものである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、照射対象物に
照射する光を射出する光源部と、該光源部からの光を照
射対象物に照射するファイバー部と、上記ファイバー部
の少なくとも射出端側の先端部分を被覆する被覆部と、
上記被覆部のファイバー射出端側がテーパー状に形成さ
れていることを特徴とする手術用レーザプローブを要旨
としている。
照射する光を射出する光源部と、該光源部からの光を照
射対象物に照射するファイバー部と、上記ファイバー部
の少なくとも射出端側の先端部分を被覆する被覆部と、
上記被覆部のファイバー射出端側がテーパー状に形成さ
れていることを特徴とする手術用レーザプローブを要旨
としている。
【００１３】
【実施例】以下、図面を参照して本発明の好適な実施例
を説明する。図１は、本発明による手術用レーザプロー
ブの先端部分を示す断面図である。
を説明する。図１は、本発明による手術用レーザプロー
ブの先端部分を示す断面図である。
【００１４】手術用レーザプローブ１０は、コア１１と
クラッド１２から成るレーザ導光用の光ファイバー１３
と、ステンレス等で形成された保護チューブ１５で形成
されている。光ファイバー１３と保護チューブ１５は充
填接着材１４によって固定されている。保護チューブ１
５の先端部１５ａはテーパ状すなわち先細形状になって
いる。
クラッド１２から成るレーザ導光用の光ファイバー１３
と、ステンレス等で形成された保護チューブ１５で形成
されている。光ファイバー１３と保護チューブ１５は充
填接着材１４によって固定されている。保護チューブ１
５の先端部１５ａはテーパ状すなわち先細形状になって
いる。
【００１５】手術用レーザとしては、水に良く吸収され
る波長約３μｍの波長のレーザ、例えば２．９４μｍの
波長のＥｒ／ＹＡＧ（エルビウムヤグ）レーザを用いる
ことが好ましい。
る波長約３μｍの波長のレーザ、例えば２．９４μｍの
波長のＥｒ／ＹＡＧ（エルビウムヤグ）レーザを用いる
ことが好ましい。
【００１６】光ファイバー１３の材質は、人体に害がな
く、耐熱性に優れており、レーザ光源の波長である波長
３μｍ付近の吸収が少ない素材が好ましい。具体的には
−ＯＨ基が少ない無水石英ファイバー等が利用できる。
く、耐熱性に優れており、レーザ光源の波長である波長
３μｍ付近の吸収が少ない素材が好ましい。具体的には
−ＯＨ基が少ない無水石英ファイバー等が利用できる。
【００１７】保護チューブ１５は、人体に害がなく、酸
やアルカリに強く、腐食しにくく、衝撃に強い素材が好
ましい。具体的な素材としては、オーステナイト系ステ
ンレスＳＵＳ３０４などが相当する。
やアルカリに強く、腐食しにくく、衝撃に強い素材が好
ましい。具体的な素材としては、オーステナイト系ステ
ンレスＳＵＳ３０４などが相当する。
【００１８】充填接着材としては、人体に害がなく、耐
熱性に優れているものが適している。充填接着材に相応
しいものとして、エポキシ径の接着材、例えば、Ｄｅｖ
ｃｏｎ ２−Ｔｏｎ Ｅｐｏｘｙ ２時間硬化型（商品
名）が採用できる。この接着材は主材であるエポキシの
分子量が２０万〜３０万、硬化剤であるアミンの分子量
が２万〜３万、混合初期粘度が５〜７Ｐａ・Ｓ（５００
０〜７０００ｃＰ）の特徴があり、接着強度が大きい
上、硬化収縮が少なく完全硬化率が優れるという特徴が
ある。
熱性に優れているものが適している。充填接着材に相応
しいものとして、エポキシ径の接着材、例えば、Ｄｅｖ
ｃｏｎ ２−Ｔｏｎ Ｅｐｏｘｙ ２時間硬化型（商品
名）が採用できる。この接着材は主材であるエポキシの
分子量が２０万〜３０万、硬化剤であるアミンの分子量
が２万〜３万、混合初期粘度が５〜７Ｐａ・Ｓ（５００
０〜７０００ｃＰ）の特徴があり、接着強度が大きい
上、硬化収縮が少なく完全硬化率が優れるという特徴が
ある。
【００１９】図２を参照してテーパ部をさらに詳しく説
明する。図２は図１のプローブのテーパ部を示す拡大断
面図である。符号ａはレーザ導光用の光ファイバーのコ
ア径、ｂは保護チューブの外径、ｃは保護チューブの肉
厚、ｄはテーパ部分の長さ、ｅはテーパ部がプローブの
軸ｆとなす角度（テーパ角度という）である。
明する。図２は図１のプローブのテーパ部を示す拡大断
面図である。符号ａはレーザ導光用の光ファイバーのコ
ア径、ｂは保護チューブの外径、ｃは保護チューブの肉
厚、ｄはテーパ部分の長さ、ｅはテーパ部がプローブの
軸ｆとなす角度（テーパ角度という）である。
【００２０】眼科の分野では、緑内障や涙道等の治療で
生体組織に深い空隙を空ける手術が行われている。この
場合、空隙の内径は例えば１００〜５００μｍである。
生体組織に深い空隙を空ける手術が行われている。この
場合、空隙の内径は例えば１００〜５００μｍである。
【００２１】プローブ先端からレーザを照射して生体組
織に空隙を形成し、その空隙内にプローブを挿入してさ
らに空隙を深くするためには、角度ｅが４５°以下であ
ることが望ましい。角度ｅが４５度を超えると、プロー
ブ先端を生体組織内にスムーズに挿入することが難しく
なる。
織に空隙を形成し、その空隙内にプローブを挿入してさ
らに空隙を深くするためには、角度ｅが４５°以下であ
ることが望ましい。角度ｅが４５度を超えると、プロー
ブ先端を生体組織内にスムーズに挿入することが難しく
なる。
【００２２】プローブの挿入には、保護チューブ１５の
肉厚ｃはできる限り小さいほうが都合が良い。このた
め、保護チューブ外径と光ファイバーコア径の比ｂ／ａ
は２以下になるように設定するのが好ましい。しかし、
肉厚が余り薄くなると光ファイバーの保護が十分でなく
なるため、保護チューブ１５の肉厚ｃは手術時にプロー
ブ全体の強度不足が生じない程度に設定する必要があ
る。
肉厚ｃはできる限り小さいほうが都合が良い。このた
め、保護チューブ外径と光ファイバーコア径の比ｂ／ａ
は２以下になるように設定するのが好ましい。しかし、
肉厚が余り薄くなると光ファイバーの保護が十分でなく
なるため、保護チューブ１５の肉厚ｃは手術時にプロー
ブ全体の強度不足が生じない程度に設定する必要があ
る。
【００２３】図３〜７を参照して、プローブ１０を用い
て生体組織に微細な穴２を空ける動作を説明する。ま
ず、図３に示すように生体膜１の所定位置にプローブ１
０の先端を軽く接触させて、そこにレーザを照射する。
レーザの波長は、生体組織の主成分である水に効率良く
エネルギーが吸収される波長とする。光源としては、３
μｍ付近の赤外レ−ザ−、例えば、波長が２．９μｍの
ＨＦレーザを用いることができる。
て生体組織に微細な穴２を空ける動作を説明する。ま
ず、図３に示すように生体膜１の所定位置にプローブ１
０の先端を軽く接触させて、そこにレーザを照射する。
レーザの波長は、生体組織の主成分である水に効率良く
エネルギーが吸収される波長とする。光源としては、３
μｍ付近の赤外レ−ザ−、例えば、波長が２．９μｍの
ＨＦレーザを用いることができる。
【００２４】レーザを照射すると蒸散作用によって、図
４に示すように生体膜１に空隙２が形成される。ここで
プローブ１０を図５の矢印ｇ方向に軽く押すと、プロー
ブ１０の先端部が空隙を押し広げるようにして空隙内に
挿入される。
４に示すように生体膜１に空隙２が形成される。ここで
プローブ１０を図５の矢印ｇ方向に軽く押すと、プロー
ブ１０の先端部が空隙を押し広げるようにして空隙内に
挿入される。
【００２５】この動作を連続的に繰り返すことによっ
て、図６に示すように生体組織１にプローブの先端を貫
通させることができる。
て、図６に示すように生体組織１にプローブの先端を貫
通させることができる。
【００２６】最後にプローブ１０を引き抜くことによっ
て、図７に示すように生体組織１に形成された貫通穴２
ａが現れる。
て、図７に示すように生体組織１に形成された貫通穴２
ａが現れる。
【００２７】プローブ先端から照射されるレーザの発散
角度は、ファイバーの開口数（Ｎ．Ａ．）に依存する。
通常、貫通穴２ａの内径ｈはファイバーのコア径ａより
も多少大きくなるが、プローブ１０の外径ｂよりは小さ
くなることが実験により判明している。
角度は、ファイバーの開口数（Ｎ．Ａ．）に依存する。
通常、貫通穴２ａの内径ｈはファイバーのコア径ａより
も多少大きくなるが、プローブ１０の外径ｂよりは小さ
くなることが実験により判明している。
【００２８】従って、例えば１００〜５００μｍの貫通
穴を形成する場合には、貫通穴の径よりも多少大きめの
径のプローブを用いればよいのである。
穴を形成する場合には、貫通穴の径よりも多少大きめの
径のプローブを用いればよいのである。
【００２９】次に図８〜１０を参照して本発明の変形例
を簡単に説明する。
を簡単に説明する。
【００３０】図８のプローブ２０では、ファイバー２３
の先端２１ａが先細円すい形になっていて、保護チュー
ブの先端２５ａと連続したテーパ面を形成している。フ
ァイバー先端２１ａの角度は鋭角になっている。この様
な構成のプローブ２０でも同様の効果を得ることができ
る。光ファイバ−２３と保護チュ−ブ２５は、充填接着
材２４によって、固定されている。
の先端２１ａが先細円すい形になっていて、保護チュー
ブの先端２５ａと連続したテーパ面を形成している。フ
ァイバー先端２１ａの角度は鋭角になっている。この様
な構成のプローブ２０でも同様の効果を得ることができ
る。光ファイバ−２３と保護チュ−ブ２５は、充填接着
材２４によって、固定されている。
【００３１】図９に示したプローブ３０では、プローブ
先端３０ａの構成が図１のプローブ１０と同様になって
いる。そのテーパ状部分３０ａの根元部分には熱凝固用
のヒータ３１が設けられている。これはジアテルミー凝
固用の電極であってもよい。符号３２，３３はそれぞれ
第１，２電極であり、３４ａ，３４ｂは第１電極第２電
極へ通じる導電線である。３５はステンレスチューブで
ある。
先端３０ａの構成が図１のプローブ１０と同様になって
いる。そのテーパ状部分３０ａの根元部分には熱凝固用
のヒータ３１が設けられている。これはジアテルミー凝
固用の電極であってもよい。符号３２，３３はそれぞれ
第１，２電極であり、３４ａ，３４ｂは第１電極第２電
極へ通じる導電線である。３５はステンレスチューブで
ある。
【００３２】図１０には赤外レーザ光源部４０とジアテ
ルミー用電源部４１が示されている。符号３９はプロー
ブ把持部であり、３８は光ファイバー及び電導線からな
るケーブルである。
ルミー用電源部４１が示されている。符号３９はプロー
ブ把持部であり、３８は光ファイバー及び電導線からな
るケーブルである。
【００３３】このプローブ３０は、例えば血管に富んだ
組織に空隙を形成するのに適している。すなわち、ファ
イバーからレーザを照射することによって空隙を形成し
ていくと同時に、ヒータ３１が空隙の内壁を熱凝固して
止血を行うのである。
組織に空隙を形成するのに適している。すなわち、ファ
イバーからレーザを照射することによって空隙を形成し
ていくと同時に、ヒータ３１が空隙の内壁を熱凝固して
止血を行うのである。
【００３４】図１３のプローブ４０では、ファイバー部
の先端が平面で切り落とされた保護チューブの端部から
相当量だけ突出している。保護チューブの先端３５ａと
ファイバー部の先端３１ａの段差を充填接着材３４ａで
テーパ状に形成している。
の先端が平面で切り落とされた保護チューブの端部から
相当量だけ突出している。保護チューブの先端３５ａと
ファイバー部の先端３１ａの段差を充填接着材３４ａで
テーパ状に形成している。
【００３５】ここで、ファイバー径が２００μｍ、保護
チューブ径が４００μｍ、肉厚差１００μｍ、としたと
きに、保護チューブの先端よりファイバーが突出してい
る長さが１〜５ｍｍ程度でも、使用に耐え得るプローブ
の作成が行える。この場合のテーパ角度は、５．７゜〜
１．１５゜となる。
チューブ径が４００μｍ、肉厚差１００μｍ、としたと
きに、保護チューブの先端よりファイバーが突出してい
る長さが１〜５ｍｍ程度でも、使用に耐え得るプローブ
の作成が行える。この場合のテーパ角度は、５．７゜〜
１．１５゜となる。
【００３６】このように構成することにより、保護チュ
ーブをテーパー状に加工することに比べ、ファイバー先
端の被覆膜の厚みを薄く、小さなテーパ角度のプローブ
を作成することができ、レーザを照射して形成された空
隙にプローブ先端をよりスムースに挿入することができ
る。
ーブをテーパー状に加工することに比べ、ファイバー先
端の被覆膜の厚みを薄く、小さなテーパ角度のプローブ
を作成することができ、レーザを照射して形成された空
隙にプローブ先端をよりスムースに挿入することができ
る。
【００３７】次に、この構造の作成方法について説明す
る。
る。
【００３８】保護チューブ先端からファイバーを所定量
突き出し、この状態で保護チューブの先端まで、上述し
た充填接着剤と同じ素材の接着剤に浸漬またはこれを塗
布して図１３に示すようなテーパー形状とする。
突き出し、この状態で保護チューブの先端まで、上述し
た充填接着剤と同じ素材の接着剤に浸漬またはこれを塗
布して図１３に示すようなテーパー形状とする。
【００３９】
【発明の効果】本発明の手術用レーザプローブは、照射
対象物に照射する光を射出する光源部と、該光源部から
の光を照射対象物に照射するファイバー部と、上記ファ
イバー部の少なくとも射出端側の先端部分を被覆する被
覆部を有し、上記被覆部のファイバー射出端側がテーパ
ー状に形成されているので、レーザの生体組織に対する
蒸散作用を利用して生体組織に正確かつ容易に深い空隙
を形成することが可能である。
対象物に照射する光を射出する光源部と、該光源部から
の光を照射対象物に照射するファイバー部と、上記ファ
イバー部の少なくとも射出端側の先端部分を被覆する被
覆部を有し、上記被覆部のファイバー射出端側がテーパ
ー状に形成されているので、レーザの生体組織に対する
蒸散作用を利用して生体組織に正確かつ容易に深い空隙
を形成することが可能である。
【００４０】なお、本発明は前述の実施例に限定されな
い。例えば、プローブ先端のテーパ形状は流線形状のよ
うな丸みをおびていてもよい。また、プローブ先端は、
横断面形状が多角形になるような先細であってもよい。
い。例えば、プローブ先端のテーパ形状は流線形状のよ
うな丸みをおびていてもよい。また、プローブ先端は、
横断面形状が多角形になるような先細であってもよい。
【図１】本発明の手術用レーザプローブの実施例を示す
断面図。
断面図。
【図２】図１のプローブ先端の拡大断面図。
【図３】図１のプローブを生体組織に当接した状態を示
す動作説明図。
す動作説明図。
【図４】図３の位置にあるプローブで空隙を形成した状
態を示す動作説明図。
態を示す動作説明図。
【図５】プローブ先端を空隙に挿入した状態を示す動作
説明図。
説明図。
【図６】プローブを生体組織に貫通させた状態を示す動
作説明図。
作説明図。
【図７】プローブを抜き去った状態を示す動作説明図。
【図８】本発明の他の実施例を示す断面図。
【図９】本発明のさらに他の実施例を示す側面図。
【図１０】図９のプローブの説明図。
【図１１】従来技術の説明図。
【図１２】他の従来技術の説明図。
【図１３】本発明の変形例を示す断面図。
１ 生体組織 ２ 空隙 ２ａ 貫通穴 １０，２０，３０，４０ 手術用レーザプローブ １１，２１，３１ コア １２，２２，３２ クラッド １３，２３，３３ 光ファイバー １４，２４，３４ 充填接着材 １５，２５，３５ 保護チューブ １５ａ，３０ａ，３４ａ テーパ部 ３１ ヒータ ３２，３３ 電極 ３４ ステンレスチューブ
Claims (5)
- 【請求項１】 照射対象物に照射する光を射出する光源
部と、 該光源部からの光を照射対象物に照射するファイバー部
と、 上記ファイバー部の少なくとも射出端側の先端部分を被
覆する被覆部と、 上記被覆部のファイバー射出端側がテーパー状に形成さ
れていることを特徴とする手術用レーザプローブ。 - 【請求項２】 請求項１記載の手術用レーザプローブに
おいて、 ファイバー射出端側の上記被覆部及び上記ファイバー射
出端が連続してテーパー状に形成されていることを特徴
とする手術用レーザプローブ。 - 【請求項３】 請求項１記載の手術用レーザプローブに
おいて、 ファイバー射出端側の上記被覆部にジアテルミー凝固用
の電極を有していることを特徴とする手術用レーザプロ
ーブ。 - 【請求項４】 請求項１記載の手術用レーザプローブに
おいて、 上記テーパー状の部分のテーパー角度は、４５度以下で
あることを特徴とする手術用レーザプロープ。 - 【請求項５】 請求項１記載の手術用レーザプローブに
おいて、 上記ファイバー部は、その射出端側で上記被覆部よりも
突出しており、上記ファイバー部の突出した部分が接着
材により、テーパー状に覆われていることを特徴とする
手術用レーザプローブ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13965794A JP3679142B2 (ja) | 1993-06-03 | 1994-05-31 | 手術用レーザープローブ |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15637493 | 1993-06-03 | ||
| JP5-156374 | 1993-06-03 | ||
| JP13965794A JP3679142B2 (ja) | 1993-06-03 | 1994-05-31 | 手術用レーザープローブ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0747082A true JPH0747082A (ja) | 1995-02-21 |
| JP3679142B2 JP3679142B2 (ja) | 2005-08-03 |
Family
ID=26472392
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP13965794A Expired - Fee Related JP3679142B2 (ja) | 1993-06-03 | 1994-05-31 | 手術用レーザープローブ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3679142B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6653925B1 (en) | 2000-06-16 | 2003-11-25 | Anzen Dengu Kabushiki Kaisha | Method for insulating leads of thermal fuse with insulating tubes and thermal fuse therefor |
-
1994
- 1994-05-31 JP JP13965794A patent/JP3679142B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6653925B1 (en) | 2000-06-16 | 2003-11-25 | Anzen Dengu Kabushiki Kaisha | Method for insulating leads of thermal fuse with insulating tubes and thermal fuse therefor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3679142B2 (ja) | 2005-08-03 |
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