JPH0813306B2 - レーザ治療装置 - Google Patents
レーザ治療装置Info
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- JPH0813306B2 JPH0813306B2 JP2281924A JP28192490A JPH0813306B2 JP H0813306 B2 JPH0813306 B2 JP H0813306B2 JP 2281924 A JP2281924 A JP 2281924A JP 28192490 A JP28192490 A JP 28192490A JP H0813306 B2 JPH0813306 B2 JP H0813306B2
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- laser
- light
- quartz fiber
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、たとえば体腔内の生体組織にレーザ光を
照射して治療するレーザ治療装置に関する。
照射して治療するレーザ治療装置に関する。
［従来の技術］ 体腔内の生体組織にレーザ光を照射して治療するレー
ザ治療装置において、生体組織の蛋白質成分を変成させ
るに十分な量となるような波長（1.32μｍ）および出力
で生体組織に光エネルギーを付与するレーザ治療装置
は、特表昭61−500104号公報で知られている。また1.4
〜2.2μｍの出力波長で作動するレーザ発生源と、この
レーザ光を伝送するシリカ光ファイバと、レーザ発生源
の出力を光ファイバ末端部に配向する手段とからなる生
体組織の外科的除去装置は、特開昭62−34553号公報で
知られている。
ザ治療装置において、生体組織の蛋白質成分を変成させ
るに十分な量となるような波長（1.32μｍ）および出力
で生体組織に光エネルギーを付与するレーザ治療装置
は、特表昭61−500104号公報で知られている。また1.4
〜2.2μｍの出力波長で作動するレーザ発生源と、この
レーザ光を伝送するシリカ光ファイバと、レーザ発生源
の出力を光ファイバ末端部に配向する手段とからなる生
体組織の外科的除去装置は、特開昭62−34553号公報で
知られている。
ところで、レーザ発生源から発生したレーザ光を伝送
するための光ファイバは、一般に純粋石英ファイバを使
用している。この純粋石英ファイバは、波長によって伝
送損失が大きく異なり、波長が1.32μｍであると、第８
図に示すように、透過率が低く、効率的な伝送ができな
いという問題がある。また、ゲルマニウムをドープした
石英ファイバは、波長が1.32μｍであっても伝送損失が
少なく、レーザ光を目的部位まで効率的に伝送できる
が、ゲルマニウムをドープした石英ファイバは融点が低
く、耐熱性の面で問題が生じ、レーザ治療装置には一般
に純粋石英ファイバを使用している。
するための光ファイバは、一般に純粋石英ファイバを使
用している。この純粋石英ファイバは、波長によって伝
送損失が大きく異なり、波長が1.32μｍであると、第８
図に示すように、透過率が低く、効率的な伝送ができな
いという問題がある。また、ゲルマニウムをドープした
石英ファイバは、波長が1.32μｍであっても伝送損失が
少なく、レーザ光を目的部位まで効率的に伝送できる
が、ゲルマニウムをドープした石英ファイバは融点が低
く、耐熱性の面で問題が生じ、レーザ治療装置には一般
に純粋石英ファイバを使用している。
［発明が解決しようとする課題］ ところが、レーザ発生源から発生したレーザ光を伝送
するための光ファイバに純粋石英ファイバーを使用した
場合、波長が1.32μｍであると、伝送損失が大きく、効
率的な伝送ができないという問題があり、損失分を補う
ためにパワーアップする必要があり、治療装置としては
安全性の面で問題が生じる。
するための光ファイバに純粋石英ファイバーを使用した
場合、波長が1.32μｍであると、伝送損失が大きく、効
率的な伝送ができないという問題があり、損失分を補う
ためにパワーアップする必要があり、治療装置としては
安全性の面で問題が生じる。
この発明は、前記事情に着目してなされたもので、そ
の目的とするところは、波長が1.32μｍであっても伝送
損失が少なく、目標部位近傍まで効率的な伝送が行え、
発生レーザのパワーアップが不要で安全性の面に問題も
発生せず、かつ高温度になる部分の耐熱性も見事に確保
されるレーザ治療装置を提供することにある。
の目的とするところは、波長が1.32μｍであっても伝送
損失が少なく、目標部位近傍まで効率的な伝送が行え、
発生レーザのパワーアップが不要で安全性の面に問題も
発生せず、かつ高温度になる部分の耐熱性も見事に確保
されるレーザ治療装置を提供することにある。
［課題を解決するための手段及び作用］ この発明は、前記目的を達成するために、1.32μｍの
波長を発生するNd;YAGレーザ発生装置と、このレーザ発
生装置から発生するNd;YAGレーザ光を集光する集光光学
系と、この集光光学系で集光されたNd;YAGレーザ光を導
光して被治療部側へ出射させるゲルマニウムをドープし
た石英ファイバと、この石英ファイバから出射されたN
d;YAGレーザ光を導光して被治療部へ出射させる耐熱性
導光部材とから構成する。
波長を発生するNd;YAGレーザ発生装置と、このレーザ発
生装置から発生するNd;YAGレーザ光を集光する集光光学
系と、この集光光学系で集光されたNd;YAGレーザ光を導
光して被治療部側へ出射させるゲルマニウムをドープし
た石英ファイバと、この石英ファイバから出射されたN
d;YAGレーザ光を導光して被治療部へ出射させる耐熱性
導光部材とから構成する。
レーザ発生装置から発生するNd;YAGレーザ光は集光さ
れた後、ゲルマニウムをドープした石英ファイバを透過
し、さらに、この石英ファイバから出射されたNd;YAGレ
ーザ光を耐熱性導光部材を介して導光して被治療部へ出
射させることにある。
れた後、ゲルマニウムをドープした石英ファイバを透過
し、さらに、この石英ファイバから出射されたNd;YAGレ
ーザ光を耐熱性導光部材を介して導光して被治療部へ出
射させることにある。
［実施例］ 以下、この発明の各実施例を図面に基づいて説明す
る。
る。
第１図は第１の実施例を示すもので、１は1.32μｍの
波長を発生するNd;YAGレーザ発生装置である。このレー
ザ発生装置１はNd;YAGをレーザ媒質として用いたもの
で、Nd;YAG結晶の一端を1.32μｍ全反射コーティング、
他端を1.32μｍ数％を透過コーティングとしてレーザ光
を得るものである。このレーザ発生装置１の出射部には
1.32μｍの波長を発生するNd;YAGレーザ光Ｌを効率よく
集光するコーティングが施された集光光学系としての集
光レンズ２が設けられている。この集光レンズ２にはゲ
ルマニウムをドープした石英ファイバ３の一端が対向し
ており、この他端にはファイバジョイント部５を介して
耐熱性導光部材としての純粋石英ファイバ６が接続され
ている。そして、この純粋石英ファイバ６は1.32μｍの
波長のNd;YAGレーザ光Ｌを導光して目的部位の被治療部
４に照射される。
波長を発生するNd;YAGレーザ発生装置である。このレー
ザ発生装置１はNd;YAGをレーザ媒質として用いたもの
で、Nd;YAG結晶の一端を1.32μｍ全反射コーティング、
他端を1.32μｍ数％を透過コーティングとしてレーザ光
を得るものである。このレーザ発生装置１の出射部には
1.32μｍの波長を発生するNd;YAGレーザ光Ｌを効率よく
集光するコーティングが施された集光光学系としての集
光レンズ２が設けられている。この集光レンズ２にはゲ
ルマニウムをドープした石英ファイバ３の一端が対向し
ており、この他端にはファイバジョイント部５を介して
耐熱性導光部材としての純粋石英ファイバ６が接続され
ている。そして、この純粋石英ファイバ６は1.32μｍの
波長のNd;YAGレーザ光Ｌを導光して目的部位の被治療部
４に照射される。
ここで使用しているゲルマニウムをドープした石英フ
ァイバ３は、第８図に示すように、波長が1.32μｍのN
d;YAGレーザ光であっても伝送損失が小さく、効率よく
伝送できるが、純粋石英ファイバ６に比べて融点が低い
ため焼損しやすい。そこで、被治療部４に向ってレーザ
光を照射する出射端近傍、つまり高温度になる部分を耐
熱性の高い純粋石英ファイバ６としている。このように
構成することによって純粋石英ファイバ６の長さが短く
なり、1.32μｍの波長のNd;YAGレーザ光Ｌであっても透
過率に影響しない。
ァイバ３は、第８図に示すように、波長が1.32μｍのN
d;YAGレーザ光であっても伝送損失が小さく、効率よく
伝送できるが、純粋石英ファイバ６に比べて融点が低い
ため焼損しやすい。そこで、被治療部４に向ってレーザ
光を照射する出射端近傍、つまり高温度になる部分を耐
熱性の高い純粋石英ファイバ６としている。このように
構成することによって純粋石英ファイバ６の長さが短く
なり、1.32μｍの波長のNd;YAGレーザ光Ｌであっても透
過率に影響しない。
第２図はレーザ治療装置の使用状態を示すもので、10
はレーザ発生装置である。レーザ発生装置10の出射部に
は集光レンズ11を介して光ファイバ12を内蔵したレーザ
プローブ13が接続されている。14は内視鏡であり、内視
鏡14の挿通チャンネル15にレーザプローブ13を挿通し、
血管16内の分岐管17に発生した血栓18を除去する様子を
示している。
はレーザ発生装置である。レーザ発生装置10の出射部に
は集光レンズ11を介して光ファイバ12を内蔵したレーザ
プローブ13が接続されている。14は内視鏡であり、内視
鏡14の挿通チャンネル15にレーザプローブ13を挿通し、
血管16内の分岐管17に発生した血栓18を除去する様子を
示している。
このようなレーザ治療においてはレーザプローブ13の
外表面があ血管16の内面に接触するが、血管16の内膜は
非常にデリケートであって、わずかな損傷であっても血
栓を形成する。そこで、レーザプローブ13の外表面を形
成する樹脂部に親水性潤滑処理を行い、内膜の損傷を最
上限に押さえる。
外表面があ血管16の内面に接触するが、血管16の内膜は
非常にデリケートであって、わずかな損傷であっても血
栓を形成する。そこで、レーザプローブ13の外表面を形
成する樹脂部に親水性潤滑処理を行い、内膜の損傷を最
上限に押さえる。
第３図はレーザプローブ13の先端に光ファイバ12の先
端部を保持する保持具19が設けられている。保持具19に
はねじ部20が設けられ、このねじ部20には先端チップ21
を保持する保持具22がねじ込み固定されている。
端部を保持する保持具19が設けられている。保持具19に
はねじ部20が設けられ、このねじ部20には先端チップ21
を保持する保持具22がねじ込み固定されている。
このように構成されたレーザプローブ13は、光ファイ
バ12から出射されたレーザ光が先端チップ21を加熱した
り、透過して血栓18を除去することができる。さらに、
レーザプローブ13の外表面には、例えばポリアクリルア
ミド等により数十μｍの厚さの親水性潤滑処理層22が施
されている。
バ12から出射されたレーザ光が先端チップ21を加熱した
り、透過して血栓18を除去することができる。さらに、
レーザプローブ13の外表面には、例えばポリアクリルア
ミド等により数十μｍの厚さの親水性潤滑処理層22が施
されている。
第４図は光ファイバ12を囲む保護被覆23に親水性潤滑
処理層22を施した状態を示すものである。
処理層22を施した状態を示すものである。
第５図は複数の光ファイバ24,24と挿通チャンネル25
を有するレーザプローブ26を示すもので、挿通チャンネ
ル25にはガイドワイヤ27が挿通される。このように構成
されたレーザプローブ26においても、外表面に親水性潤
滑処理層22を施すことにより同様の効果が得られる。
を有するレーザプローブ26を示すもので、挿通チャンネ
ル25にはガイドワイヤ27が挿通される。このように構成
されたレーザプローブ26においても、外表面に親水性潤
滑処理層22を施すことにより同様の効果が得られる。
第６図は第５図に示したレーザプローブ26の先端部に
膨縮自在なバルーン28を設けたものである。バルーン28
はレーザプローブ26の内部に軸方向に亘って設けた流体
通路29を介して流体供給源（図示しない）に連通してい
る。さらに、バルーン28の内部に位置するレーザプロー
ブ26の外周面には超音波振動子30が装着され、これはリ
ード線31を介して超音波発振器（図示しない）に接続さ
れている。さらに、レーザプローブ26の外表面およびバ
ルーン28の外表面には親水性潤滑処理層22が施されてい
る。
膨縮自在なバルーン28を設けたものである。バルーン28
はレーザプローブ26の内部に軸方向に亘って設けた流体
通路29を介して流体供給源（図示しない）に連通してい
る。さらに、バルーン28の内部に位置するレーザプロー
ブ26の外周面には超音波振動子30が装着され、これはリ
ード線31を介して超音波発振器（図示しない）に接続さ
れている。さらに、レーザプローブ26の外表面およびバ
ルーン28の外表面には親水性潤滑処理層22が施されてい
る。
第７図はレーザ発生装置の制御ブロックを示すもの
で、32はレーザ発振部33の制御部である。フットスイッ
チ34をオンすると、制御部32からレーザ発振部33に駆動
信号が入力されるとともに、タイマ35が時間をカウント
する。このとき、制御部32からAGC36および発振器37に
信号が入力され、あらかじめ設定された電圧・周波数の
信号を出力する。この信号はあらかじめ設定されたゲイ
ンを持つアンプ38によって増幅され、スピーカ39から音
を発生する。
で、32はレーザ発振部33の制御部である。フットスイッ
チ34をオンすると、制御部32からレーザ発振部33に駆動
信号が入力されるとともに、タイマ35が時間をカウント
する。このとき、制御部32からAGC36および発振器37に
信号が入力され、あらかじめ設定された電圧・周波数の
信号を出力する。この信号はあらかじめ設定されたゲイ
ンを持つアンプ38によって増幅され、スピーカ39から音
を発生する。
タイマ35は設定時間後、制御部32に対して信号を入力
し、制御部32は新たな電圧・周波数の信号をAGC36、発
振器37に入力する。これらの信号はあらかじめゲインを
持つアンプ38によって増幅され、前述と異なるスピーカ
39から音を発生する。
し、制御部32は新たな電圧・周波数の信号をAGC36、発
振器37に入力する。これらの信号はあらかじめゲインを
持つアンプ38によって増幅され、前述と異なるスピーカ
39から音を発生する。
したがって、長時間照射しても警告音が耳障りになる
こともなく、またレーザ発振中であるか否かを異なる音
によって明確に判る。
こともなく、またレーザ発振中であるか否かを異なる音
によって明確に判る。
［発明の効果］ 以上説明したように、この発明によれば、1.32μｍの
波長を発生するNd;YAGレーザ発生装置から発生するNd;Y
AGレーザ光を、ゲルマニウムをドープした石英ファイバ
によって被治療部に伝送するようにしたから、波長が1.
32μｍのNd;YAGレーザ光であっても伝送損失が少なく、
目標部位まで効率よく導くことができる。しかも、被治
療部に向ってレーザ光を照射する出射端近傍、つまり高
温度になる部分を耐熱性導光部材としているために、安
全性の高いレーザ治療ができるという効果がある。
波長を発生するNd;YAGレーザ発生装置から発生するNd;Y
AGレーザ光を、ゲルマニウムをドープした石英ファイバ
によって被治療部に伝送するようにしたから、波長が1.
32μｍのNd;YAGレーザ光であっても伝送損失が少なく、
目標部位まで効率よく導くことができる。しかも、被治
療部に向ってレーザ光を照射する出射端近傍、つまり高
温度になる部分を耐熱性導光部材としているために、安
全性の高いレーザ治療ができるという効果がある。
第１図はこの発明の第１の実施例を示すレーザ治療装置
の構成図、 第２図はレーザ治療装置の使用状態の説明図、 第３図〜第６図は異なるレーザプローブの縦断側面図、 第７図はレーザ発生装置の制御ブロック図、 第８図はゲルマニウムをドープした石英ファイバと純粋
石英ファイバの損失波長特性図である。 １……Nd;YAGレーザ発生装置、２……集光レンズ、３…
…ゲルマニウムをドープした石英ファイバ、４……被治
療部、６……純粋石英ファイバ（耐熱性導光部材）。
の構成図、 第２図はレーザ治療装置の使用状態の説明図、 第３図〜第６図は異なるレーザプローブの縦断側面図、 第７図はレーザ発生装置の制御ブロック図、 第８図はゲルマニウムをドープした石英ファイバと純粋
石英ファイバの損失波長特性図である。 １……Nd;YAGレーザ発生装置、２……集光レンズ、３…
…ゲルマニウムをドープした石英ファイバ、４……被治
療部、６……純粋石英ファイバ（耐熱性導光部材）。
Claims (1)
- 【請求項１】生体組織にレーザ光を照射して治療するレ
ーザ治療装置において、 1.32μｍの波長を発生するNd;YAGレーザ発生装置と、 このレーザ発生装置から発生するNd;YAGレーザ光を集光
する集光光学系と、 この集光光学系で集光されたNd,YAGレーザ光を導光して
被治療部側へ出射させるゲルマニウムをドープした石英
ファイバと、 この石英ファイバから射出されたNd;YAGレーザ光を導光
して被治療部へ出射される耐熱性導光部材と、 を具備したことを特徴とするレーザ治療装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2281924A JPH0813306B2 (ja) | 1990-10-22 | 1990-10-22 | レーザ治療装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2281924A JPH0813306B2 (ja) | 1990-10-22 | 1990-10-22 | レーザ治療装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04156836A JPH04156836A (ja) | 1992-05-29 |
| JPH0813306B2 true JPH0813306B2 (ja) | 1996-02-14 |
Family
ID=17645845
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2281924A Expired - Fee Related JPH0813306B2 (ja) | 1990-10-22 | 1990-10-22 | レーザ治療装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0813306B2 (ja) |
-
1990
- 1990-10-22 JP JP2281924A patent/JPH0813306B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH04156836A (ja) | 1992-05-29 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |