JPH09271477A - レーザー治癒装置 - Google Patents

レーザー治癒装置

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JPH09271477A
JPH09271477A JP8076685A JP7668596A JPH09271477A JP H09271477 A JPH09271477 A JP H09271477A JP 8076685 A JP8076685 A JP 8076685A JP 7668596 A JP7668596 A JP 7668596A JP H09271477 A JPH09271477 A JP H09271477A
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    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy

Abstract

(57)【要約】 【課題】 組織を効率的に癒合させて復元するためにレ
ーザーエネルギーを利用すること。 【解決手段】 復元すべき生体組織の近傍にかかる生体
組織に似た蛋白質の外郭構造を変性蛋白質で形成するこ
とにより生体組織を復元する装置であって、 生体組織
により吸収され熱に変えられる光エネルギーが、生体組
織を常温よりは上で水の沸点よりは下の温度に高めて生
体組織の蛋白質成分の変性を生じさせるのに充分な量と
なるような波長及び出力で生体組織に光エネルギーを賦
与する手段を包含することを特徴とする装置。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】本発明は一般にレーザー治癒装置に関
し、より詳しくは光エネルギーを生体組織に賦与するこ
とにより、かかる組織を、切断組織を接合して創傷を閉
鎖する変性蛋白質である、コラーゲンに変えるためのレ
ーザー治癒装置に関する。歴史的に見れば、縫合法は切
断組織を再結合し創傷を閉鎖するための術法として昔か
ら行なわれてきた技法である。縫合は縫合糸を通した外
科用縫合針により行なわれるが、ごく最近ではかかる縫
合糸として各種ポリマー繊維や金属繊維が使用されてい
る。縫合の意図する機能は、不快感、苦痛、瘢痕及び癒
合するに要する時間を減らすように創傷端縁を癒合中互
に当接したままの状態に維持することにある。従来の縫
合法に関する問題は、縫合が創傷に沿い断続して行なわ
れるため、縫合部位間に間隙が開いたままに残されるこ
とになり、この間隙が塵埃やバクテリアを受入れるよう
にする点にある。その上、感染を起したり組織間の拒絶
反応を起したりする危険が比較的高い頻度で起きること
に加えて、縫合部位間のかかる間隙は最終的にはケロイ
ドで充填され、その結果醜い瘢痕が残されることにな
る。また、縫合材料が異物として存在するため、炎症の
生じることもよくある。
【０００２】従来の縫合法には、その上の欠点として次
のようなものがある。すなわち、縫合部位が軸線方向に
滑動することがあり、そのため接合しようとしている組
織間に相対運動が生じ、創傷の緊密な閉鎖を維持するに
充分な程癒合プロセスが進行する前にかかる縫合部位に
緩るみを生じることがあるというものである。従って、
度々縫合の仕直しをする必要があり、そのため何度も通
院しなければならなくなる。従って、創傷をその全長に
わたって均一に閉鎖する創傷閉鎖装置に対するニーズが
存在するわけである。開いた創傷、つまり外科手術によ
る切開口からの血流を減らすため種々の焼灼法、及び凍
結法が開発されている。一般に、焼灼は血管や毛細管な
どの組織の開放端を焼いて溶封する高熱を利用して行な
われる。周知の焼灼装置の場合、抵抗加熱により金属プ
ローブを発熱させ、この発熱したプローブを焼灼すべき
組織に当てる。別法としては、組織を凍結させる極低温
に血管をさらすことにより望ましくない血流を止めるも
のもある。ごく最近、医療分野では、血流を止める焼灼
を行なうため、１台以上のレーザーにより発生させた強
度の高い光エネルギーを利用している。かかる周知のレ
ーザー装置の場合、血管を焼くために大量の光エネルギ
ーが供給される。レーザーを利用する焼灼については、
ミカエル、アール、スミス（Michael R. Smith) が米国
特許第4,122,853 号の中で図面を参照して説明してい
る。しかしながら、かかる技術を使用すると、焼灼すべ
き組織の周囲の組織が破壊され、そのため治癒時間の延
引、感染、及び瘢痕を招くことになる。
【０００３】最新の技術進歩により、超音波エネルギー
を使用する焼灼法が開発されているが、この場合超音波
エネルギーはナイフの機械的振動エネルギーに変換され
る。かかる、高速で振動するナイフは、接合しようとす
る切断されている血管から離れた血管をも同時に切断し
閉鎖する。バラムス（Balamth)の米国特許第3,794,040
号には超音波振動タイプの装置が記載されている。この
周知の装置では、焼灼しようとする血管を、室温よりは
上でこの血管の焼ける温度より下の温度に加熱するた
め、超音波エネルギーがかかる血管に供給される。こう
して発生した熱は、創傷の閉鎖、つまり接合を行なう膠
としての役目を果たすコラーゲン質を形成する、生体組
織中の蛋白質の変性により止血を生じる。しかし、この
技法は精密な外科手術に広く使用されるには至っていな
い。その理由は、振動するプローブを、作用を受ける組
織に接触させなければならないからである。その上、超
音波エネルギーは、焼灼すべき組織を取巻く組織の全て
に非選択的に吸収され、かかる周囲の組織に作用を及ぼ
す。最近、レーザーの発生する光エネルギーが種々の医
療目的や外科手術のために使用されるようになったが、
その理由はレーザー光が、その単色性と干渉性のため、
レーザーを照射される生体組織の性質に応じて変化する
吸収特性を示すということが明らかになったことによ
る。すなわち、レーザー光を組織中に伝播させる場合、
レーザー光は、伝播する組織によって、実質的に減衰さ
れないこともあるし、殆んど完全に吸収されることもあ
る。当然のことであるが、組織の加熱されて最終的に破
壊される程度は、かかる組織が光エネルギーを吸収する
程度に依存して変化するわけである。一般的に言って、
レーザー光が、その本質から、作用を受けてほしくない
組織を透過し、作用を受けてほしい組織により吸収され
ることが好ましい。たとえば、レーザーを血液、又は水
で濡れた部位で使用する場合、光エネルギーが水、又は
血液によって吸収されず、そのため特に作用を受けてほ
しい組織にレーザーのもつエネルギーの導かれることが
望ましい。かかる選択吸収性のため、手術部位を清掃し
たり乾燥させたりする必要がなくなることから、手術中
に消費する時間の相当な節約が可能になる。
【０００４】光エネルギーを、作用させたい区域に、そ
の正確な位置において、しかも予定のエネルギーレベル
で供給可能であるということが、レーザー装置の、その
上によく知られている利点である。レーザーエネルギー
の照射精度は、大きな切開口を開けたり内視鏡を介して
身体中に挿入したりする必要なしに光エネルギーを身体
内で利用可能にする周知の光ファイバーによって導光さ
れるという、レーザーの具備する能力により向上させる
ことが可能である。手術を行なうためにレーザーの発す
る大きな光エネルギーを導く光ファイバーは、これと組
合わせて、可視光を導く別の光ファイバーと共に使用す
ることができ、また、外科医が身体内で起こりつつある
手術を観視したり制御したりすることのできるような、
像伝送タイプの更に別のタイプの光レーザーと共に使用
することが可能である。電磁波スペクトルの可視域に含
まれるエネルギーを放出することの知られているルビー
レーザーとアルゴンレーザーは、特に眼科学分野で、内
層の網膜を、中層の脈絡膜へ再取付けしたり、眼の前部
に穿孔を開けて眼内圧を低下させ緑内障を治療したりす
るのに使用されて成功を収めている。ルビーレーザーは
0.６９４μｍの波長のエネルギーをもつので、赤色を呈
する。アルゴンレーザーは0.４８８μｍと0.５１５μｍ
の波長のエネルギーを放出するので、青緑色を呈する。
ルービーレーザーやアルゴンレーザーのビームは組織の
水分などの水によっては最少限の吸収を受けるにすぎな
いが、血液中に含まれている色素蛋白質であるヘモグロ
ビンにより強く吸収される。すなわち、ルービーレーザ
ーやアルゴンレーザーのエネルギーは角膜、水晶体、眼
球のガラス体液のような非着色組織によっては僅かに吸
収されるにすぎないが、着色網膜により選択的に吸収さ
れて、この網膜に熱効果を及ぼすことが可能である。
【０００５】現在外科手術に使用されている別タイプの
レーザーには、炭酸ガス（CO2)レーザーがある。ＣＯ2
レーザーは、水によって強く吸収されるビームを放出す
る。ＣＯ2 レーザーの波長は１0.６μｍなので、この波
長は電磁波スペクトルの遠赤外域にある。図１を見ると
分かるように、スペクトルのこの領域におけるエネルギ
ーの水による吸収は非常に大きいため、エネルギーは、
組織の色とは無関係に、高含水率の全軟組織によって吸
収される。従って、ＣＯ2 レーザーは勝れた外科用メス
で、しかも蒸発器になる。エネルギーは殆んど完全に吸
収されるので、その透過の深さは浅く、従って所望の組
織の表面に作用するようエネルギーを制御可能である。
ＣＯ2 レーザーは神経外科で広く利用されるが、その場
合レーザーは神経組織をその下に横たわる組織に与える
損傷を最少限にして蒸発させる、つまり凝固させるため
に使用される。第４番目の、普通に使用されているタイ
プのレーザーは、ネオジウムイオンをドーピングしたＹ
ＡＧレーザーである。ネオジウムイオンをドーピングし
たＹＡＧレーザー、電磁波スペクトルの近赤外域の波長
1.０６μｍに主発振モードを有する。図２を見ると分か
るように、ＮｄイオンをドーピングしたＹＡＧレーザー
は、その放出エネルギーの大部分を水よりも血液によっ
て吸収されるため、出血している大血管の凝固に有効に
使用される。ＮｄイオンをドーピングしたＹＡＧレーザ
ーからの1.０６μｍの放出光は、食道静脈瘤、消化性潰
瘍などの各種胃腸出血病変や動静脈異常を処理するため
内視鏡などを通して伝送される。
【０００６】レーザーエネルギーに露出させた組織を、
焼灼、つまり炭化、つまり蒸発により破壊させるという
ことが、レーザーの周知の全用法に共通の基本特質であ
る。従って、組織をこのように破壊するよりは、むしろ
組織を癒合させて復元するためにレーザーエネルギーを
利用することが本発明の目的である。また本発明の目的
は、創傷閉鎖において、外科用縫合糸に代えて、切断組
織の即時溶封を生成する技術であって、従来法に比し迅
速であり、組織の外科処理が最少限ですみ、感染の可能
性を減じ、しかも最少限の瘢痕しか残さない技術を使用
することにある。本発明の別の目的は、組織の切断要素
の溶封、つまり接合を形成するため、身体それ自身が有
する組織要素を使用することにある。本発明の更に別の
目的は、電気−光エネルギーを使用して、コラーゲン質
組織からつくられている組織と組織が類似したコラーゲ
ン質接合組織を形成することにある。本発明の、その上
の目的は、とりわけ、以下に列挙する諸組織の創傷閉鎖
及び組織復元を行なうことにある。かかる組織の例とし
ては、皮膚、神経繊維、血管などの組織、輸精管、卵管
などの生殖組織、胃腸管、眼組織及び腱がある。
【０００７】本発明の、又別の目的は、上に列挙した諸
組織の創傷閉鎖及び組織復元を迅速に、かつ瘢痕を僅か
しか又は全く残さずに、しかも感染の恐れを最少限とす
るようにして行なうことにある。本発明の、その上に別
の目的は、血液で汚れた部位、又は水で濡れた部位で低
い吸収を示すレーザーエネルギーを使用して通常の手術
部位内で使用されるレーザーの有用性を増大させること
にある。本発明の更に別の目的は、血液にも水にも選択
的に吸収されないレーザーエネルギーを利用することに
より、かかるレーザーエネルギーを組織に深く侵入さ
せ、かつ近隣組織に損傷を与える恐れを実質的に軽減さ
せるようにして、所望の組織上に低温の熱作用を生ぜし
めることを可能にするにある。本発明の、又別の目的
は、創傷を閉鎖すると共に組織を復元する携帯用にも構
成可能なレーザー治癒装置を提供することにある。
【０００８】
【発明の要約】以上記載の諸目的及び他の目的は、容易
に組織を癒合し創傷を閉鎖するコラーゲン物質に、生体
組織を変換するための装置を提供する本発明によって達
成される。本発明によれば、例えば、1.２μｍから1.４
μｍまでの範囲の波長を有する光エネルギーの単色光を
発生させる。創傷の切断部、つまり組織体の切断部をご
く近くに接近させ、光エネルギーのビームをこの接合部
の区域へ導く。光エネルギーのビームを照射すると、創
傷の近傍の組織は、この創傷を閉鎖する生体膠を形成す
る変性蛋白質であるコラーゲン物質に変えられる。光エ
ネルギーの強度は、かかる光エネルギーが創傷の近傍の
組織により吸収されて熱エネルギーに換えられるエネル
ギー吸収効率を、かかる組織のコラーゲン物質に換えら
れる最低温度に対応する最少エネルギー吸収効率と、組
織中の水分が沸騰するに至る水の沸点に対応する最高エ
ネルギー吸収効率とによって限られた範囲内の効率とす
ることにより制御される。一般に、光エネルギーの強度
は、単色光のビームを幾つかの任意の方法で減衰させる
ことにより制御される。光エネルギーそれ自体は、レー
ザーによって発生させる。かかるレーザーは、約1.３２
μｍの第２の波長で発振するＮｄイオンドーピングＹＡ
Ｇレーザーのタイプとすることが好ましい。通常、かか
るＮｄイオンドーピングＹＡＧレーザーは、1.０６μｍ
の主波長で発振する。
【０００９】本発明を1.３２μｍの特定波長に限定した
り、レーザー媒質をＮｄイオンドーピングＹＡＧ結晶ロ
ッドに限定したりする積りはない。本発明の重要な面
は、光エネルギーが水及び／又は血液を通過しても減衰
されずに伝播するけれども、修復を要する生体組織によ
っては吸収されるように特定波長の光エネルギーを選択
することにある。かかる光エネルギーは水及び血液を通
過しても実質的に減衰されないため、濡れていず、した
も血で汚れていない組織の部位で手術を行なう必要性が
回避されることにより、手術手順が簡素化される。本発
明によれば、光エネルギーは、既に延べた1.２μｍから
1.４μｍまでの範囲にある波長を有するエネルギー源、
図示の例ではレーザー、によって発生される。このレー
ザー装置は、光エネルギーのビームを組織中の創傷にま
で導く導光路をその上に具備している。更に、このレー
ザー装置は放出光エネルギーの強度を制御する制御装置
を具備している。放出光のエネルギーは、創傷の近傍の
組織がそのレベルの上ではコラーゲン質に変えられるけ
れども、そのレベルでは修復すべき組織中の水分が沸騰
するには不充分であるような或るレベルに制御される。
【００１０】本発明の１実施例によれば、本発明の装置
はレンズを具備し、このレンズは上記装置の光学系から
光エネルギーがビームとして放出される時このビームが
所定の発散もしくは収束を行なうようにするものであ
る。また、この実施例の装置には、創傷上につくられる
スポットの大きさを光エネルギーの放出ビームの有する
発散特性とは無関係に決定することのできる距離測定装
置が設けられるている。本発明の別の実施例は可視光の
マーカービームを具備し、光エネルギーが当てられる創
傷内の領域を照明し決定する。かかるマーカービーム
は、本実施例の場合のように、電磁波スペクトルの不可
視域の光エネルギーを利用するような装置に使用するも
のとする。上に記載の本発明の方法を実施する外科装置
の場合、1.３２μｍの波長固定、もしくは波長可変のＮ
ｄイオンドーピングＹＡＧレーザーから放出されたレー
ザービームの光路中にはレンズが配置されていて、この
レンズが放出されたビームを光ファイバー上に合焦す
る。シャッターと、手又は足で作動するスイッチで開閉
するタイマーとが上記可撓光ファイバーに設けられてい
る。この光ファイバーはレーザービームを手操作して所
望の組織に当てるようにするハンドピースを又具備して
いる。レーザーの出力、レーザービームのスポットサイ
ズ、露光時間、レーザーの発振モードなどの諸パラメー
ターは必要とする諸目的に応じて調節される。これらの
パラメーターに関する情報を分類するため、マイクロプ
ロセッサーが設けられている。
【００１１】 〔発明の詳細な説明〕生体組織は、引張り強度を与える
蛋白質の外郭構造の形をした細胞層を包含する。蛋白質
は皆水又は脂肪に可溶な側鎖を有するアミノ酸である。
変性蛋白質の再生（naturation）とは、蛋白質が細胞の
内部から去り生体組織の水分と会する時アミノ酸が各蛋
白質のタイプによって同じ形状に折畳まれるプロセスの
ことを謂う。その場合、側鎖の疎水性の部分は分子の内
側へ折畳まれる。生体組織の蛋白質成分の折重ね状態の
解消、つまり蛋白質の変性は加熱によって行なわれる。
生体組織にその蛋白質成分を変成させるに足る量の光エ
ネルギーを賦与することにより、生体組織それ自体に、
傷の部位、つまり切断組織部位に於て、かかる組織を再
生させることが可能であることは知られている。本発明
の特に有用な実施例においては、生体組織の温度を、室
温よりは若干高いが水の沸点以下の温度、好ましくは４
５℃以上であって、特に約６０℃乃至７０℃に昇温する
ため、レーザーの光エネルギーがかかる生体組織に供給
される。生体組織の主成分をなす硬蛋白質であるコラー
ゲンは、エネルギーの供給を受けると、溶液状態にな
り、傷を溶封し切断細胞を吻合する、つまり損傷組織を
再生する「生体膠（biolgcal glue)」を形成するように
変性される。エネルギーを供給する熱源による照射を止
めると、変性蛋白質は再生を開始してもとの組織構造と
略似た組織を形成する。生体の創傷が癒合するにつれ
て、所謂「生体膠」は再吸収されて天然の生体組織によ
り取って代わられる。一言注意して置くが、本明細書で
使用の「傷（lesion) 」となる術語は創傷のことを謂
い、偶然に生じたもの、及び意図して作ったもの、たと
えば生物学プロセスで形成したものも含めることとす
る。
【００１２】理解できるように、傷を即時閉鎖する、つ
まり切断血管を吻合するコラーゲン溶封を形成させるた
めに行なう生体組織の加熱は他にも幾つかの利点を有し
ている。すなわち、治癒時間が短縮されるが、それは手
術を受けた組織への血液供給が術後直ちに再開可能なこ
とによる。その上また、縫合糸を使用しないため瘢痕が
生じないか、生じたとしても僅かである。縫合法は組織
の破壊を招き、傷口に異物を挿入することにより炎症及
び／又は感染を生じ、生体に自然に具わっている再生機
構が傷口を埋めるには幅の広すぎる間隙を切開しなくて
はならない。傷の近傍において、構造蛋白質、つまりコ
ラーゲンが生体細胞と比較して高目の比率に含まれるこ
とになる結果、瘢痕組織が生じるのである。光エネルギ
ーが組織中に熱に変換され、組織はその波長のエネルギ
ーを吸収するのである。図２は可視光が着色組織により
直ちに吸収されることを示している。これに対して、Ｃ
Ｏ2 レーザーが放出するような近赤外光は水と血液のど
ちらにも強く吸収される。現在よく使用される、Ｎｄイ
オンをドーピングしたＹＡＧレーザーは主として波長1.
０６μｍのエネルギーを放出し、水よりも血液により強
く吸収される。従って、ＮｄイオンドーピングＹＡＧレ
ーザーの場合、かかるレーザーの作用区域は、照射エネ
ルギーを吸収する血液のない領域でなければならない。
胃腸管の組織を修復し、皮膚創傷を閉鎖し、腱や血管組
織などの再生可能な組織を修復し再生するため生体膠を
形成するには、低出力の光エネルギービームで組織の厚
い層を貫通させるため、水及び液体中でも比較的僅かの
減衰しか受けない波長を有する光エネルギーの使用が必
要となる。
【００１３】1.２μｍ乃至1.４μｍの波長を有する光エ
ネルギーは水と血液のどちらにも比較的僅かしか吸収さ
れないということが知られている。その上、水と血液の
吸収力の差異は、この波長域において何れか一方が他方
よりも光エネルギーを選択的に吸収される程大きいもの
ではないということも知られている。本発明の特に有利
な実施例の場合、約1.３２μｍの波長を有する光エネル
ギーを発生させるため、Ｎｄイオンをドーピングした市
販のＹＡＧレーザーが使用される。図３は、本発明に使
用されるレーザー手術装置の略図である。図のレーザー
２０は、Ｎｄイオンを光発生アクチベータとしてドーピ
ングしたY3Al5O12を母体結晶とするＹＡＧ結晶ロッドを
レーザー媒質に使用したレーザーである。周知のよう
に、レーザー装置２０は、放出光を増幅する共振器と、
Ｎｄイオンの正常エネルギー準位の反転分布を生じさせ
るためのエネルギーを供給する、クリプトンの直流アー
ク放電管などのポンピング装置とを具備する。かかる反
転分布が、周知のレーザーの原理に従って、光の誘導放
出を生じる。レーザー共振器による共振のない場合、Ｎ
ｄイオンをドーピングしたＹＡＧレーザー常に約1.０６
μｍの波長にある第１の主発振モードで動作する。Ｎｄ
イオンをドーピングしたＹＡＧレーザーは、約1.３２μ
ｍの第２の波長においても光を放出する。第２の放出光
よりも振巾の大きい主発振モードでレーザーを作動させ
る時は、この第２の発振モードは抑制することにする。
代表例において、この第２の発振モードのピーク出力レ
ベルは主発振モードにおける連続発振出力のピーク値の
２０％乃至３０％である。本発明の方法及び装置におい
て利用するのは、この第２の発振波長である。
【００１４】当業者にはすぐ理解できるように、レーザ
ー２０はポンピング用のアーク放電管を放電させるため
の電源とレーザー用冷却装置とを具備している。本発明
に使用するに適したＮｄイオンドーピングＹＡＧレーザ
ーは、アメリカ合衆国、フロリダ州オルランド（Orland
o)、アストロノート通り（Astronaut Boulevard)１１２
２２番地、郵便番号３２８０９号に所在のコントロール
レーザー社（ControlLaser Corporation)により市販さ
れている。レーザー２０から出射するコヒーレントな光
束を光フアイバー２２に集中させるため、レンズ２１を
設ける。このレンズ２１をレンズ系から成るように構成
することも可能である。光フアイバー２２は、所望の波
長を効果的に透過させるものであれば、周知の任意のタ
イプのものであってよい。光フアイバー２２は、レーザ
ーの発する光エネルギーを医者により手動操作されるハ
ンドピース２３に導くための可撓導光路となるものであ
る。好ましくは、シャッター２４をレーザー２０とレン
ズ２１との間に設ける。ハンドピース２３はレーザーエ
ネルギーの解放を制御するシャッタースイッチ２５を含
み、操作者の手から足のどちらかにより作動させること
が可能である。タイマー２６がシャッターを制御するた
め、従ってシャッターによってエネルギーに露出させる
時間を制御するために設けられている。ハンドピース２
３は光ビームをフオーカスしたり、デフオーカスしたり
するレンズを含むこともある。
【００１５】照射すべき組織と光フアイバーの最遠位端
面との間の距離である、レンズのワーキングデイスタン
スを医者がセットすることのできるようにする装置を、
ハンドピース２３が具備していると便利である。図４に
示す実施例の場合、光フアイバーの端に取付けた保護ケ
ース２７と共働するスライドスケール２６が、レンズの
ワーキングディスタンスを、従ってビームスポットの直
径を制御する。図４から明らかのように、ビームの発散
度を調節することによって、ビームスポットの直径は光
フアイバーの最遠位端面と組織との間の距離の増減に伴
って制御される。個々の組織に応じて適切な調節を要す
るレーザーの電気−光学的パラメーターとしては、発振
波長、ビームのスポットサイズ、露出時間、及び発振モ
ード、つまりビームの幾何学的形状寸法がある。特に、
生体組織に作用する熱効果が、かかる電気−光学的パラ
メーターの適切な選択によって制御可能になる。電力密
度は照射光ビームのエネルギー密度の目安となる量であ
って、通常ビームスポットの単位平方センチメートル当
りのワット数で表わされる。この電力密度は所与の吸収
度で発生する熱量に直接相関を有する量である。照射ビ
ームの波長での吸収が少ない場合には、組織をビームに
露出させる時間を長くすることによりもっと大量の熱を
発生させることが可能である。ジュール毎平方センチメ
ートルで表わした放射照射量は、電力密度に露出時間を
乗じた量である。当業者に周知の装置を使用して、レー
ザー２０の出力電力を制御する。本明細書に記載のよう
にしてレーザー２０により組織を復元する目的には、組
織の表面に供給するエネルギーは１０ワット以下に維持
すべきである。その目的とするところは、組織の単位体
積について特定量のエネルギーを供給することにある。
照射すべき組織の体積に相関するスポットサイズを所定
値に定めた場合、同量のエネルギーを供給する、エネル
ギー出力と露出時間の組合わせは多数存在する。すなわ
ち、組織に供給されるエネルギーは１ワット乃至４ワッ
トであるというのが代表例である。しかし、供給エネル
ギーを高くして１０ワットにもすることが可能ではある
が、その場合にはこれに応じて露出時間を短くしなけれ
ばならない。
【００１６】特に、最低次数の透過モードＴＥＭ00の場
合には、高エネルギー出力での切断の目的、又は組織修
復のため微小ビームスポットを実現する目的に使用可能
な、他の場合よりもエネルギー密度の高いビームが得ら
れる。こうする代りに多モード透過光を組織修復のため
使用することも可能であるが、この場合にはビームスポ
ットサイズをＴＥＭ00モードの場合ほど微小にすること
ができない。しかしながら、ビームをデフオーカスする
ことにより、組織の単位面積により小さなエネルギーを
供給することが可能になる。理解できるように、個々の
組織に対して種々の電気−光学的パラメータを選択する
ことは、技爾と経験に基づいて行なわれることである
が、当技術分野において通常の技爾を有する者にとって
は、必要以上の実験を重ねることなしに決定できること
である。特に有用な実施例の場合、種々のタイプの組織
に対して適当な電気−光学的パラメータの設定に関する
データは、フロッピーディスクやＰＲＯＭチップなどの
メモリ装置に符号化してメモリすることが可能である。
この制御装置４０は露出時間とエネルギーレベルを自動
設定するため、及び組織のタイプにとって適切な照射ス
ポットサイズと医者が選択した操作条件とを表示する。
【００１７】図示の例では低出力のヘリウム−ネオンレ
ーザーであるマーカーレーザー３０は、レーザー２０の
赤外線ビームと同焦点に位置合わせしてある。しかしな
がら、レーザー３０は、電磁波スペクトルの可視域の輻
射を放出するものであればどんなタイプのものであって
もよい。ヘリウム−ネオンレーザーである、このマーカ
ーレーザー３０の定格出力は１mW乃至５mWである。マー
カーレーザー３０は、その焦点が主動作レーザー２０の
焦点と一致するように任意周知の技術により配置され
る。オプションの特徴として、図３に示すレーザー装置
を、ごく薄い組織又は加熱をごく表面に限定したい神経
鞘（神経組織の結合織）などの組織に対して使用可能に
するため、補助の光エネルギー供給源５０を上記図３の
装置に組込んで、生体組織により強く吸収される波長を
有する輻射を放出させる。任意の周知タイプのＣＯ2 レ
ーザーが適当な、補助のエネルギー供給源になる。この
補助の、エネルギー供給源５０も又、その出力ビームが
マーカーレーザー３０からの出力ビームと一致するよう
に配置するのが好ましい。その上更に指摘して置くと、
発振波長1.０６ミクロンのＮｄイオンドーピングＹＡＧ
レーザー２０は、組織の凝固とか、創傷の止血とかの目
的に応じて、当業者にとり周知の手段によって選択可能
である。
【００１８】図示の実施例では、図３の装置を傷の存在
する部位で皮膚を閉鎖するために使用する。傷の組織端
縁を、たとえば手動操作によりごく近くにまで接近させ
る。ハンドピース２３を、傷の上方で所望のビームスポ
ットが生じるような位置に配置する。組織が４５℃以上
ではあるが、水の沸点（１００℃）以下の温度に加熱さ
れるように、レーザーを出力、スポットサイズ、及び露
出時間について調節する。代表的なスポットサイズは、
組織に供給されるエネルギーレベルが１Ｗ乃至５Ｗの場
合に、0.１mm乃至1.０mmの範囲にあり、この時の照射時
間は0.０５秒乃至5.０秒である。かかる調節値に電気−
光学的パラメータを設定してレーザー２０の1.３２μｍ
の光エネルギーを傷の部位に照射すると、傷の部位にあ
る組織は、かかる組織を作用区域が血で汚れていると
か、濡れているとかには無関係に再生するに必要な深さ
まで組織の蛋白質の分性を生じさせるに足る温度にまで
加熱される。上に記載したものと同じ電気−光学的パラ
メータを適用して、血管組織体、腱、輸精管、卵管、胃
腸管、硬膜、及び膜などの多数の軟組織の復元が行なわ
れる。修復すべき組織に供給されるエネルギーのレベル
を変更することによって、軟骨及び鼓膜が以上に記載し
た本発明に従って修復される。
【００１９】上に延べた諸実施例は例示のためのもので
あって、本発明を限定するものと解すべきではない。本
発明の精神と範囲とから逸れることなく他の改変や適用
を案出することが可能なことは当業者にとって明らかな
はずである。たとえば、レーザーエネルギーを患者の処
置部位にミラーつき関節アームによって伝達することが
可能であり、あるいは内視鏡により患者の体内に伝達す
ることも又可能である。その上、Ｎｄイオンをドーピン
グしたＹＡＧ結晶以外の材料も又、所望の波長で光エネ
ルギーを発生させるレーザー媒質として使用可能であ
る。
【図面の簡単な説明】 本発明の上述の諸目的と他の目的、本発明の特徴と利点
は添付図面を参照して以下の説明を読めばいっそうよく
理解されよう。
【図１】光エネルギーの水による吸光度と、血液による
吸光度を、賦与エネルギーの波長の関数としてそれぞれ
にプロットしたグラフである。
【図２】光エネルギーの水による吸光度と、血液による
吸光度を、賦与エネルギーの波長の関数としてそれぞれ
にプロットしたグラフである。
【図３】本発明に従って使用されるレーザー手術装置の
略ブロック図である。
【図４】距離と共に変化するビームスポットサイズが生
じるようにビームを発散させるハンドピースの略側面図
である。
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成８年４月２４日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】

Claims (4)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 復元すべき生体組織の近傍にかかる生体
    組織に似た蛋白質の外郭構造を変性蛋白質で形成するこ
    とにより生体組織を復元する装置であって、 生体組織により吸収され熱に変えられる光エネルギー
    が、生体組織を常温よりは上で水の沸点よりは下の温度
    に高めて生体組織の蛋白質成分の変性を生じさせるのに
    充分な量となるような波長及び出力で生体組織に光エネ
    ルギーを賦与する手段を包含することを特徴とする装
    置。
  2. 【請求項２】 上記波長が1.２μｍから1.４μｍまでの
    範囲内にある請求項１に記載の装置。
  3. 【請求項３】 上記出力が１０ワット以下である請求項
    １に記載の装置。
  4. 【請求項４】 上記波長が1.３２μｍであり、上記賦与
    する段階がＮｄイオンをドーピングしたＹＡＧレーザー
    の第２の波長で発生する光エネルギーを供給することを
    包含する請求項３に記載の装置。
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