JPH09511413A

JPH09511413A - 流体環境におけるレーザー装置

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Publication number: JPH09511413A
Application number: JP7519610A
Authority: JP
Inventors: ルイス、アーロン; パランカー、ダニエル; トゥロベッツ、イゴー
Original assignee: ルイス、アーロン; パランカー，ダニエル; トゥロベッツ，イゴー
Priority date: 1994-01-23
Filing date: 1995-01-23
Publication date: 1997-11-18
Also published as: DE69532922T2; EP0746382B1; EP0746382A1; EP0746382A4; WO1995019811A1; DE69532922D1; US6039726A; IL108413A0

Abstract

(57)【要約】本発明は、光ファイバー（１０）の破壊をもたらすテーパー付き断面における熱い点(2)を避けるため、テーパー付き光ファイバーの入口開口でのビーム均一器（散乱表面）の使用を含む。

Description

【発明の詳細な説明】流体環境におけるレーザー装置１．発明の技術分野本発明は、周囲の組織への生理学的損傷を最小にして流体環境において生物組織を高速かつ精密に切断できる方法と装置に関する。２．発明の背景レーザーは、有用で便利な手術用具である。種々の可能な手術用レーザーのなかで、ＡｒＦエキシマレーザーは、気体環境における組織除去の間に周囲の組織層への付随的損傷を生じずに、正確な切断をおこなうために最良の選択であることが知られている(C.A．Puliafito，R.F．Steinert，T.F．Deutch，F．Hillenca mp，E.F．Dehm，C.M．Adler，Ophthalmol．92，741(1985)、S.L.Jacques，D.J． McAulitte，I.H．Blank and J.A．Parrish，J．Inv．Derm．88，88(1987)、J．M arshal，S．Trokel，S．Rothery and R．Krueger，British J．Ophthalmol．70, 487(1986))。ＡｒＦエキシマレーザーのこの大きな長所は、組織除去の、熱的メカニズムよりはむしろ光化学的メカニズムに基づく(R．Srinivasan，P.E．Dyer ，B．Braven，Lasers Surg．Med．6，514(1987))。１９３ｎｍの光子のエネルギーは、生物の化合物におけるほとんどすべての化学結合を壊すのに十分である。この速い光化学的反応は、速い組織除去を伴うが、他のレーザーにより生じる熱堆積などの副次的効果を防ぐ。現在まで、ＡｒＦエキシマレーザーのすべての手術への応用は、空気環境での組織表面の処置に基づく。すばらしい結果が、たとえば、屈折手術(F.A．L'Esperance，J.W．Warner，William B．Telfair，P.R．R oger，C.A．Martin，Arch．Ophthalmol.，107,131(1989))と、皮膚手術(S.L．Ja cques，D.J．McAulitte，I.H．Blank and J.A．Parrish，J．Inv．Derm．88，88 (1987))において得られた。過去数年において、ファイバー光伝達システムに基づく新しい方法が、レーザー血管形成(J．van Leeuwen，L．van Erven，J.H．Meertence，M.Motamedi，M. J．Post，C．Burst，J．Am．Coll．Cardiol.，19，1610(1992)、T．Tomary，H.J ．Geschwind，G．Boussignac，F．Lange，S.J．Tank，Am．Hear J．123，886(19 92))、骨と軟骨の切断と穴あけ(M.Dressel，R.Jahn，W.New and K.H.Jungbluth ，Lasers Surg．Med．11，569(1991))および他の用途において発展された。これらの方法は、簡単で、便利で、液体環境において要求される位置にレーザービームを伝達することを可能にする。これらのファイバーを通って伝送されるレーザーの波長は、主にファイバーの透過率の分光範囲（中赤外、可視および近紫外である）に関連された。これらの波長は、組織除去に対して最適でなくても組織除去のために使用された。これらのレーザー波長を用いたすべての組織除去の応用において、種々の程度の熱的損傷やショック波が、病変の周囲で副次的効果を起こした。最良の結果は、３０８ｎｍのエキシマレーザーにより得られた(J．van Leeuwen，L．van Erven，J.H．Meertence，M．Motamedi，M.J．Post，C．Burst ，J．Am．Coll．Cardiol.，19，1610(1992)、T．Tomary，H.J．Geschwind，G．B oussignac，F．Lange and S.J．Tank，Am Hear J.123,886(1992))。しかし、この場合でさえ、レーザーと組織の相互作用のメカニズムは熱的であることが示された。石英ファイバーを通してＡｒＦエキシマレーザービームを効果的に伝送するすべての試みは、この波長での高強度での非線形的吸収と誘起された色中心の生成のために失敗した。１つの結果として、高い放射強度と多重パルスに対して、石英ファイバーは、ほとんど不透明であることが示された(M．Dressel，R．Ja hn，W．Neu and K.H．Jungbluth，Lasers Surg．Med．11，569(1991))。最近まで、液体環境へのＡｒＦレーザー伝達の唯一の方法が発展された（A．L ewis and D．Palanker、米国特許第５，２８８，２８８号）。レーザービームは、中空ガラスのテーパー付マイクロピペットを通して案内される。マイクロピペットにおいて、気体が、ピペット出口で液体の毛管力に等しい圧力で導入される。マイクロピペットは、同時に、ビームガイド、集中器および開口として役立つ。この方法は、精子貫通の増大のための卵母細胞の透明帯における正確で再現性のある穴あけを可能にした(D．Palanker，S．Ohmad，A．Lewis，A．Simon，J．S henkar，S．Penchas and N．Layfer、Lasers Surg．Med．11，580(1991))。この応用において、テーパー付チップの直径は、約８ミクロンであり、低エネルギーフルエンスが用いられた。より大きなチップと高エネルギーフルエンスに対して、静的気圧の方法は、チップの出口での空気と液体の境界の維持のために有効でない。われわれが工夫した装置は、高度に吸収性の液体環境における組織へのＡｒＦレーザーの伝達のすべての問題を克服し、物体の高速で精密な切断を、観測可能な熱損傷なしに可能にする。３．従来の技術の状態ＡｒＦエキシマレーザーは、最近まで、屈折手術(J．Marshal，S．Trokel，S ．Rothery and R．Krueger，British J．Ophthalmol．70，487(1986)、F.A．L'E sperance，J.W．Warner，William B．Telfair，P.R．Roger，C.A．Martin，Arch ．Ophtalmol.，107，131-139(1989)、皮膚手術(S.L.Jacques，D.J．McAulitte， I.H．Blank and J.A．Parrish，J．Inv．Derm．88，88(1987))、および、試験管受精(D．Palanker，S．Ohad，A．Lewis，A．Simon，J．Shenkar，S．Penchas an d N．Layfer，Lasers Surg．Med．11，580(1991))において応用された。はじめの２つの技法は、乾いた表面の処置に対してのみ適用可能であり、生物学的液体により覆われる内部器官や組織について適当でない。最後のアプローチは、ガラスの空気で満たされたマイクロピペットの使用に基づくので、組織の顕微手術について適していない。ピペットは、もしチップの直径が２０ミクロンを越えるなら、液体が侵入するのを防止するための正の気圧をピペット内で維持するのが困難なので、適用可能でない。また、ピペットは、高エネルギーフルエンスに耐えられず、むしろもろい。したがって、ＡｒＦレーザーを用いて、生物学的液体により覆われる内部器官や組織の顕微手術は行われなかった。４．発明の概要ＡｒＦレーザーの可撓性伝達、集中および開口化を可能にし、液体環境または気体環境における柔らかい組織の顕微手術を可能にする装置と方法。この装置は、３つの主要要素、すなわち、エネルギー集中器、ビーム均一器および可撓性の伝達システム、からなる。さらに、この装置は、実行されるべき平行の操作を可能にする種々の他のレーザービームの伝達を可能にする。５．図面の簡単な説明本発明の種々の目的、特徴および効果は、好ましい実施形態の詳細な説明と、添付される図面とから当業者にとって明らかである。図１Ａは、円錐構造における光伝播の図式を示す。図１Ｂは、円錐構造におけるエネルギー分布を図式的に表す図である。図２Ａは、磨かれた入口表面を有する円錐チップの内側と外側でのビームエネルギーフルエンスの図式的な図である。図２Ｂは、散乱性の入口表面を有する円錐チップの内側と外側でのビームエネルギーフルエンスの図式的な図である（矢印が伝播方向を示す）。図３は、図２Ａの円状ピークの位置（１または２）に対応する面で、テーパー付ファイバーのチップから出て行く光の顕微鏡写真の図である（矢印は、エキシマレーザーにより生じた損傷を示す）。図４Ａは、研磨された入口表面を有するテーパー付きチップから出ていくエキシマレーザーのビームエネルギーフルエンスの３次元の図である。図４Ｂは、散乱性の入口表面を有するテーパー付チップから出ていくエキシマレーザーのビームエネルギーフルエンスの３次元の図である。図５は、１９３ｎｍでの理想的な水晶ファイバーの伝送の種々のファイバーの長さについてエネルギーフルエンスへの計算された依存性を示すグラフである。６．発明の説明真空の紫外線に近い深紫外線のために現在入手可能なすべてのファイバーは、ＵＶ級の溶融石英から作られる。この材料の１９３ｎｍでの非常に大きな非線形性(R.K．Brimacombe，R.S．Tailor and K.E．Leopold，J．Appl．Phys．66，403 5(1989))は、エネルギー出力を制限する。ファイバーの最小の長さが約４.５ｃｍであるガラス体内手術についてさえ、そのようなファイバーのチップで十分なエネルギーフルエンスを得ることはできない。たとえばファイバーガイド（Fibe rguide）Ｇのファイバーは、入口でのエネルギーフルエンスが溶融石英の損傷しきい値（＜Ｆ_thresh（１９３ｎｍ）＞＝１５００ｍＪ／ｃｍ²／パルス）に近付くとき、この長さを通っての伝達を１６０ｍＪ／ｃｍ²／パルスだけ可能にする。そのようなエネルギーフルエンスは、網膜とエピレティナル（epiretinal）膜のような柔らかい組織に対してさえ有効な組織切断には十分でない(A.Lewis，D. Palanker，I．Hemo．J．Pe'er and H．Zauberman，Invest．Ophthalmol．Vis．S ci．33，2377(1992))。この問題を克服するために、われわれは、最良の溶融石英ファイバーを、入力表面に特殊にテーパーを付けたチップを備えた円錐状集中器に変換する方法と装置を提供し、有効な組織切断に必要なレベルまで出力エネルギーフルエンスの増加を可能にする。６.１ビーム集中器円錐構造の内部でのエネルギーフルエンス分布についての計算が、一定の反射係数（すなわち金属の壁）について(H．Schmids-Kloiber and H．Schoeffman，A ppl．Optics，30，252(1991))、耐久性の反射係数（水環境におけるサファイヤチップ）について(R.M．Verdaasdonk and C．Borst，Appl．Optics 30，2171(19 91))、および、空気で満たされたガラスピペットについて(D．Palanker and A． Lewis(未発表))完成された。図１Ａは、円錐１０を通っての光伝播のようすを示す。ここに、光は、円錐軸からの入射光の距離（ゾーン０，１，...）に依存して、異なった数の反射（モード０，１，...）の後で円錐から出ていく。図においては簡単のため、第３モードまでが示される。図１Ｂは、円錐１０の中でのエネルギー分布を図式的に示す。図２Ａは、円錐チップの内側と外側でのビームのエネルギーフルエンス分布を定性的に示す。図２Ａは、磨いた入口表面を備える円錐チップの図式的な図である。図２Ｂは、散乱性入口表面についてのビームのエネルギーフルエンス分布の図式的な図である。ピペットの入口面でのエネルギーフルエンスは一定であると仮定される。円錐の中での最大のピーク強度は、ファイバーの損傷しきい値に対応する。伝播される光の各モードについての平均エネルギー密度係数は、入口表面と出口表面の関係と、適当な反射係数とに比例する。円錐構造におけるレーザービーム密度の重要な特徴は、図２Ａに示されるように、エネルギーフルエンス分布が非常に一様でないことである。合焦領域におけるエネルギーフルエンスは、円錐軸からビーム分散までの距離に反比例する。中央のピークは、第１の反射光が光軸に達するときに、コアの中に現れ、最後の反射光（モード１）が光軸を離れるときに消える。実際には、少なくとも３つの追加の因子がエネルギー分布に影響し、エネルギーピークを鋭くしさえする。これらは、（１）ビームのファイバーの軸との非同軸性、（２）円錐の初めでの円錐角のゆるやかな増加、および、（３）材料の内部での反射光線の干渉、である。円錐は、エネルギーフルエンスのピークが円錐材料の損傷しきい値を越えない限り、透過をつづける。低分散のビームについてのこれらのピークはむしろ鋭いので、ファイバーを通って透過される最大の平均エネルギーフルエンスは、そのテーパーによって実質的に減少できない、そうでないと、円錐がそのごく初期に破壊される。たとえば、溶融石英のファイバーガイドＧのファイバーから作られるチップの場合、バルクでの円錐材料の破壊は、平均出力フルエンスが３０ｍＪ／ｃｍ²と低いときに、約０.７の入口直径のチップ直径について見いだされた。この場合、破壊は、図２Ａ、図２Ｂと図３にピーク２で示されるように、円状のエネルギーピークにより起こされる。図３は、図２Ａの円状のピーク２の位置に対応する面で、テーパー付きのチップ１０から出る光の、２００倍での顕微鏡写真である。矢印は、エキシマレーザーにより生じた損傷を示し、エネルギーフルエンス分布のピークと同じ位置に位置される。テーパー付きのファイバーのチップの出口の直径は、ファイバーの直径の０.７である。出口の直径がより小さくなると、チップは、より小さな平均エネルギーフルエンスでさえ破壊される。エネルギーフルエンスのそのようなレベルは、約２５０〜３５０ｍＪ／ｃｍ²／パルスのエネルギーフルエンスが必要とされる柔らかい組織の効果的な切除のためには十分でない。円錐を通って伝達される平均エネルギーを最大にするため、内部での分布のピークが広げられねばならない。６.２ビーム均一器このピークを広げるために、入射ビームの分散が広げられるべきである。これは、チップに入る前に、粗い光学的表面を通ってビームを散乱することにより達成できる（図２Ｂ参照）。これは、チップの入力表面、または、チップの前に設けられる追加の板の表面により実行できる。散乱されるビームの角度分布は表面の粗さに依存する。散乱性の表面を挿入することにより、非理想的なファイバーの方位、レーザービームの非均一性、または、ファイバー内部でのビーム干渉ファイバーの結果としてのファイバーの内部でのエネルギーの熱い点による破壊を生じることなく、溶融石英のファイバーを大きなエネルギーフルエンスで使用できる。図４Ａと図４Ｂは、磨いた(polished)入射表面（図４Ａ）と研磨した(gro und)入射表面（図４Ｂ）について、テーパー付きチップから出るエキシマレーザービームのエネルギーフルエンス分布の３次元の図を示す。入射表面の研磨は、２０ミクロンより小さい粒径を有する研磨紙を用いてなされる。これらの図からわかるように、そのような散乱は、強度を低下し、エネルギー分布のピークを広げ、これが入射エネルギーの増加を可能にする。その結果、円錐状のチップを通って伝送される全体のエネルギーは、それを損傷することなく増加できる。他方、壁の反射係数は入射角が全内部反射角を越えると減少するので、増大するビームの分散は、円錐状のチップから出るエネルギーを減少する。これが意味するのは、散乱性の表面の粗さには、チップから最大のエネルギー出力を伝達できるための最適のレベルがあるということである。このレベルは、材料の損傷のしきい値、円錐の角度ｘ、および、入口と出口での円錐直径の関係により決定される。われわれが見い出したことは、角度ｘが約０.２であり出口直径が入射直径の約０.３であるファイバーガイドＧのファイバーからなるチップについて、表面は、２０ミクロンの最大粒子寸法の研磨紙で粗くされるべきである、ということである。この場合、散乱性の表面の挿入は、エネルギー出力を３３％だけ減少するが、しかし、エネルギー分布のピークの広がりの結果、入射し平均に透過するエネルギーを少なくとも１０倍増加する。こうして、この最適な散乱性表面の追加により、チップは、約５００Ｊ／ｃｍ²／パルスを伝達でき、これは、効率的な柔らかい組織の切断に十分である。ここで述べねばならないことは、テーパー付きのチップの回りの、液体を吸い出すための追加の同心の管が、本装置を機械的に保護し、吸入により照射された組織を持ち上げ、レーザー／組織の相互作用から生じる気泡と組織の破片を吸い出すために、使用できるということである。６.３全ファイバー可撓性伝達システムのためのパラメータレーザービームを手術の領域に可撓的に伝達するために、米国特許第５,２８８,２８８号に記載された特殊な関節連結アームが使用できる。アームの出口で必要なエネルギーフルエンスを得るため、そして、ビームをより有効に使用するため、大きなエキシマレーザービームが、関節連結アームの内部に合焦される。合焦システムについてのいくつかの要求が満たされるべきである。アームの出口でのビームの寸法は、アームの動きに伴うビームの変位を補償するため、ファイバーの寸法を越えるべきである。入射するビームは、ファイバーチップにおいて効果的に集中するために平行でなければならない。これらの要求は、関節連結アームの内部の長焦点レンズ、または、アームの出口に固定できる望遠鏡により果たすことができる。このシステムにおいて、テーパー付きのファイバーの入射表面上に放射を必要なレベル（約１５０〜２５０ｍＪ／ｃｍ²／パルス）まで集中するために、長焦点距離（５００ｎｍ）のレンズがアームの中に置かれる。ファイバーの入射表面でのビームの寸法は、３×１.５ｍｍであった。こうして、１ｍｍのコアの直径の場合、ファイバーに入るレーザーエネルギーの約２０％が顕微手術のために利用された。そのような関節連結アームは、液体環境における顕微手術のためにＡｒＦエキシマレーザーの可撓性の伝達のためのここで説明する新しいチップを用いて使用される。しかし、上述の避けることができないビームの動きのため、関節連結アームからファイバーへのエネルギー伝達の効率は、明らかに高くできない。エネルギー損失を最小にするため、出口でのコアと入口でのエネルギー均一器を用いた全ファイバー伝達システムのためのパラメータを考慮できる。このシステムは、関節連結アームでは困難であるか不可能であった、より深く位置する組織と内部器官における顕微手術を可能にする。われわれは、いま、溶融石英のファイバーの既知の性質に基づいて、このファイバーに基づくシステムのパラメータとその限界を決定できる。よく知られているように、色中心の生成は、高出力のＵＶレーザー放射に繰返しさらされた溶融石英ファイバーにおいて起こる。色中心の生成は、レーザーパルスの数の増加により透過を減少し、したがって、透過は、ある飽和レベルに達する。この飽和レベルは、色中心生成を起こす有限数の欠陥位置によるものと考えられている。０.５Ｊ／ｃｍ²のエネルギーフルエンスで、ファイバーの透過は、はじめの３０パルスの間にａ≒０.１ｃｍ^-1まで１０倍減少し、次いで、減少はよりゆるやかになる(R.K．Brimacombe，R.S．Tailor and K.E．Leopold，J．A ppl．Phys．66，4035(1989))。また、１９３ｎｍでファイバーの透過が１ＭＷ／ｃｍ²の低い強度のパルスについて低下しはじめることも見いだされた。非線形吸収係数ａは、ほぼ２×１０^-3 ｃｍ／ＭＷであることが見いだされた(R.K．Brimacombe，R.S．Tailor and K. E．Leopold，J．Appl．Phys．66，4035(1989))。この係数は、異なったファイバーの種類について実験誤差の範囲内で依存せず、したがって、この係数は、バルクの材料（溶融石英）の性質である。単独の光子吸収と色中心の生成がない場合の理想的ファイバーの透過を評価することができる。この場合、ファイバーの長さの関数としてのフルエンスの変化が次の式により与えらえる(R.K．Brimacombe ，R.S．Tailor and K.E．Leopold，J．Appl．Phys．66，4035(1989))。 −１／ＦｘｄＦ／ｄｘ＝Ｆｘａ．（１）ここに、Ｆはエネルギーフルエンスであり、ｘはファイバーの長さであり、ａは非線形吸収係数である。この微分方程式の積分は、出ていくエネルギーフルエンスＦの、入ってくるフルエンスＦ₀とファイバーの長さＬへの次の依存性を生じる。Ｆ＝１／γａＬ＋１／Ｆ₀．（２）この関数は、図５に、３つの異なる長さ（５、５０、１００ｃｍ）について示される。明らかに、出ていくエネルギーフルエンスは、ファイバーの長さに依存する飽和レベルに達する。たとえば、５０ｃｍのファイバーの出口で０.２ｍＪ／ｃｍ²より多くを得ることは不可能である。この観察は、理想的な水晶ファイバーを通しても、顕微手術のためＡｒＦレーザーの十分なエネルギーフルエンスを得ることができないことを示す。そのようなファイバーを通しての放射伝達の効率を増加する１つのやり方は、コアの直径を増加することによりエネルギーフルエンスを低下することである。しかし、顕微手術のためには、１ｍｍより厚いファイバーが固すぎるので、１ｍｍより厚くないファイバーのみが使用される。この直径で、１ｍの長さで０. ４ｍＪ／ｃｍ²／パルスの入射フルエンスの理想的ファイバーを通って、８０ｍＪ／ｃｍ²／パルスの出口エネルギーフルエンスを得ることができる。６.１節において説明されたようにファイバーの端をテーパーにすることにより、エネルギーを集中することができる。こうして、０.３ｍｍの直径の出口と０.２を越えない円錐角のチップを用いて、出射する放射は７００ｍＪ／ｃｍ²／パルスに集中される。このフルエンスは、液体環境で柔らかい組織の有効な切断に必要であるよりさらに高い。こうして、ナノ秒の１９３ｎｍのエキシマレーザーのパルスでの溶融石英の強い多フォノン吸収にもかかわらず、色中心の生成を起こす欠陥位置の量が十分減少されるならば、可撓性伝達システムとしてそのようなファイバーを使用することは可能である。（入射エネルギーフルエンス、ファイバーの直径、チップの直径などの）パラメータの適当な選択は、関節連結アームよりは、このレーザーの使用を、顕微手術への応用について、ファイバーに基づいた伝達システムをより便利でより効果的にする。６．４装置の用途本装置の多数の用途が、柔らかい組織の顕微手術の分野において可能である。それらの中で最も見込みのあるものの１つは、ガラス体網膜の除去である。なぜなら、そのような膜の許容される機械的ピーリング(peeling)と切断は、しばしば、網膜損傷に関連されるからである。さらに、本装置は、内部器官の顕微手術を含む全顕微手術の処置において使用できる。さらに、この技術は、試験管受精のための卵母細胞の透明帯の穴あけなどの細胞顕微手術においても使用できる。７．実験いくつかの実験が、生体内と試験管中でのガラス体網膜手術における本装置の効率性を示すためになされた。われわれは、４.５ｃｍの長さのファイバーガイドＧの、０.８ｍｍのコア直径のファイバーを、関節連結アームに結合して使用した。ファイバーは、それぞれ、端の０.２〜０.３ｍｍの開口を有する２ｍｍのテーパー付チップを備える。これらのファイバーのチップの入射面は、研磨紙（２０ミクロンより小さい粒子径）により研磨された。チップから出るエネルギーフルエンスは、１５０〜５００ｍＪ／ｃｍ²／パルスの範囲内であった。２０Ｈｚのパルス反復速度で、１〜２ｍｍ／ｓの速度で網膜組織とガラス体網膜を切断することができることが示された。これらの切断の特徴的な長さは１００〜２００ミクロンであった。切断深さは、エネルギーフルエンスとパルスの数により制御されることが示された。また、切断は、チップが組織と接しているときにのみ起こることがわかった。網膜が接触なしに照射されたときに観察できる損傷が無かったことは、網膜が液体の薄い層で隔てられているときでも、網膜が安全にガラス体から除去できることを示した。これらの実験は、この新規な装置と方法の適用の結果起こる種々の微妙な手術の処置を実際に示す第１段階である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者パランカー、ダニエルイスラエル、ジャルーサラム、ラモット 04、シフ30番 (72)発明者トゥロベッツ、イゴーイスラエル、ジャルーサラム、エメク・リファイム 59エイ・10番

Claims

【特許請求の範囲】１．エネルギー集中器として動作するテーパー付きファイバーの大きい端部に配置されるビーム均一器を備え、光の集中がおこっているときに、ファイバー内の光の強度をファイバー損傷のしきい値より低く保つように、ファイバー上の損傷効果を有する光がエネルギー集中器により集中されて、ミクロンオーダーの寸法の、テーパー付きファイバーの出口開口での光束を十分にして、高度に吸収性の液体または気体の環境においてそのようなレーザー光による物体の切除を可能にする装置。２．請求項１に記載された装置において、高度に吸収性の液体または気体の環境において柔らかい組織の顕微手術をおこなうために、組織表面にＡｒＦエキシマレーザービームなどのレーザービームの集中化、開口化および伝達を行なうことを特徴とする装置。３．請求項１に記載された装置において、高度に吸収性の液体または気体の環境において物体の除去をおこなうために、レーザービームの可撓性の伝達を可能にする関節連結アームに基づく伝達システムの出口に結合されることを特徴とする装置。４．請求項２に記載された装置において、高度に吸収性の液体または気体の環境において顕微手術をおこなうために、レーザービームの可撓性の伝達を可能にする関節連結アームに基づく伝達システムの出口に結合されることを特徴とする装置。５．請求項１に記載された装置において、高度に吸収性の液体または気体の雰囲気において物体の除去をおこなうために、ＡｒＦエキシマレーザーの可撓性の伝達を可能にする可撓性ファイバー伝達システムに結合されることを特徴とする装置。６．請求項２に記載された装置において、上記のファイバーが長くて十分可撓性であることを特徴とする装置。７．請求項２に記載された装置において、深く位置する組織や内部器官の顕微手術を含む、液体環境または気体環境における柔らかい組織の顕微手術を可能にすることを特徴とする装置。８．請求項２に記載された装置において、ガラス体網膜の除去などの、目における顕微手術を可能にすることを特徴とする装置。９．請求項２に記載された装置において、試験管受精の用途において卵母細胞の透明帯において、全部または部分的な深さの穴と開口を生成することを可能にすることを特徴とする装置。１０．請求項１に記載された装置において、テーパー付きのチップの近傍にさらに同心管を備え、テーパー付きのチップの機械的保護を可能にし、照射された組織の持ち上げを可能にし、レーザーと組織の相互作用から生じ気泡と組織の破片を吸い出すことを特徴とする装置。１１．通常は光ファイバーを損傷する波長の十分な光束のレーザー光を伝達する方法であり、エネルギー集中器として動作するテーパー付きファイバーの大きい端部に配置されるビーム均一器を備え、光の集中がおこっているときに、ファイバー内の光の強度をファイバー損傷のしきい値より低く保つように、ファイバー上の損傷効果を有する光がエネルギー集中機器により集中されて、ミクロンオーダーの寸法の、テーパー付きファイバーの出口開口での光束を十分にして、高度に吸収性の液体または気体の環境においてそのようなレーザー光による物体の切除を可能にする方法。１２．請求項１１に記載された方法において、高度に吸収性の液体または気体環境における柔らかい組織の顕微手術を可能にすることを特徴とする方法。１３．請求項１１に記載された方法において、さらに、高度に吸収性の液体環境または気体環境において物体の除去をおこなうために、レーザー光の可撓性の伝達を可能にする、関節連結アームに基づく伝達システムを含むことを特徴とする方法。１４．請求項１３に記載された方法において、高度に吸収性の液体環境または気体環境において顕微手術をおこなうために、レーザービームの可撓性の伝達を可能にすることを特徴とする方法。１５．請求項１１に記載された方法において、さらに、高度に吸収性の液体環境または気体環境において物体の除去をおこなうために、ＡｒＦエキシマレーザーの可撓性の伝達を可能にする可撓性ファイバー伝達システムに結合されることを特徴とする方法。１６．請求項１１に記載された方法において、上記のファイバーが長くて十分可撓性であることを特徴とする方法。１７．請求項１１に記載された方法において、深く位置する組織や内部器官の顕微手術を含む、液体環境または気体環境における柔らかい組織の顕微手術を可能にすることを特徴とする方法。１８．請求項１１に記載された方法において、ガラス体網膜のような、目における顕微手術を可能にすることを特徴とする方法。１９．請求項１２に記載された方法において、試験管受精の用途において卵母細胞の透明帯において全部または部分的な深さの穴と開口を生成することを可能にすることを特徴とする方法。２０．請求項１１に記載された方法において、さらにテーパー付きのチップの近傍に同心管を備え、テーパー付きのチップの機械的保護を可能にし、照射された組織の持ち上げを可能にし、レーザーと組織の相互作用から生じ気泡と組織の破片を吸い出すことを特徴とする方法。２１．ファイバーの前面への散乱表面の挿入またはファイバーの入力表面の研磨をおこない、非理想的なファイバー方位、レーザービームの不均一性またはファイバー内部のビーム干渉の結果として生じるファイバー内部の熱い点によりテーパー付きファイバーとそのチップを損傷することなく高エネルギーフルエンスがファイバー内に集中される方法。２２．ファイバーの前面への散乱表面の挿入またはファイバーの入力表面の研磨をおこない、非理想的なファイバー方位、レーザービームの不均一性またはファイバー内部のビーム干渉の結果として生じるファイバー内部の熱い点によりテーパー付きファイバーとそのチップを損傷することなく高エネルギーフルエンスがファイバーに導入される方法。