JPS59115032A - 血管吻合装置 - Google Patents
血管吻合装置Info
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- JPS59115032A JPS59115032A JP57224990A JP22499082A JPS59115032A JP S59115032 A JPS59115032 A JP S59115032A JP 57224990 A JP57224990 A JP 57224990A JP 22499082 A JP22499082 A JP 22499082A JP S59115032 A JPS59115032 A JP S59115032A
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/11—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for performing anastomosis; Buttons for anastomosis
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/00491—Surgical glue applicators
- A61B2017/00504—Tissue welding
- A61B2017/00508—Tissue welding using laser
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（技術分野）
本発明は、レーザ光によシ血管等を吻合する血管吻合装
置に関するものである。
置に関するものである。
（従来技術）
血管、神経、リンパ管等の吻合は、心臓外科、脳外科あ
るいは整形外科等において多く行なわれているが、従来
は、主として糸と釧を用いて行なわれていた。ところが
、この方法によれば、例えばＩＮφ以下の細管の吻合は
顕微鏡下でその管端接合部の外縁周囲を士数針縫わねば
ならないだめ、４１ｓｒめて高度の熟練を要し、１本当
、！１１１１時間以上をｊ〃することも稀ではない。
るいは整形外科等において多く行なわれているが、従来
は、主として糸と釧を用いて行なわれていた。ところが
、この方法によれば、例えばＩＮφ以下の細管の吻合は
顕微鏡下でその管端接合部の外縁周囲を士数針縫わねば
ならないだめ、４１ｓｒめて高度の熟練を要し、１本当
、！１１１１時間以上をｊ〃することも稀ではない。
第１図は血管の構成を示したものであるが、血管に」内
膜に１中膜１１外膜ｍの３層から構成されておシ、釧と
糸により吻合を行なう場合は、この３層の膜を貫通する
糸が血管に機械的損傷を与えるため、吻合後の組織の回
復に数週間を要し、かつ血栓の危険もある。まだ、吻合
部は多くのすき間ができるだめ血液を流したとき漏出が
多く、凝固止血捷でかなりの時間を要するという問題が
あった。このことは動脈の吻合において顕著である。
膜に１中膜１１外膜ｍの３層から構成されておシ、釧と
糸により吻合を行なう場合は、この３層の膜を貫通する
糸が血管に機械的損傷を与えるため、吻合後の組織の回
復に数週間を要し、かつ血栓の危険もある。まだ、吻合
部は多くのすき間ができるだめ血液を流したとき漏出が
多く、凝固止血捷でかなりの時間を要するという問題が
あった。このことは動脈の吻合において顕著である。
この問題を克服するだめに、近年、光エネルギを用いた
吻合実験が報告されている。光エネルギは放射エネルギ
であり、針と糸による吻合の場合のような機械的損傷を
組織に与える度合は少ないと期待される。Ｋ、 Ｋ、
Ｊａｉｎの報告（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆｍｉｃｒｏｓｕ
ｒｇｅｒｙ＋ ４３６ （１９８０））によれば、爺管
の中にポリエチレンチューブを挿入し、その外側からＹ
ＡＧレーザ光を照射し吻合を行なっている。
吻合実験が報告されている。光エネルギは放射エネルギ
であり、針と糸による吻合の場合のような機械的損傷を
組織に与える度合は少ないと期待される。Ｋ、 Ｋ、
Ｊａｉｎの報告（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆｍｉｃｒｏｓｕ
ｒｇｅｒｙ＋ ４３６ （１９８０））によれば、爺管
の中にポリエチレンチューブを挿入し、その外側からＹ
ＡＧレーザ光を照射し吻合を行なっている。
ＹＡＧレー→ノー光は波長が１．０６”μｍであり、組
織内への浸透距離が大きいので、血管に照射１〜だ場合
、外膜での光吸収により減衰するエネルギが小さく、そ
の結果、内膜の位置においても外膜とほとんど同程度の
エネルギを有していると考えられる。それ故、吻合をう
まく行なうために内膜におけるエネルギ密度を外膜位置
における値より十分小さくする必要があるが、このこと
は、焦点深度の浅い光学系を用いて外膜に焦点を結ばせ
る必吸のあることを意味しておシ、手術の操作性を極め
て悪くし、オだ、高度の熟練を要することになる。
織内への浸透距離が大きいので、血管に照射１〜だ場合
、外膜での光吸収により減衰するエネルギが小さく、そ
の結果、内膜の位置においても外膜とほとんど同程度の
エネルギを有していると考えられる。それ故、吻合をう
まく行なうために内膜におけるエネルギ密度を外膜位置
における値より十分小さくする必要があるが、このこと
は、焦点深度の浅い光学系を用いて外膜に焦点を結ばせ
る必吸のあることを意味しておシ、手術の操作性を極め
て悪くし、オだ、高度の熟練を要することになる。
光エネルギによる吻合のメカニズムは明らかではないが
、血管に多量に存在するコラーゲンの融着であると考え
られている。このことは、レーザ光が熱エネルギとして
作用していることを、酢味しでいる。その意味で、レー
ザ光の光エネルギの熱エネルギへの変換の効率が極めて
重要な因子となる。従って、生体組織ないし水に対する
吸収係数。ヵ。□、え、）カヤ□い、。７、□ツアあ、
０よ ｉに対して、ＹＡＧレーザ光の１ｏｏｏ倍以
上の吸収係数を有することで知られるのが炭酸ガスレー
ザ光であり、生体組織においては、表面からＱ、１ｍ位
の深さのところでほとんど全てのエネルギが熱エネルギ
に変換されるという特質をもつ。従って、炭酸ガスレー
ザを用いれば血管においては、内膜あるいは中膜をほと
んど無損傷のまま外膜近傍で吻合を完成させることがで
き、治ゆ効果の改善が期待できるとともに、ＹＡＧレー
ザ光の場合のように焦点深度を配慮する必要がないので
、操作性の改良も期待できる。
、血管に多量に存在するコラーゲンの融着であると考え
られている。このことは、レーザ光が熱エネルギとして
作用していることを、酢味しでいる。その意味で、レー
ザ光の光エネルギの熱エネルギへの変換の効率が極めて
重要な因子となる。従って、生体組織ないし水に対する
吸収係数。ヵ。□、え、）カヤ□い、。７、□ツアあ、
０よ ｉに対して、ＹＡＧレーザ光の１ｏｏｏ倍以
上の吸収係数を有することで知られるのが炭酸ガスレー
ザ光であり、生体組織においては、表面からＱ、１ｍ位
の深さのところでほとんど全てのエネルギが熱エネルギ
に変換されるという特質をもつ。従って、炭酸ガスレー
ザを用いれば血管においては、内膜あるいは中膜をほと
んど無損傷のまま外膜近傍で吻合を完成させることがで
き、治ゆ効果の改善が期待できるとともに、ＹＡＧレー
ザ光の場合のように焦点深度を配慮する必要がないので
、操作性の改良も期待できる。
第２図は、１間以下の径を有する血管を炭酸ガスレーザ
にて吻合するときの吻合可能条件を、レーザ光密度とス
ポット径について示したものである。なお、このときの
走査速度はＱ 、 ５ ｍ／ＢｅＣ，、レンズＩｆｉ
Ｚｎ５ｅ ）ニスカスレンズ、入射ビーム径ハロＭφで
ある。微小血管の吻合は通常、手術角顕微鏡下で行なわ
れるものであるから、実用的な焦点距離はおよそ５〜３
０（：Ｉｎである。第２図の例では、焦点距離が６ （
、Ｔｎのとき収束ビーム径は０．１朋で、このとき吻合
可能なパワー密度は１．９〜４．５１％２であり、レー
ザ光エネルギで１５〜’３５ｍＷに相当するが焦点距離
が２５傭のとき収束ビーム径は約０．３１１ＩＩＩで、
このときパワー密度０．８〜１費−２が吻合可能領域で
ある。これはレーザ光エネルギで５５〜７５ｍＷに相当
する。これから明らかなように、収束ビーム径が大きく
なると吻合可能なエネルギ密度範囲は相対的に狭くなシ
、厳密さが要求される。この条件は血管（組織）の種類
や状態によシ太きく変化するので、その都度、微小な光
出力をより正確・精密に制御することが必要となる。そ
れ故、炭酸ガスレーザ方式血管吻合装置の実用化には、
■ ＩＱＧｍ以上の長焦点光学系 ■ ０．１龍φ程度の微小収束ビーム径、および■ １
００ｍＷ以下の光出力の高精度制御の３点を同時に満足
させることが不可欠である。
にて吻合するときの吻合可能条件を、レーザ光密度とス
ポット径について示したものである。なお、このときの
走査速度はＱ 、 ５ ｍ／ＢｅＣ，、レンズＩｆｉ
Ｚｎ５ｅ ）ニスカスレンズ、入射ビーム径ハロＭφで
ある。微小血管の吻合は通常、手術角顕微鏡下で行なわ
れるものであるから、実用的な焦点距離はおよそ５〜３
０（：Ｉｎである。第２図の例では、焦点距離が６ （
、Ｔｎのとき収束ビーム径は０．１朋で、このとき吻合
可能なパワー密度は１．９〜４．５１％２であり、レー
ザ光エネルギで１５〜’３５ｍＷに相当するが焦点距離
が２５傭のとき収束ビーム径は約０．３１１ＩＩＩで、
このときパワー密度０．８〜１費−２が吻合可能領域で
ある。これはレーザ光エネルギで５５〜７５ｍＷに相当
する。これから明らかなように、収束ビーム径が大きく
なると吻合可能なエネルギ密度範囲は相対的に狭くなシ
、厳密さが要求される。この条件は血管（組織）の種類
や状態によシ太きく変化するので、その都度、微小な光
出力をより正確・精密に制御することが必要となる。そ
れ故、炭酸ガスレーザ方式血管吻合装置の実用化には、
■ ＩＱＧｍ以上の長焦点光学系 ■ ０．１龍φ程度の微小収束ビーム径、および■ １
００ｍＷ以下の光出力の高精度制御の３点を同時に満足
させることが不可欠である。
炭酸ガスレーザの応用としては、これオでにも、大出力
加工用装置とか、レーザ・メス等が良く知られているが
、これらにおいては１０〜１００Ｗないしそれ以上とい
う本吻合装置の１０００倍程度の光エネルギが用いられ
ておシ、本技術は従来技術とは本質的に異なるものであ
υ、またその確立には全く新規な発想を必要とする。
加工用装置とか、レーザ・メス等が良く知られているが
、これらにおいては１０〜１００Ｗないしそれ以上とい
う本吻合装置の１０００倍程度の光エネルギが用いられ
ておシ、本技術は従来技術とは本質的に異なるものであ
υ、またその確立には全く新規な発想を必要とする。
以−トに、従来技術では本発明に達し得なかった点につ
いて詳細に論じることとする。
いて詳細に論じることとする。
先ず、１〜２Ｎ以下の直径の血管吻合を行なう場合、顕
微鏡下での手術が不可欠となシ、顕微鏡の視野内にレー
ザ光を導くことが必要となる。しかしながら、従来のマ
ニピュレータを用いた方式や元ファイバを用いる方式で
は、レーザ光の焦点距離が１〜２礪と非常に短く、マニ
ピュレータや光ファイバを被照射体近傍に１で持ってい
く必要があり、顕微鏡の視野を妨げるという欠点があっ
た。一方、顕微鏡の視野の妨げにならないように従来の
レーーリーメス装置の焦点距離を長く、例えば１０Ｇ１
ｎ以上にしようとすると、元の回折限界によって血管吻
合に必要なスポットサイズ０．１〜０．２順φ以下を確
保することはできないという事態に直面する。これらは
従来のレーザメス装置では数−径の比較的細い径のレー
ザ光を集光レンズに入射させていることに起因する。こ
れについて物理光学的に解析すると以下のようになる。
微鏡下での手術が不可欠となシ、顕微鏡の視野内にレー
ザ光を導くことが必要となる。しかしながら、従来のマ
ニピュレータを用いた方式や元ファイバを用いる方式で
は、レーザ光の焦点距離が１〜２礪と非常に短く、マニ
ピュレータや光ファイバを被照射体近傍に１で持ってい
く必要があり、顕微鏡の視野を妨げるという欠点があっ
た。一方、顕微鏡の視野の妨げにならないように従来の
レーーリーメス装置の焦点距離を長く、例えば１０Ｇ１
ｎ以上にしようとすると、元の回折限界によって血管吻
合に必要なスポットサイズ０．１〜０．２順φ以下を確
保することはできないという事態に直面する。これらは
従来のレーザメス装置では数−径の比較的細い径のレー
ザ光を集光レンズに入射させていることに起因する。こ
れについて物理光学的に解析すると以下のようになる。
即ち、レーザのビーム直径をａ、集光レンズの焦点距離
をｆル−ザ光の波長をλとすると、光の回折現象によシ
、集光レンズが無収差の場合でも焦点におけるレーザ光
のスポット径りは、ｈ−」・λ・ｆとなる。炭酸ガ・・
−・ノ・の場合−１ｒｔ来π α のレーザメスではｆ’；５ｃｉ、 α’； ５ ｍｍ
が代表１白な値で、λ−１０−６μｍのときｂ ＝ ０
．１Ｍとなり、Ｊｆｎ管吻合に必要なビーム直径０．１
〜０．３−を満足するが、通常、吻合操作が顕微鏡下に
て行なシフれるために課せられる条件ｆ≧２Ｑｃｉとす
ると、ｈ ’；；； （１４”となシ、第２図に示した
ように、吻合可能領域をほとんど外れてしまう。元ファ
イノに等を用いて導波したレーザ光をそのま１収束させ
たのではａく１鰭でちるから吻合に必要なスポラ１径を
得ることは不可能である。
をｆル−ザ光の波長をλとすると、光の回折現象によシ
、集光レンズが無収差の場合でも焦点におけるレーザ光
のスポット径りは、ｈ−」・λ・ｆとなる。炭酸ガ・・
−・ノ・の場合−１ｒｔ来π α のレーザメスではｆ’；５ｃｉ、 α’； ５ ｍｍ
が代表１白な値で、λ−１０−６μｍのときｂ ＝ ０
．１Ｍとなり、Ｊｆｎ管吻合に必要なビーム直径０．１
〜０．３−を満足するが、通常、吻合操作が顕微鏡下に
て行なシフれるために課せられる条件ｆ≧２Ｑｃｉとす
ると、ｈ ’；；； （１４”となシ、第２図に示した
ように、吻合可能領域をほとんど外れてしまう。元ファ
イノに等を用いて導波したレーザ光をそのま１収束させ
たのではａく１鰭でちるから吻合に必要なスポラ１径を
得ることは不可能である。
また、エネルギ密度に関しては、吻合可能領域がごく限
られた範囲の微弱な光出力に対応する。
られた範囲の微弱な光出力に対応する。
例えば、ｆ＝６（：Ｉｎのとき、エネルギ密度は２〜４
．５ＷΔ溝２であるが、これは光出力値で１５〜３５ｍ
Ｗに対応する。従来のレーザメスでは光出力が１０〜１
００Ｗの範囲でＱ〕開、蒸発等を行なっている。このよ
うな高出力用し−→ノ放電管の放電電流を小さくして吻
合条件を実現しようとすると、放電電流を０．１〜１ｍ
Ａにする必要があるが、通常、放電管インピータンスが
一１１常に高くなシ、放電不安定性が増して１ｌｉｌ制
御不能におちいることが多い。従って、従来のレーザメ
スを用いて吻合を行なうことは極めて困雉なことである
。
．５ＷΔ溝２であるが、これは光出力値で１５〜３５ｍ
Ｗに対応する。従来のレーザメスでは光出力が１０〜１
００Ｗの範囲でＱ〕開、蒸発等を行なっている。このよ
うな高出力用し−→ノ放電管の放電電流を小さくして吻
合条件を実現しようとすると、放電電流を０．１〜１ｍ
Ａにする必要があるが、通常、放電管インピータンスが
一１１常に高くなシ、放電不安定性が増して１ｌｉｌ制
御不能におちいることが多い。従って、従来のレーザメ
スを用いて吻合を行なうことは極めて困雉なことである
。
（発明の目的）
そこで本発明は、］、 ＯｍＷ〜ＩＷの安定した光出力
と、焦点距離が１０１以上でスポットサイズ径０．１〜
０．：３ｍｍφ以トの炭酸ガスレーザ光が得られ、かつ
、この炭酸ガスレーザ光の収束点に一致する収束点をイ
コするガイド用可視光を備えた血管吻合装置を提供する
ものである。
と、焦点距離が１０１以上でスポットサイズ径０．１〜
０．：３ｍｍφ以トの炭酸ガスレーザ光が得られ、かつ
、この炭酸ガスレーザ光の収束点に一致する収束点をイ
コするガイド用可視光を備えた血管吻合装置を提供する
ものである。
（実施例）
以下に本発明の実施例を記すが、先ず、良好な吻合結果
を得るために不可欠な、長焦点・微小焦点スポット径お
よび焦点位置の正確な可視化等、基本的な諸点について
述べておく。
を得るために不可欠な、長焦点・微小焦点スポット径お
よび焦点位置の正確な可視化等、基本的な諸点について
述べておく。
第一に、ｆ≧２ （ｋ、ｔの条件外でス、ｌ： ）ｈ径
を小さくするには、λ／ａを小さくすることが原理的に
必安なことである。前述のように、組織内損傷を極力防
がねばならない故、λを小さくすることはできない。従
っ−こ、６つまシ収束用光学系に入射するレーーリヒー
ノ・の内径を拡げることがスポット径を小さくするだめ
の１イｆ（−の実用的な方法である。収束レンズについ
でに１１収差によるスポット径の拡が９がちり、これは
レンズの月タブ↓、形状に関係する。実際のスポット径
は、土に）］８へた回折限界による径に、収差による拡
がりを加えたものである。ｆ＝５インチ、Ｚｎ５ｅ製の
メニスカスレンズを用いたときのレンズへの入射光径と
スポット径との関係を第３図に示す。これより、／ｒ
＝ ０．１ ｍｍの条件を満たすのはＤ〆２で１２〜２
０１１Ｊｌ ′ｃあることがわかる。吻合目的のレーザ
装置としてはｔｗｔでの光出力を取り出せばよいので、
放電管長は１０ｃ’ｍ内外、共振器長で２０．ｉ内外の
ものとなるが、１２〜２０１ＩＩＩのＤＶｅ２のビーム
径を確保するには最低１８〜３０邸の窓径が必要である
。発振時にこの直径を得ようとすると、共振器長が知い
ので、高次の横モードが同時に励起することになり、吻
合のだめの２７ビツト径を実現することができない。実
験によれば、共振器長を１００ノとしても窓径を１５關
以」二に拡げると高次モードが発振した。従って、発振
時には単−横モードとなるように十分に小さな窓径、例
えば５順位の径でレーザ光を出射し、ついで、拡大用光
学系にて必要な大きさに寸でビーム径を拡げた後、収束
用レンズに入射するという構成にすれば、吻合に必要な
条件を満たすことができる。
を小さくするには、λ／ａを小さくすることが原理的に
必安なことである。前述のように、組織内損傷を極力防
がねばならない故、λを小さくすることはできない。従
っ−こ、６つまシ収束用光学系に入射するレーーリヒー
ノ・の内径を拡げることがスポット径を小さくするだめ
の１イｆ（−の実用的な方法である。収束レンズについ
でに１１収差によるスポット径の拡が９がちり、これは
レンズの月タブ↓、形状に関係する。実際のスポット径
は、土に）］８へた回折限界による径に、収差による拡
がりを加えたものである。ｆ＝５インチ、Ｚｎ５ｅ製の
メニスカスレンズを用いたときのレンズへの入射光径と
スポット径との関係を第３図に示す。これより、／ｒ
＝ ０．１ ｍｍの条件を満たすのはＤ〆２で１２〜２
０１１Ｊｌ ′ｃあることがわかる。吻合目的のレーザ
装置としてはｔｗｔでの光出力を取り出せばよいので、
放電管長は１０ｃ’ｍ内外、共振器長で２０．ｉ内外の
ものとなるが、１２〜２０１ＩＩＩのＤＶｅ２のビーム
径を確保するには最低１８〜３０邸の窓径が必要である
。発振時にこの直径を得ようとすると、共振器長が知い
ので、高次の横モードが同時に励起することになり、吻
合のだめの２７ビツト径を実現することができない。実
験によれば、共振器長を１００ノとしても窓径を１５關
以」二に拡げると高次モードが発振した。従って、発振
時には単−横モードとなるように十分に小さな窓径、例
えば５順位の径でレーザ光を出射し、ついで、拡大用光
学系にて必要な大きさに寸でビーム径を拡げた後、収束
用レンズに入射するという構成にすれば、吻合に必要な
条件を満たすことができる。
一方、ｎｎ管の吻合を行なう場合、作業光は炭酸ガスレ
ーザ光であるが、これは赤外光であるため肉眼では感知
されない。従って、ガイド光により炭酸ガスレーーリー
光の照射スポット位置を予め知る必要がある。
ーザ光であるが、これは赤外光であるため肉眼では感知
されない。従って、ガイド光により炭酸ガスレーーリー
光の照射スポット位置を予め知る必要がある。
さらに、前述のように吻合の良し悪しはスポツト径に大
きく依存するため、炭酸ガスレーザ光とガイド光の焦点
位置が正確に一致する必要がある。
きく依存するため、炭酸ガスレーザ光とガイド光の焦点
位置が正確に一致する必要がある。
以］：、図面により実施例を詳細に説明する。
第４図は、本発明の第１の実施例の構成を示したもので
ある。炭酸ガスレーザ１から出射するレーザ光２は、ビ
ームスプリンタ３によシ吻合用作業光４と光出力制御の
ためのモニタ光５に分けられる。作業光４は、例えば直
径が数１ｌｌＩであるので、ビーム拡大装置９によυ直
径が拡大され収束用レンズ１０により血管等の組織１１
に照射される。このとき、収束用レンズ１０の祠料とし
てＺｎ５ｅやＮａＣ１，ＫＣｌ等を用いれば、これらの
旧材は炭酸ガスレーザ光のみならず可視光も通すことが
できるので、ＨｅＮｅレーザ等の可視光レー→ノー１２
の光軸を反射鏡１４のところで炭酸ガスレーザ光の光軸
と一致させることによシ組織１１におけるレーザ光照射
点をモニタすることができる。反射鏡１４は、炭酸ガス
レーザ光の受光面を誘電体膜や不純物制御をした酸化イ
ンジウム膜等により赤外光反射処理を施したものである
。吻合操作は顕微鏡下にて行われるものであるから、組
織１１のレーザ照射点を可視ガイド光により確実に把握
せねばならない。収束用レンズ】０の屈折率は炭酸ガス
レーザ光と可視レーザ光とで若干違うので、この色収差
を補正するために可視光レーザ１２と反射鏡１４との間
に補正用レンズ１３を挿入する。
ある。炭酸ガスレーザ１から出射するレーザ光２は、ビ
ームスプリンタ３によシ吻合用作業光４と光出力制御の
ためのモニタ光５に分けられる。作業光４は、例えば直
径が数１ｌｌＩであるので、ビーム拡大装置９によυ直
径が拡大され収束用レンズ１０により血管等の組織１１
に照射される。このとき、収束用レンズ１０の祠料とし
てＺｎ５ｅやＮａＣ１，ＫＣｌ等を用いれば、これらの
旧材は炭酸ガスレーザ光のみならず可視光も通すことが
できるので、ＨｅＮｅレーザ等の可視光レー→ノー１２
の光軸を反射鏡１４のところで炭酸ガスレーザ光の光軸
と一致させることによシ組織１１におけるレーザ光照射
点をモニタすることができる。反射鏡１４は、炭酸ガス
レーザ光の受光面を誘電体膜や不純物制御をした酸化イ
ンジウム膜等により赤外光反射処理を施したものである
。吻合操作は顕微鏡下にて行われるものであるから、組
織１１のレーザ照射点を可視ガイド光により確実に把握
せねばならない。収束用レンズ】０の屈折率は炭酸ガス
レーザ光と可視レーザ光とで若干違うので、この色収差
を補正するために可視光レーザ１２と反射鏡１４との間
に補正用レンズ１３を挿入する。
レーザ光による吻合条件は前述のごとく、レーザメ
（スとは異なる限られた光出力領域に存在するので、
光出力を微妙に制御する必要がある。このため、ビーム
スプリンタ３によシ分岐したモニタ光５を光出力センサ
６に入射する。光出力センサ６は実用性のうえから、熱
電堆素子あるいは焦電素子が用いられる。所要光出力１
０ｍＷ〜ＩＷに対し、はぼ１％の精度を保つ必要がある
ので、光出力センサ６への入射エネルギーは作業′ｙｔ
４と同程度あるいはそれ以上のものとなシ光出力センサ
６は大きな熱慣性をもつこととなる。従ってこの光出力
センサ６の出力を信号処理部７で信号処理した後、レー
ザ放電管の放電電流制御回路８に負帰還する。
（スとは異なる限られた光出力領域に存在するので、
光出力を微妙に制御する必要がある。このため、ビーム
スプリンタ３によシ分岐したモニタ光５を光出力センサ
６に入射する。光出力センサ６は実用性のうえから、熱
電堆素子あるいは焦電素子が用いられる。所要光出力１
０ｍＷ〜ＩＷに対し、はぼ１％の精度を保つ必要がある
ので、光出力センサ６への入射エネルギーは作業′ｙｔ
４と同程度あるいはそれ以上のものとなシ光出力センサ
６は大きな熱慣性をもつこととなる。従ってこの光出力
センサ６の出力を信号処理部７で信号処理した後、レー
ザ放電管の放電電流制御回路８に負帰還する。
本装置に用いる炭酸ガスレーザ１は小出方のもので間に
合うが、本装置をレーザメスとして用いる場合、高出力
レーザに置換すれば良い。しかし高出力レーザは本来そ
の目的から、放電電極にがなり大きな面積を持たせてい
るので、本装置をレー→ノーメスとレーザ吻合装置の共
用装置として用いる場合、高出力レーサ用の放電管では
微小放電を安定にさせることはできない。直流放電管の
場合は陰極グローを安定にさせるために第５図のように
、円筒状の陰極の軸対称性をとり除いた後、頂点から陽
極側に針状電極が延びるように加工をほどこせば放電電
流０．１ ｍＡ以下の微弱放電領域から安定な放電を維
持できる。信号処理部７では、設定値からの偏差信号の
微分、積分、比例等の処理の他、シーケンシャル制御の
だめの処理も行なう。
合うが、本装置をレーザメスとして用いる場合、高出力
レーザに置換すれば良い。しかし高出力レーザは本来そ
の目的から、放電電極にがなり大きな面積を持たせてい
るので、本装置をレー→ノーメスとレーザ吻合装置の共
用装置として用いる場合、高出力レーサ用の放電管では
微小放電を安定にさせることはできない。直流放電管の
場合は陰極グローを安定にさせるために第５図のように
、円筒状の陰極の軸対称性をとり除いた後、頂点から陽
極側に針状電極が延びるように加工をほどこせば放電電
流０．１ ｍＡ以下の微弱放電領域から安定な放電を維
持できる。信号処理部７では、設定値からの偏差信号の
微分、積分、比例等の処理の他、シーケンシャル制御の
だめの処理も行なう。
グロー放電が安定しないと、放電管インピーダンスが大
きく変動し、信号処理部７にインパルス的な擾乱を与え
、これが制御系全般に過渡的な変動をひきおこすのであ
る。レーザメスとの共用装置として用いる場合１１例え
ば１０ ｍＷ〜２０Ｗを１０％程度の分割比のビームス
プリッタ１枚でモニタするとすれば、モニタ光は１ｍＷ
〜２Ｗとなる。このモニタ光を１％の精度で保つには通
常の熱電対では不可能である。この場合、ヒームスプリ
レタを２枚用いて一方を例えば９：１、他方を１：９と
いう分割比にしておき、微弱パワー領域とレーザメス領
域とでビームスプリンタを切シ換えて用いれば目的を果
すことができる。
きく変動し、信号処理部７にインパルス的な擾乱を与え
、これが制御系全般に過渡的な変動をひきおこすのであ
る。レーザメスとの共用装置として用いる場合１１例え
ば１０ ｍＷ〜２０Ｗを１０％程度の分割比のビームス
プリッタ１枚でモニタするとすれば、モニタ光は１ｍＷ
〜２Ｗとなる。このモニタ光を１％の精度で保つには通
常の熱電対では不可能である。この場合、ヒームスプリ
レタを２枚用いて一方を例えば９：１、他方を１：９と
いう分割比にしておき、微弱パワー領域とレーザメス領
域とでビームスプリンタを切シ換えて用いれば目的を果
すことができる。
第５図の電極構造を採用することのもう一つの長所は、
極めて低い電流領域、つまシレーザ発振のしきい値位の
電流でも充分に安定した放電を得ることができるので、
主放電をさせる前に、常時パイロット放電としてレーザ
発振限界以下の電流で放電させておき、必要に応じて主
放電に切シかえて光出力を得るということができる点に
あるＯこのようにすれば、過渡応答特性を最適にするこ
とができるので、微妙なノくワーのスイッチング７５（
可能となり、機械式シャッタでは実現できない照射状態
を実現することができる０ 第６図は、本発明の第２の実施例を示したもので、第４
図と同一部分には同一番号を何しである。
極めて低い電流領域、つまシレーザ発振のしきい値位の
電流でも充分に安定した放電を得ることができるので、
主放電をさせる前に、常時パイロット放電としてレーザ
発振限界以下の電流で放電させておき、必要に応じて主
放電に切シかえて光出力を得るということができる点に
あるＯこのようにすれば、過渡応答特性を最適にするこ
とができるので、微妙なノくワーのスイッチング７５（
可能となり、機械式シャッタでは実現できない照射状態
を実現することができる０ 第６図は、本発明の第２の実施例を示したもので、第４
図と同一部分には同一番号を何しである。
この場合、モニタ光５はレーザ共振器を構成する反射鏡
のうち作業光出射（Ｉｌｌ （Ｉ）とは反対側（Ｉ［）
を、例えば９０％反射、１０％透過の特性をもつ表面反
射処理を施した鏡となることによシ共振器外に出射され
る。この方式は、高価なビームスプリッタを用いる必要
がなく光軸の調整が簡易となる利点力；ある。また第６
図では、集光レンズ１５が反射鏡１４の前におかれてい
るが、これは集光レンズ１５の利料が、可視光に対して
不透明なゲルマニウムの場合に有効である。ゲルマニウ
ムレンズは一般にＺｎ５ｅ材よシなるレンズに比して収
束性が良いので、Ｚｎ５ｅ製レンズではどうしても吻合
操作を行えない場合に使用される。この場合、１３は可
視レーザ光を集光レンズ１５による赤外光の焦点に一致
させるための集光レンズとなる。
のうち作業光出射（Ｉｌｌ （Ｉ）とは反対側（Ｉ［）
を、例えば９０％反射、１０％透過の特性をもつ表面反
射処理を施した鏡となることによシ共振器外に出射され
る。この方式は、高価なビームスプリッタを用いる必要
がなく光軸の調整が簡易となる利点力；ある。また第６
図では、集光レンズ１５が反射鏡１４の前におかれてい
るが、これは集光レンズ１５の利料が、可視光に対して
不透明なゲルマニウムの場合に有効である。ゲルマニウ
ムレンズは一般にＺｎ５ｅ材よシなるレンズに比して収
束性が良いので、Ｚｎ５ｅ製レンズではどうしても吻合
操作を行えない場合に使用される。この場合、１３は可
視レーザ光を集光レンズ１５による赤外光の焦点に一致
させるための集光レンズとなる。
第７図は、本発明の第３の実施例を示したもので、第４
図におけるビームスプリッタ、第６図における部分透過
鏡の代りに光路切り換え用全反射鏡１６を用いて出射さ
れたレーザ光を作業光４とモニタ光５とに切シ換えて使
用するものである。
図におけるビームスプリッタ、第６図における部分透過
鏡の代りに光路切り換え用全反射鏡１６を用いて出射さ
れたレーザ光を作業光４とモニタ光５とに切シ換えて使
用するものである。
一般に吻合操作の中で光照射をしている時間は２〜３秒
の程度であシ、一方レーザ出力の変動は周囲温度変化に
伴う反射鏡の平行度の変化やガス圧変動、冷却水温の変
動等、長周期の特性をもっている。従って、連続発振し
ているレーザを出力制御しておき、作業時のみ全反射鏡
１６を外すことによシ作業光４を得て作業すると、微弱
パワーを用いるときにレーザ全出力をモニタできるので
精度の良い制御を行うことができる。全反射鏡１６を外
したとき、センサ６への入力５は消失するので、その直
前の放電電極を維持するよう信号処理部７の後に保持回
路１７を入れておく必要がある。この方式は、ビームス
プリッタや部分透過鏡を用いる必要がないので、安価に
機能を実現できるという利点を有している。第７図では
、１４は赤外線透過材料の表面に可視光反射処理を施し
た反射鏡である。また１８は、炭酸ガスレーザ元の集光
レンズ１０への入射光径を調節するためのしぼシであっ
て、集光レンズ１０の焦点距離に応じて最小収束ビーム
径が得られるように調節を行うＯ第８図は、本発明にな
る装置を用いて行った吻合実験の結果を示したものであ
る。これは、ラットの動脈を切断後レーザにより吻合を
行ったものである。実験総数は１３５例で、０．３龍径
〜１゜４騙径の血管について１．５〜３ジユールのエネ
ルギーで吻合が成功している。第９図は成功率について
調べたものであるが、１．５〜３ジュールの間での成功
率はほとんど１００％であって本発明の有効性が立証さ
れている。従来の糸と針による接合では１本の血管につ
き１時間以上かかることも稀ではなかったが、本実験例
ではいずれも高々数分間で吻合が完了しており、しかも
吻合後の数週間にわたる治ゆ状況は、組織学的にみても
安全なものであった。
の程度であシ、一方レーザ出力の変動は周囲温度変化に
伴う反射鏡の平行度の変化やガス圧変動、冷却水温の変
動等、長周期の特性をもっている。従って、連続発振し
ているレーザを出力制御しておき、作業時のみ全反射鏡
１６を外すことによシ作業光４を得て作業すると、微弱
パワーを用いるときにレーザ全出力をモニタできるので
精度の良い制御を行うことができる。全反射鏡１６を外
したとき、センサ６への入力５は消失するので、その直
前の放電電極を維持するよう信号処理部７の後に保持回
路１７を入れておく必要がある。この方式は、ビームス
プリッタや部分透過鏡を用いる必要がないので、安価に
機能を実現できるという利点を有している。第７図では
、１４は赤外線透過材料の表面に可視光反射処理を施し
た反射鏡である。また１８は、炭酸ガスレーザ元の集光
レンズ１０への入射光径を調節するためのしぼシであっ
て、集光レンズ１０の焦点距離に応じて最小収束ビーム
径が得られるように調節を行うＯ第８図は、本発明にな
る装置を用いて行った吻合実験の結果を示したものであ
る。これは、ラットの動脈を切断後レーザにより吻合を
行ったものである。実験総数は１３５例で、０．３龍径
〜１゜４騙径の血管について１．５〜３ジユールのエネ
ルギーで吻合が成功している。第９図は成功率について
調べたものであるが、１．５〜３ジュールの間での成功
率はほとんど１００％であって本発明の有効性が立証さ
れている。従来の糸と針による接合では１本の血管につ
き１時間以上かかることも稀ではなかったが、本実験例
ではいずれも高々数分間で吻合が完了しており、しかも
吻合後の数週間にわたる治ゆ状況は、組織学的にみても
安全なものであった。
（発明の効果）
以上説明したように、本発明によれば、顕微鏡下での手
術に適した焦点距離を保ち、収束レーザ光スポットサイ
ズを小さくシ、そして低出力を安定に制御することの三
条性を同時に満たす血管吻合装置を提供することができ
、この装置を用いることによって短時間の手術で、安全
、確実な血管吻合を可能にするものである。
術に適した焦点距離を保ち、収束レーザ光スポットサイ
ズを小さくシ、そして低出力を安定に制御することの三
条性を同時に満たす血管吻合装置を提供することができ
、この装置を用いることによって短時間の手術で、安全
、確実な血管吻合を可能にするものである。
なお、本発明装置による吻合手術は血管の他に、神経、
臓器等にも広く適用し得るものである。
臓器等にも広く適用し得るものである。
第１図は、血管の構成を示Ｌ７た図、第２図は、炭酸ガ
スレーザによる血管吻合条件を示す図、第３図は、集光
レン、ズの入射ヒーム径々収束スポット径との関係を示
す図、第４図は、本発明の第１の実施例の構成図、第５
図は、本発明装置に採用する電極構造を示す図、第６図
は、本発明の第２の実施例の構成図、第７図は、本発明
の第３の実施例の構成図、第８図は、本発明装置を用い
て行なった吻合実験の結果を示す図、第９図は、同実験
の成功率を示す図である。 １ ・・・・炭酸ガスレーザ、 ３ ・・・・・・
ビームスプリッタ、 ４ ・・・・作業光、 ５ ・・
・・・・モニタ元、６−・・・・・・光出力センサ、
７・・・・・・・・信号処理部、８ ・ ・・・・放電
電流制御回路、 ９・・・・・・・・ヒーム拡太装置、
１０．１５ ・・・・・・集光レンズ、１１・・・・
・・組織（血管）、１２・・・・・・・・可視光レーザ
、 １４ ・・・・・・反射鏡、１６・・・−・・・
光路切換用全反射鏡、１７・・・・・・ 保持回路、
１８・・・・・・ しぼシ〇特許出願人 東北リコー株
式会社 第１図 第３図 ＋０ ２０ ３０ Ｄ ＋ （” ｍｌ 第２図 久４にヮト煉 （ｍ制 １第４図 眼１２ 第５図 第６図 １２± ト 第７図 千 山
スレーザによる血管吻合条件を示す図、第３図は、集光
レン、ズの入射ヒーム径々収束スポット径との関係を示
す図、第４図は、本発明の第１の実施例の構成図、第５
図は、本発明装置に採用する電極構造を示す図、第６図
は、本発明の第２の実施例の構成図、第７図は、本発明
の第３の実施例の構成図、第８図は、本発明装置を用い
て行なった吻合実験の結果を示す図、第９図は、同実験
の成功率を示す図である。 １ ・・・・炭酸ガスレーザ、 ３ ・・・・・・
ビームスプリッタ、 ４ ・・・・作業光、 ５ ・・
・・・・モニタ元、６−・・・・・・光出力センサ、
７・・・・・・・・信号処理部、８ ・ ・・・・放電
電流制御回路、 ９・・・・・・・・ヒーム拡太装置、
１０．１５ ・・・・・・集光レンズ、１１・・・・
・・組織（血管）、１２・・・・・・・・可視光レーザ
、 １４ ・・・・・・反射鏡、１６・・・−・・・
光路切換用全反射鏡、１７・・・・・・ 保持回路、
１８・・・・・・ しぼシ〇特許出願人 東北リコー株
式会社 第１図 第３図 ＋０ ２０ ３０ Ｄ ＋ （” ｍｌ 第２図 久４にヮト煉 （ｍ制 １第４図 眼１２ 第５図 第６図 １２± ト 第７図 千 山
Claims (2)
- （１） 炭酸ガスレーザ出射手段と、該レーザ出射手
段の一端から出射されたレーザビームをビーム径の大き
な平行光束とするとともにこれを収束する光学手段と、
前記炭酸ガスレーザビームと同一収束点および同一光軸
のいずれか一方または両方を有するガイド用可視光を出
射する手段と、前記レーザ出射手段から出射されだレー
ザ光の一部を取り出し、若１．＜は前記レーザ出射手段
の他端からレーザ光の一部を取り出してこれを検出し、
前記レーザ出射手段のレーザ出力を制御する手段とから
なυ、レーザ光によシ血管等を吻合することを特徴とす
る血管吻合装置。 - （２）炭酸ガスレーザ出射手段と、該レーザ出射手段の
一端から出射されたレーザビームをビーム径の大きな平
行光束とするとともにこれを収束する光学手段と、前記
炭酸ガスレーサビームと同一収束点および同−光軸のい
ずれか一方まだは両方を有するガイド用可視光を出射す
る手段と、前記レーザ出射手段から出射されたレーザビ
ームを、。血管等の吻合時は前記光学手段に通し、吻合
時以外の時はレーザ出力検出器へ導びくように切換える
光路切換手段と、前記レーザ出力検出器へ導びかｈだレ
ーーリーヒーノ、を検出し、前記レーザ出射手段のレー
ザ出力を制御する手段とからなシ、レーザ光により血管
等を吻合することを特徴とする血管吻合装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57224990A JPS59115032A (ja) | 1982-12-23 | 1982-12-23 | 血管吻合装置 |
| US06/559,207 US4566453A (en) | 1982-12-23 | 1983-12-08 | Vascular anastomosis apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57224990A JPS59115032A (ja) | 1982-12-23 | 1982-12-23 | 血管吻合装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59115032A true JPS59115032A (ja) | 1984-07-03 |
| JPS6148373B2 JPS6148373B2 (ja) | 1986-10-23 |
Family
ID=16822360
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57224990A Granted JPS59115032A (ja) | 1982-12-23 | 1982-12-23 | 血管吻合装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4566453A (ja) |
| JP (1) | JPS59115032A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6131142A (ja) * | 1984-07-25 | 1986-02-13 | 富士写真光機株式会社 | 血管吻合用レ−ザ−プロ−ブ |
| JPS62139642A (ja) * | 1985-12-13 | 1987-06-23 | 浜松ホトニクス株式会社 | 血管吻合装置 |
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| JPS61285780A (ja) * | 1985-06-12 | 1986-12-16 | Asahi Optical Co Ltd | レ−ザ発振装置 |
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| US5196004A (en) * | 1985-07-31 | 1993-03-23 | C. R. Bard, Inc. | Infrared laser catheter system |
| US5280378A (en) * | 1990-10-19 | 1994-01-18 | I.L. Med, Inc. | Cyclically scanned medical laser |
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| JP2658809B2 (ja) * | 1992-08-27 | 1997-09-30 | 三菱電機株式会社 | レーザ加工装置 |
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-
1982
- 1982-12-23 JP JP57224990A patent/JPS59115032A/ja active Granted
-
1983
- 1983-12-08 US US06/559,207 patent/US4566453A/en not_active Expired - Lifetime
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Also Published As
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|---|---|
| JPS6148373B2 (ja) | 1986-10-23 |
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