JPS5991954A - フアイバ−導光レ−ザ外科治療器 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 （１）発明の技術分野 本発明はファイバー導光レーザ外科治療器に係り、特に
切開能力及び凝固能力を任意に制御可能とするＣＯレー
ザ発振器を含む２種のレーザ発振器と導光路として可撓
性を有する光ファイバーとを備えたファイバー導光レー
ザ外科治療器に関する。

（２）技術の背景 近年、医療技術の進歩に著しく、例えば消化気管等につ
いてグラスファイバーを用いた内視鏡による診断等が開
発されている。また、これとは別にレーザの医学方面へ
の応用も各種提案されている。例えば、レーザを用いた
治療器として特に、Ｎｄ−ＹＡＧレーザを用いたレーザ
コアギユレータ、またＣＯ２レーザを用いたレーザメス
の研究及び臨床治療等には大きな興味が寄せられている
。

レーザを用いた治療において、レーザ治療器の出現によ
って初めて可能となった治療が特に重要である。これは
、すなわちレーザ治療器による治療が有効である科目に
おいても他の治療方法がある場合、高価なレーザ治療器
を用いる必要が費用対効果の面で認められないことが多
いからである。

そして近年、レーザ治療装置として、光ファイバーが導
光可能でしかも生体との作用、すなわち切開能、凝固能
を自由に調整可能とするものの開発も望まれている。

係る切開能、凝固能門整法としては、波長可変レーザ若
しくは波長の異なるレーザ装置２台を備え相互のパワー
比を調整する手段が考えられる。

これら方法のうち前者の場合には、例えば近赤外領域に
おいて少なくとも１μｍから２μｍ以上の範囲で波長可
変な大出力連続レーザが必要であるが、波長可変連続大
出力レーザは、レーザ工学上容易に実現できるものでは
なく、効率等の実用性まで考慮すると実現は甚だ困難で
ある。従って後者の方が実現可能性が高いと思われる。

ここで、レーザ治療器用として光ファイバーが備えてお
くべき要件として次の３点が挙げられているからである
。

（１）エネルギーの伝送 （２）伝送した光の質（空間コヒーレンス）（３）医用
導光路としての実用性 まず、第１にレーザ治療器はレーザのエネルギ一応用の
一つであり、ある程度のレーザエネルギーを伝送できな
ければならない。この点は通信用の導光路と全く異質の
条件である。すなわち、導光路は使用波長における透過
率が大きく、しかも伝送パワーに対する耐久性が要請さ
れる。伝送パワーに対する耐久性は種々の要因によって
規定されている。ファイバー損傷の原因はほとんどの場
合、ファイバー内で発生した熱によるものであり、ファ
イバー材料としては光吸収が少ないことが必要条件とな
る。また、ファイバー化の際に局所的に吸収の大きい欠
陥が生ずるとその部分から熱損傷することになるので、
材料の選択及び欠陥の少ないファイバーのｉ！ｌ造法が
必要となる。さらにある程度の温度上昇に対して機械的
、物性的に強いものが必要である。換言すれば、熱膨張
率が小さいガラスの場合、結晶化温度が高い、結晶の場
合管間性がない等の諸条件が係るファイバーには必要と
なる。また、必要に応じて、ルーズクラッド構造ではな
く、コアクラッド構造を用いたり、ファイバー冷却機構
も検討しなければならない。

レーザ光の作用は、同じ波長であっても照射パワー密度
によって異なるから伝送したいレーザパワーの絶対値は
高い照射パワー密度（１−１０Ｋｗ／　ｃｉ　）が要求
されるレーザメスの場合、伝送後の光の集光性能によっ
て大きく異なる。しかし、一般にはレーザ装置の大きさ
、生体との作用等を考慮すると、レーザ治療装置として
例えば１００Ｗ程度までのレーザパワーの導光を考えれ
ば良いと考えられる。

第２に、導光後のレーザ光の集光性（空間コヒーレンシ
ー）については、例えば波長に比べて径がかなり太い（
〉５０倍）現在の光ファイバーにおいては、入射したレ
ーザ光は本質的に多モード伝搬し、出射端においては多
モード分散によってレーザ光の持つ空間コヒーレンスは
失われることになる。従って出射端ではほぼファイバー
のコア径を有するインコヒーレント光源と見做され、仮
に凸レンズで集光してもファイバーの径程度にしか焦点
径は小さくできない。このため、光ファイバ５− −径を可能な限り小径にして集光時の焦点スポット径を
小さくすることが必要となる。光ファイバーの小径化は
伝送光パワー密度の増加を意味するから媒質吸収による
単位体積あたりの発熱料増加によってファイバーが損傷
しやすくなる。また、例えば非線形光学効果による散乱
現象の立ち上がりによって伝送損失の増大が予想される
。

第３番目に、医学的応用として用いる導光路であるため
に特有の制約も生ずる。すなわち、医学応用においては
、ファイバーを屈曲状態でしかも屈曲の程度を変化させ
ながら使用するために、係るファイバー材料が繰り返し
の屈曲に耐え得る機械的強度を有していることが要請さ
れる。また、係る状態での光の伝送損失の問題も、可撓
性の高いファイバーになるほど厳密に検討する必要があ
る。またさらに、ファイバー材料ができる限り化学的に
安定で、生体に対して安全な材質であることが望まれる
。そして、使用範囲の特殊性から導光路の折損等の事故
に際しての安全対策も充分配慮すべきである。

６− 他方、通信用に比べて有利な点として、すなわち、医用
導光路としては、せいぜい２ｍ程度の長さがあれば十分
であるため、ファイバーの伝送損失２Ｍ造速度、単位長
さ当りの製造コストなどの条件はかなり緩和される。

これらの諸条件から、レーザ発振器について、例えば凝
固用の０．８乃至１．８μｍ帯の実用的な大出力連続レ
ーザ型式としてはＮｄ−ＹＡＧレーザが最適である。即
ち、Ｎｄ−ＹＡＧレーザーは理想的な４準位レーザであ
り、熱伝導率が大きいことから固体レーザでありながら
水冷程度の冷却で連続大出力発振が可能である。また、
これと組み合せる切開用レーザとしては、幅広い応用に
対処できＮｄ−ＹＡＧレーザを同時に一本の光フアイバ
ー伝送路で伝送可能とすることが要請される。

次にＣｏレーザーについて以下述べる。

Ｃｏレーザの開発の歴史は比較的古（、ＣＯ２レーザの
出現に遅れること数ケ月で、同じくＣＯ２レーザを開発
したＰａｔｅｌによって１９６４年に発振が報告された
。基本的には振動回転準位間遷移を用いる分子レーザで
あって、ＣＯ２レーザと同様グロー放電によって励起を
行える。しかし、反転分布を形成するまでの励起過程、
また発振機構はＣＯ２レーザと全く異なっている。

Ｃｏレーザにおける反転分布形成機構は、一般に通常の
グロー放電による電子衝突励起のみでの反転分布の形成
とは異なっている。ＣＯは比調和性の小さい２原子分子
なので、ＣＯ分子間のエネルギー交換の速度は非常に速
い。比較的低い振動準位に励起されたＣＯ分子とより高
い振動準位に励起されたＣＯ分子間でエネルギー交換が
生じ。

高い振動準位にエネルギーが注入され反転分布が生ずる
。この過程、すなわちｖ−■励起（Ｖｉｂｒａ−ｔｉｏ
ｎａｌ−ν１ｂｒａｔｉｏｎａｌ　）過程のためには低
いガス温度が必要であり、そのため高効率Ｃｏレーザで
はガス温度の冷却が必要となる。なお、Ｃｏレーザの発
振は、２原子分子特有のカスゲート発振であり、レーザ
遷移の上位準位、下位準位は特になく、任意のある準位
間に発振が生ずると、この発振によって生じた２次的な
反転分布によって他の準位間にも発振が広がっていく。

従って、発振波長は特に選択発振を行わない限り、数十
乃至十数本の発振線で当時発振する。

（３）　　従来技術と問題点 従来、光フアイバー伝送路のうち、特に赤外光ファイバ
ーの開発は主に４乃至５μｍ帯において、通信用の極低
損失ファイバーを得ようとする方向から研究が進められ
ている。一般的に、赤外光ファイバーは使用波長の短い
ものほど得られやすい。

７乃至８μｍ以上の波長域の光透過材料は、例えば了り
カリハライド等の結晶に限られ、材料として使用可能な
物質が少ない。これに対して、それ以下の短波長域では
結晶材料の他に各種の赤外ガラス材料を見出すことがで
き、材料選択の自由度が大きい。結晶をファイバー化す
る場合、ゆっくりとした速度で結晶を成長させる単結晶
ファイバーを得る方法と、一部結晶材料の塑性変形性を
利用して押し出し法によって、多結晶（結晶粒の集合体
）ファイバーを得る方法がある。両者ともに内部に欠陥
のないファイバー、表面が平滑な９− 光ファイバー、またコア・クラッド構造をもつファイバ
ーを得るために全く新しい技術の開発が必要である。こ
れに対し、グラスファイバーの場合これまでの石英系グ
ラスファイバー製造技術の延長上にあり、溶融ガラスの
表面張力によって表面が平滑なファイバーができ、コア
・クラッド構造を持つファイバーも製作しやすい。また
、一般に透過波長域が狭いファイバーの方が得やすい。

これはファイバー材料の透過波長域が広い物質が少ない
ことと、散乱損失の大きいファイバーの場合、例えばレ
ーリー散乱の損失は波長の４乗の依存性を持つことから
、ファイバー化した際に広い透過波長域を得にくいから
である。

以上の如く医用レーザ治療器導光路として用いられる光
ファイバーには各種の条件が要求されている。

又、医療用治療器として従来用いられているレーザー装
置としては、例えば皮膚上の腫瘍等を除去する為にメス
として用いられている。然しながら例えば、口腔、気管
、消化器管、ｓ’ｌ　　、膀胱等　１０− は、内視鏡を用いての観察を行なうことはできてもレー
ザー光を直接利用したメスとしての治療法は従来開発さ
れてなく、治療範囲がせまく限定されていた。

（４）発明の目的 本発明の目的は、上記従来の欠点に鑑み、可撓性を有す
る赤外グラスファイバーを導光路として用い、さらに凝
固能に優れたＮｄ−ＹＡＧレーザ光線と、前記赤外グラ
スファイバーによる導光に適し、且つ切開能も充分有す
るＣＯレーザ光線とを一本にまとめてレーザメス装置を
構成することによって、トポロジー的に外面と見做せる
部分への適応可能とした凝固及び切開を調整可能とする
ＣＯレーザメス装置を提供することである。

（５）発明の構成 そして、この目的は本発明によれば、切開能力。

凝固能力を有する異なる波長の２種レーザ装置において
、前記２種のレーザー装置の相互出力比を調整する出力
調整機構と、前記レーザ装置からの異なる波長の２種の
レーザ光を一本の光線にまとめて導光する光伝送路とを
備え、前記光伝送路を内視鏡内を通して照射することを
特徴とするファイバー導光レーザ外科治療器を提供する
ことによって達成される。

（６）発明の実施例 以下、本発明の一実施例について図面を参照しながら説
明する。

第１図は本発明を用いたＣＯレーザメス装置の構成を示
す概略図である。

第１図において、例えば５０Ｗの出力を有する発振波ｉ
５．２μｍのＣＯレーザ４及び１．０６，１７　ｍの波
長を有する出力５０ＷのＮｄ−ＹＡＧレーザ５を作動さ
せるため、それぞれ電源３，２に接続されており、両レ
ーザの出力を調整するように出力調整機構１が電源３．
２と接続されている。そして、ＣＯレーザ４とＮｄ−Ｙ
ＡＧレーザ５のレーザ光線をビームプレンダー６を介し
て、一本の光線にまとめ、さらにビームブレンダー６の
前方同軸上に凸レンズからなる集光レンズ７を設けであ
る。

福る集光レンズ７にて集光されたレーザ光線は、可撓性
を有する赤外光ガラス光ファイバー８を設けて導光する
ように構成されており、この導光路はその後内視鏡９に
接続されている。係る内視鏡９は先端部１０からファイ
バー８の径程度に広がった前記レーザ光線を凸レンズ１
１によって集光して患部へ照射するように構成されてい
る。

内視鏡９　（所定の光線をガイドとして）にて患部を照
らして診断し、手術野を形成しながら患部を切開する際
には、例えば出力調整機構１により切開能の効果が大き
いＣＯレーザ４の出力を高めて患部を照射する。

また、患部を切開時に出血が多く伴うときには出力調整
機構１によりＮｄ−ＹＡＧレーザ５へ供給する電流を強
めて、血液の凝固能の効果が大きいＮｄ−ＹＡＧレーザ
５の出力を高めて切開部の止血を行う。

次に、第２図はＣＯ２レーザ及び本発明に用いられるＣ
Ｏレーザ、ＹＡＧレーザについて生体の単位体積あたり
に吸収されるエネルギー（以下１３− ｄｅｐｏｓｉｔ　ｅｎｅｒｇｙ　ｄｅｎｓｉｔｙと呼ぶ
）を生体表面からの距離の関数として表したグラフを示
している。

なお、第２図は凝固層厚について検討を行うための実験
データであり、生体と光の作用は吸収過程のみを考え、
見かけ上ランベルト・ベール則が成立するものとした。

また、吸収係数はＢａｙＪＬχ（“Ｔｈｅ　ａｂｓｏｒ
ｐｔｉｏｎ　５ｐｅｃｔｒａ　ｏｆ　１ｉｑｕｉｄ　ｐ
ｈａｓｅＨ２０，ＨＤＯａｎｄ　　Ｄ２０　　ｆｒｏｍ
ｏ、７　ｐｍ　　ｔ。

１０、ｃｒｍ″、　　ｒｎｆｒａ、　Ｐｈｙｓｉｃｓ　
ｐｐ　２１１−　　　　（１９６３）　）による水の赤
外吸収係数のレポートを用いである。

各レーザビームの入射パワー密度は同一とした。

縦軸は任意目盛の対数軸であり、グラフａ、　　ｂ。

ＣはそれぞれＹＡＧ、Ｃｏ、Ｃｏ　２　レーザニラいて
のグラフである。

この結果として表わされているグラフは、実際に生体で
生じている種々の複数な現像を考えると、極めて　い見
積りではあるが、ＣＯ，ＣＯ２レーザ光の熱伝導に支配
されない照射時間内における、すなわち例えば４秒未満
での時間内における凝固層厚のオーダ程度でのデータと
しては有効でｈる。

　１４− 第２図からＮｄ−ＹＡＧレーザに関しては、Ｄｅｐｏｓ
ｉｔ　ｅｎｅｒｇｙ　ｄｅｎｓｉｔｙがＣＯ及びＣ０２
レーザに比べて半分程度のパワーではあるが、それぞれ
／、１倍及び２倍程度深く浸透するため、凝固用として
は適していることがわかる。また、ＣＯ及びＣＯ２レー
ザはｒｌｅｐｏｓｉｔ　ｅｎｅｒｇｙ　ｄｅｎｓｉｔｙ
がＮｄ−ＹＡＧレーザに比べそれぞれほぼ２倍及び３倍
程度を有し浸透する深さは浅いため切開用として適して
いることがわかる。

次に、赤外領域の水の吸収係数及び光消衰長の波長依存
性について第３図を用いて説明する。

第３図に液相の水の赤外領域におけるランバート・ベー
ルの吸収係数α（ｃｍ−’）と光消衰長を同時に示して
いる。生体組織はその６０乃至７０重量パーセントが水
で構成されている。可視光領域では赤血球に含まれる酸
化ヘモグロビンの光吸収の影響が大きいが、赤外領域で
は生体の光吸収は水の光吸収特性に支配されていると考
えられる。Ｃｏレーザの発振波長（５５μｍ）は、現在
コアギュ１５− レークとして用いられているＮｄ−ＹＡＧレーザ（１，
０６μｍ）と、レーザメスとして用いられているＣＯ２
レーザ（１０，６μｍ）のほぼ中間にある。

しかし、第３図から明らかなように、Ｃｏレーザ波長の
吸収係数（すなわち光消衰長）は　ＣＯ２レーザ波長の
それに近い。Ｃｏレーザ光は　　Ｃ０２レーザ光の約２
の波長を有しており、生体高分子による散乱（旧ｅ散乱
）の影響の増大が予想される。しかし、仮に散乱過程が
増大しても光消衰長が短いからその影響のおよぶ範囲は
極めて狭い。これらのことから、Ｃｏレーザ光の生体に
対する作用としては、凝固能よりむしろ切開能に優れた
Ｃ０２レーザに似た性質を持つと考えられる。

第４図は本発明に用いられるＣＯ及びＣＯ２レーザ照射
による大計の切開能特性を示すグラフである。

尚、切開深度を切開速度（ビーム移動速度）の関数とし
て両対数グラフ上に示した。平均パワー密度（レーザビ
ームパワーをスポット径におけるビーム断面積で除いた
値であり、ビーム中心での＝１６− パワー密度の２である。）は、本実験においては２．６
Ｋｗ／ｃＪである。切開振動の値は切開直後の試料を切
開面で２分割し、測定した。第４図において、同じ切開
速における切開深度はＣｏレーザ照射による切開の場合
ｄとＣＯ２レーザ照射の場合ｅとではほどんど変らない
。

次に、本発明に用いられるＣｏレーザによる大計の切開
においてレーザパワーを変化させた場合について第５図
を用いて説明する。

第５図において、Ｃｏレーザの平均パワー密度は２．６
に讐／ｄ及び１．３Ｋｗ／ｃＪである。パワー密度を減
少させたときの切開密度の減少割合はＣＯ２レーザにお
ける経験則とほぼ一致する。グラフの傾きは二つの場合
でまったく同一である。

また、試料に摘出生肝を用いても大計で得られた結果と
の間に有意な差異は見られない。従って、Ｃｏレーザの
切開能はＣＯ２レーザの切開能に比べほとんど同じであ
り、生体組織の各層の厚さを考慮すると、Ｃｏレーザを
生体切開用レーザとして用いることには通している。

１７− （７）発明の効果 以上、述べてきたように本発明を用いると、可撓性に富
むコンパクトな光伝送路である赤外光ファイバーを用い
であるため、従来の内視鏡に直接取り付けていわゆるト
ポロジー的に外表と考えられる部分、例えば口腔、気管
、消化器官、膣、膀胱等への治療が直接内視鏡を見なが
ら可能となる効果を有する。

また、本発明を用いると、はぼ５μｍ程度のＣｏレーザ
を用いであるため導光路として用いる材質として赤外ガ
ラスファイバー、例えばカルコゲン化物、酸化物ガラス
、フン化物ガラス等の選択自由度が大きく低コストにて
製造することが可能となる。

また、本発明を用いると、出力調整機構を備えた凝固能
及び切開用としてＮｄ−ＹＡＧレーザ及びＣｏレーザを
一本の導光路にまとめ、手術時の生体組織の状態に応じ
て制御して行うため止血効果が同時に発揮できるレーザ
メスが可能となる効果を有する。

【図面の簡単な説明】

１８− 第１図は本発明を用いたＣＯレーザメス装置の構成を示
す概略図、第２図はＣＯ２レーザ及び本−を生体表面か
らの距離の関数として表したグラフ、第３図は赤外領域
の水の吸収係数及び光消衰長の波長依存性についてのグ
ラフ、第４図は本発明に用いるＣＯレーザとＣＯ２レー
ザの照射による大肝の切開能特性を示すグラフ、第５図
は本発明に用いられるＣＯレーザによる大計の切開にお
いてレーザパワーを変化させた場合についてのグラフで
ある。 １・・・出力調整機構、　　　４・・・ＣＯレーザ、　
　５・・・Ｎｄ−ＹＡＧレーザ、　　８・・・赤外ガラ
ス光ファイバー、　　　９・・・内視鏡。 特許出願人　　　　荒　井　恒　憲 菊地　眞 代理人弁理士　　　大　菅　義　之 １９− 第２　図 適過−５７度 第３図 ２　４　６　　Ｂ　　＋ｏ　　ｔ２＋４浪長（ルー） 第４図 第５図

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）切開能力、凝固能力を有する異なる波長の２種の
   レーザ装置において、前記２種のレーザー装置の相互出
   力比を調整する出力調整機構と、前記レーザ装置からの
   異なる波長の２種のレーザ光を一本の光線にまとめて導
   光する光伝送路とを備え、前記光伝送路を内視鏡内を通
   して照射することを特徴とするファイバー導光レーザ外
   科治療器。
2. （２）前記具なる波長を有する２種のレーザ装置が切開
   能力に適するＣＯレーザ装置と、凝固能力に適するＮｄ
   −ＹＡＧレーザ装置からなることを特徴とする特許請求
   の範囲第１項記載のファイバー導光レーザ外科治療器。