JPS61502169A - 内科および外科用レ−ザ探針 - 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】 本発明は、内科および外科用レーザ探針、特に、内科および外科用レーザ装置本 体から伸長する光ファイバの先端に接続した先細の内科および外科用レーザ探針 に関する。

先行技術の説明 最近、光ファイバを介して、レーザを照射し、組織に接触せずに、生体器官の組 織を切開する、光フアイバ利用による非接触型レーザ照射装置が開発され、実用 化されている。この非接触型レーザ照射装置は、単一の石英繊維で製造し、光学 的に、ｌ／−ザ源に接続した細長い石英コア、レーザ光線ガイドの先端からＹＡ Ｇレーザ、Ａｒレーザ等のレーザ光線を照射することに↓つで、切開および凝崩 を行なうものでちる。

かかる非接触型レーザ照射装置は、組織に接触せず、また、切開状態の確認ある いは検査を行わずに、切開を行うため、手術能率は、かなり劣る。この従来のレ ーザ照射装置は、照射効果は、必らずしも、再現可能であるとは限らないという 別の問題もある。一般に、光ファイバの先端と組織間の距離を一定に保ち、１／ −ザ光線の照射が、一定のエネルギ密度で行われるようにする必要がある。しか し従来の非接触型レーザ照射装置の場合、この距離を一定に保つことは困難であ シ、特に、この装置を検視鏡を使用するレーザ治療に適用した場合、組織との距 離を調節することは困難である。さらに、非接触型照射装置は、レーザ光線が組 織の表面から後方散乱し、照射したレーザ光線エネルギの相当な割合が損失する という致命的な欠点がある。

この点に関し、レーザ光線の照射中、石英コアを組織に接触させ続けていた場合 、その接触部分は発熱し、石英コアの端部が燃焼し、破損してしまう。このため 、従来のレーザ装置は、組織と接触状態で使用することはできない。

さらに、従来の石英コアから照射されるレーザ光線の拡がり角は、７乃至１０’ 　と狭いため、照射位置より離れた位置においてさえ、エネルギ密度がそれほど 低下しない。このため、切開を行なう部分を中心とする組織にも、高密度のレー ザ光線が照射され、その結果、その組織を壊死させることとなる。

従来の非接触型レーザ照射装置に伴なう上記問題点を解決するため、傾斜形状に て形成した石英系ロッドを提供し、レーザ光線がその傾斜面から漏洩し、組織と 接触状態にて、レーザ光線成分をその先端から、組織に照射し得るようにする提 案が考えられる。しかし、この石英系ロッドでは、傾斜面からレーザ光線が漏洩 するため、このロッドの先端から放出されるレーザ光線のエネルギ密度は、かな り低く、このため、高能率の組織切開を行なうことはできない。

発明の目的 本発明は、従来のレーザ照射装置に伴なう問題点を解決する目的で為されたもの であり、本発明の目的は、ロッド部材の先端面上に、レーザ光線を効果的に集光 し、組織と接触状態にて、組織にレーザ光線を照射し、組織の切断を効果的に行 なうことのできる内科および外科用レーザ探針を提供することである。

発明の要約 組織の切開、ロッド部材の材料の必要条件、レーザ光線を効果的に集光させるに 必要な条件に関し、真剣且つ広範囲な研究を行なった結果、本発明者は、上述し た目的を達成することのできる発明を為すに致った。

本発明によると、光学的に、レーザ源に接続したレーザ光線伝送部材および、こ のレーザ光線伝送部材に光学的に接続したレーザ光線放射ロッド部材を備えた内 科および外科用レーザ探針が提供される。この探針は、上記ロッド部材が人造サ ファイアで製造され、レーザ光線受光部と、並びにレーザ光線放射先端面を有す る傾斜部とを備え、レーザ光線伝送部材から柱状部分に入射するレーザ光線の略 全部が傾斜部分の傾斜面から、漏洩することなく、傾斜部分の先端面から放射さ れるように、傾斜部分の長さおよび傾斜角度、並びに傾斜部分の先端面の曲率半 径が定められる。

本発明の内科および外科用レーザ探針は、組織と接触にて使用することができる ため、手術能率は著るしく向上し、他の組織に悪影響を及ぼすことなく、組織の 切開および凝面を行なう第１図は、本発明によるレーザ探針の斜視図、第２図は 、第１図のレーザ探針の断面図、第３図は、本発明によるレーザ探針の傾斜部分 内におけるレーザ光線の伝播を示す、線図、 第４図は、従来のレーザ照射装置°により、組織上に行われるレーザ照射を示す 図解図、 第５図は、本発明のレーザ探針によシ、組織に行なわれるレーザ照射を示す同様 の図解図、 第６図乃至第９図は、本発明によるロット９部材の幾多の変形例の略図、 第１０（α）図乃至（Ｃ１図は、第８図に図示したロッド部材を用いて、組織上 に行なうレープ照射の図解図、第１１図は、第９図に図示したロット９部材の取 付は構造を示す断面図、および 第１２図乃至第１４図は、溶解気泡の幾多の形状を示す探針先端の一部拡大図で ある。

発明の好適実施態様 図面を参照すると、本発明による内科および外科用レーザ探針が図示しである。

第１図は、本発明を具現化したレーザ探針またはレーザロッドの斜視図であり、 第２図はその断面図である。レーザロッドｌは、先端ロッド部材２およびホルダ ３を備えている。ロッド部材２は、固定継手４によって、ホルダ３に固定されて いる。

選択任意の繊維がホルダ３内で伸長し、レーザ光線が放射されるその端部は、光 ファイバ５の光軸とロッド部材２の光軸の中心線が一致するような方法にて、支 持具６によって、ホルダに固定されている。光ファイバ５は、ホルダの握持部７ を通って、外部に導出され、レーザ光線源（図示せず）に接続されている。

光ファイバ５の導出部は、ホルダの握持部７に固定した固定部材８によって、固 定されている。

ロッド部材２は、単一の人造サファイヤで製造され、例えばホルダ３で支持され た柱状部分９およびレーザ光線が放射される先端面を有する傾斜部分１ｏを備え ている。

人造サファイヤは、その結晶状の構造体のＣ軸線がロッド部材２の縦方向に沿っ て、位置するような方法にて、本発明のロッド部材２に形成される。本発明の人 造サファイヤは１次に概説する特性を備えている。

熱膨張係数１０　ＸｃＷｖ′’Ｃ５０−６７弾性係数　１０’−６Ｘｋｌ？／ｉ 　５．０圧縮強度、ｋｇ／ｃｒｌ　約２８０００引張り強度、ｋｇ／−約２００ ０ 化学的性質　耐酸塩基 ＹＡＧレーザ透過率　９ｏチ以上 この種人造サファイヤは、帯域溶融法またはヴエルヌイ法等の任意の適当な方法 によって製造することができる。ヴエルヌイ法は、光透過率の点で、帯域溶融法 より、優れているため、とのヴエルヌイ法によって、本発明の人造サファイヤを 製造することが望ましい。この方法によると、材料、即ち、Ａｌ２Ｏ３粉末を、 約２０４０℃の温度で溶融させ、重力によって、ノズルから落下させ、結晶化を 図る。

ロッド部材２に採用する人造サフイヤは、生理学的に中性であり、機械的強度、 硬さ、し″−ザ光線透過率、耐熱性に優れ、熱伝導率が低く、組織が付着するこ とがないといった、レーザ探針のロッド部材の材料に要求される全ての条件を備 えているという利点がある。特に、人造サファイヤの熱伝導率は、従来のレーザ 照射装置に、これまで使用してきた石英の熱伝導率の１／１ｏ　という低さであ る。この特徴によって、レーザ探針と組織と接触状態で使用することができるの である。これまで、人造サファイヤで製造したロッド部材はなく、従って、人造 サファイヤ製のロッド部材を採用することが、本発明の特徴である。

ロッド部材２の傾斜部分は、繊維５から入射するレーザ光線が、その傾斜部分の 側部から漏洩することなく、全て、傾斜部分の先端面から放射されるような形状 を備えている。ロッド部材２のかかる形状は、傾斜部分１０の長さ、傾斜部分１ ０の先端面の傾斜角度および直径を所要の条件を満足させるように調節すること により得られる。

次に、これら条件について、第３図を参照しながら説明する。

石英系レーザ光線透過材料、即ち、元ファイバ５から、拡がり角βにて放射され たレーザ光線成分Ａは、入射角β／２で、ロッド部材２の柱状部分９の端面に入 射し、屈折角Ｙにて、屈折され、ロッド部材２を通って伝播され、全反射の反復 （ｎ回）後、傾斜部分１ｏの先端面の突端から、放射されなければならないとい う条件について、第３図を参照しながら説明する。この条件は、ロッド部材２に 入射するレーザ光線を全て、部分１０の傾斜面から漏洩することなく、この傾斜 部分の先端面か気中にレーザ光線を放射する臨界角をαと仮定する。放射端から の最初の反射点（レーザ受光端からの最後の反射点）における傾斜部分１ｏの曲 率半径がＲ，および上記点から先端面までの距離がＬ□である場合、次の方程式 が成立する。

方程式（１）および（２）から、Ｌｌ　を除けば、Ｒ□は、次の方程式に示すよ うにめ不ことができる。

場合、同様に、次の方程式が成立する。

このようにして、反射点（レーザ受光端からの最初の反射点）ｎ−ｔｈの傾斜部 分の曲率半径Ｒｎは次のように示すことができる。

空間を伝播し、光ファイバ５からロッド部材２に入射するレーザ光線に対し、ス ネルの法則を適用するならば、サファイヤの屈折率は１，７、および空気の屈折 率は１．０であるため、次の方程式が成立する。

１、０　ｓｉｎβ／２　＝　１．７ｓｉｏγ故に、γ＝ｓｔｎ　（１，０／１． ７ｓｉｎβ／２）、このγは、反射点ｎ−ｔｌｌにおける入射角π／２−α−（ ２ｎ＋１）θに等しいため、 π／　２−（ｆ−（２ｎ＋１　）θ＝ｓｉｎ　−”　（１，０／　１．請求めた ｎを、方程式（５）に代入すると、Ｒｎがめられる。

一方、傾斜部分のＲ８がらＲｎ　４での距離は、底辺Ｌｓおよび高Ｒｎ　−Ｒｏ の直角三角形からめることができる。

ｎＲＯ Ｌｅ＝□であるから、この方程式ＫＲｎを代入すれば、−〇 Ｌ８がめられる。Ｌｓは、傾斜部面がらレーザ光線を漏洩させることなく、傾斜 部分の端面からのみ、レーザ光線を放射させるという条件を満足させるのに必要 な傾斜部分の全長の最大値に略等しいとみなすことができるから、この条件に適 合する上記式を満足させる特定の値どしては、θ＝１００およびＲ＝　０．２　 ｒｒｍのとき、Ｌ≦２．７２＋ｏ＋、またはθ＝７°およびＲ（１＝０．２ｍｍ のとき、Ｌ≦４７２＋ｌｌｌ１１というコトカテキル。

ロット９部材の形状が、上記条件を満足しうるものでない場合第４図に図示する ように、レーザ光線は、ロッド部材１１の傾斜面から漏洩し、そのため、先端面 から放射されるレーザ光線のエネルギ密度は低下し、組織１２の切開は困難とな る。さらに、傾斜面から漏洩するし・−ザ光線の成分は、目的とする部分から離 れた組織部分を照射し、その部分に悪影響を及ぼす。

一方、ロッド部材の形状が上記条件を満足させるものである場合には、第５図に 図示するように、レーザ光線は、ロッド部材１３の先端面からのみ放射され、こ のため、高エネルギ密度のレーザ光線が得られ、組織の効果的な切開を行なうこ とができる。

通常の石英系光ファイバから放射されるレーザ光線の拡がり傾斜部分の先端面か ら放射されるレーザ光線は、傾斜角度を調節することにより、例えば、約１００ ’までの所望の任意の拡がり角が可能である。かかる広範囲の拡がり角を持った レーザ光線は、傾斜部分の先端面付近のエネルギ密度が極めて高いが端面から遠 方になるに従い、エネルギ密度は、急速に低下する。

このため、切端面を組織に接触させて、高エネルギのレーザ光線により、組織の 切開を行なうことができる。一方、レーザ光線のエネルギ密度は、先端面から遠 方の部分では低く、従って接５部分の周囲の組織に対する悪影響は最小限度に止 まる。このように、本発明のレーザ探針は、組織の極く限られた部分を切開する ことが可能である。

拡がり角は、レーザ照射の目的に応じて、選択することができる。拡がり角は、 凝血のためには、１５乃至４０’、切開のためには、４０°乃至１００°とする ことが望ましい。ロッド部材の先端面の曲率半径は、実施する手術の種類に応じ て、０１０１乃至１．５ｍ＋ｎの範囲内で選択することができる。

上記説明は、石英系光ファイバの曲率半径より大きい曲率半径の柱状部分とおよ び１端から連続的に縮径し、第＋ｉ乃至第５図に図示した平担な先端面を有する 傾斜部分とを備えたロッド部材に関するものではあるが、本発明の内科および外 科用レーデ探針に採用可能なロッド部材は、かかる形態には限定されず、別の様 々な形態を採用することができる。次に、本発明のロッド部材の変形例について 説明する。

第６図に図示したロッド部材２１は、例えば、研磨して形成した湾曲面の先端面 を備えている。このロッド部材２１によれば、先端面から放射されたレーザ光線 は、一旦、先端付近の点に集光し、次いで、散光する。焦点付近で得られる高密 度のエネルギによって、組織の効果的な切開が可能となる。さらに、先端面は、 湾曲形状に形成しであるため、先端面付近における熱応力の集中は、平担状の先 端面と比べて少なく、熱抵抗を大幅に向上させることができる。さらに、ロッド 部材２１は、角状隅部の一切ない丸味端面を備えているため、レーザ光線の接触 照射により、切開を行なう間、組織がからみ合うことがなく、手術は正確に行な うことができる。

第７図に図示した如きロッド部材２２は、内部に多数の微細気胞を有する人造サ ファイヤの溶融物２３で形成した傾斜部分を備えている。このロッド部材２２に おいて、斜傾部分を経て伝播されたレーザ光線は、溶融物２３の気胞によって、 無作為に反射され、溶融物２３の表面から放射される。この時、溶融物２３の表 面上のエネルギ密度は極めて高く、表面から遠方になるに従って、このエネルギ 密度は急激に低下するため、レーザ光線の接触照射による効果的な切開を行なう ことができる。

さらに、溶融物２３から放射されたレーザ光線の拡がシ角は、極めて大きいため 、溶融物２３の形状を変えることによって、所望の任意の拡がり角が得られる。

例えば、溶融物を、傾斜部分の端面の直径よシ大きい直径を備えた球状に形成し 、レーザ光線が後方に放射されるようにする。この構造によれば、外部から直接 光ることのできない器管の組織の凝血を行なうことができる。

ロッド部材の傾斜部分の先端上に溶融物２３を形成するためには、先ず、例えば 、ロッド部材の先端をセラミックス材料と当接させた状態にて、ロッド部材を介 して、レーザ光線を伝送することによって、先端部を局部的に加熱し、ロッド部 材を局部的に加熱する。次いで、局部的に加熱されたロッド部材は、空気中にて 急冷する。溶融物２３の形状は主として、加熱時間によって決まる。

ロッド部材の傾斜部分の先端上に位置する溶融物２３の形状の例は、第１２図乃 至第１４図に図示しである。溶融物２３の寸法が大きければ大きい程、拡がシ角 δは大きくなることが理解できよう。一般に、溶融物内部の気泡２３αは、全は として、寸法が均一で且つ均一に分散されていることが望ましいう一般に、気泡 の寸法は、直径が数μｍ以下であることが望ましい。

溶融物の空隙率を定量的に定めることは困難であるが、溶融物は、光透過率が約 ２０乃至５０チの半透明に見える空隙率を備えることが望ましい。この空隙率が 過大で、光の透過率が低下すると、レーザエネルギの大部分は、熱に変換されて しまう。

さらに、気泡２３αの寸法が過大でちる場合には、レーザ光線は望ましくない方 向へ反射されてしまう。最後に、気泡が過大であるならば、溶融物２３αの構造 的強度は低下する。

溶融物の気泡は溶融物２３の表面２３ｈに開口したり、または破り出たりしては ならないことも理解できよう。これは、上述したように、溶融物を形成すること によって阻止することができる。

第８図に図示したロッド部材２４において、傾斜部分２５０入射端の直径は、例 えば、研磨によって、柱状部分２６の直径よシ小さくし、柱状部分２６ｈが、傾 斜部分２５に隣接する端部上に環状端面２７を備えるようにしである。ロッド部 材２４のこの形状によシ、レーザ光線の入射点、即ち、石英系光ファイバ５から の距離を変化させることによって、第１０図に示すように、幾多の使用方法が可 能となる。１例として説明すれば、光ファイバ５からの距離が、第１０（α）図 に示すように短かい場合、レーザ光線は、柱状部分の環状端面２７から放射され ず、従って、傾斜部分２５から放射されるレーザ光線のみによって組織１２の切 開が行われる。光ファイバ５からの距離が長く、レーザ光線が第１０（ｈｉ図に 図示するよう゛に、柱状部分２６の入射面全体から入射し得るほどである場合、 レーザ光線は、また柱状部分２６の環状端面２７からも放射される。このレーザ 光線成分は、組織１２の凝血に使用することができる。このため、切開および凝 血を同時に行なうことができる。さらに、第１゜ｆＣ１図に図示するように、組 織１２の凝血のろが、レーザ光線の非接触照射によって行なうことができる。

第９図に図示したロッド部材２８は、第１図乃至第５図に図示したのと同様の形 状を備えているが、第１１図に示すように直径は、光ファイバ２９の外管より小 さく、長さは、７咽程度と短かい。このロッド部材２８は、光ファイバ２９の外 管３１の先端に取付けられ、内視鏡生検法等の生検用導管として使用される。外 管３１は、例えば、テフロン（デュポンが製造、販売する４７〕化工チレン重合 体の商標）で製造し、その先端部にネメジ金設けて形成する。前部および後部に オネジを設けた取付は部材３２を管３１と組合させ、ロッド部材２８の柱状部分 全取付は部材３２内に嵌入し７、内側にメネジを有するソケットを取付は部材３ ２の後部と組合させる。このようにして、ロッド部材２８は取付けられる。この ロッド部材２８．にょれば、内視鏡を通じて、止血および切開を行なうことがで きる。

上述したように、柱状部分９は、ロッド部材２をホルダ３に固定する目的で形成 したものでちるため、別の適当な固定手段を設けるならば、省略し、ロッド部材 全体が略傾斜した形状となるように形成することができる。換言すれば、ロッド 部材はレーザ光線の入射端からの第１反射点の前方部分が傾斜した形状であれば よく、上記点の後方部分の形状は重要でない。このため、ロッド部材は、傾斜部 分に至るレーザ光線の光路を妨害しない形状とすることができる。

例 組織と接触した、第２図に図示した形状を備えたレーザ探針金使用して、人間の 脳腫ようの除去を行なった。このレーザ探針のロッド部材のレーザ放出端面の曲 率半径は０．３咽、柱状部分の直径は３咽、柱状部分の長さは１’Ｏｍｍ、およ びロッド部材の全長は５０＋ｎｍである。光ファイバは、線維の先端がロッド部 材の背面から２咽間隔が離れ、および光ファイバからの拡がり角βが８°となる ように配設した。

比較的として、直径０．６ｒｔａｎの石英コアを備えた従来のレーザ照射装置を 組織と接触させずに、組織から１−離した状態にて使用した。

例および比較例において、波長の長さが１０６μｍのＮｄ：ＹＡＧ　レーザ光線 を使用し、出力は５０Ｗとした。その結果、比較例においては、厚さ２フの壊死 が観察されたが、本発明の例においては、この壊死の厚みは０．６＋ｏ＋に減少 した。さらに、腫よう周囲の組織の損傷は、比較例の方法と比べ、本例において は、最小限度に止まった。

国　際　進　審　轄　牛

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．レーザ源に光学的に接続したレーザ光線伝送部材およびレーザ光線伝送部材 に光学的に接続したレーザ光線放射ロツド部材を備える内科および外科用レーザ 探針において、前記ロツド部材が、人造サフアイヤで製造され、レーザ光線受光 部分およびレーザ光線放射先端面を有する傾斜部分を備え、レーザ光線伝送部材 から、柱状部分に入射する略全部のレーザ光線が、傾斜部分の傾斜面から、漏洩 することなく、傾斜部分の先端面から放射されるように、傾斜部分の長さおよび 斜傾角度、並びに傾斜部分の先端面の曲率半径を設定することを特徴とする内科 および外科用レーザ探針。 ２．傾斜部分の長さＬおよび傾斜角度θ、並びに傾斜部分の先端面の曲率半径Ｒ ｏが、αは人造サフアイヤの臨界角およびβはレーザ伝送部材の放射角とした、 次の不等式を満足させる値であることを特徴とする請求の範囲第１項に記載した 内科および外科用レーザ探針。 ▲数式、化学式、表等があります▼ ▲数式、化学式、表等があります▼（５）▲数式、化学式、表等があります▼（ ６）３．前記先端面が、湾曲面を備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記 載した内科および外科用レーザ探針。 ４．傾斜部分の先端が、内部に多数の微細な気泡を有する人造。 サフアイヤの溶融物を備えることを特徴とする請求の範囲第１項に記載した内科 および外科用レーザ探針。 ５．入射側の傾斜部分の直径が、前記レーザ光線受光部分の直径より小さく、従 つて、前記部分が傾斜部分に対面する側に、環状の端面を備えることを特徴とす る請求の範囲第１項に記載した内科および外科用レーザ探針。 ６．前記先端面が、湾曲面を備えることを特徴とする請求の範囲第２項に記載し た内科および外科用レーザ探針。 ７．傾斜部分の先端が、内部に多数の気泡を有する人造サフアイヤの溶融物を備 えることを特徴とする請求の範囲第２項に記載した内科および外科用レーザ探針 。 ８．入射側の傾斜部分の直径が、前記レーザ受光部分の直径より小さく、従つて 、前記部分が傾斜部分と対面する側に、環状の端面を備えることを特徴とする請 求の範囲第２項に記載した内科および外科用レーザ探針。