JPS63318934A - 医療用レ−ザ−プロ−ブ - 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】 （産業上の利用骨Ｉ？） 本発明は、ヒト又は動物の有機体の組織について切開又
は気化を行なうための医療用プローブに関する。より詳
しくは、本発明は、組織の直接のレーザー放射並びにレ
ーザーティップ（切開が行なわれているｆｆｉ織と接触
させられる）の発熱によって生じた複合加熱によって組
織を気化させる複式モードの外科用レーザープローブに
関する。

（従来技術及び解決すべき問題点） 非接触式のレーザー外科療法は何年も前から知られてい
る。一般に、最も単純な形式の非接触式のレーザー外科
療法は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ−ソースから処置を受けて
いる組織までレーザーエネルギーを伝達するための可撓
性の石英のファイバーを使用する。この方式によれば、
石英ファイバーの先端は、切開又はａｌ固を行なうため
に組織に照射するためのプローブとして用いられる。し
かし、ファイバーの先端は、ファイバーの損傷をさける
と共に、たいせつなこととして、ファイバーの先端の熱
による損傷をさけるために、組織に対して隔たてられた
関係に保たねばならない、ファイバーの焦点合せ又は他
の方法によるその放射特性の変更のためにファイバーの
出力端にレーザー透過部材を使用した非接触レーザ一方
式も、例えばエンダービーの米国特許第４２７３１０９
号により提案されている。

しかし、この非接触レーザー照射方式は、作動効率が低
いだけでなく、再現性も低い。組織のレーザーエネルギ
ー密度が一定となるようにレーザープローブ又はファイ
バーの出力端と治療を受けている組織との間に成る一定
の間隔を保つことが一般に必要となる。しかし従来の非
接触レーザー照射方式においては、特に外科治療が内視
鏡を用いて遠隔から行なわれている場合は、この距離を
一定に保つことは困難である。又非接触照射方式には、
レーザービームが組織の表面から逆向きに反射され、放
射レーザーエネルギーのうちの相当の部分が失なわれる
ことによる、大きな不具合がある。

本発明者らが先に提案した改良されたプローブは、例え
ば光ファイバーの前方に配された合成サファイアからで
きているティップ部材を含み、レーザーエネルギーは、
このサファイアを通って、治療中の組織に向けられる。

プローブはティップ部材の特性、特にその融点が比教的
高いことによって、組織との直接の接触を保持でき、そ
れによって外科処理の効率及び再現性がそれに対応して
改善される。

しかしこの新しい接触式レーザー照射方式は、所要の出
力が処置モードに依存するにも拘らず、切開又は気化の
ための、屡々４０−５０ワットを超過するレーザー発生
ユニットからの実質的な出力をなお必要としている。そ
のために、大形のレーザー発生ユニットを、高価で持ち
運びできない的に減少したレーザー出力レベルにおいて
組織の所要の加熱を行なう。

本発明は、より特定すると、二酸化マンガン（Ｍ　ｎ　
Ｏ２）のような赤外線吸収材の薄い層によってプローブ
の外側放射面がカバーされているレーザープローブに関
する。二酸化マンガンは、プローブから移行する際に、
レーザーエネルギーのいくらかを吸収することにより、
プローブのティップ域を、例えば約１６０．１６℃（７
００°Ｆ）に加熱する。プローブの加熱された外面を組
織と接触させると、その附近の組織は熱のため炭化され
る。そのため表面組織の気化は実質的に増大する。しか
し前記のように、レーザーエネルギーの全部が赤外線吸
収材によって吸収されるのではなく、レーザービームの
一部分は通過して直接に組織に照射される。この組織の
直接照射は、炭化された組織を通ってその下方の組織に
移行する間に、この炭化された組織の気化を増大させる
。そのため気化は更に助長される。放射されたレーザー
ビームが炭化層を通過することによって組織中に止血効
果が現出される。

従来のグローブにおいては、プローブがらの熱に直接に
基づいた組織の気化はほとんど生起せず、この気化は、
組織に進入する際のレーザーエネルギーの組織内におい
ての反応によって側限される。

本発明によれば、気化は、反対に、レーザーの直接照射
によって生じた熱によっては制限されず、組織との物理
的接触にもたらされた時のプローブティップの熱を含む
、この熱は、ここに記載したように、プローブティップ
の被覆された表面にレーザーエネルギーが吸収されるこ
とによって発生される。

これについて、従来のプローブによれば気化のために４
００Ｗ又はそれ以上のレーザー発生ユニントからの出力
が必要とされたのに対し、本発明のプローブにおいては
、気化又は切開を行なうために、５〜ＩＯＷ、成る場合
にはわずか１〜５Ｗで足ることは注目に値する。

赤外線吸収材は、平滑な表面上に付着させてもよいが、
プローブの平滑でない粗面加工された外面の多数の凹ん
だ個所に付着させることが好ましい、この後者の場合に
は、赤外線吸収材は、一般に脱落に対して保護される。

そのほかに、ティップの多数の凹んだ個所において生ず
る不規則な反射が表面の吸収物質とのレーザーの相互作
用を高めることによって発熱を大きくするという別の利
点も得られる。

熱吸収材の微小粒子は、粗面加工された表面に対するそ
の改善された付着性にも拘らず、脱落したり、おそらく
は酸化を受けたりするので、好ましくは耐熱性のセラミ
ック材料の保護被覆をプローブの熱吸収ティップ端上に
配置する。この被覆はもちろんレーザーエネルギーに対
して実質的な透過性を示すものとする。

従って、本発明の目的は、従来のレーザープローブによ
って必要とされるよりも低い出力レベルにおいて組織の
切開又は気化を行なわせることの可能な医療用プローブ
を提供することにある。

（実施例） 第１図は、レーザー光ファイバー３２の出力端に取付け
られた本発明によるプローブ１ｏの縦断面図である。フ
ァイバー３２は、レーザーエネルギー源（図示しない）
に接続されている。

プローブ１０は、天然もしくは合成のセラミック材料例
えば天然もしくは合成のサファイア、水晶又はダイアモ
ンドのような、レーザー透過性材料から作製される。ポ
リマー材料を使用してもよい０図示した例にお、いて、
プローブ１０は、円錐状ないしはテーパー状の主要本体
部分１２を有し、この本体部分は、半球状の熱発生部分
１１と取付部分１４とを先端部に備えている。本体部分
１２と取付部分１１１とは互に一体に形成され、本体部
分１２と取付部分１４との間にはフランジ１６が形成さ
れている。プローブ１０は、円筒状の雌コネクタ−１８
中に嵌合され、そのはめ合い面をかしめるか又はその間
にセラミック型接着剤を用いるかして、この雌コネクタ
ーに一体的に固着される。雌コネクタ−１８は、光ファ
イバー３２の出力端の雄コネクタ−２２の相補の雄ねじ
部３ｏと０１４１合う雌ねじ部２０をその内面に備えて
いる。雌コネクタ−１８は、冷却水Ｗ又は他の流体を通
過させるための２つの通し孔２４をその円筒状のコネク
ター壁に備えている。これらの通し孔は、１８０°の角
度間隔に円周上に配設されているが第１図には、そのう
ち１つのみが図示されている。

他方では、雄コネクタ−２２は、例えばテフロン（商標
名）からできている可撓性ジャケット２６中に圧力ばめ
により取付けられている。雄コネクタ−２２は、この圧
力ばめを得るために、雄コネクタ−２２の基部に段部２
８を備えており、この段部によって、雄コネクタ−２２
は、ジャケラＩ・２６から離脱しないように、ジャケッ
ト２６によってしっかりと保持される。雄コネクタ−２
２は、前述したように、雌コネクタ−１８の雌ねじ部２
０と噛合うための雄ねじ部３０を備えている。

レーザーエネルギーを伝達するための光ファイ／（、−
３２は、雄コネクタ−２２中に挿入される。

光ファイバー３２は、ジャケット２６中に同心的に配さ
れ、冷却水を運ぶための間隙３４がその間に形成される
。光ファイバー３２は、雄コネクタ−１８の段部２８に
隣接した個所において雄コネクタ−１８中にきつく嵌合
されているが、段部２８には、冷却水Ｗを通過させるた
めの例えば２つのスリット２８ａが、１８０゛の角度間
隔に円周上に貫通形成されている。また雄コネクタ−２
２のティップ端部分の内面と光ファイバー３２との間に
も、冷却水Ｗの通路３６が形成されている。冷却水Ｗは
、必要に応じて、間隙３４を通り、次にスリット２８ａ
及び通路３６を通り、次に通し孔２４を経て排出され、
処置すべき組織を冷却する。

レーザー発生ユニット（図示しない）は、光ファイバー
３２の入力端に光学的に結合されている。

１０Ｗ又はそれ以下のオーダーのレーザー出力であって
も本発明のプローブを使用すると組織の気化が起こりう
るが普通は４０Ｗのレーザーと使用する。レーザー発生
ユニットからのレーザービームは、光ファイバー３２を
経て案内され、その出力端からグローブ１０に、その基
端面３８を経て結合される。レーザーエネルギーは、次
に、プローブティップの外面から放射されるが、又は、
以下に詳述するように、プローブティップの被覆材料に
よって吸収される。

第２図は、本発明によるプローブ１０を使用した場合の
レーザーエネルギーの分散及び発散を示している。プロ
ーブ１０の主要本体部分１２は、円錐状のテーパー状に
形成されているので、レーザーエネルギーのうちいくら
かは、テーパー面から漏れるが、大部分のレーザーエネ
ルギーは、テーパー面からそのティップ端部分に向って
反射される。そのためレーザービームは、ティップ端部
分である熱発生部分１１に実効的に集束ないしは集中さ
れ、レーザーエネルギーは、この点から放射されるか又
は吸収される。熱発生部分１１は、プローブ１０から熱
が発生する部分を表わしている。

プローブ１０の熱発生部分１１の外面は、第３．４図に
示すように、きさげ加工（フロスティング）又は粗面加
工されることにより、直径及び深さが１−１００μｍ、
好ましくは１０−６０μｍの開口又は凹みを形成する平
坦でない不整な輪郭を形成している。きさげ加工又は粗
面加工は、好ましくは、コンピューター制御といし車に
よって行なう、より詳しくは、表面加工を受けるプロー
ブは、回転され、次にダイアモンドといし車と接触させ
られる。といし車は、プローブティップから、所望のよ
うに、円錐面に沿って、その熱発生部分１１を形成する
ように後方に、プローブ１０の粗面になっていない輪郭
をトレースする。コンビュ−タは、慣用されるように、
といしの位置とその送り速度とを制御する。好ましい実
施態様によれば、１０−２０μｍの粒径のといしが使用
され、といしは、プローブに沿って３−６ｍｍ／秒の速
度で移動する。この結果として約１０μｍのへこみをも
った■い表面が得られる。

粗面加工された表面の凹面の深さが小さすぎる場合には
、それによって保持される赤外線吸収材の呈は対応して
減少するので、熱発生効果が不十分になる。その逆に、
表面の粗さが大きすぎると、過大な星の熱吸収材料が保
持されるので、皮膚のレーザーによる直接の照射が対応
して減少し、プローブティップの加熱が増大する。プロ
ーブティップにおいてのレーザーの吸収によって生じた
間接加熱とレーザーの直接照射の間に適正なバランスを
保つために、前記の限度内においてティップ面を粗面加
工することが望ましい。

第４図を参照すると、赤外線吸収材１１２は、きさげ加
工又は粗面加工によって形成された四部１１１中に受入
れられ保持される。Ｍｎ　０２、ｊｅ３　ｏ４、Ｃｏｏ
及びＣｒ　２０３を古めな種々の組成物を使用すること
ができる。二酸化マンガンは、高融点のため好ましい。

黒鉛又は炭素は、酸化を示すが、使用することができる
。赤外線吸収材料の粒径は小さく、典型的には１０μｍ
又はそれ以下である。プローブ１０の主要本体部分１２
のきさげ加工又は粗面加工された表面に赤外線吸収材料
を固着するために、主要本体部分１２のティップ端部分
は、赤外線吸収材料の懸澗体中に浸漬させる。分散媒体
としては水又はアルコールが、その高乾燥速度のために
適切である。赤外線吸収材料の密度は、所望の熱発生レ
ベルを得るために、分散体の濃度と分散体の湿度とのど
ちらか一方又は両方を制御することによって選定するこ
とができる。均質な分散体が得られない場合には界面活
性剤を分散に添加する。

別の方法として、プローブのきさげ加工又は粗面加工さ
れた表面に赤外線吸収材料を移行させるために、赤外線
吸収材料又は好ましくは赤外線吸収材料の分散体を含浸
させたコツトンを用いることができる。より詳しくは、
水約１ｃｃ中に１／２ｃｃの粉末を混合する。乾燥コツ
トンを粉末状懸澗中に浸漬させ、コツトンが粉末を一様
に吸収しうるようにする。過剰な水は、含浸させたコツ
トンを加圧して■面状のティップ面にこす９つける前に
コツトンからしぼり出される。プローブティップ域を柔
くこすってそこから過剰な粉末を除去するために、清浄
なコツトンを使用する。

きさげ加工又は粗面加工された表面の多数のへこみ１１
１中に付着した赤外線吸収材料１１２は、通常の使用の
間吸収材の損傷をさけるために好ましくは、被覆１１３
によって被覆する。

被覆１１３の材料は、レーザーエネルギーに対する透過
度並びに適切な耐熱性を示す限り、臨界ではない、無定
形の非アルカリ性ガラス又はセラミック例えばシリカ又
はポリアルミナが好ましい。

化合物ＺｉＯＳｉＯ□は、非常に満足なことがわかって
おり、イソプロピルアルコールと混合されて、これと共
に２０％Ｚｉｏ　　５ｉｏ２溶液を形成する６吸収剤の
粉末について前述したほぼ同じ仕方で保護オーバーコー
ト溶液を適用してもよい、コツトンは、溶液中に浸漬し
、粉末状のティップ成上に軽く塗布する。プローブは約
３０分間室温で乾燥させ、次の３０分間は１５０℃で焼
成する。１−５μｍの厚さが得られるまで前述した上塗
り工程を反復する。

第４図は、入射レーザービームがティップ域を通過しよ
うとする際のレーザービームへの■面状の含浸ティップ
の作用を示している。レーザービームが熱発生部分１１
に入る際に、レーザーエネルギーは、ランダムな間隔の
赤外線吸収粒子１１２とプローブティップの凹部１１１
の表面とから不規則に反射される。レーザーエネルギー
の一部は、熱吸収材料によって減衰され、残りは赦終的
にレーザーティップから放射される。このレーザーエネ
ルギーは、放出され、隣接した組織を通常のように透過
する。レーザーエネルギーの吸収された部分は、熱に変
えられこの熱は、熱発生部分１１（ティップ部分）の温
度を上昇させる。

このティップ域の正確な温度は、レーザー出力と、熱発
生部分１１の表面に付着した赤外線吸収材料の密度に依
存するが、前記のように作詞されたプローブについては
、約５００−７００℃の温度が普通である。理解される
ように、このプローブティップの高温によって、プロー
ブが接触した組織の気化が実質的に加速される。

前述した実施例によれば、本体部分１２のティップ部分
の半球部分にのみ熱発生部分１１が示されているが、熱
発生部分は、テーパ一部分の他の個所又はその全長に沿
った別の個所に、第６図に符号１１によって示したよう
に配設してもよい。

この場合には、テーパ一部分も、きさげ加工又は粗面加
工されているため、プローブティップに到達するレーザ
ービームの比率は減少し、プローブ全体のレーザー放射
率は増大する。第６図の変形されたプローブＩＯＡは、
眼底の脈−絡膜５１から網膜５２を分離した時にテーパ
一部分の発熱の気化効果のため、脈絡膜５１を切開する
ことなく、網膜５２を選択的に切開する（第７図）ため
に有利に使用される。

プローブ１０は、別の方法として、第８図に示すように
円形としてよい。プローブ１０は、例えば食道の狭さく
部分の気化及び切開のために有利に使用される。

別の方法として、プローブ１０のシリンダーのティップ
端の両側を斜縁状として、第９−１２図に示すようにウ
ェッジ状の先端としてもよい。この形式のプローブＩＯ
Ｃは、組ＩＩＩＭを切開するために強力切断するように
組ａＭに強く押付けられてもよい。

第１−１０図に示したプローブ１０の熱発生部分１１の
長さは２１組織Ｍへのプローブの進入深さに従って適切
に定めることができ、この長さは、一般に１．０−７．
０　＋ｍの範囲とすることができる。

熱発生部分１１のティップ端は必ずしも半球状とする必
要はないが、熱発生部分１１のティップ端は多分破断さ
れるので、熱発生部分１１のティップ端は、好ましくは
、丸味状とされる。前記のフランジ１６は突出したフラ
ンジ１６の前方端面が組１１Ｍに突当るまでプローブ１
０を組ａＭに挿入した際に、組！ＩＩＭ中にプローブを
１０を位置決めするための止め部として使用する。

第１３図は、テーパーの中央部まで熱発生部分１１が延
長されたプローブの別の形式を示している。この形式の
プローブ１３Ｄは、外科用接触刃に嵌合してもよい。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明によるプローブ及びその保持部材の、
一部は断面によって表わした側面図、第２図は、組織中
に挿入された時の第１図のプローブを示す立面図、第３
図は、プローブの熱発生部分を示す断面図、第４図は、
プローブの熱発生部分の拡大尺による断面図、第５図は
、本発明の変形実施例によるプローブを示す立面図、第
６図は、本発明の別の変形実施例によるプローブを示す
立面図、第７図は、第６図のプローブを使用した網膜の
切開を示す斜視図、第８図は、本発明の更に別の変形実
施例によるプローブを示す立面図、第９図は、本発明の
更に別の変形実施例によるプローブをプローブコネクタ
ーに取付けた状態を示す正面図、第１０図は、第９図に
示したプローブの側面図、第１１図は、第１０図のプロ
ーブをその取付はコネクターから切離して示した正面図
、第１２図は、第９−１１図のプローブを用いて切開を
行なうための強制切断を示す説明図である。 １０ニブローブ（医療用レーザープローブ）１１２：赤
外線吸収材（赤外線吸収手段）。 （外４名）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）光レーザー導波管の出力端から治療を受ける組織ま
   でレーザーエネルギーを運ぶための医療用レーザープロ
   ーブにおいて、レーザー透過材から形成され、光導波管
   からレーザーエネルギーを受けるためのレーザーエネル
   ギー入力域と、レーザー透過材から形成され、レーザー
   エネルギー放射面とを有し、該入力域からのレーザーエ
   ネルギーは、プローブ透過材を経て、該レーザーエネル
   ギー放射面に入射するように伝搬され、該レーザー放射
   面には、それに入射するレーザーエネルギーの所定の百
   分比の部分を熱エネルギーに変えるための赤外線吸収手
   段があり、これにより上昇した該放射面の温度が組織の
   気化を増大させるようにしたことを特徴とする医療用レ
   ーザープローブ。 ２）レーザー透過材の被覆によって赤外線吸収手段を被
   覆したことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の医
   療用レーザープローブ。 ３）プローブの該放射面が、その上に入射するレーザー
   エネルギーを不規則に屈折させて反射するための不規則
   な平滑でない輪郭をなし、この平滑でない表面の凹状の
   へこみ中に赤外線吸収手段を受けいれたことを特徴とす
   る特許請求の範囲第１項記載の医療用レーザープローブ
   。 ４）平滑でない表面の該凹状のへこみが１〜１００μｍ
   の深さを有することを特徴とする特許請求の範囲第３項
   記載の医療用レーザープローブ。 ５）赤外線吸収手段が黒鉛、炭素、粘土、酸化チタン、
   酸化マグネシウム、二酸化珪素及び酸化鉄から成る群中
   から選択された組成物であることを特徴とする特許請求
   の範囲第１項記載の医療用レーザープローブ。 ６）赤外線吸収手段が約１０μｍよりも小さい粉末材料
   であることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の医
   療用レーザープローブ。 ７）該被覆が無定形非アルカリガラスからできているこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第２項記載の医療用レー
   ザープローブ。 ８）該被覆がＺｉＯ＿２ＳｉＯ＿２であることを特徴と
   する特許請求の範囲第２項記載の医療用レーザープロー
   ブ。 ９）熱発生域を有する外科用レーザープローブを製造す
   る方法において、レーザープローブを取り、その通常の
   レーザー放射域をなすプローブの表面を粗面加工する工
   程と、該赤外線吸収材で粗面加工した平滑でない表面の
   へこみを埋める工程と、粗面加工した放射面上にレーザ
   ー透過性の保護膜を適用する工程と、から成ることを特
   徴とする製造方法。 １０）熱発生域を有する外科用レーザープローブを製造
   する方法において、レーザープローブを取り、その通常
   のレーザー放射域をなすプローブの表面を研削し、１〜
   １００μｍの凹状の多数のへこみを有する不規則な平滑
   でない表面にする工程と、直径が１０μｍよりも小さい
   粒子から成るレーザー吸収材の粉末を取り、その懸濁体
   を作成する工程と、該懸濁体中にアプリケーターを浸漬
   させ、内部の該赤外線吸収材と共にアプリケーターを平
   滑でない表面の輪郭にこすりつけることにより、該赤外
   線吸収材を該表面の凹状のへこみ中に付着させる工程と
   から成ることを特徴とする製造方法。 １１）可溶性セラミック無定形化合物を含有するアルコ
   ール溶液を作成する工程と、該赤外線吸収材を含有する
   平滑でない表面の輪郭上に該溶液を適用する工程とレー
   ザープローブを乾燥させてアルコールをそれから除去す
   る工程とを更に含むことを特徴とする特許請求の範囲第
   １０項記載の製造方法。