JPH0280062A

JPH0280062A - レーザ装置

Info

Publication number: JPH0280062A
Application number: JP63231753A
Authority: JP
Inventors: Shinji Hatta; 信二八田
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1988-09-16
Filing date: 1988-09-16
Publication date: 1990-03-20

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】［産業上の利用分野］この発明は、生体の治療などに用いるレーザ装置に関す
る。

［従来の技術］一般に、生体の治療に用いるレーザ装置においては、Ｃ
Ｗ（連続波レーザ）およびＱ−ｓｖパルス（パルス波レ
ーザ）の両方の発振を可能とするものがある。

ＣＷではパワー一定照射を行ない、Ｑ−ｓｗパルスでは
平均パワーはＣＷよりも落ちるが、ピークパワーがＣＷ
の数倍にもなる。

また、レーザ光のパワー測定については、一般には熱感
体物を用いているので、ＣＷのパワーやＱ−ｓνパルス
の平均パワーについては測定できるが、Ｑ−ｓｖパルス
のピークパワーについては直接的な測定ができないのが
実状である。

ただし、特開昭６３−１１４１８８にあるように、パル
ス波形と平均パワーからピークパワーを計算する技術は
ある。

また、特開昭６３−１１６４８１のように、平均パワー
とピークパワーの両方を測定する装置も提案されている
。

ところで、Ｑ−ｓｖパルス照射とＣＷ照射では同じ平均
パワーでも差があり、実際の治療においては、特開昭６
３−２３６４８のように、ピークバワーを重要とするも
のがある。

また、レーザ光を用いる治療には、止血凝固、温熱（ハ
イパーサーミア）、切開、ＰＤＴといくつもの使用法が
存在し、各治療において平均パワーが必要なのかピーク
パワーが必要なのかは現在のところかなりはっきりと判
かってきている。

［発明が解決しようとする課題］しかしながら、従来の装置では、パワーの選定を人為的
な操作に依存しているため、パワーが治療に適合しない
という不具合を生じる可能性がある。

この発明は上記のような事情に鑑みてなされたもので、
その目的とするところは、平均パワーおよびピークパワ
ーのうつ治療に必要な方を自動的に選定することができ
、これにより常に安定がっ適正な治療を可能とするレー
ザ装置を提供することにある。

［課題を解決するための手段〕共振器と、この共振器から発せられるレーザ光の平均パ
ワーを検出する平均パワー検出手段と、前記共振器から
発せられるレーザ光のピークパワーを検出するピークパ
ワー検出手段と、治療モードを入力するための治療モー
ド入力手段と、この治療モード入力手段の入力内容に応
じて前記平均パワー検出手段の出力またはピークパワー
検出手段の出力を選択する選択手段と、この選択手段の
選択出力に応じて前記共振器の出力を制御する制御手段
とを備える。

［作用］治療モードを入力すると、その治療モードに対応するパ
ワーを選定する。

［実施例］以下、この発明の一実施例について図面を参照して説明
する。

第１図において、１はレーザ光を発する共振器で、その
レーザ光の一部は波形検知手段２および平均パワー検出
手段３へ供給される。

波形検知手段２は、レーザ光の波形を検知するものであ
る。

平均パワー検出手段３は、レーザ光の平均パワーを検出
するものである。

しかして、波形検知手段２の出力および平均パワー検出
手段３の出力はピークパワー検出手段４へ供給され、そ
こでレーザ光のピークパワーが検出（算出）される。

さらに、平均パワー検出手段３の出力およびピークパワ
ー検出手段４の出力は切換器５へ供給される。この切換
器５は、後述する制御部１ｏの指令に応じてどちらか一
方の出力を選択するようになっている。

切換器５の選択出力は比較器６へ供給され、そこで制御
部１０からの基準値と比較される。この比較結果はレー
ザ電源７へ供給される。

レーザ電源７は、比較器６の比較出力および制御部１０
の指令に応じて共振器１への駆動電力供給を行なうもの
である。これにより、共振器１の出力を制御することに
なる。

こうして、波形検知手段２からレーザ電源７にかけて、
出力制御のフィードバック系統をなしている。

一方、１０はレーザ装置全般にわたる制御を行なう制御
部で、マイクロコンピュータおよびその周辺回路からな
る。この制御部１０には上記切換器５、比較器６、レー
ザ電源７の他に、治療モード入力手段１１、パワー設定
手段１２、フットスイッチ１３、インバータ回路１４を
介してピークパワー選択表示手段１５、平均パワー選択
表示手段１６が接続される。

また、ピークパワー検出手段４の出力はピークパワー表
示手段１７へ供給される。平均パワー検出手段３の出力
は平均パワー表示手段１８へ供給される。

ところで、治療モード入力手段１１およびパワー設定手
段１２は、第２図に示すように、装置本体のパネル部に
設けられている。

治療モード入力手段１１は、種々の治療を設定するため
の複数の釦スィッチとなっている。パワー設定手段１２
は、ボリュームつまみとなっている。そして、ボリュー
ムつまみの隣にフットスイッチ１３を装着するための端
子１３ａがある。

つぎに、上記のような構成において動作を説明する。

共振器１から発せられるレーザ光の出力波形が波形検知
手段２で検知され、かつ平均パワーが平均パワー検出手
段３で検出される。そして、波形検出手段２の出力と平
均パワー検出手段３の出力とに基づき、ピークパワー検
出手段４においてレーザ光のピークパワーが検出される
。この検出は、たとえば平均パワーとパルス幅とパルス
周波数との計算によりなされる。

平均パワー検出手段３とピークパワー検出手段４の出力
値は、平均パワー表示手段１８およびピークパワー表示
手段１７でそれぞれ表示される。

また、上記検出手段３．４の出力値は共に切換器５に入
力され、どちらか一方のみその後のフィードバックライ
ンである比較器６およびレーザ電源７に組入れられる。

しかして、治療モード入力手段１１によって所望の治療
モードを入力すると、フットスイッチ１３による操作の
仕様を変えたり、Ｑ−８νのオン。

オフを行なったり、患部の温度を測定する温度測定器（
図示しない）の出力による制御の有無を設定したりする
ことができる。

すなわち、治療モード入力手段９の入力により、制御部
１０が切換器５を制御し、入力治療モードに必要な方の
パワー（平均パワーまたはピーク／くワーの値）が比較
器６に供給される。同時に、選択された方のパワーに対
応する選択表示手段１５または１６のどちらかが点灯す
る。

パワー設定手段１２からの入力は基準値として比較器６
へ供給され、切換器５の選択出力と比較される。

こうして、比較器６の出力により、レーザ電源７が制御
され、レーザ出力を安定させるようにフィードバックが
かかる。

また、レーザ光の発生、停止の操作は、フットスイッチ
１３で行なわれるが、この仕様についても人力治療モー
ドによって決まる。たとえば、止血や切開の場合はフッ
トスイッチ１３を踏んでいるときのみレーザ光発生とす
るが、温熱療法やＰＤＴのときは時間がかかるので、−
度踏むとレーザ光発生、もう−度踏むとレーザ光停止と
なる。

このように、治療モードを選択すると、フィードバック
をかけるパワーの種類（平均パワーまたはピークパワー
）が自動的に選定されるので、間違いがなく、常に安定
かつ適正な治療が可能である。

また、フットスイッチ１３の仕様等も同時に設定される
ので、一つ一つを別々に設定する手間がなくなり、便利
である。

さらに、両パワーの値をどちらについても表示するよう
にしているので、便利である。しかも、パワー設定つま
みが一つなので、どちらのパワーを設定するにしても特
別に考えずに一つのつまみのみ動かせばよく、取扱いが
楽である。

第２実施例を第３図に示す。

この実施例では、比較器がピークパワー比較器２１と平
均パワー比較器２２に分かれたこと、パワー設定手段が
平均パワー設定手段２５とピークパワー設定手段２６に
分かれたこと、切換器５が比較器の後になったこと、お
よび表示手段が表示切換器２３とパワー表示手段２４だ
けになったことである。

この場合、制御しているパワーの値のみパワー表示手段
２４で表示される。また、パワー設定手段については二
つあり、平均パワーが選定されているときは平均パワー
設定手段２５、ビークパワーが選定されているときはピ
ークパワー設定手段２６を用いてパワー設定を行なうこ
とになる。

すなわち、パワー表示が一つであり、見易く、現在の設
定に必要な情報のみしっかりと表示することになる。ま
た、パワー設定つまみが二つあるので、たとえば前回が
平均パワーを設定していて、今回がピークパワーを設定
している状態において、前回の平均パワーの設定がつま
みに記憶されていることになる。

なお、第一実施例および第２実施例において、共振器１
のレーザ光のパワー検出に当たっては、レーザ光を共振
器１の後方の共振ミラーから取ってもよく、あるいは前
方への出力からハーフミラ−で少しだけ取出してもよい
。

第３実施例を第４図に示す。

基本的構成は第１実施例と同じである。

異なる点は、共振器１から出たレーザ光が通る導光路３
１（たとえばレンズ、非線形素子、ファイバなど）と、
そこからの出力光の平均パワーを測定する導光路出力平
均パワー検出手段３２、出力波形を検知する導光路出力
波形検知手段３３、そして導光路出力ピークパワー検出
手段３４があり、導光路出力平均パワー検出手段３２と
導光路出力ピークパワー検出手段３４の出力が制御部１
０に入力されている点である。

実際に装置を使用する前に、導光路３１からの出力光の
平均パワーおよびピークパワーを、制御部１０からいろ
いろな基準値を比較器６に出しながらＷｌ定し、導光路
３１からの出力光の平均パワーまたはピークパワーをあ
る値にするには比較器６に送る基準値をどれだけにすれ
ばよいかを制御部１０に記憶させる。全ての場合につい
て測定できなければ、補間を用いてもよい。

そして、実際に使用するときにはパワー設定手段１２か
らの設定値と同じだけの出力光を導光路３１から出すた
めに必要な基準値を制御部１０で導き出し、それを比較
器６に供給する。

この実施例であれば、導光路３１の先端出力、つまり実
際に治療に用いるレーザ光の値を制御していることにな
り、安定度の向上が図れる。

なお、表示に関し、第３実施例では共振器１のパワーを
表示しているが、制御部１０の出力により導光路３１の
出力パワー（予定値）を表示してもよく、また両方を表
示してもよい。

また、全ての実施例に対して、パワー安定のためにフィ
ードバックをかけているが、安定度さえあれば、比較器
６，２１．２２お切換器５を除去し、治療モードの入力
によってパワー表示やパワー設定つまみのみ切換え、制
御部１０によりレーザ電源７を直接的に制御することも
可能である。

［発明の効果］以上述べたようにこの発明によれば、共振器と、この共
振器から発せられるレーザ光の平均パワーを検出する平
均パワー検出手段と、前記共振器から発せられるレーザ
光のピークパワーを検出するピークパワー検出手段と、
治療モードを入力するための治療モード人力手段と、こ
の治療モード入力手段の人力内容に応じて前記平均パワ
ー検出手段の出力またはピークパワー検出手段の出力を
選択する選択手段と、この選択手段の選択出力に応じて
前記共振器の出力を制御する制御手段とを備えたので、
平均パワーおよびピークパワーのうつ治療に必要な方を
自動的に選定することができ、これにより常に安定かつ
適正な治療を可能とするレーザ装置を提供できる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の第１実施例の構成を示す図、第２図
は同実施例における治療モード入力手段の具体的な構成
を示す図、第３図はこの発明の第２実施例の構成を示す
図、第４図はこの発明の第３実施例の構成を示す図であ
る。１・・・共振器、３・・・平均パワー検出手段、４・・
・ピークパワー検出手段、５・・・切換器、６・・・比
較器、７・・・レーザ電源、１０・・・制御部、１１・
・・治療モード入力手段。

Claims

【特許請求の範囲】

共振器と、この共振器から発せられるレーザ光の平均パ
ワーを検出する平均パワー検出手段と、前記共振器から
発せられるレーザ光のピークパワーを検出するピークパ
ワー検出手段と、治療モードを入力するための治療モー
ド入力手段と、この治療モード入力手段の入力内容に応
じて前記平均パワー検出手段の出力またはピークパワー
検出手段の出力を選択する選択手段と、この選択手段の
選択出力に応じて前記共振器の出力を制御する制御手段
とを具備したことを特徴とするレーザ装置。