JPH0411213B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 (1) 発明の技術分野 本発明はフアイバー導光レーザ外料治療器に係
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アイバーと
を備えたフアイバー導光レーザ外料治療器に関す
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ア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
現によつて初めて可能となつ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、光フアイ
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、凝固能調整法としては、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。従つて後
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アイバーが
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
ー応用の一つであり、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つて規定さ
れている。フアイバー損傷の原因はほとんどの場
合、フアイバー内で発生した熱によるものであ
り、フア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、フアイバー化の際に局
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
の少ないフアイバーの製造法が必要となる。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
場合劈開性がない等の諸条件が係るフアイバーに
は必要となる。また、必要に応じて、ルーズクラ
ツド構造ではなく、コアクラツド構造を用いた
り、フア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、同じ波長であつても照射
パワー密度によつ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／cm²）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つて大きく異なる。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）現在の光フアイバーにお
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つてレ
ーザ光の持つ空間コヒーレンスは失われることに
なる。従つて出射端ではほぼフアイバーのコア径
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ア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、光フアイバ
ー径を可能な限り小径にして集光時の焦点スポツ
ト径を小さくすることが必要となる。光フアイバ
ーの小径化は伝送光パワー密度の増加を意味する
から媒質吸収収による単位体積あたりの発熱料増
加によつてフア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
上がりによつ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、フア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
るフア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
いフア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、フア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を充分配
慮すべきである。

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、フアイバーの伝送損
失、製造速度、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く、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によつて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
る分子レーザであつて、CO₂レーザと同様グロー
放電によつて励起を行える。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
ーザと全く異なつている。

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つている。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−Ｖ励起
（Vibrational−Vibrational）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、この発振によつて生じた２次的な反転分布に
よつて他の準位間にも発振が広がつていく。従つ
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
フア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ア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
ア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
えばアリ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。結晶をフアイバー化する場合、ゆつ
くりとした速度で結晶を成長させる単結晶フアイ
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つて、多結晶（結晶粒の
集合体）フア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アイバー、表面が平滑な光
フアイバー、またコア・クラツド構造をもつフア
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、グラスフアイバーの場合こ
れまでの石英系グラスフア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つて表面が
平滑なフアイバーができ、コア・クラツド構造を
持つフアイバーも製作しやすい。また、一般に透
過波長域が狭いフアイバーの方が得やすい。これ
はフア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アイバーの場合、
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、フア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
られる光フア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、腔、膀胱等の
所謂トポロジー的にみて外面と見做せる部分につ
いては、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ア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、前記赤外グラスフア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
よつて、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、前季光伝送
路を内視鏡内を通して照射することを特徴とする
フアイバー導光レーザ外科治療器を提供すること
によつて達成される。

(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
振波長5.2μmのCOレーザ４及び1.06μm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−YAGレーザ５のレーザ光線をビー
ムブレンダー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を設けてある。係る集光
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アイバー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からフアイバー８の径程度に広がつた前記
レーザ光線を図示していない凸レンズ１１によつ
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CO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
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Bayly
（“The absorption spectra of liquid phase
H₂O，HDO and D₂O from 0.7μm to 10μm”，
Infra，Physics pp 211−（1963））による水の赤
外吸収係数のレポートを用いてある。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，CO₂レーザについてのグラフであ
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雑な現象を考える
と、極めて粗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
ある。

第２図からNd−YAGレーザに関しては、
Deposit energy densityがCO及びCO₂レーザに
比べて半分程度のパワーではあるが、それぞれ
1.5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Deposit 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^-1〕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（5μm）は、現在コアギユレ
ータ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CO₂レーザ光の
約1/2の波長を有しており、生体高分子による散
乱（Mie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CO₂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
ザ照射による犬肝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ツト径における
ビーム断面積で除いた値であり、ビーム中心での
パワー密度の1/2である。）は、本実験においては
2.6Kw／cm²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
とではほとんど変らない。

次に、本発明に用いられるCOレーザによる犬
肝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2.6Kw／cm²及び1.3Kw／cm²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つたく同一である。

また、試料に摘出牛肝を用いても犬肝で得られ
た結果をの間に有意な差異は見られない。従つ
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適している。

(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
アイバーを用いてあるため、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、消化器管、腔、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、ほぼ5μm程度のCO
レーザを用いてあるため導光路として用いる材質
として赤外ガラスフアイバー、例えばカルコゲン
化物、酸化物ガラス、フツ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】

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レーザ及び本発
明に用いられるCOレーザと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犬肝
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レーザによる犬肝の切開においてレ
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…赤外ガラス光フアイバー、９
…内視鏡。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ COレーザ装置と、これと異なる波長を有す
   るNd−YAGレーザ装置と、前記２種のレーザ装
   置の相互出力比を入力電力によつて調整する出力
   調整機構と、前記２種のレーザ装置からの異なる
   波長のレーザ光線を１本の光線にまとめて導光す
   る赤外ガラスフアイバーを有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
   とを特徴とするフアイバー導光レーザ外料治療
   器。