JPH05300914A - レーザ治療装置の出力減衰装置 - Google Patents
レーザ治療装置の出力減衰装置Info
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- JPH05300914A JPH05300914A JP4217028A JP21702892A JPH05300914A JP H05300914 A JPH05300914 A JP H05300914A JP 4217028 A JP4217028 A JP 4217028A JP 21702892 A JP21702892 A JP 21702892A JP H05300914 A JPH05300914 A JP H05300914A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は、単一のレーザ発振器を使用して高
出力と低出力の両方の治療用レーザ光が得られるように
し、而も連続発振の形で出力パワーを所望値に選択でき
るようにし、術者やその周辺に対してレーザ光被害を受
けない安全な出力減衰装置を提供しようとするものであ
る。 【構成】 レーザ発振器の発振出力を調整するレーザ制
御回路と、同発振器によるレーザ光伝達光路上に進退自
在な分波手段とを具え、該分波手段による所定割合の分
波光を開口から導入して内部で吸収するレーザ光吸収手
段とから成る。
出力と低出力の両方の治療用レーザ光が得られるように
し、而も連続発振の形で出力パワーを所望値に選択でき
るようにし、術者やその周辺に対してレーザ光被害を受
けない安全な出力減衰装置を提供しようとするものであ
る。 【構成】 レーザ発振器の発振出力を調整するレーザ制
御回路と、同発振器によるレーザ光伝達光路上に進退自
在な分波手段とを具え、該分波手段による所定割合の分
波光を開口から導入して内部で吸収するレーザ光吸収手
段とから成る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、レーザ・メス、レーザ
・コアギュレータ等のレーザ治療装置において、レーザ
発振器で発振したレーザ光を減衰させる出力減衰装置に
関する。
・コアギュレータ等のレーザ治療装置において、レーザ
発振器で発振したレーザ光を減衰させる出力減衰装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】レーザ光のエネルギを利用したレーザ治
療装置としては、レーザ・メス、レーザ・コアギュレー
タ等があるが、例えばレーザメスは、周知のようにＹＡ
Ｇレーザ光又はＣＯ2 レーザ光により、生体組織の切
開、凝固、止血あるいはポリープや潰瘍等の患部の切
開、気化消滅処置を行なうものであり、レーザ光を発生
するレーザ発生装置と、これに接続されレーザ発生装置
で発生したレーザ光を目的部位まで導く導光路より成っ
ている。
療装置としては、レーザ・メス、レーザ・コアギュレー
タ等があるが、例えばレーザメスは、周知のようにＹＡ
Ｇレーザ光又はＣＯ2 レーザ光により、生体組織の切
開、凝固、止血あるいはポリープや潰瘍等の患部の切
開、気化消滅処置を行なうものであり、レーザ光を発生
するレーザ発生装置と、これに接続されレーザ発生装置
で発生したレーザ光を目的部位まで導く導光路より成っ
ている。
【０００３】このレーザ・メスにおいて、最近は軽量で
可撓性に富むレーザファイバの出射端に透明サファイア
チップを接続し、内視鏡による観察下でこのサファイア
チップの先端を患部に接触させてＹＡＧレーザ光を照射
し、患部組織の凝固、切開等を行なう接触照射療法が実
用化されている。
可撓性に富むレーザファイバの出射端に透明サファイア
チップを接続し、内視鏡による観察下でこのサファイア
チップの先端を患部に接触させてＹＡＧレーザ光を照射
し、患部組織の凝固、切開等を行なう接触照射療法が実
用化されている。
【０００４】このような接触照射療法では、従来から行
なわれている非接触療法に比べてＹＡＧレーザ光の照射
エネルギー密度が非常に高く、しかも患部表面組織での
反射、散乱等が抑えられるため、低い出力でも十分な治
療効果を期待することができる。例えば、凝固を目的と
した場合には、非接触療法では３０Ｗ以上の出力が必要
とされたのに対し、接触照射療法ではその約 1／5 程度
の６Ｗ以下の出力でも非接触療法と同程度の効果を得る
ことができる。
なわれている非接触療法に比べてＹＡＧレーザ光の照射
エネルギー密度が非常に高く、しかも患部表面組織での
反射、散乱等が抑えられるため、低い出力でも十分な治
療効果を期待することができる。例えば、凝固を目的と
した場合には、非接触療法では３０Ｗ以上の出力が必要
とされたのに対し、接触照射療法ではその約 1／5 程度
の６Ｗ以下の出力でも非接触療法と同程度の効果を得る
ことができる。
【０００５】他方、このＹＡＧレーザ光を止血を目的と
した非接触療法に使用する場合には、１００Ｗ程度の高
出力を必要とする。ところが、従来の出力１００Ｗクラ
スのＹＡＧレーザ治療装置では、レーザ発振を開始する
ための反転分布の閾値が１０Ｗ近くの出力に相当するた
め、１０Ｗ以下の低出力で安定に発振させることができ
ない。即ち、低出力となるようにレーザ励起ランプを電
流コントロールしたとしても、レーザ発振が生じない
か、発振したとしても非常に不安定な出力になってしま
うという問題があった。
した非接触療法に使用する場合には、１００Ｗ程度の高
出力を必要とする。ところが、従来の出力１００Ｗクラ
スのＹＡＧレーザ治療装置では、レーザ発振を開始する
ための反転分布の閾値が１０Ｗ近くの出力に相当するた
め、１０Ｗ以下の低出力で安定に発振させることができ
ない。即ち、低出力となるようにレーザ励起ランプを電
流コントロールしたとしても、レーザ発振が生じない
か、発振したとしても非常に不安定な出力になってしま
うという問題があった。
【０００６】このような問題点を解決する第１の方法と
して、従来は、高出力型と低出力型の２台のＹＡＧレー
ザ治療装置を手術室内に用意し、処置の内容に応じて治
療装置を使い分けるようになされていた。
して、従来は、高出力型と低出力型の２台のＹＡＧレー
ザ治療装置を手術室内に用意し、処置の内容に応じて治
療装置を使い分けるようになされていた。
【０００７】また、第２の方法として、回転円板の周囲
に透光部と遮光部とを適当な割合で交互に設けたチョッ
パーをレーザ光路に進退自在になした遮光器を内蔵し、
接触照射療法の場合のみチョッパーによってＹＡＧレー
ザ光の大部分を遮光し、その一部を通過させて低出力を
得るようにしたレーザ治療装置が提案された。
に透光部と遮光部とを適当な割合で交互に設けたチョッ
パーをレーザ光路に進退自在になした遮光器を内蔵し、
接触照射療法の場合のみチョッパーによってＹＡＧレー
ザ光の大部分を遮光し、その一部を通過させて低出力を
得るようにしたレーザ治療装置が提案された。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】上記従来の第１の方法
では、設置床面積が大となって術者や助手、看護婦等の
自由度が制限され、しかも処置の内容に応じて２台の治
療装置を正確に使い分けなければならない繁雑さを伴
い、全体として高価格になるという欠点を有していた。
では、設置床面積が大となって術者や助手、看護婦等の
自由度が制限され、しかも処置の内容に応じて２台の治
療装置を正確に使い分けなければならない繁雑さを伴
い、全体として高価格になるという欠点を有していた。
【０００９】また、第２の方法では、見かけ上の平均的
な出力は低出力であるが、分断されたパルス状のレーザ
光そのものは非常に高出力・高エネルギー密度であるた
め、レーザファイバの出射端に接続したサファイアチッ
プにクラックを生じたり、照射部位に穿孔の危険を伴う
という欠点を有しており、しかも連続発振で１００Ｗ程
度の高出力ＹＡＧレーザ光の大部分をチョッパーで遮光
することになるため、チョッパーの遮光部で吸収された
ＹＡＧレーザ光によりチョッパー部分が加熱され、その
結果、チョッパーの作動不良を発生させるばかりでな
く、発生熱がレーザ発振器の安定性を低下させたり、チ
ョッパーの遮光部や遮光部と透光部とのエッジで反射、
散乱したＹＡＧレーザ光によりレーザ発振器や電源の一
部が損傷したり、あるいは反射、散乱したＹＡＧレーザ
光がレーザ治療装置の外部に洩れて、術者や助手、看護
婦等の皮膚や眼に知らぬうちにダメージを与えるという
実用上大きな欠点を有していた。
な出力は低出力であるが、分断されたパルス状のレーザ
光そのものは非常に高出力・高エネルギー密度であるた
め、レーザファイバの出射端に接続したサファイアチッ
プにクラックを生じたり、照射部位に穿孔の危険を伴う
という欠点を有しており、しかも連続発振で１００Ｗ程
度の高出力ＹＡＧレーザ光の大部分をチョッパーで遮光
することになるため、チョッパーの遮光部で吸収された
ＹＡＧレーザ光によりチョッパー部分が加熱され、その
結果、チョッパーの作動不良を発生させるばかりでな
く、発生熱がレーザ発振器の安定性を低下させたり、チ
ョッパーの遮光部や遮光部と透光部とのエッジで反射、
散乱したＹＡＧレーザ光によりレーザ発振器や電源の一
部が損傷したり、あるいは反射、散乱したＹＡＧレーザ
光がレーザ治療装置の外部に洩れて、術者や助手、看護
婦等の皮膚や眼に知らぬうちにダメージを与えるという
実用上大きな欠点を有していた。
【００１０】本発明は、このような問題点を解決すべく
なされたものであり、単一のレーザ発振器を使って、高
出力及び低出力両方の治療用レーザ光を得られるように
する出力減衰装置を提供することを目的とする。
なされたものであり、単一のレーザ発振器を使って、高
出力及び低出力両方の治療用レーザ光を得られるように
する出力減衰装置を提供することを目的とする。
【００１１】本発明の第２の目的は、パルス状でなく連
続発振の形であり且つ出力パワーを所望値に設定できる
出力減衰装置を提供することである。
続発振の形であり且つ出力パワーを所望値に設定できる
出力減衰装置を提供することである。
【００１２】本発明の第３の目的は、反射、散乱等によ
って術者や助手、看護婦等の皮膚や眼に損傷を与えるこ
とが全くない出力減衰装置を提供することを目的として
いる。
って術者や助手、看護婦等の皮膚や眼に損傷を与えるこ
とが全くない出力減衰装置を提供することを目的として
いる。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明においては、上記
目的を達成するために、レーザ発振器から発振されるレ
ーザ光の光路中に、レーザ光を所定の割合で光学的に分
波する分波手段を進退可能に配設した。
目的を達成するために、レーザ発振器から発振されるレ
ーザ光の光路中に、レーザ光を所定の割合で光学的に分
波する分波手段を進退可能に配設した。
【００１４】そして、この分波手段、例えばダイクロイ
ックプリズムで分波されたレーザ光を集光レンズによっ
て吸収体に完全吸収させるようにした。この場合、収体
は好ましくは、球状内面を具備する中空体であり、集光
レンズからのレーザ光はその微小開口から吸収体内に入
り、吸収されるようにする。
ックプリズムで分波されたレーザ光を集光レンズによっ
て吸収体に完全吸収させるようにした。この場合、収体
は好ましくは、球状内面を具備する中空体であり、集光
レンズからのレーザ光はその微小開口から吸収体内に入
り、吸収されるようにする。
【００１５】また、レーザ発振器の発振出力調整を自動
調節若しくは手動調整可能とした。
調節若しくは手動調整可能とした。
【００１６】
【実施例】以下、図面に基づいて本発明の実施例を説明
する。
する。
【００１７】図１及び図２は本発明の出力減衰装置の一
実施例を示す構成図であり、図１は接触照射療法に用い
る場合を示し、図２は非接触療法に用いる場合を示す。
実施例を示す構成図であり、図１は接触照射療法に用い
る場合を示し、図２は非接触療法に用いる場合を示す。
【００１８】図中、符号１はレーザ発振器であり、この
レーザ発振器１は、レーザ制御回路２から電力の供給を
受けて作動し、レーザ光３を発振する。このレーザ光３
は、接触照射療法を行なう際には、図１に示すように、
集光レンズ系４を介してレーザファイバ５の入射端面５
ａに集光され、出射端面５ｂに接続したサファイアチッ
プ６の先端より出射される。他方、通常の非接触療法の
場合には、図２に示すようにレーザ光はレーザファイバ
５の出射端面５ｂより出射される。
レーザ発振器１は、レーザ制御回路２から電力の供給を
受けて作動し、レーザ光３を発振する。このレーザ光３
は、接触照射療法を行なう際には、図１に示すように、
集光レンズ系４を介してレーザファイバ５の入射端面５
ａに集光され、出射端面５ｂに接続したサファイアチッ
プ６の先端より出射される。他方、通常の非接触療法の
場合には、図２に示すようにレーザ光はレーザファイバ
５の出射端面５ｂより出射される。
【００１９】レーザ発振器１と集光レンズ系４との間の
光路中には、光学接着剤７によって直角プリズム８を２
個貼合せた出力モニタ用プリズム９が配設されている。
光学接着剤７と直角プリズム８との屈折率差により極く
僅かのレーザ光が反射されて、フィルタ１０を通過して
出力検出器１１の受光面に入射する。フィルタ１０は、
必要な波長帯域のみを選択的に通過させる特性を具えて
いる。出力検出器１１の出力は増幅器１２で増幅された
後、レーザ制御回路２に入力される。
光路中には、光学接着剤７によって直角プリズム８を２
個貼合せた出力モニタ用プリズム９が配設されている。
光学接着剤７と直角プリズム８との屈折率差により極く
僅かのレーザ光が反射されて、フィルタ１０を通過して
出力検出器１１の受光面に入射する。フィルタ１０は、
必要な波長帯域のみを選択的に通過させる特性を具えて
いる。出力検出器１１の出力は増幅器１２で増幅された
後、レーザ制御回路２に入力される。
【００２０】また、レーザ発振器１と出力モニタ用プリ
ズム９との間の光路には、ガイド光（通常はＨｅ−Ｎｅ
レーザ光であり、図示しない）はほぼ１００％透過し、
レーザ発振器１から発振されたレーザ光３を所定の割合
で分波するような多層膜コート１３が施されたダイクロ
イック・プリズム１４を配設してある。このダイクロイ
ック・プリズム１４は、ソレノイド１５の駆動によって
光路上から光路外に、また光路外から光路上に移動自在
である。
ズム９との間の光路には、ガイド光（通常はＨｅ−Ｎｅ
レーザ光であり、図示しない）はほぼ１００％透過し、
レーザ発振器１から発振されたレーザ光３を所定の割合
で分波するような多層膜コート１３が施されたダイクロ
イック・プリズム１４を配設してある。このダイクロイ
ック・プリズム１４は、ソレノイド１５の駆動によって
光路上から光路外に、また光路外から光路上に移動自在
である。
【００２１】出力設定装置１６は、レーザ治療装置とし
て操作者が望むレーザ出力値を設定する装置であり、表
示装置１７は、その設定出力値を表示する。出力設定装
置１６で設定された出力値はモード判別回路１８に送ら
れる。モード判別回路１８は、ダイクロイック・プリズ
ム１４の分波率に応じて決定される閾値と出力設定装置
１６からの設定出力値とを比較し、ダイクロイック・プ
リズム１４をレーザ光３の光路上に介在させるか否かを
判別する回路である。即ち、モード判別回路１８は、レ
ーザ治療装置を非接触療法で用いるのか又は接触照射療
法で用いるのかを、出力設定装置１６の設定出力値から
判別する回路でもある。モード判別回路１８は、設定出
力値が閾値よりも低い場合に、ソレノイド１５を駆動
し、ダイクロイック・プリズム１４をレーザ光３の光路
上に進出させる。
て操作者が望むレーザ出力値を設定する装置であり、表
示装置１７は、その設定出力値を表示する。出力設定装
置１６で設定された出力値はモード判別回路１８に送ら
れる。モード判別回路１８は、ダイクロイック・プリズ
ム１４の分波率に応じて決定される閾値と出力設定装置
１６からの設定出力値とを比較し、ダイクロイック・プ
リズム１４をレーザ光３の光路上に介在させるか否かを
判別する回路である。即ち、モード判別回路１８は、レ
ーザ治療装置を非接触療法で用いるのか又は接触照射療
法で用いるのかを、出力設定装置１６の設定出力値から
判別する回路でもある。モード判別回路１８は、設定出
力値が閾値よりも低い場合に、ソレノイド１５を駆動
し、ダイクロイック・プリズム１４をレーザ光３の光路
上に進出させる。
【００２２】プリズム１４で分波されたレーザ光は集光
レンズ１９によって、一部を平面部２０とした球状内面
を具備する中空の吸収体２１の微小開口２３に集光され
た後、吸収体２１内に発散されて吸収体２１内で多数回
の反射を繰返す内にその殆んど総てのエネルギーが吸収
される。微小開口２３は、内部に入射したレーザ光が内
部で多数回反射するように、平面部２０の中心から離れ
た位置に開けてある。なお、吸収体２１の全内周には、
レーザ光を吸収する吸収材２４が塗布されている。
レンズ１９によって、一部を平面部２０とした球状内面
を具備する中空の吸収体２１の微小開口２３に集光され
た後、吸収体２１内に発散されて吸収体２１内で多数回
の反射を繰返す内にその殆んど総てのエネルギーが吸収
される。微小開口２３は、内部に入射したレーザ光が内
部で多数回反射するように、平面部２０の中心から離れ
た位置に開けてある。なお、吸収体２１の全内周には、
レーザ光を吸収する吸収材２４が塗布されている。
【００２３】モード判別回路１８からの判別信号は減衰
率設定回路２５へ入力される。減衰率設定回路２５は、
この判別信号に応じて、ダイクロイック・プリズム１４
の分波率に対応する減衰率又は 1／1 の減衰率の何れか
と設定出力値とをレーザ制御回路２に入力する。レーザ
制御回路２は、これらの入力値から必要な発振出力を計
算し、増幅器１２からの信号と比較してレーザ発振器１
をフィードバック制御する。
率設定回路２５へ入力される。減衰率設定回路２５は、
この判別信号に応じて、ダイクロイック・プリズム１４
の分波率に対応する減衰率又は 1／1 の減衰率の何れか
と設定出力値とをレーザ制御回路２に入力する。レーザ
制御回路２は、これらの入力値から必要な発振出力を計
算し、増幅器１２からの信号と比較してレーザ発振器１
をフィードバック制御する。
【００２４】次に、この装置の動作を説明する。上述の
ように構成された本発明装置においては、モード判別回
路１８が、ダイクロイック・プリズム１４の分波率に応
じて、出力設定装置１６で設定される出力値が低出力設
定値又は高出力設定値の何れであるかを判別する。レー
ザ発振器１の通常の発振出力を１００Ｗとした場合、例
えば、ダイクロイック・プリズム１４の多層膜コート１
３が、レーザ光３を集光レンズ系４側に１０％、集光レ
ンズ１９側に９０％となるように分波するためには、モ
ード判別回路１８は、１０Ｗ以下の設定出力値を低出力
（即ち、接触照射療法で使用）、１０〜１００Ｗの設定
出力を高出力（即ち、非接触療法で使用）と判別し、こ
れを表わす判別信号を出力する。また集光レンズ系４側
に２０％、集光レンズ１９側に８０％に分波されるよう
構成されている場合には、モード判別回路１８は２０Ｗ
以下の設定出力を低出力、２０〜１００Ｗの設定出力を
高出力と判別し、判別信号を出力する。
ように構成された本発明装置においては、モード判別回
路１８が、ダイクロイック・プリズム１４の分波率に応
じて、出力設定装置１６で設定される出力値が低出力設
定値又は高出力設定値の何れであるかを判別する。レー
ザ発振器１の通常の発振出力を１００Ｗとした場合、例
えば、ダイクロイック・プリズム１４の多層膜コート１
３が、レーザ光３を集光レンズ系４側に１０％、集光レ
ンズ１９側に９０％となるように分波するためには、モ
ード判別回路１８は、１０Ｗ以下の設定出力値を低出力
（即ち、接触照射療法で使用）、１０〜１００Ｗの設定
出力を高出力（即ち、非接触療法で使用）と判別し、こ
れを表わす判別信号を出力する。また集光レンズ系４側
に２０％、集光レンズ１９側に８０％に分波されるよう
構成されている場合には、モード判別回路１８は２０Ｗ
以下の設定出力を低出力、２０〜１００Ｗの設定出力を
高出力と判別し、判別信号を出力する。
【００２５】出力設定装置１６で設定した出力値がモー
ド判別回路１８により低出力と判別される場合には、モ
ード判別回路１８はソレノイド１５に電力を供給して駆
動し、ダイクロイック・プリズム１４をレーザ光３の光
路上に進出させる。と同時に、減衰率設定回路２５に
は、モード判別回路１８からの信号により、ダイクロイ
ック・プリズム１４の分波率に応じた減衰率（前者の場
合は 1／10、後者の場合は 1／5 ）が設定される。そし
て、この減衰率と共に設定出力値がレーザ制御回路２に
入力される。
ド判別回路１８により低出力と判別される場合には、モ
ード判別回路１８はソレノイド１５に電力を供給して駆
動し、ダイクロイック・プリズム１４をレーザ光３の光
路上に進出させる。と同時に、減衰率設定回路２５に
は、モード判別回路１８からの信号により、ダイクロイ
ック・プリズム１４の分波率に応じた減衰率（前者の場
合は 1／10、後者の場合は 1／5 ）が設定される。そし
て、この減衰率と共に設定出力値がレーザ制御回路２に
入力される。
【００２６】レーザ制御回路２は、設定出力値を減衰率
で除した値でレーザ発振器１の発振出力を制御し、図示
しないフットスイッチを押すことにより、例えば出力設
定値が２Ｗで減衰率 1／10の場合には発振出力２０Ｗ、
減衰率が 1／5 の場合には発振出力１０Ｗのレーザ光３
が発振する。そして、このレーザ光３のうち設定出力値
と同じ２Ｗのレーザ光が、モニタ・プリズム９を透過し
て集光レンズ系４へ入射し、ファイバ５の入射端面５ａ
に集光され出射端面５ｂのサファイアチップ６の先端か
ら出射する。ただし、上記数値例では、説明の簡単化の
ため、集光レンズ系４及びファイバー５等における損失
は無視してのことである。
で除した値でレーザ発振器１の発振出力を制御し、図示
しないフットスイッチを押すことにより、例えば出力設
定値が２Ｗで減衰率 1／10の場合には発振出力２０Ｗ、
減衰率が 1／5 の場合には発振出力１０Ｗのレーザ光３
が発振する。そして、このレーザ光３のうち設定出力値
と同じ２Ｗのレーザ光が、モニタ・プリズム９を透過し
て集光レンズ系４へ入射し、ファイバ５の入射端面５ａ
に集光され出射端面５ｂのサファイアチップ６の先端か
ら出射する。ただし、上記数値例では、説明の簡単化の
ため、集光レンズ系４及びファイバー５等における損失
は無視してのことである。
【００２７】本発明では、この説明から解るように、サ
ファイアチップ６の先端より出射されるレーザ光がパル
ス変調された出力ではなく連続した出力であり、しかも
設定出力値と同一の出力で出射される。従って、サファ
イアチップ６にクラックを生じたり、照射部位に穿孔の
危険が伴うことが全くないように安全性を確保すること
ができる。
ファイアチップ６の先端より出射されるレーザ光がパル
ス変調された出力ではなく連続した出力であり、しかも
設定出力値と同一の出力で出射される。従って、サファ
イアチップ６にクラックを生じたり、照射部位に穿孔の
危険が伴うことが全くないように安全性を確保すること
ができる。
【００２８】他方、ダイクロイック・プリズム１４で分
波された残りのレーザ光は集光レンズ１９に入射し、微
小開口２３から吸収体２１の内部に入り、吸収体２１に
吸収される。吸収体２１の全内周には黒色耐熱塗料、カ
ーボングラファイト等の吸収材２４を塗布しておくのが
好ましく、レーザ光はここで多数回の反射を繰返して順
次減衰しその殆んど総てのエネルギーが吸収される。従
って、吸収体２１の熱容量を大きくするかあるいは吸収
体２１の外壁を適当な冷却媒体を介して冷却するのが好
ましい。こうすることにより、吸収したレーザ光の熱に
よりレーザ発振器１の安定性を低下させたり、作動不良
を発生させることがないばかりか、吸収体２１内でレー
ザ光が封じ込められる構造となっているため、反射、散
乱するレーザ光によりレーザ発振器１や電源の一部が損
傷したり、あるいはレーザ光が外部に洩れて術者や助
手、看護婦等の皮膚や眼に知らぬうちにダメージを与え
ることが全くないよう安全性を十分に確保できる。
波された残りのレーザ光は集光レンズ１９に入射し、微
小開口２３から吸収体２１の内部に入り、吸収体２１に
吸収される。吸収体２１の全内周には黒色耐熱塗料、カ
ーボングラファイト等の吸収材２４を塗布しておくのが
好ましく、レーザ光はここで多数回の反射を繰返して順
次減衰しその殆んど総てのエネルギーが吸収される。従
って、吸収体２１の熱容量を大きくするかあるいは吸収
体２１の外壁を適当な冷却媒体を介して冷却するのが好
ましい。こうすることにより、吸収したレーザ光の熱に
よりレーザ発振器１の安定性を低下させたり、作動不良
を発生させることがないばかりか、吸収体２１内でレー
ザ光が封じ込められる構造となっているため、反射、散
乱するレーザ光によりレーザ発振器１や電源の一部が損
傷したり、あるいはレーザ光が外部に洩れて術者や助
手、看護婦等の皮膚や眼に知らぬうちにダメージを与え
ることが全くないよう安全性を十分に確保できる。
【００２９】次に出力設定装置１６で設定した出力値が
高出力の場合には、モード判別回路１８は、ソレノイド
１５への電力供給を停止してダイクロイック・プリズム
１４をレーザ光３の光路より退去させる。モード判別回
路１８からの信号により、減衰率設定回路２５には 1／
1 の減衰率が設定され、この減衰率と設定出力値とがレ
ーザ制御回路２に入力される。そしてレーザ制御回路２
は、設定出力値を減衰率で除した値、つまりこの場合に
は設定出力値と同じ値にレーザ発振器１の発振出力を制
御し、図示しないフットスイッチを押すことにより、発
振したレーザ光３は分波されることなくモニタ・プリズ
ム９を透過して集光レンズ系４へ入射し、レーザファイ
バ５の入射端面５ａに集光され出射端５ｂより出射され
る。
高出力の場合には、モード判別回路１８は、ソレノイド
１５への電力供給を停止してダイクロイック・プリズム
１４をレーザ光３の光路より退去させる。モード判別回
路１８からの信号により、減衰率設定回路２５には 1／
1 の減衰率が設定され、この減衰率と設定出力値とがレ
ーザ制御回路２に入力される。そしてレーザ制御回路２
は、設定出力値を減衰率で除した値、つまりこの場合に
は設定出力値と同じ値にレーザ発振器１の発振出力を制
御し、図示しないフットスイッチを押すことにより、発
振したレーザ光３は分波されることなくモニタ・プリズ
ム９を透過して集光レンズ系４へ入射し、レーザファイ
バ５の入射端面５ａに集光され出射端５ｂより出射され
る。
【００３０】なお、モニタ・プリズム９の直角プリズム
８と光学接着剤７との屈折率差により極く僅か反射され
たレーザ光は、フィルタ１０を通過後出力検出器１１の
受光面に入射し、出力検出器１１の出力は増幅器１２で
増幅された後レーザ制御回路２に入力され、レーザ発振
が行なわれている間中レーザ発振出力をフィードバック
制御する。
８と光学接着剤７との屈折率差により極く僅か反射され
たレーザ光は、フィルタ１０を通過後出力検出器１１の
受光面に入射し、出力検出器１１の出力は増幅器１２で
増幅された後レーザ制御回路２に入力され、レーザ発振
が行なわれている間中レーザ発振出力をフィードバック
制御する。
【００３１】
【発明の効果】以上のように、本発明のレーザ治療装置
の出力減衰装置は、結果として得られるレーザ光がパル
ス変調された出力ではなく連続した出力であり、しかも
設定出力値と同一の出力が出射されるため、接触照射療
法を行なう際にレーザファイバのサファイアチップにク
ラックを生じたり、照射部位に穿孔の危険を伴うことが
全くなく、患者への安全性を十分に確保することができ
る。
の出力減衰装置は、結果として得られるレーザ光がパル
ス変調された出力ではなく連続した出力であり、しかも
設定出力値と同一の出力が出射されるため、接触照射療
法を行なう際にレーザファイバのサファイアチップにク
ラックを生じたり、照射部位に穿孔の危険を伴うことが
全くなく、患者への安全性を十分に確保することができ
る。
【００３２】さらに分波器としてのダイクロイック・プ
リズムで分波されたレーザ光は吸収体内でその殆んど総
てのエネルギが吸収されるため、レーザ発振器の安定性
を低下させたり、作動不良を生じさせることがないばか
りか、吸収体内でレーザ光が封じ込められるため、レー
ザ光が外部に洩れて術者や助手、看護婦等の皮膚や眼に
ダメージを与えることが全くない等のすぐれた効果を有
する。
リズムで分波されたレーザ光は吸収体内でその殆んど総
てのエネルギが吸収されるため、レーザ発振器の安定性
を低下させたり、作動不良を生じさせることがないばか
りか、吸収体内でレーザ光が封じ込められるため、レー
ザ光が外部に洩れて術者や助手、看護婦等の皮膚や眼に
ダメージを与えることが全くない等のすぐれた効果を有
する。
【図１】本発明の実施例を示す装置であって、レーザ光
の光路上に分光手段を進出させた状態をブロック図と共
に示した図である。
の光路上に分光手段を進出させた状態をブロック図と共
に示した図である。
【図２】図１の実施例装置において、レーザ光の光路上
から分光手段を退出させた状態をブロック図と共に示し
た図である。
から分光手段を退出させた状態をブロック図と共に示し
た図である。
３ レーザ光 ４ 集光レンズ系 ５ レーザファイバ ５ａ 入射端 ５ｂ 出力端 ６ サファイアチップ ７ 光学接着剤 ８ 直角プリズム ９ 出力モニタ・プリズム １０ フィルター １３ 多層膜コート １４ ダイクロイック・プリズム １９ 集光レンズ ２０ 平面部 ２１ 吸収体 ２３ 微小開口 ２４ 吸収材
Claims (5)
- 【請求項１】 レーザ発振器で発振したレーザ光をレー
ザファイバを介して患部に導き治療するレーザ治療装置
において、前記レーザ発振器の発振出力を制御するレー
ザ制御回路と、前記レーザ発振器のレーザ光伝達光路に
進退自在であり、当該レーザ光を所定の割合で分波する
分波手段と、前記分波手段により分波されたレーザ光が
開口部から内部空間に入射し、この内部空間内面で前記
レーザ光を吸収するレーザ光吸収手段とからなるレーザ
治療装置の出力減衰装置。 - 【請求項２】 前記吸収装置が、微小開口を具備する吸
収体と、分波手段から分波されたレーザ光を当該微小開
口に集光する集光レンズとからなる請求項１記載のレー
ザ治療装置の出力減衰装置。 - 【請求項３】 前記中空状の吸収体は、球状内面の一部
に平面部を具備し、その平面部の球心より離れた位置に
微小開口が設けられていることを特徴とする請求項２記
載のレーザ治療装置の出力減衰装置。 - 【請求項４】 前記吸収体の内面にレーザ光の吸収材を
塗布してある請求項３記載のレーザ治療装置の出力減衰
装置。 - 【請求項５】 前記分波手段がダイクロイック・プリズ
ムである請求項１〜４のいずれか１項に記載のレーザ治
療装置の出力減衰装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4217028A JPH07108302B2 (ja) | 1992-08-14 | 1992-08-14 | レーザ治療装置の出力減衰装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4217028A JPH07108302B2 (ja) | 1992-08-14 | 1992-08-14 | レーザ治療装置の出力減衰装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05300914A true JPH05300914A (ja) | 1993-11-16 |
| JPH07108302B2 JPH07108302B2 (ja) | 1995-11-22 |
Family
ID=16697709
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4217028A Expired - Fee Related JPH07108302B2 (ja) | 1992-08-14 | 1992-08-14 | レーザ治療装置の出力減衰装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07108302B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20150107685A (ko) * | 2014-03-13 | 2015-09-23 | (주)라메디텍 | 의료용 레이저 장치 |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5827552A (ja) * | 1981-08-13 | 1983-02-18 | オリンパス光学工業株式会社 | レ−ザ手術装置 |
| JPS59161889A (ja) * | 1983-03-07 | 1984-09-12 | Tohoku Richo Kk | 炭酸ガスレ−ザ出射装置 |
| JPS59225047A (ja) * | 1983-06-03 | 1984-12-18 | 株式会社日立製作所 | レ−ザメス装置 |
| JPS603993A (ja) * | 1983-06-22 | 1985-01-10 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | レ−ザ装置 |
| JPS6037635A (ja) * | 1983-08-10 | 1985-02-27 | Toshiba Corp | 小形金属蒸気放電灯の製造方法 |
-
1992
- 1992-08-14 JP JP4217028A patent/JPH07108302B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5827552A (ja) * | 1981-08-13 | 1983-02-18 | オリンパス光学工業株式会社 | レ−ザ手術装置 |
| JPS59161889A (ja) * | 1983-03-07 | 1984-09-12 | Tohoku Richo Kk | 炭酸ガスレ−ザ出射装置 |
| JPS59225047A (ja) * | 1983-06-03 | 1984-12-18 | 株式会社日立製作所 | レ−ザメス装置 |
| JPS603993A (ja) * | 1983-06-22 | 1985-01-10 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | レ−ザ装置 |
| JPS6037635A (ja) * | 1983-08-10 | 1985-02-27 | Toshiba Corp | 小形金属蒸気放電灯の製造方法 |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20150107685A (ko) * | 2014-03-13 | 2015-09-23 | (주)라메디텍 | 의료용 레이저 장치 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07108302B2 (ja) | 1995-11-22 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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