JPS6148373B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPS6148373B2 JPS6148373B2 JP57224990A JP22499082A JPS6148373B2 JP S6148373 B2 JPS6148373 B2 JP S6148373B2 JP 57224990 A JP57224990 A JP 57224990A JP 22499082 A JP22499082 A JP 22499082A JP S6148373 B2 JPS6148373 B2 JP S6148373B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- laser
- light
- anastomosis
- optical
- carbon dioxide
- Prior art date
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- Expired
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B17/11—Surgical instruments, devices or methods for performing anastomosis; Buttons for anastomosis
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B17/00491—Surgical glue applicators
- A61B2017/00504—Tissue welding
- A61B2017/00508—Tissue welding using laser
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- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Laser Surgery Devices (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
（技術分野）
本発明は、レーザ光により血管等を吻合する血
管吻合装置に関するものである。
管吻合装置に関するものである。
（従来技術）
血管、神経、リンパ管等の吻合は、心臓外科、
脳外科あるいは整形外科等において多く行なわれ
ているが、従来は、主として糸と針を用いて行な
われていた。ところが、この方法によれば、例え
ば１mmφ以下の細管の吻合は顕微鏡下でその管端
接合部の外縁周囲を十数針縫わねばならないた
め、極めて高度の熟練を要し、１本当り１時間以
上を要することも稀ではない。
脳外科あるいは整形外科等において多く行なわれ
ているが、従来は、主として糸と針を用いて行な
われていた。ところが、この方法によれば、例え
ば１mmφ以下の細管の吻合は顕微鏡下でその管端
接合部の外縁周囲を十数針縫わねばならないた
め、極めて高度の熟練を要し、１本当り１時間以
上を要することも稀ではない。
第１図は血管の構成を示したものであるが、血
管は内膜ｋ、中膜ｌ、外膜ｍの３層から構成され
ており、針と糸により吻合を行なう場合は、この
３層の膜を貫通する糸が血管に機械的損傷を与え
るため、吻合後の組織の回復に数週間を要し、か
つ血栓の危険もある。また、吻合部は多くのすき
間ができるため血液を流したとき漏出が多く、凝
固止血までかなりの時間を要するという問題があ
つた。このことは動脈の吻合において顕著であ
る。
管は内膜ｋ、中膜ｌ、外膜ｍの３層から構成され
ており、針と糸により吻合を行なう場合は、この
３層の膜を貫通する糸が血管に機械的損傷を与え
るため、吻合後の組織の回復に数週間を要し、か
つ血栓の危険もある。また、吻合部は多くのすき
間ができるため血液を流したとき漏出が多く、凝
固止血までかなりの時間を要するという問題があ
つた。このことは動脈の吻合において顕著であ
る。
この問題を克服するために、近年、光エネルギ
を用いた吻合実験が報告されている。光エネルギ
は放射エネルギであり、針と糸による吻合の場合
のような機械的損傷を組織に与える度合は少ない
と期待される。K.K.Jainの報告（Journal of
microsurgery，436（1980））によれば、血管の
中にポリエチレンチユーブを挿入し、その外側か
らYAGレーザ光を照射し吻合を行なつている。
を用いた吻合実験が報告されている。光エネルギ
は放射エネルギであり、針と糸による吻合の場合
のような機械的損傷を組織に与える度合は少ない
と期待される。K.K.Jainの報告（Journal of
microsurgery，436（1980））によれば、血管の
中にポリエチレンチユーブを挿入し、その外側か
らYAGレーザ光を照射し吻合を行なつている。
YAGレーザ光は波長が1.06μｍであり、、組織
内への浸透距離が大きいので、血管に照射した場
合、外膜での光吸収により減衰するエネルギが小
さく、その結果、内膜の位置においても外膜とほ
とんど同程度のエネルギを有していると考えられ
る。それ故、吻合をうまく行なうために内膜にお
けるエネルギ密度を外膜位置における値より十分
小さくする必要があるが、このことは、焦点深度
の浅い光学系を用いて外膜に焦点を結ばせる必要
のあることを意味しており、手術の操作性を極め
て悪くし、また、高度の熟練を要することにな
る。
内への浸透距離が大きいので、血管に照射した場
合、外膜での光吸収により減衰するエネルギが小
さく、その結果、内膜の位置においても外膜とほ
とんど同程度のエネルギを有していると考えられ
る。それ故、吻合をうまく行なうために内膜にお
けるエネルギ密度を外膜位置における値より十分
小さくする必要があるが、このことは、焦点深度
の浅い光学系を用いて外膜に焦点を結ばせる必要
のあることを意味しており、手術の操作性を極め
て悪くし、また、高度の熟練を要することにな
る。
光エネルギによる吻合のメカニズムは明らかで
はないが、血管に多量に存在するコラーゲンの融
着であると考えられている。このことは、レーザ
光が熱エネルギとして作用していることを意味し
ている。その意味で、レーザ光の光エネルギの熱
エネルギへの変換の効率が極めて重要な因子とな
る。従つて、生体組織ないし水に対する吸収係数
の大きな波長の光を用いることが肝要である。水
に対して、YAGレーザ光の1000倍以上の吸収係
数を有することで知られるのが炭酸ガスレーザ光
であり、生体組織においては、表面から0.1mm位
の深さのところでほとんど全てのエネルギが熱エ
ネルギに変換されるという特質をもつ。従つて、
炭酸ガスレーザを用いれば血管においては、内膜
あるいは中膜をほとんど無損傷のまま外膜近傍で
吻合を完成させることができ、治ゆ効果の改善が
期待できるとともに、YAGレーザ光の場合のよ
うに焦点深度を配慮する必要がないので、操作性
の改良も期待できる。
はないが、血管に多量に存在するコラーゲンの融
着であると考えられている。このことは、レーザ
光が熱エネルギとして作用していることを意味し
ている。その意味で、レーザ光の光エネルギの熱
エネルギへの変換の効率が極めて重要な因子とな
る。従つて、生体組織ないし水に対する吸収係数
の大きな波長の光を用いることが肝要である。水
に対して、YAGレーザ光の1000倍以上の吸収係
数を有することで知られるのが炭酸ガスレーザ光
であり、生体組織においては、表面から0.1mm位
の深さのところでほとんど全てのエネルギが熱エ
ネルギに変換されるという特質をもつ。従つて、
炭酸ガスレーザを用いれば血管においては、内膜
あるいは中膜をほとんど無損傷のまま外膜近傍で
吻合を完成させることができ、治ゆ効果の改善が
期待できるとともに、YAGレーザ光の場合のよ
うに焦点深度を配慮する必要がないので、操作性
の改良も期待できる。
第２図は、１mm以下の径を有する血管を炭酸ガ
スレーザにて吻合するときの吻合可能条件を、レ
ーザ光密度とスポツト径について示したものであ
る。なお、このときの走査速度は0.6mm／sec，レ
ンズはZnSeメニスカスレンズ、入射ビーム径は
６mmφである。微小血管の吻合は通常、手術用顕
微鏡下で行なわれるものであるから、実用的な焦
点距離はおよそ５〜30cmである。第２図の例で
は、焦点距離が６cmのとき収束ビーム径は0.1mm
で、このとき吻合可能なパワー密度は1.9〜
4.5W／mm2であり、レーザ光エネルギで15〜35ｍ
Ｗに相当するが、焦点距離が25cmのとき収束ビー
ム径は約0.3mmで、このときパワー密度0.8〜
1W／mm2が吻合可能領域である。これはレーザ光
エネルギで55〜75ｍＷに相当する。これから明ら
かなように、収束ビーム径が大きくなると吻合可
能なエネルギ密度範囲は相対的に狭くなり、厳密
さが要求される。この条件は血管（組織）の種類
や状態により大きく変化するので、その都度、微
小な光出力をより正確・精密に制御することが必
要となる。それ故、炭酸ガスレーザ方式血管吻合
装置の実用化には、 10cm以上の長焦点光学系 0.1mmφ程度の微小収束ビーム径、および 100ｍＷ以下の光出力の高精度制御 の３点を同時に満足させることが不可欠である。
スレーザにて吻合するときの吻合可能条件を、レ
ーザ光密度とスポツト径について示したものであ
る。なお、このときの走査速度は0.6mm／sec，レ
ンズはZnSeメニスカスレンズ、入射ビーム径は
６mmφである。微小血管の吻合は通常、手術用顕
微鏡下で行なわれるものであるから、実用的な焦
点距離はおよそ５〜30cmである。第２図の例で
は、焦点距離が６cmのとき収束ビーム径は0.1mm
で、このとき吻合可能なパワー密度は1.9〜
4.5W／mm2であり、レーザ光エネルギで15〜35ｍ
Ｗに相当するが、焦点距離が25cmのとき収束ビー
ム径は約0.3mmで、このときパワー密度0.8〜
1W／mm2が吻合可能領域である。これはレーザ光
エネルギで55〜75ｍＷに相当する。これから明ら
かなように、収束ビーム径が大きくなると吻合可
能なエネルギ密度範囲は相対的に狭くなり、厳密
さが要求される。この条件は血管（組織）の種類
や状態により大きく変化するので、その都度、微
小な光出力をより正確・精密に制御することが必
要となる。それ故、炭酸ガスレーザ方式血管吻合
装置の実用化には、 10cm以上の長焦点光学系 0.1mmφ程度の微小収束ビーム径、および 100ｍＷ以下の光出力の高精度制御 の３点を同時に満足させることが不可欠である。
炭酸ガスレーザの応用としては、これまでに
も、大出力加工用装置とか、レーザ・メス等が良
く知られているが、これらにおいては10〜100W
ないしそれ以上という本吻合装置の1000倍程度の
光エネルギが用いられており、本技術は従来技術
とは本質的に異なるものであり、またその確立に
は全く新規な発想を必要とする。
も、大出力加工用装置とか、レーザ・メス等が良
く知られているが、これらにおいては10〜100W
ないしそれ以上という本吻合装置の1000倍程度の
光エネルギが用いられており、本技術は従来技術
とは本質的に異なるものであり、またその確立に
は全く新規な発想を必要とする。
以下に、従来技術では本発明に達し得なかつた
点について詳細に論じることとする。
点について詳細に論じることとする。
先ず、１〜２mm以下の直径の血管吻合を行なう
場合、顕微鏡下での手術が不可欠となり、顕微鏡
の視野内にレーザ光を導くことが必要となる。し
かしながら、従来のマニピユレータを用いた方式
や光フアイバを用いる方式では、レーザ光の焦点
距離が１〜２cmと非常に短く、マニピユレータや
光フアイバを被照射体近傍にまで持つていく必要
があり、顕微鏡の視野を妨げるという欠点があつ
た。一方、顕微鏡の視野の妨げにならないように
従来のレーザメス装置の焦点距離を長く、例えば
10cm以上にしようとすると、光の回折限界によつ
て血管吻合に必要なスポツトサイズ0.1〜0.2mmφ
以下を確保することはできないという事態に直面
する。これらは従来のレーザメス装置では数mm径
の比較的細い径のレーザ光を集光レンズに入射さ
せていることに起因する。これについて物理光学
的に解析すると以下のようになる。
場合、顕微鏡下での手術が不可欠となり、顕微鏡
の視野内にレーザ光を導くことが必要となる。し
かしながら、従来のマニピユレータを用いた方式
や光フアイバを用いる方式では、レーザ光の焦点
距離が１〜２cmと非常に短く、マニピユレータや
光フアイバを被照射体近傍にまで持つていく必要
があり、顕微鏡の視野を妨げるという欠点があつ
た。一方、顕微鏡の視野の妨げにならないように
従来のレーザメス装置の焦点距離を長く、例えば
10cm以上にしようとすると、光の回折限界によつ
て血管吻合に必要なスポツトサイズ0.1〜0.2mmφ
以下を確保することはできないという事態に直面
する。これらは従来のレーザメス装置では数mm径
の比較的細い径のレーザ光を集光レンズに入射さ
せていることに起因する。これについて物理光学
的に解析すると以下のようになる。
即ち、レーザのビーム直径をａ、集光レンズの
焦点距離を、レーザ光の波長をλとすると、光
の回折現象により、集光レンズが無収差の場合で
も焦点におけるレーザ光のスポツト径ｂは、ｂ＝
４／π・λ・／ａとなる。炭酸ガスレーザの場合、従
来 のレーザメスでは〓６cm、ａ〓６mmが代表的な
値で、λ＝10.6μｍのときｂ＝0.1mmとなり、血
管吻合に必要なビーム直径0.1〜0.3mmφを満足す
るが、通常、吻合操作が顕微鏡下にて行なわれる
ために課せられる条件〓20cmとすると、ｂ〓
0.4mmとなり、第２図に示したように、吻合可能
領域をほとんど外れてしまう。光フアイバ等を用
いて導波したレーザ光をそのまま収束させたので
はａ＜１mmであるから吻合に必要なスポツト径を
得ることは不可能である。
焦点距離を、レーザ光の波長をλとすると、光
の回折現象により、集光レンズが無収差の場合で
も焦点におけるレーザ光のスポツト径ｂは、ｂ＝
４／π・λ・／ａとなる。炭酸ガスレーザの場合、従
来 のレーザメスでは〓６cm、ａ〓６mmが代表的な
値で、λ＝10.6μｍのときｂ＝0.1mmとなり、血
管吻合に必要なビーム直径0.1〜0.3mmφを満足す
るが、通常、吻合操作が顕微鏡下にて行なわれる
ために課せられる条件〓20cmとすると、ｂ〓
0.4mmとなり、第２図に示したように、吻合可能
領域をほとんど外れてしまう。光フアイバ等を用
いて導波したレーザ光をそのまま収束させたので
はａ＜１mmであるから吻合に必要なスポツト径を
得ることは不可能である。
また、エネルギ密度に関しては、吻合可能領域
がごく限られた範囲の微弱な光出力に対応する。
例えば、＝６cmのとき、エネルギ密度は２〜
4.5W／mm2であるが、これは光出力値で15〜35ｍ
Ｗに対応する。従来のレーザメスでは光出力が10
〜100Wの範囲で切開、蒸発等を行なつている。
このような高出力用レーザー放電管の放電電流を
小さくして吻合条件を実現しようとすると、放電
電流を0.1〜１ｍＡにする必要があるが、通常、
放電管インピーダンスが非常に高くなり、放電不
安定性が増して制御不能におちいることが多い。
従つて、従来のレーザーメスを用いて吻合を行な
うことは極めて困難なことである。
がごく限られた範囲の微弱な光出力に対応する。
例えば、＝６cmのとき、エネルギ密度は２〜
4.5W／mm2であるが、これは光出力値で15〜35ｍ
Ｗに対応する。従来のレーザメスでは光出力が10
〜100Wの範囲で切開、蒸発等を行なつている。
このような高出力用レーザー放電管の放電電流を
小さくして吻合条件を実現しようとすると、放電
電流を0.1〜１ｍＡにする必要があるが、通常、
放電管インピーダンスが非常に高くなり、放電不
安定性が増して制御不能におちいることが多い。
従つて、従来のレーザーメスを用いて吻合を行な
うことは極めて困難なことである。
（発明の目的）
そこで本発明は、10ｍＷ〜1Wの安定した光出
力と、焦点距離が10cm以上でスポツトサイズ径
0.1〜0.3mmφ以下の炭酸ガスレーザ光が得られ、
かつ、この炭酸ガスレーザ光の収束点に一致する
収束点を有するガイド用可視光を備えた血管吻合
装置を提供するものである。
力と、焦点距離が10cm以上でスポツトサイズ径
0.1〜0.3mmφ以下の炭酸ガスレーザ光が得られ、
かつ、この炭酸ガスレーザ光の収束点に一致する
収束点を有するガイド用可視光を備えた血管吻合
装置を提供するものである。
（実施例）
以下に本発明の実施例を記すが、先ず、良好な
吻合結果を得るために不可欠な、長焦点・微小焦
点スポツト径および焦点位置の正確な可視化等、
基本的な諸点について述べておく。
吻合結果を得るために不可欠な、長焦点・微小焦
点スポツト径および焦点位置の正確な可視化等、
基本的な諸点について述べておく。
第一に、〓20cmの条件下でスポツト径を小さ
くするには、λ／ａを小さくすることが原理的に
必要なことである。前述のように、組織内損傷を
極力防がねばならない故、λを小さくすることは
できない。従つて、ａつまり収束用光学系に入射
するレーザビームの直径を拡げることがスポツト
径を小さくするための唯一の実用的な方法であ
る。収束レンズについては、収差によるスポツト
径の拡がりがあり、これはレンズの材質、形状に
関係する。実際のスポツト径は、上に述べた回折
限界による径に、収差による拡がりを加えたもの
である。＝５インチ、ZnSe製のメニスカスレ
ンズを用いたときのレンズへの入射光径とスポツ
ト径との関係を第３図に示す。これより、ｂ＝
0.1mmの条件を満たすのはD1／e2で12〜20mmであ
ることがわかる。吻合目的のレーザ装置としては
1Wまでの光出力を取り出せばよいので、放電管
長は10cm内外、共振器長で20cm内外のものとなる
が、12〜20mmのD1／e2のビーム径を確保するには
最低18〜30mmの窓径が必要である。発振時にこの
直径を得ようとすると、共振器長が短いので、高
次の横モードが同時に励起することになり、吻合
のためのスポツト径を実現することができない。
実験によれば、共振器長を100cmとしても窓径を
15mm以上に拡げると高次モードが発振した。従つ
て、発振時には単一横モードとなるように十分に
小さな窓径、例えば５mm位の径でレーザ光を出射
し、ついで、拡大用光学系にて必要な大きさにま
でビーム径を拡げた後、収束用レンズに入射する
という構成にすれば、吻合に必要な条件を満たす
ことができる。
くするには、λ／ａを小さくすることが原理的に
必要なことである。前述のように、組織内損傷を
極力防がねばならない故、λを小さくすることは
できない。従つて、ａつまり収束用光学系に入射
するレーザビームの直径を拡げることがスポツト
径を小さくするための唯一の実用的な方法であ
る。収束レンズについては、収差によるスポツト
径の拡がりがあり、これはレンズの材質、形状に
関係する。実際のスポツト径は、上に述べた回折
限界による径に、収差による拡がりを加えたもの
である。＝５インチ、ZnSe製のメニスカスレ
ンズを用いたときのレンズへの入射光径とスポツ
ト径との関係を第３図に示す。これより、ｂ＝
0.1mmの条件を満たすのはD1／e2で12〜20mmであ
ることがわかる。吻合目的のレーザ装置としては
1Wまでの光出力を取り出せばよいので、放電管
長は10cm内外、共振器長で20cm内外のものとなる
が、12〜20mmのD1／e2のビーム径を確保するには
最低18〜30mmの窓径が必要である。発振時にこの
直径を得ようとすると、共振器長が短いので、高
次の横モードが同時に励起することになり、吻合
のためのスポツト径を実現することができない。
実験によれば、共振器長を100cmとしても窓径を
15mm以上に拡げると高次モードが発振した。従つ
て、発振時には単一横モードとなるように十分に
小さな窓径、例えば５mm位の径でレーザ光を出射
し、ついで、拡大用光学系にて必要な大きさにま
でビーム径を拡げた後、収束用レンズに入射する
という構成にすれば、吻合に必要な条件を満たす
ことができる。
一方、血管の吻合を行なう場合、作業光は炭酸
ガスレーザ光であるが、これは赤外光であるため
肉眼では感知されない。従つて、ガイド光により
炭酸ガスレーザ光の照射スポツト位置を予め知る
必要がある。
ガスレーザ光であるが、これは赤外光であるため
肉眼では感知されない。従つて、ガイド光により
炭酸ガスレーザ光の照射スポツト位置を予め知る
必要がある。
さらに、前述のように吻合の良し悪しはスポツ
ト径に大きく依存するため、炭酸ガスレーザ光と
ガイド光の焦点位置が正確に一致する必要があ
る。
ト径に大きく依存するため、炭酸ガスレーザ光と
ガイド光の焦点位置が正確に一致する必要があ
る。
以下、図面により実施例を詳細に説明する。
第４図は、本発明の第１の実施例の構成を示し
たものである。炭酸ガスレーザ１から出射するレ
ーザ光２は、ビームスプリツタ３により吻合用作
業光４と光出力制御のためのモニタ光５に分けら
れる。作業光４は、例えば直径が数mmであるの
で、ビーム拡大装置９により直径が拡大され収束
用レンズ１０により血管等の組織１１に照射され
る。このとき収束用レンズ１０の材料として
ZnSeやNaCl，KCl等を用いれば、これらの材料
は炭酸ガスレーザ光のみならず可視光も通すこと
ができるので、HeNeレーザ等の可視光レーザ１
２の光軸を反射鏡１４のところで炭酸ガスレーザ
光の光軸と一致させることにより組織１１におけ
るレーザ光照射点をモニタすることができる。反
射鏡１４は、炭酸ガスレーザ光の受光面を誘電体
膜や不純物制御をした酸化インジウム膜等により
赤外光反射処理を施したものである。吻合操作は
顕微鏡下にて行われるものであるから、組織１１
のレーザ照射点を可視ガイド光により確実に把握
せねばならない。収束用レンズ１０の屈折率は炭
酸ガスレーザ光と可視レーザ光とで若干違うの
で、この色収差を補正するために可視光レーザ１
２と反射鏡１４との間に補正用レンズ１３を挿入
する。
たものである。炭酸ガスレーザ１から出射するレ
ーザ光２は、ビームスプリツタ３により吻合用作
業光４と光出力制御のためのモニタ光５に分けら
れる。作業光４は、例えば直径が数mmであるの
で、ビーム拡大装置９により直径が拡大され収束
用レンズ１０により血管等の組織１１に照射され
る。このとき収束用レンズ１０の材料として
ZnSeやNaCl，KCl等を用いれば、これらの材料
は炭酸ガスレーザ光のみならず可視光も通すこと
ができるので、HeNeレーザ等の可視光レーザ１
２の光軸を反射鏡１４のところで炭酸ガスレーザ
光の光軸と一致させることにより組織１１におけ
るレーザ光照射点をモニタすることができる。反
射鏡１４は、炭酸ガスレーザ光の受光面を誘電体
膜や不純物制御をした酸化インジウム膜等により
赤外光反射処理を施したものである。吻合操作は
顕微鏡下にて行われるものであるから、組織１１
のレーザ照射点を可視ガイド光により確実に把握
せねばならない。収束用レンズ１０の屈折率は炭
酸ガスレーザ光と可視レーザ光とで若干違うの
で、この色収差を補正するために可視光レーザ１
２と反射鏡１４との間に補正用レンズ１３を挿入
する。
レーザ光による吻合条件は前述のごとく、レー
ザメスとは異なる限られた光出力領域に存在する
ので、光出力を微妙に制御する必要がある。この
ため、ビームスプリツタ３により分岐したモニタ
光５を光出力センサ６に入射する。光出力センサ
６は実用性のうえから、熱電堆素子あるいは焦電
素子が用いられる。所要光出力10ｍＷ〜1Wに対
し、ほぼ１％の精度を保つ必要があるので、光出
力センサ６への入射エネルギーは作業光４と同程
度あるいはそれ以上のものとなり光出力センサ６
は大きな熱慣性をもつこととなる。従つてこの光
出力センサ６の出力を信号処理部７で信号処理し
た後、レーザ放電管の放電電流制御回路８に負帰
還する。
ザメスとは異なる限られた光出力領域に存在する
ので、光出力を微妙に制御する必要がある。この
ため、ビームスプリツタ３により分岐したモニタ
光５を光出力センサ６に入射する。光出力センサ
６は実用性のうえから、熱電堆素子あるいは焦電
素子が用いられる。所要光出力10ｍＷ〜1Wに対
し、ほぼ１％の精度を保つ必要があるので、光出
力センサ６への入射エネルギーは作業光４と同程
度あるいはそれ以上のものとなり光出力センサ６
は大きな熱慣性をもつこととなる。従つてこの光
出力センサ６の出力を信号処理部７で信号処理し
た後、レーザ放電管の放電電流制御回路８に負帰
還する。
本装置に用いる炭酸ガスレーザ１は小出力のも
ので間に合うが、本装置をレーザメスとして用い
る場合、高出力レーザに置換すれば良い。しかし
高出力レーザは本来その目的から、放電電極にか
なり大きな面積を持たせているので、本装置をレ
ーザメスとレーザ吻合装置の共用装置として用い
る場合、高出力レーザ用の放電管では微小放電を
安定にさせることはできない。直流放電管の場合
は陰極グローを安定にさせるために第５図のよう
に、円筒状の陰極の軸対称性をとり除いた後、頂
点から陽極側に針状電極が延びるように加工をほ
どこせば放電電流0.1ｍＡ以下の微弱放電領域か
ら安定な放電を維持できる。信号処理部７では、
設定値からの偏差信号の微分、積分、比例等の処
理の他、シーケンシヤル制御のための処理も行な
う。グロー放電が安定しないと、放電管インピー
ダンスが大きく変動し、信号処理部７にインパル
ス的な擾乱を与え、これが制御系全般に過渡的な
変動をひきおこすのである。レーザメスとの共用
装置として用いる場合、例えば10ｍＷ〜20Wを10
％程度の分割比のビームスプリツタ１枚でモニタ
するとすれば、モニタ光は１ｍＷ〜2Wとなる。
このモニタ光を１％の精度で保つには通常の熱電
対では下可能である。この場合、ビームスプリツ
タを２枚用いて一方を例えば９：１、他方を１：
９という分割比にしておき、微弱パワー領域とレ
ーザメス領域とでビームスプリツタを切り換えて
用いれば目的を果すことができる。
ので間に合うが、本装置をレーザメスとして用い
る場合、高出力レーザに置換すれば良い。しかし
高出力レーザは本来その目的から、放電電極にか
なり大きな面積を持たせているので、本装置をレ
ーザメスとレーザ吻合装置の共用装置として用い
る場合、高出力レーザ用の放電管では微小放電を
安定にさせることはできない。直流放電管の場合
は陰極グローを安定にさせるために第５図のよう
に、円筒状の陰極の軸対称性をとり除いた後、頂
点から陽極側に針状電極が延びるように加工をほ
どこせば放電電流0.1ｍＡ以下の微弱放電領域か
ら安定な放電を維持できる。信号処理部７では、
設定値からの偏差信号の微分、積分、比例等の処
理の他、シーケンシヤル制御のための処理も行な
う。グロー放電が安定しないと、放電管インピー
ダンスが大きく変動し、信号処理部７にインパル
ス的な擾乱を与え、これが制御系全般に過渡的な
変動をひきおこすのである。レーザメスとの共用
装置として用いる場合、例えば10ｍＷ〜20Wを10
％程度の分割比のビームスプリツタ１枚でモニタ
するとすれば、モニタ光は１ｍＷ〜2Wとなる。
このモニタ光を１％の精度で保つには通常の熱電
対では下可能である。この場合、ビームスプリツ
タを２枚用いて一方を例えば９：１、他方を１：
９という分割比にしておき、微弱パワー領域とレ
ーザメス領域とでビームスプリツタを切り換えて
用いれば目的を果すことができる。
第５図の電極構造を採用することのもう一つの
長所は、極めて低い電流領域、つまりレーザ発振
のしきい値位の電流でも充分に安定した放電を得
ることができるので、主放電をさせる前に、常時
パイロツト放電としてレーザ発振限界以下の電流
で放電させておき、必要に応じて主放電に切りか
えて光出力を得るということができる点にある。
このようにすれば、過渡応答特性を最適にするこ
とができるので、微妙なパワーのスイツチングが
可能となり、機械式シヤツタでは実現できない照
射状態を実現することができる。
長所は、極めて低い電流領域、つまりレーザ発振
のしきい値位の電流でも充分に安定した放電を得
ることができるので、主放電をさせる前に、常時
パイロツト放電としてレーザ発振限界以下の電流
で放電させておき、必要に応じて主放電に切りか
えて光出力を得るということができる点にある。
このようにすれば、過渡応答特性を最適にするこ
とができるので、微妙なパワーのスイツチングが
可能となり、機械式シヤツタでは実現できない照
射状態を実現することができる。
第６図は、本発明の第２の実施例を示したもの
で、第４図と同一部分には同一番号を付してあ
る。この場合、モニタ光５はレーザ共振器を構成
する反射鏡のうち作業光出射側とは反対側
を、例えば90％反射、10％透過の特性をもつ表面
反射処理を施した鏡となることにより共振器外に
出射される。この方式は、高価なビームスプリツ
タを用いる必要がなく光軸の調整が簡易となる利
点がある。また第６図では、集光レンズ１５が反
射鏡１４の前におかれているが、これは集光レン
ズ１５の材料が、可視光に対して不透明なゲルマ
ニウムの場合に有効である。ゲルマニウムレンズ
は一般にZnSe材よりなるレンズに比して収束性
が良いので、ZnSe製レンズではどうしても吻合
操作を行えない場合に使用される。この場合、１
３は可視レーザ光を集光レンズ１５による赤外光
の焦点に一致させるための集光レンズとなる。
で、第４図と同一部分には同一番号を付してあ
る。この場合、モニタ光５はレーザ共振器を構成
する反射鏡のうち作業光出射側とは反対側
を、例えば90％反射、10％透過の特性をもつ表面
反射処理を施した鏡となることにより共振器外に
出射される。この方式は、高価なビームスプリツ
タを用いる必要がなく光軸の調整が簡易となる利
点がある。また第６図では、集光レンズ１５が反
射鏡１４の前におかれているが、これは集光レン
ズ１５の材料が、可視光に対して不透明なゲルマ
ニウムの場合に有効である。ゲルマニウムレンズ
は一般にZnSe材よりなるレンズに比して収束性
が良いので、ZnSe製レンズではどうしても吻合
操作を行えない場合に使用される。この場合、１
３は可視レーザ光を集光レンズ１５による赤外光
の焦点に一致させるための集光レンズとなる。
第７図は、本発明の第３の実施例を示したもの
で、第４図におけるビームスプリツタ、第６図に
おける部分透過鏡の代りに光路切り換え用全反射
鏡１６を用いて出射されたレーザ光を作業光４と
モニタ光５とに切り換えて使用するものである。
一般に吻合操作の中で光照射をしている時間は２
〜３秒の程度であり、一方レーザ出力の変動は周
囲温度変化に伴う反射鏡の平行度の変化やガス圧
変動、冷却水温の変動等、長周期の特性をもつて
いる。従つて、連続発振しているレーザを出力制
御しておき、作業時のみ全反射鏡１６を外すこと
により作業光４を得て作業すると、微弱パワーを
用いるときにレーザ全出力をモニタできるので精
度の良い制御を行うことができる。全反射鏡１６
を外したとき、センサ６への入力５は消失するの
で、その直前の放電電極を維持するよう信号処理
部７の後に保持回路１７を入れておく必要があ
る。この方式は、ビームスプリツタや部分透過鏡
を用いる必要がないので、安価に機能を実現でき
るという利点を有している。第７図では、１４は
赤外線透過材料の表面に可視光反射処理を施した
反射鏡である。また１８は、炭酸ガスレーザ光の
集光レンズ１０への入射光径を調節するためのし
ぼりであつて、集光レンズ１０の焦点距離に応じ
て最小収束ビーム径が得られるように調節を行
う。
で、第４図におけるビームスプリツタ、第６図に
おける部分透過鏡の代りに光路切り換え用全反射
鏡１６を用いて出射されたレーザ光を作業光４と
モニタ光５とに切り換えて使用するものである。
一般に吻合操作の中で光照射をしている時間は２
〜３秒の程度であり、一方レーザ出力の変動は周
囲温度変化に伴う反射鏡の平行度の変化やガス圧
変動、冷却水温の変動等、長周期の特性をもつて
いる。従つて、連続発振しているレーザを出力制
御しておき、作業時のみ全反射鏡１６を外すこと
により作業光４を得て作業すると、微弱パワーを
用いるときにレーザ全出力をモニタできるので精
度の良い制御を行うことができる。全反射鏡１６
を外したとき、センサ６への入力５は消失するの
で、その直前の放電電極を維持するよう信号処理
部７の後に保持回路１７を入れておく必要があ
る。この方式は、ビームスプリツタや部分透過鏡
を用いる必要がないので、安価に機能を実現でき
るという利点を有している。第７図では、１４は
赤外線透過材料の表面に可視光反射処理を施した
反射鏡である。また１８は、炭酸ガスレーザ光の
集光レンズ１０への入射光径を調節するためのし
ぼりであつて、集光レンズ１０の焦点距離に応じ
て最小収束ビーム径が得られるように調節を行
う。
第８図は、本発明になる装置を用いて行つた吻
合実験の結果を示したものである。これは、ラツ
トの動脈を切断後レーザにより吻合を行つたもの
である。実験総数は135例で、0.3mm径〜1.4mm径
の血管について1.5〜３ジユールのエネルギーで
吻合が成功している。第９図は成功率について調
べたものであるが、1.5〜３ジユールの間での成
功率はほとんど100％であつて本発明の有効性が
立証されている。従来の糸と針による接合では１
本の血管につき１時間以上かかることも稀ではな
かつたが、本実施例ではいずれも高々数分間で吻
合が完了しており、しかも吻合後の数週間にわた
る治ゆ状況は、組織学的にみても安全なものであ
つた。
合実験の結果を示したものである。これは、ラツ
トの動脈を切断後レーザにより吻合を行つたもの
である。実験総数は135例で、0.3mm径〜1.4mm径
の血管について1.5〜３ジユールのエネルギーで
吻合が成功している。第９図は成功率について調
べたものであるが、1.5〜３ジユールの間での成
功率はほとんど100％であつて本発明の有効性が
立証されている。従来の糸と針による接合では１
本の血管につき１時間以上かかることも稀ではな
かつたが、本実施例ではいずれも高々数分間で吻
合が完了しており、しかも吻合後の数週間にわた
る治ゆ状況は、組織学的にみても安全なものであ
つた。
（発明の効果）
以上説明したように、本発明によれば、顕微鏡
下での手術に適した焦点距離を保ち、収束レーザ
光スポツトサイズを小さくし、そして低出力を安
定に制御することの三条件を同時に満たす血管吻
合装置を提供することができ、この装置を用いる
ことによつて短時間の手術で、安全、確実な血管
吻合を可能にするものである。
下での手術に適した焦点距離を保ち、収束レーザ
光スポツトサイズを小さくし、そして低出力を安
定に制御することの三条件を同時に満たす血管吻
合装置を提供することができ、この装置を用いる
ことによつて短時間の手術で、安全、確実な血管
吻合を可能にするものである。
なお、本発明装置による吻合手術は血管の他
に、神経、臓器等にも広く適用し得るものであ
る。
に、神経、臓器等にも広く適用し得るものであ
る。
第１図は、血管の構成を示した図、第２図は、
炭酸ガスレーザによる血管吻合条件を示す図、第
３図は、集光レンズの入射ビーム径と収束スポツ
ト径との関係を示す図、第４図は、本発明の第１
の実施例の構成図、第５図は、本発明装置に採用
する電極構造を示す図、第６図は、本発明の第２
の実施例の構成図、第７図は、本発明の第３の実
施例の構成図、第８図は、本発明装置を用いて行
なつた吻合実験の結果を示す図、第９図は、同実
験の成功率を示す図である。 １……炭酸ガスレーザ、３……ビームスプリツ
タ、４……作業光、５……モニタ光、６……光出
力センサ、７……信号処理部、８……放電電流制
御回路、９……ビーム拡大装置、１０，１５……
集光レンズ、１１……組織（血管）、１２……可
視光レーザ、１４……反射鏡、１６……光路切換
用全反射鏡、１７……保持回路、１８……しぼ
り。
炭酸ガスレーザによる血管吻合条件を示す図、第
３図は、集光レンズの入射ビーム径と収束スポツ
ト径との関係を示す図、第４図は、本発明の第１
の実施例の構成図、第５図は、本発明装置に採用
する電極構造を示す図、第６図は、本発明の第２
の実施例の構成図、第７図は、本発明の第３の実
施例の構成図、第８図は、本発明装置を用いて行
なつた吻合実験の結果を示す図、第９図は、同実
験の成功率を示す図である。 １……炭酸ガスレーザ、３……ビームスプリツ
タ、４……作業光、５……モニタ光、６……光出
力センサ、７……信号処理部、８……放電電流制
御回路、９……ビーム拡大装置、１０，１５……
集光レンズ、１１……組織（血管）、１２……可
視光レーザ、１４……反射鏡、１６……光路切換
用全反射鏡、１７……保持回路、１８……しぼ
り。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 光出力が10ｍＷ〜1Wの炭酸ガスレーザ出射
手段と、該レーザ出射手段の一端から出射された
レーザビームをビーム径の大きな平行光束とする
とともにこれを焦点距離が10cm以上で、0.3mmφ
以下のスポツトに収束する光学手段と、前記炭酸
ガスレーザビームと同一収束点および同一光軸の
いずれか一方または両方を有するガイド用可視光
を出射する手段と、前記レーザ出射手段から出射
されたレーザ光の一部を取り出し、若しくは前記
レーザ出射手段の他端からレーザ光の一部を取り
出す手段と、取り出した一部のレーザ光を検出
し、前記レーザ出射手段のレーザ出力を制御する
手段とからなり、レーザ光により血管等を吻合す
ることを特徴とする血管吻合装置。 ２ 光出力が10ｍＷ〜1Wの炭酸ガスレーザ出射
手段と、該レーザ出射手段の一端から出射された
レーザビームをビーム径の大きな平行光束とする
とともにこれを焦点距離が10cm以上で、0.3mmφ
以下のスポツトに収束する光学手段と、前記炭酸
ガスレーザビームと同一収束点および同一光軸の
いずれか一方または両方を有するガイド用可視光
を出射する手段と、前記レーザ出射手段から出射
されたレーザビームを、血管等の吻合時は前記光
学手段に通し、吻合時以外の時はレーザ出力検出
器へ導くように切換える光路切換手段と、前記レ
ーザ出力検出器へ導かれたレーザビームを検出
し、前記レーザ出射手段のレーザ出力を制御する
手段とからなり、レーザ光により血管等を吻合す
ることを特徴とする血管吻合装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57224990A JPS59115032A (ja) | 1982-12-23 | 1982-12-23 | 血管吻合装置 |
| US06/559,207 US4566453A (en) | 1982-12-23 | 1983-12-08 | Vascular anastomosis apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57224990A JPS59115032A (ja) | 1982-12-23 | 1982-12-23 | 血管吻合装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59115032A JPS59115032A (ja) | 1984-07-03 |
| JPS6148373B2 true JPS6148373B2 (ja) | 1986-10-23 |
Family
ID=16822360
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57224990A Granted JPS59115032A (ja) | 1982-12-23 | 1982-12-23 | 血管吻合装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4566453A (ja) |
| JP (1) | JPS59115032A (ja) |
Families Citing this family (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3339370A1 (de) * | 1983-10-29 | 1985-05-09 | Meditec GmbH, 8501 Heroldsberg | Gepulster laser fuer medizinische anwendungen |
| JPS6131142A (ja) * | 1984-07-25 | 1986-02-13 | 富士写真光機株式会社 | 血管吻合用レ−ザ−プロ−ブ |
| JPS61285780A (ja) * | 1985-06-12 | 1986-12-16 | Asahi Optical Co Ltd | レ−ザ発振装置 |
| US5196004A (en) * | 1985-07-31 | 1993-03-23 | C. R. Bard, Inc. | Infrared laser catheter system |
| US4917084A (en) * | 1985-07-31 | 1990-04-17 | C. R. Bard, Inc. | Infrared laser catheter system |
| DE3686621T2 (de) | 1985-07-31 | 1993-02-25 | Bard Inc C R | Infrarot laser-kathetergeraet. |
| JPS62139642A (ja) * | 1985-12-13 | 1987-06-23 | 浜松ホトニクス株式会社 | 血管吻合装置 |
| US5280378A (en) * | 1990-10-19 | 1994-01-18 | I.L. Med, Inc. | Cyclically scanned medical laser |
| DE4108146C2 (de) * | 1991-03-13 | 1995-04-20 | Hohla Kristian | Vorrichtung zum Abtragen von Material mit Laserlicht |
| IL100664A0 (en) * | 1992-01-15 | 1992-09-06 | Laser Ind Ltd | Method and apparatus for controlling a laser beam |
| USRE36872E (en) * | 1992-01-15 | 2000-09-12 | Laser Industries Ltd. | System for causing ablation of irradiated material of living tissue while not causing damage below a predetermined depth |
| JP2658809B2 (ja) * | 1992-08-27 | 1997-09-30 | 三菱電機株式会社 | レーザ加工装置 |
| KR100299292B1 (ko) * | 1993-11-02 | 2001-12-01 | 이데이 노부유끼 | 다결정실리콘박막형성방법및그표면처리장치 |
| US5733278A (en) * | 1994-11-30 | 1998-03-31 | Laser Industries Limited | Method and apparatus for hair transplantation using a scanning continuous-working CO2 laser |
| US5554162A (en) * | 1994-12-02 | 1996-09-10 | Delange; Gregory S. | Method and device for surgically joining luminal structures |
| US5817090A (en) * | 1995-02-03 | 1998-10-06 | Laser Industries, Ltd. | Laser dermal implants for the treatment of facial skin depressions |
| US5611795A (en) * | 1995-02-03 | 1997-03-18 | Laser Industries, Ltd. | Laser facial rejuvenation |
| US5624434A (en) * | 1995-02-03 | 1997-04-29 | Laser Industries, Ltd. | Laser preparation of recipient holes for graft implantation in the treatment of icepick scars |
| US6475138B1 (en) | 1995-07-12 | 2002-11-05 | Laser Industries Ltd. | Apparatus and method as preparation for performing a myringotomy in a child's ear without the need for anaesthesia |
| US5709677A (en) | 1995-07-12 | 1998-01-20 | Laser Industries, Ltd. | Apparatus and method as preparation for performing a myringotomy in a child's ear without the need for anaesthesia |
| US5746736A (en) * | 1995-08-09 | 1998-05-05 | Lumedics, Ltd. | Cryogenic laser lithotripsy with enhanced light absorption |
| US5897549A (en) * | 1995-11-29 | 1999-04-27 | Lumedics, Ltd. | Transformation of unwanted tissue by deep laser heating of water |
| US6083217A (en) * | 1995-11-29 | 2000-07-04 | Lumedics, Ltd. | Destruction for unwanted tissue by deep laser heating of water |
| US5818601A (en) * | 1996-10-04 | 1998-10-06 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Wavelength independent optical probe |
| US6035856A (en) * | 1997-03-06 | 2000-03-14 | Scimed Life Systems | Percutaneous bypass with branching vessel |
| US6155264A (en) * | 1997-03-06 | 2000-12-05 | Scimed Life Systems, Inc. | Percutaneous bypass by tunneling through vessel wall |
| US6026814A (en) * | 1997-03-06 | 2000-02-22 | Scimed Life Systems, Inc. | System and method for percutaneous coronary artery bypass |
| US6213126B1 (en) | 1997-06-19 | 2001-04-10 | Scimed Life Systems, Inc. | Percutaneous artery to artery bypass using heart tissue as a portion of a bypass conduit |
| US6092526A (en) * | 1997-06-19 | 2000-07-25 | Scimed Life Systems, Inc. | Percutaneous chamber-to-artery bypass |
| US6443158B1 (en) | 1997-06-19 | 2002-09-03 | Scimed Life Systems, Inc. | Percutaneous coronary artery bypass through a venous vessel |
| US6325813B1 (en) | 1998-08-18 | 2001-12-04 | Scimed Life Systems, Inc. | Method and apparatus for stabilizing vascular wall |
| US20080091249A1 (en) * | 2006-10-11 | 2008-04-17 | Bwt Property, Inc. | Photobiomodulation Apparatus with Enhanced Performance and Safety Features |
| KR101385978B1 (ko) * | 2012-08-09 | 2014-04-16 | 한국전기연구원 | 광학 진단 및 광 치료를 위한 복합 광원 장치 |
| KR101472833B1 (ko) * | 2013-07-16 | 2014-12-24 | 에스엘 주식회사 | 차량용 램프의 전류 제어 장치 |
| CN105011974A (zh) * | 2015-07-16 | 2015-11-04 | 南京理工大学 | 一种用混合光束激光焊接生物组织的方法及其装置 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3420719A (en) * | 1965-05-27 | 1969-01-07 | Ibm | Method of making semiconductors by laser induced diffusion |
| US3806829A (en) * | 1971-04-13 | 1974-04-23 | Sys Inc | Pulsed laser system having improved energy control with improved power supply laser emission energy sensor and adjustable repetition rate control features |
| US3710798A (en) * | 1971-08-30 | 1973-01-16 | American Optical Corp | Laser system for microsurgery |
| US3874779A (en) * | 1973-07-05 | 1975-04-01 | Corning Glass Works | Variable ratio light coupler |
| US3869680A (en) * | 1973-08-31 | 1975-03-04 | Nasa | Dually mode-locked nd:yag laser |
| US4316467A (en) * | 1980-06-23 | 1982-02-23 | Lorenzo P. Maun | Control for laser hemangioma treatment system |
| JPS5778844A (en) * | 1980-11-04 | 1982-05-17 | Kogyo Gijutsuin | Lasre knife |
-
1982
- 1982-12-23 JP JP57224990A patent/JPS59115032A/ja active Granted
-
1983
- 1983-12-08 US US06/559,207 patent/US4566453A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4566453A (en) | 1986-01-28 |
| JPS59115032A (ja) | 1984-07-03 |
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