JPS6234553A - 生体組織の外科的除去装置及び方法 - Google Patents

生体組織の外科的除去装置及び方法

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JPS6234553A
JPS6234553A JP61151291A JP15129186A JPS6234553A JP S6234553 A JPS6234553 A JP S6234553A JP 61151291 A JP61151291 A JP 61151291A JP 15129186 A JP15129186 A JP 15129186A JP S6234553 A JPS6234553 A JP S6234553A
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optical fiber
laser source
surgical
living tissue
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CR Bard Inc
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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） 本発明は、エネルギを発生させ且つこのエネルギを手術
部位に伝送し、生体組織の除去または治療を行なうレー
ザカテーテルおよび元ファイバシステムに関する。
（従来の技術） レーザは、材料の穴あけおよび切断等の工業用に、以前
より使用されているが、外科医がレーザを利用して、生
体組織の外科的処置を行なうようになったのは極く最近
のことである。医療分野では、レーザエネルギは、網膜
組織を治療し、また。
胃、結腸の血管を焼灼するのに利用されている。
多くの外科治療現場において、レーザエネルギは光ファ
イバを通じて下方に送り、手術部位を照射することが望
ましい。これが可能であれば、小さい開口部から生体内
に挿入可能なカテーテルに光ファイバを内蔵させること
ｂ″−でき、手術に伴なう創傷を少なくすることｂ−で
きる。さらに、非常に狭いため、従来のメスによる手利
的治療が不可能ではないにしても、困難である治療部位
までカテーテルを送り込むこともできる。例えば、レー
ザエネルギを使用し℃、血管壁からアテロームを除去し
、また、小径の動脈の欠陥を治療することが可能となる
のである。
（発明が解決しようとする問題点） 工業用に使用されてきた従来技術によるレーザは、経皮
的なレーザ似療には適さない特性を備えるため、レーザ
による治療には問題が生ずる。例えば、外科的手術に従
来から使用されてきたレーザは、アルゴン・フッ素、ク
リプトン・フッ素、またはキセノン・フッ素等の混合気
体を使用する気体レーザであるエキシマレーザである。
炭酸ガスレーザ、即ちＣＯ２レーザも工業用レーザとし
て広く使用されている。
エキシマレーザおよびＣＯ２レーザも共に、外科治療用
として使用されているが、その効果は異なっている。エ
キシマレーザに伴なう問題点は、０．２乃至０．５μｍ
の範囲の波長を備えた出力エネルギを発生させることで
ある。血液中のヘモグロビンおよび蛋白質は、上記波長
範囲のエネルギを比較的容易に吸収するため、これら物
質によるエキシマレーザの出力ビームの吸収距離は極め
て短かくなる。（吸収距離は、レーザエネルギの大部分
が吸収されないうちに、レーザビームが伝搬することの
できる物質内の距離である）。従って、上記レーザを使
用する外科的手術部位は、手術を開始する前、血液を除
去しなげればならない。血液があれば、レーザエネルギ
は、手術部位に到着する前に、介在する血液によって吸
収されてしまう。開放部分を手術する場合には、血液を
除去することは可能であるが、カテーテルを動脈または
静脈に挿入した状態にて手術を行なうとする場合には、
血液を除去できないことが多い。
エキシマレーザに伴なう別の問題点は、レーザによって
発生されるパワーエネルギパルスｂ″−一般に１０ナノ
秒程度と、極めて短かいことである。
相当の平均パワーを発生させるためには、ビークパワー
の極めて大きいパルスを使用しなければならない。かか
る高ピークパワーを光ファイバを介して送ろうとすれば
、その高ピークパワーによって光ファイバは破損してし
まう。このため、エキツマレーザの実際の限界パワーは
比較的小さい。
従って、こうしたレーザな用いて、生体組織の除去を行
なう場合、速度は遅くなり、時間がかかる。
ＣＯ２レーザには別の欠点がある。ＣＯ２レーザは。
１０μｍ程度の波長のパワーエネルギを発生させる。こ
の程度の波長の場合、血液中のヘモグロビンによる吸収
は僅かであるＩ！ｌ″−１水および組織による吸収）ま
比較的太きい。この波長における散光もまた極く少ない
。ＣＯ□レーザは、散光が少なく、また組織による吸収
ｂｔ太きいという点にて、外科手術に適した特性を備え
ているｔＪ″−、レーザエネルギの水による吸収が太き
いため、吸収距離が比較的短かい点でエキ７マレーザと
同様の欠点ｂ″−ある。
このため、手術の開始前１手術部位は血液を除去しなけ
ればならない。
さらに、ＣＯ２レーザにはもう１つの致命的な欠点があ
る。波長が長いため、ＣＯ２レーザからのパワーエネル
ギは、経皮的外科手術に適した元ファイバを介して、下
方に伝送することができないことである。（ＣＯ２レー
ザからのエネルギを伝送することのできる現在の光ファ
イバは、有毒物質で構成し、水溶性であるか、または容
易に屈曲できず、あるいは、上記問題を組合せた欠点す
−ある）。
このため、レーザエネルギを手術部位に直接作用できる
か、または、プリズム、ミラーで構成した光学系を介し
て作用させることσ）できる場合以外、適用することｂ
″−できない。
従って、本発明の目的は、水、生体組織およびアテロー
ムによって著るしく吸収される波長のレーザエネルギを
使用するレーザカテーテルシステムを提供することであ
る。
本発明の別の目的は、既存の石英系光ファイバを介して
伝送することのできるレーザエネルギを提供し得るレー
ザカテーテルシステムを提供することである。
本発明の別の目的は、散光を最小とし、中程度の吸収距
離を備え、レーザエネルギを対象部位に集中させるレー
ザカテーテルシステムを提供することである。
本発明の別の目的は、パルスモードまたは連続波長モー
ドの何れかで作動可能なレーザを備えた光学式カテーテ
ルシステムを提供することである。
本発明のさらに別の目的は、生体組織の除去および治療
に使用することのできるレーザカテーテルシステムを提
供することである。
（問題点を解決するための手段） 土肥目的は、１．４乃至２．２μｍの波長範囲のレーザ
源を採用するレーザカテーテルシステムの１実施態様に
より、上記目的が達成でき、また、上述した問題点を解
決することができる。上記波長範囲で作動するレーザ源
は、ホルミウムをドープしたＹＡＧ、ホルミウムをドー
プしたＹＬＦ、エルビウムをドープしたＹＡＧ、エルビ
ウムをドープしたＹＬＦおよびツリウムをドープしたＹ
ＡＧレーザである。
本発明によるレーザシステムにおいて、上記レーザは、
水酸基（ＯＨ−）イオンの濃度を薄くするため精製した
特別処理によるシリカファイバを使用する。
生体組織を除去する場合、レーザ源は、パルス当り約１
−２ジユールのエネルギ準位による約０６２乃至５ミリ
秒の比較的長いパルスによるパルスモードで作動させる
ことｂ″−できる。上記間隔およびエネルギ準位によれ
ば、レーザパルスのビークパワーは約Ｉ　ＫＷとなる。
この程度のパワーに対し、石英ファイバは容易に耐える
ことができ、しかも、生体組織を迅速に除去するのに十
分である。１乃至１０ヘルツの繰返し速度によれば、上
記レーザによって１手術部位に供給される平均パワーは
、１０ワツト以下となる。
別の方法として、生体組織の治療のためには。
レーザ源は、低パワーの連続波長モードにて作動させ、
「スポット溶接」と同様の方法により、凝血させて、生
体組織の治療をすることｂ″−できる。
（実施例） 以下・本発明の実施態様につし・て、添付図面を参照し
なり−ら、詳細に説明する。
複数の公知υ）レーザノステムによる吸収および散光特
性と出力波長の関係ｂ′−第１図に示しである。
第１図は、縦軸には、ｃｒｎ−’単位による吸収係数、
および横軸には、μｍ単位による入射エネルギ波長を示
した対数目盛である。
第１図から、アルゴン−フッ素、クリプトン−フッ素お
よびキセノン−フッ素等の従来の混合気体を使用するエ
キ７７・レーザは、０．２乃至０．５μｍμｍ波長範囲
比力エネルギを発生させることｂ”−分かる。こ０）波
長範囲において、血液中のヘモグロビンおよび蛋白質に
よる吸収は極めて太きい。
従って、吸収距離は極め℃短かく（約５乃至１０μｍ）
、手術中、光ファイバ端末と手術部位間には、実質上、
全く血液が存在してはならない。このため、上記レーザ
を外科手術に使用する場合、手術部位より血液を除去す
ることｂ″−必要である。
サラに、アルゴン等のレーザの場合、水による吸収は、
０．５μｍ時に最小となり、従って、生体組織の切開お
よび除去を行なうためには、医療分野で必要とされるパ
ワーが得られる以上の高出力レーザを使用しなげればな
らない。さらに、水おヨヒヘモグロビンによるレーザ出
力の吸収率は低いため、吸収距離は極めて長くなる（約
１　ｔｘｘ　）。
さらに、上記レーザの散乱は比較的太きいため、レーザ
エネルギを制御し、レーザエネルギの散乱により、手術
部位以外の生体組織が損傷される可能性をなくすことが
難しくなる。
第１図に示した波長スペクトルの他端には、それぞれ、
５μｍおよび１０μｍの出力を発生するＣＯレーザおよ
びＣＯ。レーザｂ″−ある。上記波長における散乱は僅
かであり、水および組織による吸収は比較的太きいため
、両レーザとも手術に適した特性を備えている。水によ
る吸収が太きいため、残念ながら、吸収距離は比較的短
かい（約２０．ａｍ）。
さらに、経皮的外科治療用として現在使用されているシ
リカ系光ファイバは、実際上、約２．６μｍにて伝送カ
ットオフが生じ、このため、ＣＯレーザおよびＣＯ２レ
ーザからの出力エネルギは、上記元ファイバを介して伝
送することｂ″−できない。
本発明によれば、対象とするレーザ源は、波長が約１．
４乃至２．１５μｍの範囲内にあるものである。第１図
に示すように、この波長範囲において、水によるエネル
ギ吸収は比較的大きく、一方、散乱は比較的少ない。本
発明に有用な図示したレーザは、波長が土５５μｍのエ
ルビウムをドープしたイツトリウム・アルミニウムーガ
ーネット（ＹＡＧ）。
波長が１７３．ｅｌｍのエルビウムをドープしたイット
リウム・リチウム・フッ素物（ＹＬＦ）、波長ｂ″−１
，８８μｍのツリウムをドープしたＹＡＧ、波長が２．
０６μｍのホルミウムＹＬＦおよび波長が２．１μｍの
ホルミウムＹＡＧである。上記各レーザの発生するレー
ザエネルギの水による吸収は、比較的大きく、従って、
かかるエネルギの生体組織による吸収も比較的太きい。
しかし、水による吸収は、ＣＯレーザおよびＣＯ□レー
ザの場合はど大きくない。このように吸収距離は土４−
２．２μｍの範囲のレーザについては比較的長い。典型
的には、これちレーザの生体における吸収距離は約２０
０μｍである。故に１元ファイバ端末と手術部位間に１
０乃至６０μｍの血液す一介在していても、良好に作動
する。特に興味があるのは、レーザカテーテルシステム
の重要な用途は血管形成治療、特に、閉塞した動脈０）
除去であるため、アテロームによるレーザエネルギの吸
収である。第２図は、波長範囲ｂ−０，２乃至２．２μ
ｍのエネルギにおける電磁エネルギの吸収率と波長σ）
関係を示したものである。第２図に示すように、アテロ
ームによる電磁エネルギの吸収率は、０．８乃至１．（
ｊｍの波長範囲にて最小値となるが、波長範囲ｂ″−１
乃至２．２μｍまで大きくなると、全体として増大する
。
上記レーザ群によって発生させる波長範囲である１、４
乃至２．２μｍの波長範囲において、アテロームによる
吸収率は比較的高い値となる。
典型的な固体レーザの構造の略図が第６図に示しである
。このレーザ組立体は、レーザ結晶１および閃光ランプ
３等の励起装置を備えている。−般に、上述した結晶構
成体の場合、レーザ結晶は、極低温まで冷却し、レーザ
しきい値作用心−低くなるようにする必要性がある。極
低温の冷却は、一般Ｃτ、液体窒素を循環させるノリ力
または溶融シリカジャケット４内に結晶１を密閉するこ
とによって行われる。液体窒素は、入口管５を介して、
ジャケット５に流入し、出口管６から出ていく。
屈折率の大きい凹面鏡１０および半反射鏡１２によって
、レーザ空洞が形成される。
一般に、結晶は、閃光ランプ６の閃光を結晶に照射する
光ポンピング作用によって励起される。
一般に、本発明のレーザ構成体と共に使用される閃光ラ
ンプは、高圧のキセノン閃光ランプである。
閃光ランプ３は、冷却剤を送出するシリカ流動管（図示
せず）によって包囲することｂ−できる。
結晶１および閃光ランプ５は、閃光エネルギをレーザ結
晶に集光する反射鏡２内に密閉されている。閃光ランプ
３から結晶１までのエネルギ伝達を最小にするため、反
射鏡２の内表面は、レーザ結晶（例えば、アルミニウム
または銀）のボンピング波長において、高い反射率が得
られるように選択した材料で被覆する。光学系の凝縮を
防止する断熱作用が得られろよう、反射鏡２の内部は真
空にするか、または結晶１の周囲に真空ンヤケノトを設
ける。
極低温固体レーザの構造は、従来通りであり、様々な文
献に記載されているため、その構造につい℃、ここで詳
細には説明しない。典型的な極低温レーザの構造上の詳
細のより完全な説明しま。
［写真、光学器機技術者協会Ｊ　（Ｐｈｏｔｏ−Ｏｐｔ
ｉｃａｌＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ　Ｅｎｇｉｎ
ｅｅｒｓ　）　−１９７９年の光学素子に関するＬＡＳ
Ｌ会議、１９０巻、２９７−５０４頁に記載したＮ、Ｐ
、バーンズ（Ｂａｒｎｅｓ　）　、　Ｄ、Ｊ、ゲツテイ
ミイー（Ｇｅｔｔｅｍｙ　）　、　Ｎ、Ｊ、レビノス（
Ｌｅｖｉｎｏｓ　）およびＪ、Ｅ、グリッグス（Ｇｒｉ
ｇｇｓ　）著の「Ｔ　Ｅ　Ｍ　ｏ。
モードニー昆；ＹＬＦレーザ」　という標題の論文に発
表されている。
第４図は、好適な群によるレーザを「人体組織の除去」
モードで使用した場合に発生するパルス形状を示す図で
ある。第４図は、縦軸に活って下方向に増大する、光の
強度と横軸の右方向に増大する時間との関係を示す図で
ある。第４図に示すように、レーザ源は、比較的長い持
続時間の出力パルスが得られるように調節されているｂ
ｌ、出力エネルギの大部分は、パルスの開始後、約１ミ
リ秒内に放出される。また、第４図に示すように、好適
なレーザ群におけるレーザは、レーザ結晶内部の緩和発
掘に起因する「スパイク」現象を呈することも注目する
必要がある。このスパイク現象によって、持続時間は極
めて短かいｂ″−、レーザ強度は局部的に著しく増大す
る。工業分野にて使用して、金属その他の物体に穴を明
ける場合、にも同様のスパイク現象は有利であることが
確認されており、かかるスパイク効果によって、生体組
織の除去におけるレーザの有用性な向上させることが可
能となる。
第５図は、第６図に詳細に示した型式の固体レーザな採
用したレーザ／カテーテルシステムの略図である。より
具体的には、レーザ２１の赤外線出力エネルギは、従来
の集束レンズによって、従来の光ファイバコネクタ２４
内部に保持した元ファイバ端部に集束される。光ファイ
バコネクタ２４は、単一の光ファイバを収納する管２７
に接続されている。こσ）管２７は、二叉金具２８によ
って、従来の２内腔カテーテル６０に接続されている。
１例として、カテーテル５０は、軸方向に、末稍端６４
まで貫通する２つの内腔を備えているため、１方の内腔
に光ファイバを通して元ファイバコネクタ２４からレン
ズ先端３４までレーザエネルギを伝送することができる
。上述したように、カテーテルに通す光ファイバは、特
別に精製し、水酸基イオンの濃度を小さい値とし、よっ
て、光ファイバ下方に伝送されるレーザエネルギｂ″−
１元ファイバの材料によって大きく吸収されないように
しである。本実施態様に適した光ファイバは、マサチュ
ーセッツ州、スタウブリッジ（Ｓ　ｔｕｒｂｒｉｄｇｅ
）に所在スるスペクトラン・コーポレ−７ヨン（５ｐｅ
ｃｔｒａｎ　ＣｏｒｏＯｒａｔｉｏｎ　）の製造する溶
融シリカ光ファイバ部品Ａ３２２Ｗである。
赤外線レーザ空洞を形成し、出方エネルギビームを集束
させるのに使用するミラーおよびレンズ（１０，１２お
よび２２）は、一般に、狭小な波長範囲内の波長を備え
たエネルギのみを反射し。
その他の波長のエネルギは透過させる。従って、可視光
線は上記ミラーおよびレンズを透過する。
可視光線を発生する照準レーザ２０（例えば、従来のヘ
リウム・ネオンレーザ）をＩＲレーザ２１と直列に配設
し、可視光ビームを発生させることｂ−できる。この可
視ビームを利用して、ミラー１０および１２を整列させ
、また集束レンズ２２を調節し、外科手術の開始前、光
ファイバシステムの整列化を図ることができる。
また、レーザ２１から手術部位までＩＲエネルギを伝送
するのに使用する光ファイバを利用して。
照準レーザ２０から手術部位まで可視光線を伝送するこ
ともできる。こσ）ため、外科医が肉眼で直接見ること
のできる手術部位の手術を行なう際、本発明によるシス
テムを使用した場合、レーザ２０によって生じた光は、
カテーテル５０内の光ファイバを通る。レーザ２１を作
動させ、実際の作用を行なう前にこの光を利用して探り
針の先端の照準を定めることができる。
洗滌流体を流動させ、または、探り針レンズ先端部分に
吸引力を作用させ、手術中、血液部分を除去する第２内
腔ｂ′−カテーテル３０に設けられている。この第２内
腔は、二叉金具２８を介し℃、第２管２９に接続されて
いる。この第２管２９は、例えば端末に標準的なルアロ
ック金具２６を接続し、カテーテルをインゼクタおよび
標準的な流動金具に接続できるようにしてもよい。第２
管２９を通って、カテーテルに吐出された溶液は、カテ
ーテルの内腔を通り、末稍端の小オリフィス６２から排
出される。
探り針先端３４は、レーザエネルギを、手術に用いるビ
ーム３６に集束するレンズ系を備えている。この探り針
先端の拡大図は、第６図および第７図に図示しである。
光ファイバ１８の末稍端ｂ″−探り針の端部に対して正
確な位置で間隔を置いて配設されるようにするため１元
ファイバ１８は、ショルダ部６８を形成する縮径端を備
える精密ホルダ３８に取付ける。
以下に説明するように、ショルダ部６８は、探り針先端
組立体を相互に保持する作用をする。ホルダ３８は、大
径大部分６０および小径大部分６３を備える２つの部分
で構成した精密形成の軸穴を備えている。ホルダ３８は
、厳密な公差により、特定の寸法に形成することのでき
るガラス、セラミック、その他の材料で製造することが
可能である。
ホルダ３８を光ファイバ１８の端末に取付けるためには
、先ず、光ファイバ１８を第７図に示すように処理する
。具体的には、光ファイバ１８をホルダ３８に挿入する
前、緩衝シーズ６１の一部分を除去し、光学的に導体の
コア３５Ｑ〕一定長さ部分を露出させる。元ファイバか
ら緩衝シーズ６１を剥離する際、コア３５の表面に設け
た反射クラッド層６７を損傷しないよう注意しなければ
ならない。剥離後、元ファイバ１８をホルダ３８に挿入
し、コア３５が小径大部分３５内まで伸長し、また、緩
衝シーズ６１が大径大部分６０内まで伸長するようにす
る。光ファイバ１８はホルダ３８に挿入した後、エポキ
クセメントで固着し、構成要素を恒久的に固定すること
ｂ″−できる。ホルダ３８の表面６２よりも突出する元
ファイバ１８の端末は、組立体を研磨しまたは元ファイ
バを慎重に切ることによって、この表面と平らになるよ
うに仕上げれば組立ｂ″−−完了。
第６図を参照すると、ホルダ３８（内部に元ファイバ１
８を固着）は、ガラス管３１内に取付け、組立体を遮へ
いすること？Ｊ−できる。ホルダ３８の正面６２は、ガ
ラスまたはサファイヤで構成することのできる平面レン
ズ１４４の内面１４２から、間隔＋７ング１３４によっ
て、間隔を置いて配設されている。間隔リング１３４は
、例えば、放射線不透過性の材料で製造し、カテーテル
先端を放射較透視機械を用いて患者の体内に位置決めで
きるようにする。
ガラス管３１は、ホルダ３８のンヨルダ部６８を折曲げ
て、探り針先端組立体を相互に保持する狭搾端となるよ
うにする。テフロン（４ふつ化工チレン樹脂のデュポン
社の登録商標）等のプラスチックで構成した充填材３、
をカテーテル本体６０とガラス管３１端末３５間の環状
スペース内に充填する。カテーテル本体３０からガラス
管３１までの組立体全体の外径は、略均−であるため、
第６図に示すように、カテーテルの全長に亘って、滑ら
かで均一な表面ｂ″−得られる。
第８図は、本発明に使用するワイヤ案内による４本ファ
イバ式カテーテルの略図である。このレーザシステムは
、上記開示内容に従って構成した赤外線レーザ２１と同
様の構成である。単一本光ファイバ式カテーテルに関し
て上述したように、照準目的用に、レーザ２１と共に、
可視ヘリウム−ネオン照準レーザ２０を使用することも
できる。
赤外線レーザ２１の出力は、ビーム１４０光軸に対して
、４５°の角度に配設した４枚１組のミラー６０．６２
．６４．６８に配向される。
第１ミラー６０は、２５％の反射面を備え、エネルギの
約Ａを集束レンズ７０に配向する。第２ミラー６２は、
３５％反射ミラーであり、全エネルギの桶を集束レンズ
に配向する。第５ミラー６４は、５０％反射ミラーであ
り、全レーザ出力の楠を集束レンズに配向する。第４ミ
ラー６８は、１００％反射ミラーであり、全レーザ出力
の残りμを集束レンズに配向する。ミラー６０．６２．
６４６８およびレンズ７０．７２．７４．７８は従来型
式％式％ 集束レンズ７０．７２．７４．７８は、赤外線レーザ２
１からの出力エネルギを４つの元ファイバコネクタ８０
．８２，８４．８８に集束する。元ファイバコネクタ８
０．８２．８４．８８はそれぞれ、分岐コネクタ１０２
によってカテーテル１０４に接続した管９０．９２．９
４．９６に接続されている。上記管９０．９２．９４．
９６は各々、カテーテル本体を通って、カテーテル先端
１０８まで全レーザ出力のＡを伝送する単一本の光ファ
イバを収納している。分岐金具１０２および従来のルア
・ロック継手１００に接続した追加的な管９８が設けら
れている。この管９８は、洗滌溶液を吐出するか、また
は、カテーテルを手術部位まで案内する目的で、案内ワ
イヤを挿入することのできるカテーテル本体１０４の中
央内腔に接続される。
カテーテル先端にて、カテーテルを通る４本の元ファイ
バは、ビーム１１０ｂ−重なり合って、広範囲の部分を
照射することｂ″−できるように、対称状に配設されて
いる。カテーテル先端１０８は、さらに、その中心に穴
を備え、この中心穴を通じて、案内ワイヤ１１２を突出
させ、カテーテルを適正な位置に配向させることｂ”−
できる。
第９図および第１０図は、４本光ファイバ式のカテーテ
ル先端を示す詳細図である。４本の光ファイバ４２およ
びこれら光ファイバを保持する内部シャフト４０は、ス
テンレス鋼または白金等の放射線不透過性材料で形成す
ることｂ−望ましい光ファイバホルダ５０内に保持され
ている。元ファイバホルダ５０は、円筒状であり、カテ
ーテル本体１０４の中心を通る略同−寸法の内腔３４と
連通ずる中心穴３４が設けられている。光ファイバホル
ダ５０は、また、内部クヤフト４０部分およびキャップ
５２の基端に配設した光ファイバ４２を保持するための
ものである。カテーテル本体１０４の末稍端は、内部シ
ャフト４０および元ファイバ４２の周囲にて、加熱収縮
し、キャップ５２からカテーテル本体１０４まで滑らか
に移行し得るようにしである。
上記実施態様に適した４本光ファイバ式カテーテルの構
造のより詳細は、１９８５年５月２２日付ケノステファ
ン・ジエー・ハーフ７　（５ｔｅｐｈｅｎ　Ｊ。
Ｈｅｒｍａｎ　）、　　Ｏ−レンズ”　ニー　・０　ス
（ＬａｕｒｅｎｃｅＡ、　Ｒｏｔｈ　）　、ニドワード
・エル・シッフスキー（Ｅｄｗａｒｄ　Ｌ　、　Ｓ　１
ｎｏｆｓｋｙ　）およびダグラス・ダブりニー・デイキ
ンソン・ジュニア（Ｄｏｕｇｌａｓ　Ｗ、Ｄｉｃｋｉｎ
ｓｏｎ。
Ｊｒ）出願の米国特許出願「ワイヤ案内によるレーザカ
テーテル」に記載されている。
第１１図は、４本の光ファイバを対角線方向に対向する
２対に配設した上述の如き、４本光ファイバ式カテーテ
ルの形成する出力ビームを示す図である。４本の光ファ
イバ各々から発生するビームパターンは、第１１図で光
線７０の形成する円錐形によって画定される。各光ファ
イバ４２からのビームは、元ファイバ４２Ｑ）末梢面か
ら放出され、ノヨルダ部６Ｄを画定する面を経て、キャ
ップ５２σ）末梢部分７２に入る。各尤ファイバからの
ビームは、広す一つ℃、上記実施態様の場合、カテーテ
ルを構成するのに使用した元ファイバの開口数如何によ
って、６°乃至１６°の範囲内の半角な漏える。
各光ファイバ４２から広がるビームは、キャップ５２の
端部に設けた末梢放出面７４から出る。
第１１Ａ図％第１１Ｂ図および第１１Ｃ図は、第１１図
の作像面１１Ａ、１１Ｂおよび１１ＣＶｃ沿って示した
ように、４本の光ファイバの出力によって形成される全
体的なビーム・パターン（断面）を示す。キャップ５２
の放出面７４に位置する像面１１Ａにおいて、本実施態
様における４つのビームは、まだ分離したままである。
像面１１Ｂにおいて、広がりビームはさらに拡大し、重
なり合い始める。１１Ｃで示した像面において、ビーム
は重なり合い、カテーテル本体１０４の外径より若干大
きい外径の包絡線１６を画定する。像面１．１Ｃにおい
て、ビーム７０は重なり合い１合流し、連続ビームパタ
ーンを形成し得るようにすることが望ましい。例えば、
かかるビームは、カテーテル１０４の外径（一般に１５
ｍ）に略等しい。
先端５２の末梢面７４からの距離内で合流するようにす
る。
【図面の簡単な説明】
第１図は、電磁エネルギの吸収率と波長の関係および電
磁エネルギの散乱と波長Ｑ〕量関係示す略図、 第２図は５本発明によるレーザ源の該当波長域（１，４
乃至２．２μｍ）を示す、頴動脈内膜除去における、ア
テロールに対するエネルギの吸収率と波長の関係の図、 第５図は１本発明のレーザ源に採用する典型的な固体レ
ーザの構造を示す路線図、 第４図は、第６図に示したレーザを生体組織の除去に使
用した場合のレーザ出力の強度と典型的なパルス波長の
関係を示す図、 第５図は、レーザエネルギを手術部位まで伝送する単一
本の光ファイバを使用するレーザカテーテルの路線図。 第６図は、第５図に示した単一本の元ファイバカテーテ
ルの探り針先端の拡大断面図、第７図は第６図の先端の
一部の分解図、第８図は、レーザビームで照射可能な面
積を広くするため、４本の元ファイバを使用するワイヤ
案内式カテーテルの路線図。 第９図は、４本の光ファイバを示す、第８図のカテーテ
ルの探り針先端の拡大断面図、第１０図は第９図の先端
の端面図、および第１１図、１１Ａ図、１１Ｂ図および
１１Ｃ図は、手術部位において、４本の光ファイバから
発生されるビームパターンの路線図である。 （主要符号の説明） １・・・結晶、　５・・・閃光ランプ、　４・・・シリ
カジャケット、　５・・・入口管、　６・・・出口管、
　１０・・・凹面鏡、　　１２・・・半反射鏡、　　１
８・・・光ファイバ、　２０・・・照準レーザ、　２２
・・・集束レンズ、２４・・・元ファイバコネクタ、　
　２７・・・管、２８・・・二叉金具、　２９・・・管
、　５０・・・カテーテル。 （外５名）

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １、１．４乃至２．２μｍの範囲内の出力波長で作動す
    るレーザエネルギ源と、 光ファイバと、 前記レーザ源の出力を前記光ファイバ末稍端に配向する
    手段と、および光ファイバーの末稍端に取付けられ、前
    記光ファイバの下方に伝搬するレーザエネルギを手術部
    位に配向する手段とを備えることを特徴とする生体組織
    の外科的除去装置。 ２、前記光ファイバが水酸基イオン濃度が可能な限り小
    さい値となるように精製したシリカ光ファイバを備える
    ことを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載した生体
    組織の外科的除去装置。 ３、前記レーザ源が、ホルミウムをドープしたイットリ
    ウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えることを
    特徴とする特許請求の範囲第１項に記載した生体組織の
    外科的除去装置。 ４、前記レーザ源が、エルビュウムをドープしたイット
    リウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えること
    を特徴とする特許請求の範囲第１項に記載した生体組織
    の外科的除去装置。 ５、前記レーザ源が、ホルミュウムをドープしたイット
    リウム・リチウム・フッ素レーザを備えることを特徴と
    する特許請求の範囲第１項に記載した生体組織の外科的
    除去装置。 ６、前記レーザー源が、エルビュウムをドープしたイッ
    トリウム・リチウム・フッ素レーザを備えることを特徴
    とする特許請求の範囲第１項に記載した生体組織の外科
    的除去装置。 ７、前記レーザ源が、ツリュウムをドープしたイットリ
    ウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えることを
    特徴とする特許請求の範囲第１項に記載した生体組織の
    外科的除去装置。 ８、前記レーザ源をパルスモードで作動させることを特
    徴とする特許請求の範囲第１項に記載した生体組織の外
    科的除去装置。 ９、前記レーザ源を略１ミリ秒に等しいパルス幅のパル
    スモードで作動させることを特徴とする特許請求の範囲
    第８項に記載した生体組織の外科的除去装置。 １０、可視光線出力を発生させる照準レーザ源と、前記
    可視光線出力を前記レーザ源および前記光ファイバを通
    じて配向し、前記レーザおよび前記光ファイバを整列さ
    せ、前記手術部位に目で見ながら、照射する手段とを備
    えることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載した
    生体組織の外科的除去装置。 １１、１．４乃至２．２μｍの範囲内の出力波長で作動
    するレーザーエネルギ源と、 光ファイバと、 前記レーザー源の出力を前記光ファイバ末稍端に配向す
    る手段と、および光ファイバの末稍端に取付けられ、前
    記光ファイバの下方に伝搬するレーザーエネルギを手術
    部位に配向する手段とを特徴とする生体組織の外科的治
    療装置。 １２、前記光ファイバが水酸基イオン濃度が可能な限り
    小さい値となるように精製したシリカ光ファイバを備え
    ることを特徴とする特許請求の範囲第１１項に記載した
    生体組織の治療装置。 １３、前記レーザー源がホルミウムをドープしたイット
    リウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えること
    を特徴とする特許請求の範囲第１１項に記載した生体組
    織の治療装置。 １４、前記レーザ源が、エルビュウムをドープしたイッ
    トリウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えるこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第１１項に記載した生体
    組織の治療装置。 １５、前記レーザ源が、ホルミュウムをドープしたイッ
    トリウム・リチウム・フッ素レーザを備えることを特徴
    とする特許請求の範囲第１１項に記載した生体組織の治
    療装置。 １６、前記レーザ源がエルビュウムをドープしたイット
    リウム・リチウム・フッ素レーザを備えることを特徴と
    する特許請求の範囲第１１項に記載した生体組織の治療
    装置。 １７、前記レーザ源が、ツリュウムをドープしたイット
    リウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えること
    を特徴とする特許請求の範囲第１１項に記載した生体組
    織の治療装置。 １８、１．４乃至２．２μｍの範囲内の出力波長で作動
    するレーザエネルギ源と、 少くとも１つの内腔が貫通するカテーテルと、前記カテ
    ーテルの内腔を貫通し、シリカで構成した少くとも１本
    の光ファイバと、 前記レーザ源の出力を光ファイバの基端に配向する集束
    レンズと、および光ファイバの末稍端に取付けられ、前
    記光ファイバの下方に伝搬するレーザエネルギ源を手術
    部位に配向するレンズとを備えることを特徴とする生体
    組織の外科手術用装置。 １９、前記光ファイバの基端に取付けられ、前記光ファ
    イバを保持する光ファイバコネクタを備えることを特徴
    とする特許請求の範囲第１８項に記載した生体組織の外
    科手術用装置。 ２０、前記カテーテルが貫通する追加的な内腔を備え、
    前記追加的内腔が、前記手術部位と連通する開口部を基
    端および末稍端に備えることを特徴とする特許請求の範
    囲第１８項に記載した生体組織の外科手術用装置。 ２１、前記光ファイバが、水酸基イオン濃度が可能な限
    り小さい値となるように精製したシリカ光ファイバを備
    えることを特徴とする特許請求の範囲第１８項に記載し
    た生体組織の外科手術用装置。 ２２、前記レーザ源が、ホルミウムをドープしたイリッ
    トリウム・アルミニュウム・ガーネットレーザを備える
    ことを特徴とする特許請求の範囲第１８項に記載した生
    体組織の外科手術用装置。 ２３、前記レーザ源が、エルビュウムをドープしたイッ
    トリウム・アルミニュウム・ガーネットレーザを備える
    ことを特徴とする特許請求の範囲第１８項に記載した生
    体組織の外科手術用装置。 ２４、前記レーザ源が、ホルミュウムをドープしたイッ
    トリウム・リチウム・フッ素レーザを備えることを特徴
    とする特許請求の範囲第１８項に記載した生体組織の外
    科手術用装置。 ２５、前記レーザ源が、ツリュウムをドープしたイット
    リウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えること
    を特徴とする特許請求の範囲第１８項に記載した生体組
    織の外科手術用装置。 ２６、前記レーザ源が、ツリュウムをドープしたイット
    リウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えること
    を特徴とする特許請求の範囲第１８項に記載した生体組
    織の外科手術用装置。 ２７、前記レーザ源をパルスモードで作動させることを
    特徴とする特許請求の範囲第１８項に記載した生体組織
    の外科手術用装置。 ２８、前記レーザ源を略１ミリ秒に等しいパレス幅のパ
    ルスモードで作動させることを特徴とする特許請求の範
    囲第２７項に記載した生体組織の外科手術用装置。 ２９、可視光線出力を発生させる照準レーザ源と、およ
    び前記可視光線出力を前記レーザ源および前記光ファイ
    バを通じて配向し、前記レーザおよび前記光ファイバを
    整列させ、前記手術部位に目で見ながら、照射する手段
    とを備えることを特徴とする特許請求の範囲第１８項に
    記載した生体組織の外科手術用装置。 ３０、連続波長モードで作動し、１．４乃至２．２μｍ
    の範囲内の波長の出力ビームを発生させるレーザエネル
    ギ源と、 複数の光ファイバと、 前記出力ビームの光軸に沿つて直列に配設し、前記レー
    ザ源の出力の一部を前記光ファイバの基端に配向する複
    数の反射ミラーと、および前記ミラーと前記光ファイバ
    の基端間に位置決めされ、前記レーザ出力の一部を前記
    光ファイバ基端に集束する複数の集束レンズと、および
    光ファイバの末稍端に取付けられ、前記光ファイバの下
    方に伝搬するレーザエネルギを手術部位に配向する手段
    とを備え、前記配向手段が、前記光ファイバを相互に固
    定位置に保持し、前記光ファイバの末稍端から放出する
    ビームが重なり合い、少くとも前記カテーテルの直径に
    等しい面積をカバーするようにしたことを特徴とする生
    体組織の外科的治療装置。 ３１、前記光ファイバの少くとも一部が、水酸基イオン
    濃度が可能な限り小さい値であるように精製した石英光
    ファイバを備えることを特徴とする特許請求の範囲第３
    ０項に記載した生体組織の外科的治療装置。 ３２、前記レーザ源が、ホルミウムをドープしたイリッ
    トリウム・アルミニュウム・ガーネットレーザを備える
    ことを特徴とする特許請求の範囲第３０項に記載した生
    体組織の外科的治療装置。 ３３、前記レーザ源が、エルビュウムをドープしたイッ
    トリウム・アルミニュウム・ガーネットレーザを備える
    ことを特徴とする特許請求の範囲第３０項に記載した生
    体組織の外科的治療装置。 ３４、前記レーザ源が、ホルミュウムをドープしたイッ
    トリウム・リチウム・フッ素レーザを備えることを特徴
    とする特許請求の範囲第３０項に記載した生体組織の外
    科的治療装置。 ３５、前記レーザ源が、エルビュウムをドープしたイッ
    トリウム・リチウム・フッ素レーザを備えることを特徴
    とする特許請求の範囲第３０項に記載した生体組織の外
    科的治療装置。 ３６、前記レーザ源が、ツリュウムをドープしたイット
    リウム・アルミニウム・ガーネットレーザを備えること
    を特徴とする特許請求の範囲第３０項に記載した生体組
    織の外科的治療装置。 ３７、前記光ファイバの基端に取付けられ、前記光ファ
    イバを保持する光ファイバコネクタを備えることを特徴
    とする特許請求の範囲第３０項に記載した生体組織の治
    療装置。 ３８、前記カテーテルが、貫通する追加的な内腔を備え
    、前記追加的内腔が、前記手術部位と連通する開口部を
    基端および末稍端に備えることを特徴とする特許請求の
    範囲第３０項に記載した生体組織の外科的治療装置。 ３９、前記レーザ源を低パワーの連続モードで作動させ
    ることを特徴とする特許請求の範囲第３０項に記載した
    生体組織の外科的治療装置。 ４０、可視光線出力を発生させる照準レーザ源と、およ
    び前記可視光線出力を前記レーザ源および前記光ファイ
    バを通じて配向し、前記レーザおよび前記光ファイバを
    整列させ、前記部位に目で見ながら、照射する手段とを
    備えることを特徴とする特許請求の範囲第３０項に記載
    した生体組織の外科手術用装置。 ４１、Ａ、レーザエネルギ源を作動させ、１．４乃至２
    ．２μｍの範囲内の波長の出力ビームを発生させる段階
    と、 Ｂ、前記レーザ源の出力を光ファイバの基端に配向する
    段階と、 Ｃ、前記光ファイバの下方に伝搬するレーザエネルギを
    手術部位に配向する段階とを備えることを特徴とする生
    体組織の外科的除去方法。 ４２、前記段階Ａが、前記レーザ源を略１ミリ秒に等し
    いパルス幅のパルスモードで作動させる段階を備えるこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第４１項に記載した生体
    組織の外科的除去方法。 ４３、Ａ、１．４乃至２．２μｍの範囲内の出力波長の
    連続波長モードでレーザエネルギ源を作動させる段階と
    、 Ｂ、前記レーザ源の出力を前記光ファイバの基端に配向
    する段階と、および Ｃ、前記光ファイバの下方に伝搬するレーザエネルギを
    手術部位に配向する段階とを備えることを特徴とする生
    体組織の外科的治療方法。
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