JPS631054B2 - - Google Patents
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- JPS631054B2 JPS631054B2 JP54084480A JP8448079A JPS631054B2 JP S631054 B2 JPS631054 B2 JP S631054B2 JP 54084480 A JP54084480 A JP 54084480A JP 8448079 A JP8448079 A JP 8448079A JP S631054 B2 JPS631054 B2 JP S631054B2
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Classifications
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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
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- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00115—Electrical control of surgical instruments with audible or visual output
- A61B2017/00128—Electrical control of surgical instruments with audible or visual output related to intensity or progress of surgical action
-
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- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、生物の組織内におけるレーザ光線の
熱的作用を自動的に認知するための装置に関す
る。
熱的作用を自動的に認知するための装置に関す
る。
ここ数年間、連続的に或いは長いパルスで働ら
く高出力のレーザが一般外科および内視鏡外科に
おいて、組織の切断および凝固並びに止血に使用
されることが多くなつて来た。この場合、照射時
間は１パルス当り0.1〜10秒であり、特別なアル
ゴン−レーザ、Nd：YAG−レーザおよびCO2−
レーザが使用されている。
く高出力のレーザが一般外科および内視鏡外科に
おいて、組織の切断および凝固並びに止血に使用
されることが多くなつて来た。この場合、照射時
間は１パルス当り0.1〜10秒であり、特別なアル
ゴン−レーザ、Nd：YAG−レーザおよびCO2−
レーザが使用されている。
医学上のレーザの使用にあつては、所望のもく
しは必要とする治療作用以外に特に患者および手
術者の安全に関する問題が重要となる。この目的
のため、例えばレーザ保護めがねおよび保護フイ
ルターのような種々の安全処置が既に提案されて
いる。ドイツ公開特許公報2323137号により、レ
ーザ光線による外科的処置の際の安全向上に関し
て著しい進歩が見られるが、これによると特別に
形成された焦点調整手段は以下のように構成され
ている。即ち、この焦点調整手段が正確な一定の
間隔をもつて手術位置の直前に存在したとき始め
て作動レーザの照射部が接続され、焦点位置がこ
の手術位置から再び離れた際に自動的に再び遮断
されるように構成されている。これによつて、不
慮のレーザ照射が患者および手術台の傍らで一緒
に手術にたずさわつている人々に障害−特に視力
障害−を与えることが避けられる。
しは必要とする治療作用以外に特に患者および手
術者の安全に関する問題が重要となる。この目的
のため、例えばレーザ保護めがねおよび保護フイ
ルターのような種々の安全処置が既に提案されて
いる。ドイツ公開特許公報2323137号により、レ
ーザ光線による外科的処置の際の安全向上に関し
て著しい進歩が見られるが、これによると特別に
形成された焦点調整手段は以下のように構成され
ている。即ち、この焦点調整手段が正確な一定の
間隔をもつて手術位置の直前に存在したとき始め
て作動レーザの照射部が接続され、焦点位置がこ
の手術位置から再び離れた際に自動的に再び遮断
されるように構成されている。これによつて、不
慮のレーザ照射が患者および手術台の傍らで一緒
に手術にたずさわつている人々に障害−特に視力
障害−を与えることが避けられる。
ここで、作用するレーザ光線エネルギーの配量
および関係のない器官に対する放散された光線の
副作用に関しての患者の安全性と云う課題には余
りにも配慮がなされていないことが明瞭である。
これに対する判断規準は従来処置を行う医者が光
学的に見ることのできる組織の破壊、文献に記載
されている準拠値或いは既になされた経験から判
断される。
および関係のない器官に対する放散された光線の
副作用に関しての患者の安全性と云う課題には余
りにも配慮がなされていないことが明瞭である。
これに対する判断規準は従来処置を行う医者が光
学的に見ることのできる組織の破壊、文献に記載
されている準拠値或いは既になされた経験から判
断される。
しかし、組織の種類種類によつて反応が極めて
異なり、したがつて患者にとつて必要な安全性で
作業を行うためには豊富な経験蓄積が必要であ
る。
異なり、したがつて患者にとつて必要な安全性で
作業を行うためには豊富な経験蓄積が必要であ
る。
本発明の課題は、組織を凝固する際処理される
組織の破壊度の監視が直接示され、危険状態にあ
つてレーザが自動的に遮断されることを可能にす
る、医学的なレーザ凝固装置における生物の組織
内のレーザ光線の熱的作用を自動的に認知するた
めの装置を造ることである。即ち、測定技術的な
方法で組織変化の度合いを決定し、表示し、不所
望な障害が生じる前にレーザ照射を自動的に遮断
することを目的とする。
組織の破壊度の監視が直接示され、危険状態にあ
つてレーザが自動的に遮断されることを可能にす
る、医学的なレーザ凝固装置における生物の組織
内のレーザ光線の熱的作用を自動的に認知するた
めの装置を造ることである。即ち、測定技術的な
方法で組織変化の度合いを決定し、表示し、不所
望な障害が生じる前にレーザ照射を自動的に遮断
することを目的とする。
本発明による装置の特徴とするところは、赤外
線感受性検出器、サーミスタ或いはサーモパイル
がレーザの焦点調節手段内で光軸の近傍に設けら
れており、かつ側面フイルタを備えていることで
ある。
線感受性検出器、サーミスタ或いはサーモパイル
がレーザの焦点調節手段内で光軸の近傍に設けら
れており、かつ側面フイルタを備えていることで
ある。
この場合測定信号は一定の限界値に到達した際
音響的な表示を発し、この限界値を越えた場合作
業レーザのための遮断電子機器を制御する。
音響的な表示を発し、この限界値を越えた場合作
業レーザのための遮断電子機器を制御する。
この構成によつて、どんな組織変化をも直ちに
自動的に表示され、一定の限界値を越えた場合自
動的にレーザ照射が遮断される。もちろん限界値
は不所望な組織破壊を招くような値以下である。
自動的に表示され、一定の限界値を越えた場合自
動的にレーザ照射が遮断される。もちろん限界値
は不所望な組織破壊を招くような値以下である。
以下に添付図面に図示した実施例につき本発明
を詳説する。
を詳説する。
本発明の課題は、上記のような装置によつて解
決され、この装置は切開による外科手術に適用で
きるが、この装置の操作の実際にあつては、レー
ザ照射された組織からの熱的戻り照射の変化を検
出器で記録し、評価−電子機器で温度値に変える
か、或いは照射された組織からの戻り拡散するレ
ーザ光線の変化をレーザ光線の衝突面の中央でこ
の衝突面の外部における面領域からの戻り拡散と
の−組織の熱的な破壊の直接的な尺度である内部
拡散に基づいて−比率で測定し、記録し、かつ評
価する操作方法様式が採られる。内視鏡による手
術の場合はこの装置は、上記操作方法様式の後者
に述べた操作様式が採られる。しかし、両者にあ
つては第５ａ，５ｂ図および第８図に示したよう
に測定信号は音響的な表示となる。これらの音響
的な信号は操作者に組織の熱的な破壊度の到達を
表示する。患者に障害が始まる一定の限界値を越
えた場合、本発明による装置の上記両操作方法に
あつて測定信号はレーザの自動的な遮断電子機器
の制御に役立つ。
決され、この装置は切開による外科手術に適用で
きるが、この装置の操作の実際にあつては、レー
ザ照射された組織からの熱的戻り照射の変化を検
出器で記録し、評価−電子機器で温度値に変える
か、或いは照射された組織からの戻り拡散するレ
ーザ光線の変化をレーザ光線の衝突面の中央でこ
の衝突面の外部における面領域からの戻り拡散と
の−組織の熱的な破壊の直接的な尺度である内部
拡散に基づいて−比率で測定し、記録し、かつ評
価する操作方法様式が採られる。内視鏡による手
術の場合はこの装置は、上記操作方法様式の後者
に述べた操作様式が採られる。しかし、両者にあ
つては第５ａ，５ｂ図および第８図に示したよう
に測定信号は音響的な表示となる。これらの音響
的な信号は操作者に組織の熱的な破壊度の到達を
表示する。患者に障害が始まる一定の限界値を越
えた場合、本発明による装置の上記両操作方法に
あつて測定信号はレーザの自動的な遮断電子機器
の制御に役立つ。
レーザを有機組織内で照射した場合に見られる
熱的な効果は、目のみによる観察によつては多く
の場合操作者にとつては認めにくい。
熱的な効果は、目のみによる観察によつては多く
の場合操作者にとつては認めにくい。
例えば切断工具、外科用メス等として使用され
るCO2−レーザの場合レーザ光線は殆んど完全に
組織の表面に吸収される。しかし、この場合熱的
な作用−光線衝突面における蒸発と燃焼−は目で
見ての観察で容易に調整できる。しかし、専ら組
織の凝固或いは止血に役立つ、例えばアルゴンレ
ーザおよびNd：Yagレーザにあつては組織の破
壊の度合いは目では認めにくい。なぜなら、この
使用の場合大きな浸入深さを必要とするからであ
る。即ち、レーザ光線が同時に著しく拡散した場
合吸収は僅かしか必要でない。この場合組織の著
しい容量が照射によつて捕捉され、殆んど一様に
加熱される。しかし、組織の破壊或いは凝固およ
び血管細胞の閉塞等が60℃の温度でもう行われ
る。これ以上のどんな度合までの温度上昇も医学
的に望ましくない。なぜなら60℃以上100℃以下
の温度では細胞液は蒸発してしまい、100℃では
激しく沸騰へと移行するからである。照射をそれ
以上持続すると有機物質は炭化、蒸発および燃焼
してしまう。
るCO2−レーザの場合レーザ光線は殆んど完全に
組織の表面に吸収される。しかし、この場合熱的
な作用−光線衝突面における蒸発と燃焼−は目で
見ての観察で容易に調整できる。しかし、専ら組
織の凝固或いは止血に役立つ、例えばアルゴンレ
ーザおよびNd：Yagレーザにあつては組織の破
壊の度合いは目では認めにくい。なぜなら、この
使用の場合大きな浸入深さを必要とするからであ
る。即ち、レーザ光線が同時に著しく拡散した場
合吸収は僅かしか必要でない。この場合組織の著
しい容量が照射によつて捕捉され、殆んど一様に
加熱される。しかし、組織の破壊或いは凝固およ
び血管細胞の閉塞等が60℃の温度でもう行われ
る。これ以上のどんな度合までの温度上昇も医学
的に望ましくない。なぜなら60℃以上100℃以下
の温度では細胞液は蒸発してしまい、100℃では
激しく沸騰へと移行するからである。照射をそれ
以上持続すると有機物質は炭化、蒸発および燃焼
してしまう。
大抵の医学的な処方では、約２−３mmの壊疸を
組織内で小さくするには60〜70℃の温度で十分で
ある。しかし、その場所にそれ以上照射した場合
には、特に胃壁および膀胱壁のような膜組織の場
合壊疸がこれらの壁を突き破り、これが組織の或
る程度の穿孔を招くと云う危険が生じる。
組織内で小さくするには60〜70℃の温度で十分で
ある。しかし、その場所にそれ以上照射した場合
には、特に胃壁および膀胱壁のような膜組織の場
合壊疸がこれらの壁を突き破り、これが組織の或
る程度の穿孔を招くと云う危険が生じる。
他の危険は手術目的位置の後方に存在する器管
が損傷されることである。照射されている組織面
における凝固中のかつ70〜100℃の温度での変化
が目で認めることが難しいことから、本発明にあ
つては、電子光学的な手段によりどのようにして
レーザ照射の間の凝固度の変化を測定しかつ表示
するかの解決策が示されている（第１図〜第３図
参照）。
が損傷されることである。照射されている組織面
における凝固中のかつ70〜100℃の温度での変化
が目で認めることが難しいことから、本発明にあ
つては、電子光学的な手段によりどのようにして
レーザ照射の間の凝固度の変化を測定しかつ表示
するかの解決策が示されている（第１図〜第３図
参照）。
第１図にはレーザ光線の衝突面の中央における
時間的なダイヤグラムで示されている。凝固の際
の医学的な適用は60℃〜70℃の温度範囲において
行われなければならないので、その際組織の破壊
および細胞水の蒸発を回避するため処置に関し
て、第１図のこの曲線は、65℃の時間範囲が比較
的幅が長く、これによつて急ぐことなく静かな処
置が可能であることを示している。
時間的なダイヤグラムで示されている。凝固の際
の医学的な適用は60℃〜70℃の温度範囲において
行われなければならないので、その際組織の破壊
および細胞水の蒸発を回避するため処置に関し
て、第１図のこの曲線は、65℃の時間範囲が比較
的幅が長く、これによつて急ぐことなく静かな処
置が可能であることを示している。
第２図は一定の時間経過内でのレーザ光線の戻
り拡散の幾何学的な変化を示している。即ち、照
射の間組織内のレーザ光線の散乱庭の幾何学的形
状が変わり、全戻り照射のこの変化が測定されか
つ評価される。表面照射の延びは組織破壊の経過
にとつて明白な尺度である。散乱庭が僅かであれ
ばあるほど、組織の破壊はますます大きくなり、
かつレーザ光線のこの組織内への進入がますます
深くなる。
り拡散の幾何学的な変化を示している。即ち、照
射の間組織内のレーザ光線の散乱庭の幾何学的形
状が変わり、全戻り照射のこの変化が測定されか
つ評価される。表面照射の延びは組織破壊の経過
にとつて明白な尺度である。散乱庭が僅かであれ
ばあるほど、組織の破壊はますます大きくなり、
かつレーザ光線のこの組織内への進入がますます
深くなる。
第３図はレーザ光線のこの全戻り拡散のパラメ
ータをダイヤグラムで示した図である。この図か
ら、65℃の温度範囲において全戻り拡散が最も高
く、一定の照射時間内にあつて一定であることが
認められる。
ータをダイヤグラムで示した図である。この図か
ら、65℃の温度範囲において全戻り拡散が最も高
く、一定の照射時間内にあつて一定であることが
認められる。
本発明による装置にあつては、一方のやり方で
は温度の変化とこれに伴う熱的な戻り照射の変化
とが評価され、他方のやり方では組織内における
レーザ照射の散乱庭（Streuhot）の幾何形状の変
化が全戻り照射の変化の考慮の下で測定し、記録
しかつ評価される。
は温度の変化とこれに伴う熱的な戻り照射の変化
とが評価され、他方のやり方では組織内における
レーザ照射の散乱庭（Streuhot）の幾何形状の変
化が全戻り照射の変化の考慮の下で測定し、記録
しかつ評価される。
第４図は本発明による装置の１実施例を示した
ものである。レーザによつて照射される組織の熱
線の全光束密度Ｓは Ｓ＝ε・σ・T4 である。式中 σはステフエン−ボルツマン−定数、 εは赤外線−領域において１に等しい組織の発
散率、 Ｔは組織の絶対温度 である。
ものである。レーザによつて照射される組織の熱
線の全光束密度Ｓは Ｓ＝ε・σ・T4 である。式中 σはステフエン−ボルツマン−定数、 εは赤外線−領域において１に等しい組織の発
散率、 Ｔは組織の絶対温度 である。
この場合、赤外線感受性の検出器１２、サーミ
スタ或いは熱電対列が設けられている。これはレ
ーザの焦点調節手段１０内において光軸１１の近
傍に設けられている。検出器１２の前方には戻り
拡散するレーザ光線を抑制する働きをするいわゆ
るエツジフイルタ１３が設けられている。第４図
において、比較測定位置を符号１４で示した。焦
点調節手段１０の開口１７を囲繞している環状の
検出器１２或いはレーザ光線を透過し、熱源を反
射する90゜−ダイワロイツク転向鏡を内蔵するこ
とによつて達せられる射光軸と受光軸の同軸配設
のいずれかを２者択一的に使用することができ
る。
スタ或いは熱電対列が設けられている。これはレ
ーザの焦点調節手段１０内において光軸１１の近
傍に設けられている。検出器１２の前方には戻り
拡散するレーザ光線を抑制する働きをするいわゆ
るエツジフイルタ１３が設けられている。第４図
において、比較測定位置を符号１４で示した。焦
点調節手段１０の開口１７を囲繞している環状の
検出器１２或いはレーザ光線を透過し、熱源を反
射する90゜−ダイワロイツク転向鏡を内蔵するこ
とによつて達せられる射光軸と受光軸の同軸配設
のいずれかを２者択一的に使用することができ
る。
熱線が衝突した際の検出器１２の信号電圧は
VDet＝Mσ（TT 4−TR 4）・Ｒ
である。式中TTは加熱された場所における温度、
TRは照射開始前の組織の比較温度或いは−基準
温度、Ｒは検出器感度およびＭは装置の幾何学的
フアクタである。この場合 Ｍ＝１／π・ATAD／π2 である。式中ATは照射面の大きさ、ADは検出器
面の大きさ、およびｒは検出器の照射点からの距
離である。
TRは照射開始前の組織の比較温度或いは−基準
温度、Ｒは検出器感度およびＭは装置の幾何学的
フアクタである。この場合 Ｍ＝１／π・ATAD／π2 である。式中ATは照射面の大きさ、ADは検出器
面の大きさ、およびｒは検出器の照射点からの距
離である。
この光学的な配設は、作業間隔が変つても、即
ちレーザ照射点１９からの検出器１２の間隔が変
つてもＭの値いができる限り一定に留まるように
行われなければならない。図面において、組織は
符号１６で示した。この一定維持は検出器１２を
焦点調節手段１０の焦点１８のできる限り近傍に
設けることによつて達せられる。光線が焦点を調
節されていない場合検出器の位置は基準とならな
い。
ちレーザ照射点１９からの検出器１２の間隔が変
つてもＭの値いができる限り一定に留まるように
行われなければならない。図面において、組織は
符号１６で示した。この一定維持は検出器１２を
焦点調節手段１０の焦点１８のできる限り近傍に
設けることによつて達せられる。光線が焦点を調
節されていない場合検出器の位置は基準とならな
い。
測定信号を評価するため、第５ａ図および第５
ｂ図に示したような２つの回路が配設されてい
る。第５ａ図による配設ではT4に比例する検出
器電圧の変化が周波数で電圧制御される発振器の
制御に使用される。引続いてスピーカーで温度上
昇が聞取れるようになつている。外の障害要素と
電気的な構造要素の偏りに無関係に測定を行うよ
うにするため、温度値はレーザ照射の開始時に特
に直接レーザ光線１５の発射直前に記憶され、次
の温度値がこの初期の値いと評価−電子機器中で
除される。
ｂ図に示したような２つの回路が配設されてい
る。第５ａ図による配設ではT4に比例する検出
器電圧の変化が周波数で電圧制御される発振器の
制御に使用される。引続いてスピーカーで温度上
昇が聞取れるようになつている。外の障害要素と
電気的な構造要素の偏りに無関係に測定を行うよ
うにするため、温度値はレーザ照射の開始時に特
に直接レーザ光線１５の発射直前に記憶され、次
の温度値がこの初期の値いと評価−電子機器中で
除される。
この表示と平行して図示の実施例では、レーザ
の自動的な遮断のための限界値切換増幅器が制御
可能である。
の自動的な遮断のための限界値切換増幅器が制御
可能である。
第５ｂ図によるブロツク図は温度曲線の反曲点
のみが差動子（Drllerentiater）によつて音響的
に表示されるかもしくはレーザの遮断のために使
用されるように構成されている。
のみが差動子（Drllerentiater）によつて音響的
に表示されるかもしくはレーザの遮断のために使
用されるように構成されている。
第２図に図示されているように、レーザ光線１
５の表面拡散の延びは組織破壊の経過のための敏
感な尺度である。この効果は光−電子的に表示に
使用される。このための構成は第７図および第８
図に略示されている。ここには、組織１６におけ
るレーザ光線１５の全拡散点１９がどのようにし
て２つに分岐された面検出器２０上に写像され、
しかもこの写像が全拡散点もしくは焦点１９の点
直径が作業距離に関係ないように行われる−これ
は写像レンズの焦点距離（焦点１８）の治療光線
の開き角に対する適当な適合によつて達せられる
−かが示されている。内視鏡の場合、このことは
発射されるレーザ光線の開散であり、焦点調節手
段１０では焦点レンズの焦点距離である。
５の表面拡散の延びは組織破壊の経過のための敏
感な尺度である。この効果は光−電子的に表示に
使用される。このための構成は第７図および第８
図に略示されている。ここには、組織１６におけ
るレーザ光線１５の全拡散点１９がどのようにし
て２つに分岐された面検出器２０上に写像され、
しかもこの写像が全拡散点もしくは焦点１９の点
直径が作業距離に関係ないように行われる−これ
は写像レンズの焦点距離（焦点１８）の治療光線
の開き角に対する適当な適合によつて達せられる
−かが示されている。内視鏡の場合、このことは
発射されるレーザ光線の開散であり、焦点調節手
段１０では焦点レンズの焦点距離である。
他の実施例にあつては拡散点の写像は、レーザ
光線１５の衝突点１９が内の検出器２０によつて
完全に、かつ外の拡散域が外の検出器２０によつ
て完全に或いは部分的に捉らえられるように構成
されている。受光光学系と照射光学系２４，２５
が同軸状に構成されている場合は検出器２０は環
状の内面と外方の環状面とから成る。内視鏡上の
器機の場合は、第７図に示したように、一般的な
観察路を本発明による安全装置と共に使用するの
が有利である。
光線１５の衝突点１９が内の検出器２０によつて
完全に、かつ外の拡散域が外の検出器２０によつ
て完全に或いは部分的に捉らえられるように構成
されている。受光光学系と照射光学系２４，２５
が同軸状に構成されている場合は検出器２０は環
状の内面と外方の環状面とから成る。内視鏡上の
器機の場合は、第７図に示したように、一般的な
観察路を本発明による安全装置と共に使用するの
が有利である。
観察光学系２３，２４−この場合符号２３で観
察路を、符号２４でこの観察路内における光学的
な部材を示した−とレーザ光学系２１，２２との
間の軸線の間隔により図示の膀胱鏡の視野内に平
行軸が生じる。即ち、レーザ点は膀胱鏡の組織壁
１９からの距離に応じて或る方向で視野にわたつ
て移動する。しかし、この移動は検出器には障害
となるような影響を何等与えない。なぜなら、感
受性の面が条件として形成されているからであ
る。
察路を、符号２４でこの観察路内における光学的
な部材を示した−とレーザ光学系２１，２２との
間の軸線の間隔により図示の膀胱鏡の視野内に平
行軸が生じる。即ち、レーザ点は膀胱鏡の組織壁
１９からの距離に応じて或る方向で視野にわたつ
て移動する。しかし、この移動は検出器には障害
となるような影響を何等与えない。なぜなら、感
受性の面が条件として形成されているからであ
る。
戻り拡散するレーザ光線の全強度を変えること
による障害或るいは或る組織から他の組織への光
学的な特性の変化による障害を避けるため、検出
器電圧から電子的な加算と除算とにより値い U1−U2／U1＋U2 （式中U1は内方の検出器における信号、U2は外
方の検出器における信号を意味する。） が得られる。この値いは次いで先に記載したブロ
ツク図に相似して信号発生器もしくはレーザ回路
のための閾値増巾器の制御に利用される。これに
関する詳細なことは第８図および第９図から伺が
える。
による障害或るいは或る組織から他の組織への光
学的な特性の変化による障害を避けるため、検出
器電圧から電子的な加算と除算とにより値い U1−U2／U1＋U2 （式中U1は内方の検出器における信号、U2は外
方の検出器における信号を意味する。） が得られる。この値いは次いで先に記載したブロ
ツク図に相似して信号発生器もしくはレーザ回路
のための閾値増巾器の制御に利用される。これに
関する詳細なことは第８図および第９図から伺が
える。
第１図はレーザ光線の衝突面の中央における時
間的な温度経過の図表、第２図はレーザ光線の戻
り拡散の幾何学的な変化の図、第３図はレーザ光
線の幾何学的な戻り拡散の図表、第４図は本発明
による装置の１実施例、第５ａ図は周波数で電圧
制御される発振器の制御回路図、第５ｂ図は温度
曲線の反曲点の音響的な表示のための回路図、第
６図は第５ｂ図による回路配設に関するパルスの
図表、第７図は監視検出器を備えたレーザ膀胱鏡
の概略図、第８図は測定値および評価値−電子機
器の回路図、第９図は第８図による回路配設のた
めのパルスの図表。 図中符号は、１０……焦点調節手段、１１……
光軸、１２……検出器、１３……エツジフイル
タ。
間的な温度経過の図表、第２図はレーザ光線の戻
り拡散の幾何学的な変化の図、第３図はレーザ光
線の幾何学的な戻り拡散の図表、第４図は本発明
による装置の１実施例、第５ａ図は周波数で電圧
制御される発振器の制御回路図、第５ｂ図は温度
曲線の反曲点の音響的な表示のための回路図、第
６図は第５ｂ図による回路配設に関するパルスの
図表、第７図は監視検出器を備えたレーザ膀胱鏡
の概略図、第８図は測定値および評価値−電子機
器の回路図、第９図は第８図による回路配設のた
めのパルスの図表。 図中符号は、１０……焦点調節手段、１１……
光軸、１２……検出器、１３……エツジフイル
タ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 生物組織内におけるレーザ光線の熱作用を自
動的に検出するための装置において、赤外線感受
性検出器１２、サーミスタ或いは熱電対列をレー
ザの焦点調節手段１０内において光軸１１の近傍
に設け、かつエツジフイルタ１３を設けたことを
特徴とする、上記生物組織内におけるレーザ光線
の熱作用を自動的に検出するための装置。 ２ 焦点調節手段１０の開口１７を環状に囲繞し
ている検出器１２が設けられている、特許請求の
範囲第１項に記載の装置。 ３ 検出器１２が焦点調節手段１０の焦点１８の
近傍に設けられている、特許請求の範囲第１項に
記載の装置。 ４ 組織１６におけるレーザ光線１５の拡散点１
９を写像するための２つに分割された面検出器２
０が設けられている、特許請求の範囲第１項から
第３項までのいずれか一つに記載の装置。 ５ 検出器２０が円環形の内面と外部の円環面と
の組合わせから成る、特許請求の範囲第４項に記
載の装置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19782829516 DE2829516A1 (de) | 1978-07-05 | 1978-07-05 | Verfahren zur automatischen erkennung thermischer einwirkungen von laserstrahlen und anordnung zur durchfuehrung des verfahrens |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5510600A JPS5510600A (en) | 1980-01-25 |
| JPS631054B2 true JPS631054B2 (ja) | 1988-01-11 |
Family
ID=6043599
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8448079A Granted JPS5510600A (en) | 1978-07-05 | 1979-07-05 | Automatic detection of laser heat effect and device therefor |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5510600A (ja) |
| DE (1) | DE2829516A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11605860B2 (en) | 2020-10-11 | 2023-03-14 | Advanced Powering Services, Inc. | Battery pack |
Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4316467A (en) * | 1980-06-23 | 1982-02-23 | Lorenzo P. Maun | Control for laser hemangioma treatment system |
| DE3024169C2 (de) * | 1980-06-27 | 1983-09-15 | Reginald Dipl.-Phys. Dr. 8028 Taufkirchen Birngruber | Verfahren und Vorrichtung zum Betreiben eines Photokoagulators für biologisches Gewebe |
| JPS5778844A (en) * | 1980-11-04 | 1982-05-17 | Kogyo Gijutsuin | Lasre knife |
| JPS5777935A (en) * | 1980-11-04 | 1982-05-15 | Agency Of Ind Science & Technol | Safety device for photoconductive path |
| DE3245846C2 (de) * | 1981-12-28 | 1986-05-28 | Mitsubishi Denki K.K., Tokio/Tokyo | Sicherheitsvorrichtung für ein chirurgisches Laserstrahlgerät |
| DE3306981C2 (de) * | 1983-02-28 | 1987-11-12 | Wolfram 8048 Haimhausen Weinberg | Vorrichtung zur Photokoagulation von biologischem Gewebe |
| US4662368A (en) * | 1983-06-13 | 1987-05-05 | Trimedyne Laser Systems, Inc. | Localized heat applying medical device |
| US4646737A (en) * | 1983-06-13 | 1987-03-03 | Laserscope, Inc. | Localized heat applying medical device |
| JPS605172A (ja) * | 1983-06-24 | 1985-01-11 | 松下電器産業株式会社 | レ−ザ−内視鏡 |
| US5002051A (en) * | 1983-10-06 | 1991-03-26 | Lasery Surgery Software, Inc. | Method for closing tissue wounds using radiative energy beams |
| HU191642B (en) * | 1984-03-21 | 1987-03-30 | Adam Kovacs | Method and instrument for discriminating from one another and separating by way of operation organic tissues |
| IL75998A0 (en) * | 1984-08-07 | 1985-12-31 | Medical Laser Research & Dev C | Laser system for providing target tissue specific energy deposition |
| DE3620123A1 (de) * | 1986-06-14 | 1987-12-17 | Strahlen Umweltforsch Gmbh | Mess- und bestrahlungseinrichtung fuer hohlraeume |
| US4938205A (en) * | 1988-05-27 | 1990-07-03 | The University Of Connecticut | Endoscope with traced raster and elemental photodetectors |
| DE3908928A1 (de) * | 1989-03-18 | 1990-09-20 | Messerschmitt Boelkow Blohm | Bildgebendes verfahren und vorrichtung zum dosierten bestrahlen von biologischem gewebe mit laserstrahlung in der medizinischen anwendung |
| DE3934640C1 (de) * | 1989-10-17 | 1991-02-28 | Messerschmitt Boelkow Blohm | Verfahren und Vorrichtung zur Temperaturregelung bei Laserbestrahlung |
| DE3936716C2 (de) * | 1989-11-03 | 1997-09-18 | Reginald Prof Dr Birngruber | Vorrichtung zur Beeinflussung von Material durch gepulste Lichteinstrahlung sowie Verwendung hierzu |
| US5147353A (en) * | 1990-03-23 | 1992-09-15 | Myriadlase, Inc. | Medical method for applying high energy light and heat for gynecological sterilization procedures |
| US5897551A (en) * | 1990-03-23 | 1999-04-27 | Myriadlase, Inc. | Medical device for applying high energy light and heat for gynecological sterilization procedures |
| DE4017850C1 (en) * | 1990-06-02 | 1991-06-06 | Messerschmitt-Boelkow-Blohm Gmbh, 8012 Ottobrunn, De | Controlling laser beam radiation dose - using difference in properties of red, green and blue components of diffusely reflected light, as measure of radiation |
| FR2675371A1 (fr) * | 1991-04-22 | 1992-10-23 | Technomed Int Sa | Dispositif de traitement thermique de tissus par groupe de sequence d'impulsions. |
| DE9204621U1 (de) * | 1992-04-03 | 1992-07-30 | Oralia Dentalprodukte Gmbh, 7750 Konstanz | Vorrichtung zum Applizieren mit Licht |
| US5334191A (en) * | 1992-05-21 | 1994-08-02 | Dix Phillip Poppas | Laser tissue welding control system |
| DE4325724A1 (de) * | 1993-07-30 | 1995-02-02 | Paul Dr Debbage | Vorrichtung und Verfahren zur Untersuchung eines Objektes und zur Einwirkung auf das Objekt |
| AU739166B2 (en) * | 1996-07-05 | 2001-10-04 | Unilever Plc | Process for obtaining oryzanol |
| US6659966B2 (en) * | 2001-11-15 | 2003-12-09 | Roche Diagnostics Corporation | Fluid sampling apparatus |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2321137C3 (de) * | 1973-04-26 | 1981-06-11 | Messerschmitt-Boelkow-Blohm Gmbh, 8000 Muenchen | Einrichtung zur Materialbearbeitung mittels Laserstrahlen |
-
1978
- 1978-07-05 DE DE19782829516 patent/DE2829516A1/de active Granted
-
1979
- 1979-07-05 JP JP8448079A patent/JPS5510600A/ja active Granted
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11605860B2 (en) | 2020-10-11 | 2023-03-14 | Advanced Powering Services, Inc. | Battery pack |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE2829516C2 (ja) | 1988-02-25 |
| DE2829516A1 (de) | 1980-01-17 |
| JPS5510600A (en) | 1980-01-25 |
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