DE4228993A1 - Chirurgisches laser-geraet - Google Patents
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- A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
- A61B2018/00625—Vaporization
Description
Die Erfindung betrifft ein chirurgisches Laser-Gerät zum
Einrichten und Konvergieren eines Laserstrahls auf einen erkrankten
Teil von lebendem Gewebe in einem Organismus, beispielsweise
einem menschlichen Körper, um einen chirurgischen
Eingriff auszuführen.
Derartige chirurgische Lasergeräte werden bei chirurgischen
Eingriffen dazu eingesetzt, um einen erkrankten Teil mit
Hilfe eines Laserstrahls zu entfernen. Wenn der Laserstrahl
auf den erkrankten Teil von lebendem Gewebe auftrifft, so
ergeben sich hier nacheinander eine Strahlungsabsorption,
Temperaturerhöhung, Verdampfung, Einschnitt, Koagulation und
Hämostasie. Bei der Strahlungsabsorption im lebenden Gewebe
wird die Laserstrahlung in thermische Energie umgewandelt.
Die thermische Energie erwärmt Wasser im lebenden Gewebe und
bewirkt damit eine Verdampfung. Dabei wird die Oberfläche
des lebenden Gewebes auf eine relativ hohe Temperatur erwärmt,
bei der die Koagulationsschicht ausgebildet wird.
Durch die Verdampfung expandiert die Oberfläche des lebenden
Gewebes und reißt, so daß sich im lebenden Gewebe ein Einschnitt
ergibt. Die Koagulationsschicht dient zur Blutstillung
oder Hämostasie.
Derartige chirurgische Lasergeräte werden in kontaktierende
und nicht-kontaktierende Geräte klassifiziert, die kontaktierende
bzw. nicht-kontaktierende Lasersonden aufweisen.
Als kontaktierende und nicht-kontaktierende chirurgische
Lasergeräte werden zum Beispiel CO₂-(Kohlendioxidgas)-Lasergeräte
mit nicht-kontaktierender Lasersonde bzw. beispielsweise
Nd-(Neodym)-Lasergeräte mit kontaktierender
Lasersonde verwendet.
Das CO₂-Lasergerät erzeugt einen Laserstrahl mit einer
Wellenlänge von 10 µm. Derartige Laserstrahlung wird in
einer Hydroxylgruppe (OH), die in lebendem Gewebe reichlich
vorhanden ist, stark absorbiert. Dies liegt daran, daß die
im CO₂-Lasergerät vorhandene nicht-kontaktierende Lasersonde
den Laserstrahl auf das lebende Gewebe emittiert, der im lebenden
Gewebe direkt absorbiert wird. Daher wird das lebende
Gewebe selbst erwärmt, worauf sich dort eine Verdampfung ergibt.
Der Einschnitt ist damit ausgeführt.
Andererseits erzeugt ein Nd-Lasergerät einen Laserstrahl mit
einer Wellenlänge von 1 µm. Diese Laserstrahlung hat eine
geringe Absorption im Lebendgewebe; in diesem Fall wird für
diese Laserstrahlung stark absorbierendes Material, beispielsweise
Manganoxide, auf der gesamten Oberfläche der
kontaktierenden Lasersonde aufgetragen, um die Laserstrahlung
zu absorbieren. Dadurch wird die Spitze der kontaktierenden
Lasersonde selbst erwärmt.
Ein derartiges Nd-Lasergerät
ist in der JP-C 3 18 934/1988 beschrieben. Der Einschnitt
und die Hämostasie (Blutstillung) werden mit der auf eine
hohe Temperatur erwärmten Sonde ausgeführt.
Das vorstehend erwähnte CO₂-Lasergerät ermöglicht eine sehr
gute Schnittfläche, da sein Laserstrahl im Lebendgewebe
stark absorbiert wird. Der größte Teil der Laserstrahlenergie
wird jedoch wegen der hohen Absorption im Lebendgewebe
zur Verdampfung verbraucht. Daher wird das Lebendgewebe unzureichend
erwärmt. Daher kann eine Koagulationsschicht mit
ausreichender Dicke nicht ausgebildet werden. Das CO₂-Lasergerät
hat daher für die Hämostasie schlechtere Eigenschaften.
Da das CO₂-Lasergerät nicht-kontaktierend ist, kann der
Chirurg oder Operateur während der Operation keine Berührung
erfühlen. Es ist daher schwierig, einen gleichförmigen Einschnitt
mit dem Laserstrahl auszuführen, der konstant entlang
einer Schnittlinie fokussiert ist.
Andererseits erfolgt der Einschnitt mit dem Nd-Lasergerät
durch Ausnutzen der Wärme, die in der Beschichtung eines
Spitzenabschnitts der kontaktierenden Lasersonde erzeugt
wird. Es wird eine Koagulationsschicht gebildet, und damit
ergeben sich der Einschnitt und die Hämostasie. Die Beschichtung
des Spitzenabschnitts der kontaktierenden Lasersonde
wird jedoch durch die Erwärmung häufig abgelöst. Wenn
die Beschichtung abgelöst wird, ergeben sich bei der kontaktierenden
Lasersonde Veränderungen der Wärmeverteilung auf
der Oberflächen der Lasersonde. Dies führt zu Schwankungen
bei der Schneidfähigkeit der kontaktierenden Lasersonde, so
daß sich in nachteiliger Weise Veränderungen beim Gefühlseindruck
des Operateurs ergeben. Wenn der Einschnitt unter
Verwendung einer derart dicken kontaktierenden Lasersonde
ausgeführt wird, kann der Operateur durch den veränderlichen
Gefühlseindruck beeinflußt werden und damit Operationsfehler,
beispielsweise hinsichtlich der Schnittgeschwindigkeit,
machen. Bei derartigen Operationsfehlern wird das Lebendgewebe
überhitzt und bildet eine nicht-gleichförmige Koagulationsschicht
mit zu dicken oder zu tiefen Abschnitten.
Demgegenüber liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein
chirurgisches Lasergerät bereitzustellen, das eine sehr gute
Handhabung und einen sicheren und gleichförmigen Schnitt im
Lebendgewebe ermöglicht und mit dem die Hämostasie mit ausgezeichneter
Zuverlässigkeit ausgeführt werden kann.
Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen der Patentansprüche gelöst.
Insbesondere wird ein Teil des Laserstrahls aus der kontaktierenden
Lasersonde als ausgehender Laserstrahl emittiert,
während ein Rest des Laserstrahls in der Hydroxylgruppe absorbiert
wird, die in der kontaktierenden Lasersonde enthalten
ist, um diese zu erwärmen.
Bei einer chirurgischen Operation dient der austretende
Laserstrahl zum Verdampfen und Einschneiden in das Lebendgewebe,
während die so erwärmte kontaktierende Lasersonde in
Berührung mit einem geschnittenen Abschnitt gebracht wird,
um zur Hämostasie eine Koagulationsschicht auszubilden.
Die kontaktierende Lasersonde enthält teilweise die Hydroxylgruppe
in einer Spitze der kontaktierenden Lasersonde
oder in der Oberfläche der Spitze. Mit diesem Aufbau wird
die Spitze der kontaktierenden Lasersonde erwärmt, während
der Laserstrahl effektiv emittiert werden kann. Die gleiche
Wirkung erhält man, wenn die die Hydroxylgruppe enthaltende
Beschichtung auf der Spitze der kontaktierenden Lasersonde
aufgebracht ist.
Der Laserstrahl hat vorzugsweise eine Wellenlänge von 1,5
bis 15 µm und wird in dem Hydroxylgruppen-Material absorbiert,
um die kontaktierende Lasersonde zu erwärmen. Dadurch
wird für die Hämostasie eine Koagulationsschicht ausgebildet.
In diesem Zusammenhang ist festzuhalten, daß die Strahlung
eines Er : YAG-Lasers, eines Ho : YAG-Lasers oder eines
CO₂-Lasers Wellenlängen innerhalb des vorstehenden Bereichs
haben.
Die Erfindung wird nachstehend mit Bezug auf die anliegende
Zeichnung erläutert. Es zeigt
Fig. 1 eine schematische Darstellung zur Erläuterung
des Aufbaus eines erfindungsgemäßen,
chirurgischen Lasergeräts;
Fig. 2 eine Seitenansicht einer kontaktierenden
Lasersonde für ein Lasergerät gemäß
Fig. 1;
Fig. 3 einen Querschnitt der kontaktierenden
Lasersonde gemäß Fig. 2, wenn diese
Sonde mit einer Lichtleiterfaser verbunden
ist;
Fig. 4 bis 6 jeweils Seitenansichten einer zweiten
bis vierten Ausführungsform einer erfindungsgemäßen
kontaktierenden Lasersonde;
Fig. 7 bis 11 jeweils Teilschnittansichten einer fünften
bis neunten Ausführungsform der erfindungsgemäßen
kontaktierenden Lasersonde
und
Fig. 12 eine Querschnittsansicht entlang einer
Linie I-I in Fig. 11.
Gemäß Fig. 1 weist ein chirurgisches Lasergerät eine Lasersonde
1, eine Sondenkupplung 2, einen Laserstrahlübertrager
3, einen Laseroszillator 4 und eine Lasersteuereinrichtung 5
auf.
Die Lasersonde 1 ist über die Sondenkupplung 2 mit dem einen
Ende des Laserstrahlübertragers 3 verbunden. Das andere Ende
des Laserstrahlübertragers ist über eine Verbindung 6 mit
einem Sockel 7 im Laseroszillator 4 verbunden.
Der Laseroszillator 4 kann beispielsweise ein Er : YAG-Laser,
ein Ho : YAG-Laser oder ein CO₂-Laser sein. Diese Laser erzeugen
einen Laserstrahl mit einer Wellenlänge im Bereich von
1,5 bis 15 µm, der in Hydroxylgruppen stark absorbiert wird.
Gemäß Fig. 2 besteht die kontaktierende Lasersonde 1 aus
einem konisch geformten Stab, der sich vom Basisende (linker
Abschnitt in Fig. 2) zum vorderen oder freien Ende hin allmählich
verdünnt. Das Basisende und die Spitze bilden ein
Einfallsende 14 bzw. eine Sondenspitze 15. Die kontaktierende
Lasersonde 1 weist insbesondere einen optischen Leiterabschnitt
11 und einen Arbeitsabschnitt 12 auf. Der optische
Leiterabschnitt 11 grenzt an das Basisende an und dient
zum Fortleiten eines einfallenden Laserstrahls vom einfallenden
Ende 14 zur Sondenspitze 15. Der Arbeitsabschnitt
12, der dem vorderen Ende benachbart ist, dient zum gleichzeitigen
Ausführen des Einschnitts und Hämostasie, wenn er
mit Lebendgewebe in Berührung gebracht wird.
Die kontaktierende Lasersonde 1 besteht aus einem Basismaterial,
das die verwendete Laserstrahlung durchlassen kann.
Bei dieser Ausführungsform wird ein Er : YAG-Laser verwendet,
der mit einer Wellenlänge von 2,94 µm oszilliert. Dementsprechend
wird das Basismaterial so ausgewählt, daß es die
Strahlung dieses Er : YAG-Lasers durchlassen kann. Bei dieser
Ausführungsform wird als Basismaterial vorzugsweise Quarzglas
verwendet. Alternativ können andere Glasmaterialien,
wie Chalcogenidglas und Fluoridglas, oder kristalline Materialien,
wie Calciumfluorid, Saphir und Zinkselenid, verwendet
werden. Diese Materialien können ebenfalls bei Ho : YAG-Laser
eingesetzt werden, die bei 2,1 µm Wellenlänge oszillieren.
Bei einem CO₂-Laser, der mit einer Wellenlänge von
10,6 µm oszilliert, werden Glasmaterialien, wie Chalcogenidgläser
oder kristalline Materialien, wie Zinkselenid, verwendet.
Bei der kontaktierenden Lasersonde hat das Einfallsende 14
einen Außendurchmesser D1=2 mm. Das Einfallsende 16 des
Arbeitsabschnitts 12 hat einen Außendurchmesser D2=0,8 mm.
Der optische Leiterabschnitt 11 hat eine Länge R1=15 mm,
und der Arbeitsabschnitt 12 hat eine Länge R2=5 mm.
Die Tabelle 1 zeigt die Beziehung zwischen einer Rate oder
Konzentration der Hydroxylgruppe und einer Emissionsrate des
Laserstrahls, der von dem Arbeitsabschnitt 12 emittiert
wird, sowie die Temperatur des Arbeitsabschnitts 12. Die
kontaktierende Lasersonde hat die vorstehenden Abmessungen.
Der Laserstrahl wird durch einen Er : YAG-Laser mit einer Wellenlänge
von 2,94 µm erzeugt. Die Ausgangsenergie beträgt
100 mJ und wird bei 10 pps (pps=Pulse pro Sekunde) erzeugt. Aus der Tabelle ergibt
sich, daß die Konzentration der Hydroxylgruppen mindestens
0,5 ppm betragen muß, um den Arbeitsabschnitt 12 auf eine
Temperatur von 60°C zu erwärmen, bei der für die Hämostasie
eine Koagulationsschicht ausgebildet wird. Wenn andererseits
die Konzentration der Hydroxylgruppe nicht kleiner als 30 ppm
ist, kann der Laserstrahl nicht aus dem Arbeitsabschnitt
12 austreten, so daß es unmöglich ist, mit dem Laserstrahl
Lebendgewebe einzuschneiden. Dabei wird der größte Teil des
Laserstrahls im Einfallsende 14 der kontaktierenden Lasersonde
1 absorbiert, die Hydroxylgruppen mit einer Konzentration
von mehr als 30 ppm enthält. Daraufhin wird eine Endfläche
des Einfallsendes 14 schnell erwärmt, das dadurch beschädigt
wird. Hieraus ergibt sich, daß in dem chirurgischen
Lesegerät mit dem Er : YAG-Laser die kontaktierende Lasersonde
aus einem Basismaterial bestehen muß, das Hydroxylgruppen in
einer Konzentration von 0,5 bis 30 ppm enthält.
Der in Fig. 2 dargestellte Arbeitsabschnitt 12 besteht aus
einem Basismaterial aus Quarzglas mit Hydroxylgruppenmaterial
13, das in dem Basismaterial zu 1 ppm enthalten ist.
Mit 1 ppm der Hydroxylgruppe 13 zeigt das Quarzglas die Fähigkeit,
bei Einfall eines Laserstrahls mit einer Wellenlänge
von 2,94 µm über eine Strecke von 20 mm 20% der optischen
Energie des einfallenden Laserstrahls zu absorbieren
und sie in thermische Energie umzuwandeln. Dadurch wird der
Arbeitsabschnitt 12 auf 80°C erwärmt und bildet im Lebendgewebe
eine Koagulationsschicht, so daß sich eine erfolgreiche
Hämostasie ergibt.
Zum Einsatz als chirurgisches Lasergerät wird die kontaktierende
Lasersonde 1 mit dem vorstehenden Aufbau mit einem
Austrittsende einer optischen Faser verbunden, um einen vom
Laseroszillator (Fig. 1) emittierten Laserstrahl zu führen.
Gemäß Fig. 3 ist die Kontaktlasersonde mit einem Ausgangsende
einer optischen Faser 18 verbunden. Dabei ist ein
Buchsenverbindungsteil 17 starr am Basisende der Kontaktlasersonde
1 befestigt. Das Buchsenverbindungsteil 17 hat
eine im wesentlichen zylindrische Form und weist eine vergrößerte
Bohrung 171 in der Nähe seines Vorderendes auf
(rechte Seite in Fig. 3). Die vergrößerte Bohrung 171 nimmt
das Basisende der damit zu verbindenden Kontaktlasersonde 1
auf. Das Buchsenverbindungsteil 17 weist ferner eine Mutter
172 auf, die benachbart zu einem Basisende ausgebildet ist,
um eine Schraube 211 eines Steckverbinders 21 ausfzunehmen.
Zum Herstellen der Verbindung wird die Kontaktlasersonde 1
in die vergrößerte Bohrung 171 eingesetzt und mit dieser
verbunden, während die Schraube 211 mit der Mutter 172 des
Buchsenverbindungsteil 17 in Eingriff kommt. Bei dieser Verbindung
wird ein Raum zwischen der Kontaktlasersonde 1 und
der Schraube 211 ausgebildet. Dieser Raum dient als Kühlkammer
173 zum Kühlen des Einfallsendes 14 der Kontaktlasersonde
1 und eines Austrittsendes 184 der optischen Faser 18.
Die Kühlkammer 173 steht über einen Fluidauslaßkanal 174 mit
dem Außenraum in Verbindung, um ein Kühlfluid f, das in die
Kühlkammer 173 strömt, nach außen abzugeben.
Gemäß Fig. 1 wird das Kühlfluid von einer nicht dargestellten
externen Kühlgasquelle über einen Kühlgaseinlaß 8 zugeführt,
der auf einem Sockel 7 ausgebildet ist, um den Laserstrahlübertrager
3 und den Laseroszillator 4 miteinander zu
verbinden.
Gemäß Fig. 3 weist die optische Faser 18 einen Kern 181,
einen diesen Kern 181 umgebenden Mantel 182 und einen
Schutzmantel 183 auf, der den Mantel 182 abdeckt. Die optische
Faser 18 besteht aus einem Fluorid, wenn ein Er : YAG-Laserstrahl
verwendet wird. Die optische Faser 18 wird in
einem Außenrohr 18 aufgenommen, wobei ein freies Ende der
optischen Faser 18 durch eine Klemme 20 fixiert wird. Die
Klemme 20 weist das Steckverbindungsteil 21 zum Verbinden
der optischen Faser 18 mit der Kontaktlasersonde 1 auf. Das
Steckverbinderteil 21 hat eine Schraube 211, die mit der
Mutter 172 des Buchsenverbindungsteils 17 in Eingriff steht.
Zwischen einer Außenumfangsfläche der optischen Faser 18 und
einer Innenumfangsfläche des Außenrohrs 19 ist ein Zwischenraum
ausgebildet. Dieser Zwischenraum dient als Fluidkanal
191 zum Durchleiten eines Kühlfluids (z. B. trockene Luft) f
vom Laseroszillator zur Kontaktlasersonde 1. Das Kühlfluid f
strömt durch den Fluidkanal 191 und einen Fluiddurchtrittsschlitz
212, der Klemme 20 in die Kühlkammer 173, um dadurch
das Austrittsende 184 der optischen Faser 18 sowie das Eintrittsende
14 der Kontaktlasersonde 1 zu kühlen. Das Kühlfluid
f dient ferner dazu, eine Kontaminierung des Austrittsendes
184 mit Staub zu verhindern. Das Kühlfluid f
wird durch die Fluidaustrittsöffnung 174 nach außen abgegeben.
Mit dem vorstehenden Aufbau wird ein Laserstrahl L vom
Laseroszillator 4 durch die optische Faser 18 übertragen und
vom Austrittsende 184 emittiert. Der Laserstrahl 11 fällt
durch das Eintrittsende 14 der Kontaktlaserprobe 1 ein und
erreicht den Arbeitsabschnitt 12, während eine interne Reflexion
innerhalb der Kontaktlasersonde 1 wiederholt wird.
Ein Teil des Laserstrahls L, der den Arbeitsabschnitt 12 erreicht,
wird durch die Hydroxylgruppen 13 im Basismaterial
des Arbeitsabschnitts 12 absorbiert und in thermische Energie
umgewandelt. Dadurch wird der Arbeitsabschnitt 12 auf
etwa 80°C erwärmt. Ein Rest des Laserstrahls L wird gleichförmig
vom Arbeitsabschnitt 12 aus emittiert.
Der Arbeitsabschnitt 12 der Kontaktlasersonde 1 wird mit Lebendgewebe
30 in Berührung gebracht, an dem eine chirurgische
Operation ausgeführt werden soll. Der von dem Arbeitsabschnitt
12 emittierte Laserstrahl L wird im Lebendgewebe
30 absorbiert und bewirkt eine Verdampfung und einen Einschnitt
des Lebendgewebes 30. Gleichzeitig wird der Arbeitsabschnitt
12 auf etwa 80°C erwärmt. Wenn der so erwärmte Arbeitsabschnitt
12 mit einer Schnittfläche des Lebendgewebes
30 in Berührung gebracht wird, bildet sich eine Koagulationsschicht
zur Blutstillung aus.
Die Ausführungsform dieses chirurgischen Lasergeräts kann
als Kontaktinstrument mit einer Kontaktlasersonde 1 betrieben
werden. Daher ist es leicht möglich, mit dem so erwärmten
Arbeitsabschnitt 12 eine Koagulationsschicht mit ausreichender
Dicke auszubilden, was zur Hämostasie der Schnittfläche
des Lebendgewebes 30 wesentlich ist. Ferner hat der
Operateur ein Berührungsgefühl, so daß eine gleichförmige
Koagulationsschicht ausgebildet und während des Schnitts
eine Blutstillung erfolgreich ausgeführt wird.
Der Arbeitsabschnitt 12 besteht aus dem Basismaterial und
enthält Hydroxylgruppen 13 mit einem Anteil von 1 ppm. Der
Laserstrahl wird vom Arbeitsabschnitt 12 emittiert, der
dabei auf etwa 80°C erwärmt wird. Das Berührungsgefühl
bleibt dabei unverändert. Es ist daher möglich, Operationsfehler
des Operateurs, beispielsweise hinsichtlich der
Schnittgeschwindigkeit, zu vermeiden. Das erfindungsgemäße
chirurgische Lasergerät kann daher sehr leicht gehandhabt
werden und ermöglicht einen sicheren und gleichförmigen
Schnitt mit gleichzeitiger Hämostasie des Lebendgewebes.
Die Innentemperatur des Arbeitsabschnitts ist mit etwa 80°C
relativ gering. Daher können thermische Beschädigungen durch
Überhitzen des Arbeitsabschnitts 12 vermieden werden.
Bei der vorstehenden Ausführungsform hat die Kontaktlasersonde
1 die Struktur gemäß Fig. 2. Es sind jedoch verschiedene
Modifikationen hinsichtlich der Struktur der Kontaktlasersonde
1 möglich. So kann gemäß Fig. 4 die Kontaktlasersonde
1 einen zylinderförmigen optischen Leiterabschnitt 41
und einen kugelförmigen Arbeitsabschnitt 42 aufweisen. Alternativ
weist ein optischer Leiter 43 einen Zylinderabschnitt
benachbart zu einem Basisende und einen konischen
Abschnitt benachbart zu einem freien Ende auf, während ein
Arbeitsabschnitt 44 kugelförmig ist (vgl. Fig. 5). Gemäß
Fig. 6 sind sowohl der optische Leiter 45 als auch der Arbeitsabschnitt
46 zylinderförmig. Verschiedene andere Formen
sind im Rahmen der Erfindung möglich entsprechend der Form
und der Lage des zu operierenden Lebendgewebes.
Der Arbeitsabschnitt 12 kann über sein gesamtes Inneres
Hydroxylgruppen 13 enthalten. Alternativ kann das Hydroxylgruppenmaterial
13 auf einen Bereich benachbart zu einer
Fläche des Arbeitsabschnitts 12 beschränkt dispergiert sein
(vgl. Fig. 7). Damit das Hydroxylgruppenmaterial 13 in dem
Bereich benachbart zu der Oberfläche des Arbeitsabschnitts
enthalten ist, kann das Hydroxylgruppenmaterial 13 im Basismaterial
des Arbeitsabschnitts 12 dispergiert sein. Alternativ
kann eine dünnen Schicht 49 mit dem Hydroxylgruppenmaterial
13 auf der Oberfläche des Arbeitsabschnitts 12, etwa
durch Aufdampfen, Sputtering, Ionenplattieren, durch ein
CVD-Verfahren, oder durch ein Sol-Gel-Verfahren aufgetragen
werden. Bei dieser Ausführungsform wird eine thermische Beschädigung
selbst dann vermieden, wenn das Basismaterial
eine relativ geringe Wärmebeständigkeit aufweist. Ferner
wird die Oberfläche des Arbeitsabschnitts 12 ausschließlich
erwärmt, um die Koagulationsschicht auszubilden, während der
Laserstrahl aus dem Arbeitsabschnitt 12 mit hohem Wirkungsgrad
austreten kann (vgl. Fig. 8).
Gemäß Fig. 9 weist die Kontaktlasersonde 1 einen optischen
Leiterabschnitt 11 zum Übertragen des Laserstrahls auf, und
der Arbeitsabschnitt 12 besteht aus dem Basismaterial mit
Hydroxylgruppenmaterial 13, wobei der optische Leiterabschnitt
11 und der Arbeitsabschnitt 12 beispielsweise durch
ein Schmelzklebeverfahren miteinander verbunden werden. Bei
dieser Ausführungsform wird der Arbeitsabschnitt 12 ebenfalls
ausschließlich erwärmt, während der Laserstrahl aus
dem Arbeitsabschnitt 12 mit hohem Wirkungsgrad austreten
kann.
Die Fig. 10 zeigt eine weitere Modifikation der Kontaktlasersonde
1 gemäß Fig. 9. Bei der Ausführungsform gemäß
Fig. 10 ist ein Arbeitsabschnitt 50 an einem Basisende mit
einem Randabschnitt oder Schürzenabschnitt 52 versehen, der
sich zu einem optischen Leiterabschnitt 51 erstreckt, um
einen größeren Bereich zu erwärmen.
Die Fig. 11 und 12 zeigen eine weitere Modifikation der in
Fig. 7 dargestellten Kontaktlasersonde 1. Die Fig. 11 ist
ein Querschnitt einer Spitze der Kontaktlasersonde 1 gemäß
dieser Modifikation; die Fig. 12 ist ein Querschnitt entlang
der Linie I-I in Fig. 11. Wie in der Figur dargestellt, ist
das Hydroxylgruppenmaterial 13 teilweise in dem Arbeitsabschnitt
12 eingelagert, und zwar lediglich in einem Abschnitt
benachbart zu einer Seitenfläche der Spitze der Kontaktlasersonde
1. Daher wird lediglich die eine Seitenfläche
der Spitze der Kontaktlasersonde 1 erwärmt, um eine Koagulationsschicht
in einem bestimmten Bereich des Lebendgewebes
30 auszubilden.
Bei der vorstehend erwähnten Ausführungsform ist in dem
Basismaterial des Arbeitsabschnitts 12 das Hydroxylgruppenmaterial
13 mit einem Anteil von 1 ppm enthalten. Wenn der
Anteil des Hydroxylgruppenmaterials 13 erhöht wird, wird der
Arbeitsabschnitt 12 auf eine höhere Temperatur erwärmt, um
die Dicke einer Koagulationsschicht zu erhöhen. Der Gehalt
an Hydroxylgruppenmaterial 13 wird entsprechend dem Anwendungsfall
ausgewählt. So ist eine geeignete Temperatur für
die Hämostasie unterschiedlich in Abhängigkeit von der Lage
des Lebendgewebes 30 und wird im Bereich von 50°C und 200°C,
vorzugsweise im Bereich von 50°C und 100°C, entsprechend der
zu operierenden Stelle ausgewählt.
Bei der vorstehenden Ausführungsform wird ein Laserstrahl
mit einer Wellenlänge von 2,94 µm verwendet. Dabei ist
festzuhalten, daß ein ähnlicher Effekt erzielt wird mit
einem Laserstrahl im Wellenlängenbereich von 1,5 bis 15 µm,
wie dies vorstehend erläutert ist.
Erfindungsgemäß wird das chirurgische Lasergerät als Kontaktinstrument
mit einer Kontaktlasersonde verwendet. Die
Spitze der Kontaktlasersonde wird erwärmt, um eine Koagulationsschicht
für die Hämostasie im Einschnitt des Lebendgewebes
auszubilden. Darüber hinaus wird dem Operateur während
der chirurgischen Operation ein Berührungsgefühl vermittelt.
Das erfindungsgemäße chirurgische Lasergerät kann hervorragend
gehandhabt werden, ermöglicht die gleichförmige Ausbildung
der Koagulationsschicht und ermöglicht während des
Schneidens eine erfolgreiche Hämostasie.
Claims (8)
1. Chirurgisches Lasergerät zum Einsatz bei chirurgischen
Operationen unter Verwendung eines Laserstrahls zum Verdampfen
und Schneiden von Lebendgewebe, mit einer Kontaktlasersonde
(1) zum Emittieren des Laserstrahls, dadurch
gekennzeichnet, daß die Kontaktlasersonde (1)
einen Arbeitsabschnitt (12) aufweist, der Hydroxylgruppenmaterial
(13) mit einem Anteil enthält, derart, daß
die Kontaktlasersonde (1) ausreichend erwärmt wird, um
die chirurgische Operation auszuführen, und daß der
Laserstrahl von der Kontaktlasersonde (1) emittiert
wird, um die Verdampfung und den Einschnitt auszuführen.
2. Chirurgisches Lasergerät für chirurgische Operationen
zum Verdampfen und Einschneiden von Lebendgewebe, mit
einer Kontaktlasersonde (1) zum Emittieren des Laserstrahls,
dadurch gekennzeichnet, daß die Kontaktlasersonde
(1) einen Arbeitsabschnitt (12) aufweist, der
Hydroxylgruppenmaterial (13) mit einem Anteil von 0,5
bis 10 ppm enthält.
3. Chirurgisches Lasergerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet,
daß die Kontaktlasersonde (1) einen
Trägerabschnitt und einen Spitzenabschnitt aufweist, der
durch den Trägerabschnitt gehaltert wird, um den Laserstrahl
durch den Spitzenabschnitt zu emittieren, wobei
der Arbeitsabschnitt auf den Spitzenabschnitt begrenzt
ist.
4. Chirurgisches Lasergerät nach Anspruch 2 oder 3, dadurch
gekennzeichnet, daß der Arbeitsabschnitt auf einen Oberflächenbereich
der Kontaktlasersonde begrenzt ist.
5. Chirurgisches Lasergerät nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß der Spitzenabschnitt mit einer
Beschichtung (49) versehen ist, der das Hydroxylgruppenmaterial
(13) enthält.
6. Chirurgisches Lasergerät nach einem der Ansprüche 1 bis
5, dadurch gekennzeichnet, daß die Wellenlänge des
Laserstrahls von 1,5 bis 15 µm beträgt.
7. Chirurgisches Lasergerät nach einem der Ansprüche 1 bis
6, dadurch gekennzeichnet, daß als Laser ein Er : YAG-Laser,
ein Ho : YAG-Laser oder CO₂-Laser eingesetzt wird.
8. Verfahren zum Behandeln eines Objektivs mit den folgenden
Verfahrensschritten: Bereitstellen einer Kontaktlasersonde,
die ein Hydroxylgruppenmaterial mit einem Anteil
von 0,5 bis 10 ppm enthält, Herstellen eines Kontakts
zwischen der Kontaktlasersonde und dem Objekt, Erzeugen
eines Laserstrahls mit der Kontaktlasersonde und Bestrahlen
des Objekts mit dem Laserstrahl, um ein Verdampfen
und einen Einschnitt im Gegenstand auszuführen,
wobei die Kontaktlasersonde durch die in der Sonde absorbierte
Laserstrahlung zur Hämostasie erwärmt wird.
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