DE4228993C2 - Chirurgisches Laser-Gerät - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein chirurgisches Laser-Gerät nach dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1 bzw. Patentanspruch 2.

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 63-318934 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.

Die EP 0364 999 A2 beschreibt ein Verfahren zum Schützen des Körpers eines Patienten vor reflektierter Laserstrahlung, wobei ein Material aus der Hydroxylgruppe verwendet wird.

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 aus­ gezeichneter Zuverlässigkeit ausgeführt werden kann.

Diese Aufgabe wird mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1 ge­ löst.

Insbesondere wird ein Teil des Laserstrahls aus der kontak­ tierenden Lasersonde als ausgehender Laserstrahl emittiert, während ein Rest des Laserstrahls in der Hydroxylgruppe ab­ sorbiert wird, die in der kontaktierenden Lasersonde enthal­ ten ist, um diese zu erwärmen.

Bei einer chirurgischen Operation dient der austretende Laserstrahl zum Verdampfen und Einschneiden in das Lebendge­ webe, 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 Hydroxyl­ gruppe 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 absor­ biert, um die kontaktierende Lasersonde zu erwärmen. Dadurch wird für die Hämostasie eine Koagulationsschicht ausgebil­ det. In diesem Zusammenhang ist festzuhalten, daß die Strah­ lung 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.

Tabelle 1

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 Buchsenverbindungsteils 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.

Das chirurgische Lasergerät wird 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 (7)

1. Chirurgisches Lasergerät zum Einsatz bei chirurgischen Operationen unter Verwendung eines Laserstrahls zum Ver­ dampfen und Schneiden von Lebendgewebe, mit einer Kon­ taktlasersonde (1) zum Emittieren des Laserstrahls, da­ durch gekennzeichnet, daß die Kontaktlasersonde (1) einen Arbeitsabschnitt (12) aufweist, der Hydroxylgrup­ penmaterial (13) mit einem Anteil enthält, derart, daß die Kontaktlasersonde (1) durch Absorption des Laserstrahls ausreichend erwärmt wird, um die Hämostasie des Gewebes auszuführen, und daß ein Teil des Laserstrahls von der Kontaktlasersonde (1) emittiert wird, um die Verdampfung des Gewebes und den Einschnitt in dem Gewebe auszuführen.

2. Chirurgisches Lasergerät für chirurgische Operationen zum Verdampfen und Einschneiden von Lebendgewebe, mit einer Kontaktlasersonde (1) zum Emittieren des Laser­ strahls, dadurch gekennzeichnet, daß die Kontaktlaser­ sonde (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 ge­ kennzeichnet, daß die Kontaktlasersonde (1) einen Trägerabschnitt und einen Spitzenabschnitt aufweist, der durch den Trägerabschnitt gehaltert wird, um den Laser­ strahl 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 Ober­ flächenbereich der Kontaktlasersonde begrenzt ist.

5. Chirurgisches Lasergerät nach Anspruch 3, dadurch ge­ kennzeichnet, daß der Spitzenabschnitt mit einer Beschichtung (49) versehen ist, der das Hydroxylgruppen­ material (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.