DE3751975T2

DE3751975T2 - Evaporation blurring laser probe when touching tissue

Info

Publication number: DE3751975T2
Application number: DE19873751975
Authority: DE
Inventors: Norio Daikuzono
Original assignee: Surgical Laser Tech
Current assignee: Surgical Laser Tech
Priority date: 1987-05-26
Filing date: 1987-05-26
Publication date: 1997-04-03
Anticipated expiration: 2007-05-27
Also published as: ATE146062T1; DE3751975D1

Description

Die Erfindung betrifft eine medizinische Lasersonde zum Schneiden oder Verdampfen von Gewebe menschlicher oder tierischer Organismen und ein Verfahren zum Herstellen einer medizinischen Lasersonde. Genauer bezieht sich die vorliegende Erfindung auf eine chirurgische Dualmoduslasersonde, die Gewebeverdampfung durch die Kombination von Erhitzen durch direkte Laserbestrahlung des Gewebes und durch Erwärmen der Laserspitze, die in direktem Kontakt mit dem zu schneidenden Gewebe gebracht wird, erzielt.The invention relates to a medical laser probe for cutting or vaporizing tissue of human or animal organisms and a method for manufacturing a medical laser probe. More specifically, the present invention relates to a surgical dual-mode laser probe that achieves tissue vaporization by the combination of heating by direct laser irradiation of the tissue and by heating the laser tip that is brought into direct contact with the tissue to be cut.

Kontaktiose Laserchirugie ist seit vielen Jahren bekannt. Die einfachste Form der kontaktlosen Laserchirurgie verwendet im allgemeinen einen flexiblen Quarzlichtwellenleiter zum Übermitteln der Laserenergie einer Nd:YAG Laserguelle zum zu behandelnden Gewebe. In diesem System dient das Ende des Quartzlichtwellenleiters als Sonde zum Bestrahlen des Gewebes, um dieses zu schneiden oder zu koagulieren. Die Lichtwellenleiterspitze muß mit Abstand zum Gewebe angeordnet sein, um Verschmutzung des Lichtwellenleiters zu verhindern und eine Beschädigung des Lichtwellenleiterendes durch Wärme zu vermeiden. Kontaktlose Lasersysteme, die ein laserübertragendes Teil am Auslaßende des Lichtwellenleiters verwenden, um zu fokussieren, oder auf andere Art die Strahlungscharakteristika des Lichtwellenleiters zu verändern, werden z. B. durch Enderby, US-Patent Nr. 4,273,109, vorgeschlagen.Non-contact laser surgery has been known for many years. The simplest form of non-contact laser surgery generally uses a flexible quartz fiber optic cable to transmit the laser energy from a Nd:YAG laser source to the tissue to be treated. In this system, the end of the quartz fiber optic cable serves as a probe for irradiating the tissue to cut or coagulate it. The fiber optic tip must be spaced away from the tissue to prevent contamination of the fiber optic cable and to avoid heat damage to the fiber optic cable end. Non-contact laser systems that use a laser-transmitting member at the output end of the fiber optic cable to focus or otherwise alter the radiation characteristics of the fiber optic cable are proposed, for example, by Enderby, U.S. Patent No. 4,273,109.

Solche kontaktlosen Laserbestrahlungssysteme zeigen geringe Betriebseffizienz wie auch eine schlechte Reproduzierbarkeit. Allgemein ist es notwendig, einen konstanten Abstand zwischen dem Auslaßende der Lasersonde oder des Lichtwellenleiters und dem zu behandelnden Gewebe einzuhalten, um die Laserenergiedichte auf dem Gewebe konstant zu halten. In den konventionellen kontaktlosen Laserbestrahlungssystemen ist es schwierig, den Abstand konstant zu halten, besonders wenn die chirurgische Behandlung aud der Entfernung unter Verwendung eines Endoskops durchgeführt wird. Zusätzlich zeigen die kontaktlosen Bestrahlungssysteme einen signifikanten Nachteil, da der Laserstrahl von der Oberfläche des Gewebes rückgestreut wird und ein nicht vernachlässigbarer Prozentsatz der Laserenergiestrahlung verloren geht.Such non-contact laser irradiation systems show low operating efficiency as well as poor reproducibility. Generally, it is necessary to maintain a constant distance between the outlet end of the laser probe or optical fiber and the tissue to be treated in order to keep the laser energy density on the tissue constant. In the conventional non-contact laser irradiation systems, it is difficult to keep the distance constant, especially when the surgical treatment is performed on the removal is carried out using an endoscope. In addition, the contactless irradiation systems show a significant disadvantage, since the laser beam is backscattered from the surface of the tissue and a non-negligible percentage of the laser energy radiation is lost.

Der Erfinder der vorliegenden Erfindung hat bereits eine verbesserte Sonde mit einem verbesserten Spitzenteil vorgeschlagen, das z. B. aus künstlichem Saphir hergestellt ist, das vor einem optischen Lichtwellenleiter angeordnet ist, den die Laserenergie zum zu behandelnden Gewebe durchläuft. In WO 85/05262 ist eine medizinische Lasersonde zum Leiten der Laserenergie vom Auslaßende eines optischen Laserlichtwellenleiters zu einem mit Laser zu behandelnden Gewebe offenbart, wobei die Sonde ein laserdurchlässiges Material aufweist, das einen Laserenergieeinlaßbereich zum Aufnehmen der Laserenergie von einem optischen Wellenleiter und eine Laserenergieabstrahlungsoberfläche besitzt, die Laserenergie des Einlaßbereichs wird durch das durchlässige Sondenmaterial durchgeführt, um auf der Sondenstrahlungsoberfläche auf zutreffen, wobei die Sondenstrahlungsoberfläche in Gestalt einer Schmelze vorliegt, die Bläschen enthält, so daß die Schmelze bis zu einem Grad von 20 bis 50% lichtdurchlässig ist. Daraus folgen die Eigenschaften des Spitzenteils, insbesondere seine höhere Schmelztemperatur, wodurch die Sonde in direktem Kontakt mit dem Gewebe gehalten werden kann, mit einhergehender Verbesserung der Wirksamkeit des Verfahrens und der Reproduzierbarkeit.The inventor of the present invention has already proposed an improved probe with an improved tip part made of, for example, artificial sapphire, which is arranged in front of an optical waveguide through which the laser energy passes to the tissue to be treated. In WO 85/05262, a medical laser probe is disclosed for directing the laser energy from the outlet end of an optical laser waveguide to a tissue to be treated with laser, the probe comprising a laser-transmissive material having a laser energy inlet region for receiving the laser energy from an optical waveguide and a laser energy radiating surface, the laser energy of the inlet region being passed through the transmissive probe material to impinge on the probe radiating surface, the probe radiating surface being in the form of a melt containing bubbles so that the melt is transparent to a degree of 20 to 50%. This results in the properties of the tip part, in particular its higher melting temperature, which allows the probe to be kept in direct contact with the tissue, thus improving the efficiency of the procedure and the reproducibility.

Dieses neue Kontaktlaserbestrahlungssystem benötigt jedoch immer noch einen beträchtlichen Energiefluß von einer erzeugenden Einheit, oft mehr als 40 bis 50 Watt, um zu schneiden oder zu verdampfen, obwohl die benötigte Energie vom Modus der Behandlung abhängt. Dies fordert die Verwendung einer umfangreichen lasererzeugenden Einheit, die das dazugehörige sperrige Netzteil enthält, die teuer und nicht tragbar ist. Die erfindungsgemäße Lasersonde produziert die benötigte Gewebeerwärmung bei bemerkenswert reduzierten Laserleisungsniveaus.However, this new contact laser irradiation system still requires a considerable energy flow from a generating unit, often more than 40 to 50 watts, to cut or vaporize, although the energy required depends on the mode of treatment. This requires the use of a large laser generating unit containing the associated bulky power supply, which is expensive and not portable. The laser probe according to the invention produces the required tissue heating at remarkably reduced laser power levels.

WO-A-84/04879 beschreibt eine Lasersonde, die ein infrarotabsorbierendes Element aufweist, wobei der vorbestimmte Prozentanteil der Laserenergie, der in Wärme umgewandelt wird, ungefähr 100% ist. Das infrarotabsorbierende Element wird mit einer Schicht eines laserdurchlässigen Material beschichtet, wobei die Schicht dazu dient, eine einfache Ablösung vom Gewebe und einen mechanischen Schutz des Elements zu ermöglichen.WO-A-84/04879 describes a laser probe comprising an infrared absorbing element, wherein the predetermined percentage of laser energy converted to heat is approximately 100%. The infrared absorbing element is coated with a layer of laser transparent material, the layer serving to enable easy detachment from tissue and mechanical protection of the element.

GB-A-2154761 offenbart eine streuende optische Lichtwellenleiterspitze für chirurgische Anwendungen. Die Streuung wird durch das Bedecken der Lichtwellenleiterspitze mit einem Harzverbund, der mit feinem partikelförmigen Pulver durchtränkt ist, erreicht, um einen Reflexions- oder Refraktions-Effekt zu erhalten.GB-A-2154761 discloses a scattering optical fiber tip for surgical applications. Scattering is achieved by covering the optical fiber tip with a resin composite impregnated with fine particulate powder to obtain a reflection or refraction effect.

Erfindungsgemäß wird eine Medizinische Lasersonde (10) zum Übermitteln von Energie vom Auslaßende eines optischen Laserlichtwellenleiters (32) zu einem mit Laser zu behandelnden Gewebe, wobei die Sonde: laserdurchlässiges Material mit einem Laserenergieeinlaßbereich zum Aufnehmen der Laser-energie vom optischen Wellenleiter und eine Laserenergieabstrahlungs-oberfläche (11) aufweist, wobei die Laserenergie vom Einlaßbereich durch die Sonde aus durchlässigem Material geführt wird, um auf die Sondenabstrahlungsoberfläche aufzutreffen, dadurch gekennzeichnet, daß eine infrarotabsorbierende Beschichtung (112) entsprechend der Laserenergieabstrahlungsoberfläche zum Umwandeln eines vorbestimmten Prozentsatzes der darauf auftreffenden Laserenergie in Wärmeenergie aufgebracht ist, wobei die erhöhte Temperatur der Sondenstrahlungsoberfläche die Gewebeverdampfung erhöhen wird und wodurch die in die Sonde eingebrachte Laserenergie, die nicht durch die IR- absorbierende Schicht in Wärmeenergie umgewandelt wird, Gewebe benachbart zur Abstrahlungsoberfläche bestrahlt, geschaffen.According to the invention there is provided a medical laser probe (10) for transmitting energy from the outlet end of an optical laser waveguide (32) to a tissue to be laser treated, the probe comprising: laser-transmissive material having a laser energy inlet region for receiving the laser energy from the optical waveguide and a laser energy radiating surface (11), the laser energy being guided from the inlet region through the probe of transmissive material to impinge on the probe radiating surface, characterized in that an infrared absorbing coating (112) is applied corresponding to the laser energy radiating surface for converting a predetermined percentage of the laser energy impinging thereon into thermal energy, the increased temperature of the probe radiating surface will increase tissue evaporation and whereby the laser energy introduced into the probe which is not converted into thermal energy by the IR absorbing layer, Tissue adjacent to the radiation surface is irradiated.

Genauer ist die äußere Strahlungsoberfläche der Lasersonde mit einer dünnen Schicht aus infrarotabsorbierendem Material beschichtet, wie Mangandioxid (MnO&sub2;). Das Mangandioxid absorbiert einen Teil der Laserenergie, wenn sie aus der Sonde strömt und dabei das Gebiet der Sondenspitze erwärmt, z. B. auf ca. 700ºC. Wird die erwärmte äußere Oberfläche der Sonde in Kontakt mit dem Gewebe gebracht, so wird das benachbarte Gewebe durch die Wärme kauterisiert. Dadurch wird die Verdampfung des Oberflächengewebes signifikant erhöht. Wie schon erwähnt, wird nicht die gesamte Laserenergie vom infrarotabsorbierenden Material absorbiert und ein Teil des Laserstrahls strömt direkt in das Gewebe. Die direkte Bestrahlung des Gewebes verstärkt die Verdampfung des kauterisierten Gewebes, während sie dadurch in das Gewebe darunter strömt. So wird die Verdampfung weiter beschleunigt. Der Durchgang des eingestrahlten Laserstrahls durch die kauterisierte Schicht bewirkt vorteilhaft eine Blutstillung im Gewebe.Specifically, the outer radiating surface of the laser probe is coated with a thin layer of infrared absorbing material, such as manganese dioxide (MnO2). The manganese dioxide absorbs some of the laser energy as it flows out of the probe, heating the area of the probe tip, e.g. to approximately 700ºC. When the heated outer surface of the probe is brought into contact with tissue, the heat cauterizes the adjacent tissue. This significantly increases vaporization of the surface tissue. As mentioned, not all of the laser energy is absorbed by the infrared absorbing material and some of the laser beam flows directly into the tissue. Direct irradiation of the tissue enhances vaporization of the cauterized tissue while flowing into the tissue below. This further accelerates vaporization. The passage of the irradiated laser beam through the cauterized layer advantageously causes hemostasis in the tissue.

In konventionellen Sonden verdampft aufgrund der Sondenwärme wenig Gewebe, daher ist die Verdampfung durch die Reaktion der Laserenergie mit dem Gewebe, wenn sie in das Gewebe dringt, limitiert. Dagegen ist die Verdampfung in der vorliegenden Erfindung nicht auf die Wärme, die direkt durch die Laserbestrahlung entwickelt wird, limitiert, sondem enthält auch die Wärme der Probenspitze, wenn sie in Kontakt mit dem Gewebe gebracht wird. Diese Wärme wird aufgrund der Absorption der Laserenergie in der beschichteten Oberfläche der Probenspitze entwickelt, wie erwähnt.In conventional probes, little tissue vaporizes due to the heat of the probe, so vaporization is limited by the reaction of the laser energy with the tissue as it penetrates the tissue. In contrast, vaporization in the present invention is not limited to the heat developed directly by the laser irradiation, but also includes the heat of the probe tip when it is brought into contact with the tissue. This heat is developed due to the absorption of the laser energy in the coated surface of the probe tip, as mentioned.

In diesem Zusammenhang muß erwähnt werden, daß während eine Ausgabe von 40 Watt oder mehr von der lasergenerierenden Einheit benötigt wird, in konventionellen Sonden zum Verdampfen 5 bis 10 Watt oder in manchen Fällen in der erfindungsgemäßen Sonde nur 1 bis 5 Watt ausreichen, um Verdampfung und Schneiden zu bewirken.In this context, it must be mentioned that while an output of 40 watts or more is required from the laser generating unit, in conventional probes for evaporation 5 to 10 watts or in In some cases, in the probe according to the invention only 1 to 5 watts are sufficient to effect evaporation and cutting.

Das infrarotabsorbierende Material kann auf der glatten Oberfläche abgeschieden werden, wird jedoch bevorzugt in konkaven Teilen einer unebenen, aufgerauhten äußeren Oberfläche der Sonde abgeschieden. Im letzteren Fall ist die infrarotabsorbierende Beschichtung im allgemeinen gegen Verdrängung oder Abtrennung geschützt und ein weiterer Vorteil ist, daß irreguläre Laserreflektionen in den konkaven Teilen der Spitze dazu dienen, die Laserwechselwirkung mit der Oberfläche aus absorbierenden Material zu verstärken und dadurch die Wärmeentwicklung beschleunigen.The infrared absorbing material can be deposited on the smooth surface, but is preferably deposited in concave parts of an uneven, roughened outer surface of the probe. In the latter case, the infrared absorbing coating is generally protected against displacement or separation and a further advantage is that irregular laser reflections in the concave parts of the tip serve to enhance the laser interaction with the surface of absorbing material and thereby accelerate heat development.

Da die feinen Partikel des wärmeabsorbierenden Materials - unabhängig von der verbesserten Haftung dieses Materials auf der aufgerauhten Oberfläche - , verdrängt oder möglicherweise Oxidation ausgesetzt sein könnten, wird eine schützende Beschichtung aus wärmebeständigem Keramikmaterial bevorzugt über der wärmeabsorbierenden Spitze der Sonde angebracht. Die Beschichtung muß natürlich für Laserenergie im wesentlichen transparent sein.Since the fine particles of the heat-absorbing material could be displaced or possibly subjected to oxidation, regardless of the improved adhesion of this material to the roughened surface, a protective coating of heat-resistant ceramic material is preferably applied over the heat-absorbing tip of the probe. The coating must, of course, be substantially transparent to laser energy.

Die vorliegende Erfindung schafft weiterhin ein Verfahren zum Herstellen einer chirurgischen lasermedizinischem Sonde, die einen Wärmeentwicklungsbereich darauf besitzt, und die Schritte beinhaltet: Vorlegen einer Lasersonde und Aufrauhen der Oberfläche der Sonde, wodurch der nominale Laserabstrahlungsbereich definiert wird; Aufbringen einer Schicht eines infrarotabsorbierenden Materials auf die aufgerauhte Oberfläche, wobei das Material sich in den unebenen Vertiefungen sammelt, die im aufgerauhten Oberflächenbereich enthalten sind; und Aufbringen einer schützenden laserdurchlässigen Schicht über der infrarotabsorbierenden Schicht.The present invention further provides a method of making a surgical laser medical probe having a heat developing region thereon, including the steps of: presenting a laser probe and roughening the surface of the probe, thereby defining the nominal laser emission region; applying a layer of an infrared absorbing material to the roughened surface, the material collecting in the uneven depressions contained in the roughened surface region; and applying a protective laser transparent layer over the infrared absorbing layer.

Es ist daher ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine medizinische Sonde zu schaffen, die zum Durchführen von Gewebeschnitten oder Verdampfungen bei Leistungsniveaus unterhalb der von konventionellen Lasersonden geeignet ist.It is therefore an object of the present invention to provide a medical probe for performing tissue sectioning or vaporization at power levels below those of conventional laser probes.

SHORT DESCRIPTION OF THE DRAWING

Fig. 1 ist eine Aufrißansicht, teilweise geschnitten; der erfindungsgemäßen Sonde und eines Halteteils dazu;Fig. 1 is an elevational view, partly in section; of the probe according to the invention and a support member therefor;

Fig. 2 ist eine Aufrißansicht, die die Sonde von Fig. 1 zeigt, die in das Gewebe eingeführt ist;Fig. 2 is an elevational view showing the probe of Fig. 1 introduced into the tissue;

Fig. 3 ist eine vergrößerte Schnittansicht des Sondenendes, die das wärmeentwickelnde Teil desselben zeigt;Fig. 3 is an enlarged sectional view of the probe end showing the heat-generating part thereof;

Fig. 4 ist eine weiter vergrößerte Schnittansicht des wärmegenerierenden Sondenteils;Fig. 4 is a further enlarged sectional view of the heat generating probe part;

Fig. 5 ist eine Aufrißansicht einer alternativen Ausführungsform der erfindungsgemäßen Sonde;Fig. 5 is an elevational view of an alternative embodiment of the probe of the invention;

Fig. 6 ist eine Aufrißansicht einer weiteren alternativen Ausführungsform der erfindungsgemäßen Sonde;Fig. 6 is an elevational view of another alternative embodiment of the probe according to the invention;

Fig. 7 ist eine perspektivische Ansicht eines Schnittes in der Netzhaut, wobei die Sonde von Fig. 6 verwendet wird;Fig. 7 is a perspective view of a cut in the retina using the probe of Fig. 6;

Fig. 8 ist eine Aufrißansicht einer weiteren Ausführungsform der erfindungsgemäßen SondeFig. 8 is an elevational view of another embodiment of the probe according to the invention

Fig. 9 ist eine vordere Aufrißansicht einer weiteren Ausführungsform der erfindungsgemäßen Sonde, die gezeigt ist, wie sie im Sondenanschlußteil installiert ist;Fig. 9 is a front elevational view of another embodiment of the probe of the present invention shown installed in the probe port;

Fig. 10 ist eine seitliche Aufrißansicht der Sonde aus Fig. 9;Fig. 10 is a side elevational view of the probe of Fig. 9;

Fig. 11 ist eine Frontansicht der Sonde aus Fig. 10, wie sie aus dem Befestigungsanschluß herausgenommen erscheint, undFig. 11 is a front view of the probe of Fig. 10 as it appears removed from the mounting port, and

Fig. 12 ist eine erklärende Ansicht des Schneidens unter Krafteinfluß für Einschnitte unter Verwendung der Sonden der Fig. 9 bis Fig. 11.Fig. 12 is an explanatory view of force cutting for incisions using the probes of Fig. 9 to Fig. 11.

PREFERRED EMBODIMENT OF THE INVENTION

Fig. 1 ist eine Ansicht eines Längsschnittes durch die erfindungsgemäße Sonde 10, die am Abstrahlungsende eines optischen Laserlichtwellenleiters 32 angebracht ist. Der Lichtwellenleiter ist mit einer Laserenergiequelle verbunden (nicht gezeigt).Fig. 1 is a longitudinal sectional view of the probe 10 of the present invention mounted at the emitting end of a laser optical fiber 32. The fiber is connected to a laser energy source (not shown).

Die Sonde 10 ist aus einem laserdurchlässigen Material, wie natürlichem oder künstlichem keramischen Material, z. B. natürlichem oder künstlichem Saphir, Quartz oder Diamant, hergestellt. Auch polymere Materialien können eingesetzt werden. In der gezeigten Ausführungsform weist die Sonde 10 ein sich konisch verjüngendes Hauptkörperteil 12 auf, das an seinem spitzen Ende ein wärmeentwickelndes Teil 11 halbrunder Form und ein Befestigungsteil 14 besitzt. Das Hauptkörperteil 12 und das Befestigungsteil 14 sind einteilig miteinander ausgebildet und zwischen dem Hauptkörperteil 12 und dem Befestigungsteil 14 ist ein Flansch 16 gebildet. Die Sonde 10 wird in ein zylindrisches weibliches Anschlußteil 18 eingepaßt und integrierend durch Einstemmen der zusammengehörigen Oberflächen derselben fixiert oder mittels eines keramikartigen Klebstoffs zwischen den zusammenpassenden Oberflächen befestigt. Das weibliche Anschlußteil 18 hat an der inneren Oberfläche ein Gewinde 20, das den komplementären Schrauben 30 des männlichen Anschlußteils 22 am Auslaßende des optischen Lichtwellenleiters 32 entspricht. Das weibliche Anschlußteil 18 hat zwei Öffnungen 24 durch die zylindrische Anschlußteilwand, was den Durchgang von Kühlwasser 4 oder anderen Flüssigkeiten erleichtert. Die zwei Öffnungen sind peripher mit Winkelabständen von 180o angebracht, obwohl nur eine von ihnen in Fig. 1 gezeigt ist.The probe 10 is made of a laser-transmissive material such as a natural or synthetic ceramic material, e.g. natural or synthetic sapphire, quartz or diamond. Polymeric materials may also be used. In the embodiment shown, the probe 10 has a conically tapered main body portion 12 having a heat-generating portion 11 of semicircular shape and a mounting portion 14 at its tip end. The main body portion 12 and the mounting portion 14 are integrally formed with each other and a flange 16 is formed between the main body portion 12 and the mounting portion 14. The probe 10 is fitted into a cylindrical female connector portion 18 and integrally fixed by caulking the mating surfaces thereof or by means of a ceramic-type adhesive between the mating surfaces. The female connector 18 has a thread 20 on the inner surface which corresponds to the complementary screws 30 of the male connector 22 at the outlet end of the optical fiber 32. The female connector 18 has two openings 24 through the cylindrical connector wall, allowing the passage of cooling water 4 or other liquids. The two openings are arranged peripherally at angular intervals of 180o, although only one of them is shown in Fig. 1.

Andererseits wird das männliche Anschlußteil 22 in das flexible Gehäuse 26, das beispielsweise aus Teflon (Trademark) hergestellt ist, preßgepaßt. Für diese Preßpassung besitzt das männliche Anschlußteil 22 gestufte Teile 28 am Basisteil des männlichen Anschlußteils 22, wodurch das männliche Anschlußteil durch das Gehäuse 26 festgehalten werden kann, um zu verhindern, daß sich beide voneinander trennen. Wie bemerkt, ist das männliche Anschlußteil 22 außen bei 30 mit Gewinde versehen, das dem dem Gewinde 20 des weiblichen Anschlußteils 18 entspricht.On the other hand, the male connector 22 is press-fitted into the flexible housing 26, which is made of Teflon (Trademark), for example. For this press-fit, the male connector 22 has stepped portions 28 on the base portion of the male connector 22, whereby the male connector can be held by the housing 26 to prevent them from separating. As noted, the male connector 22 is externally threaded at 30, which corresponds to the thread 20 of the female connector 18.

Ein optischer Lichtwellenleiter 32 zum Übermitteln von Laserenergie wird in das männliche Anschlußteil 22 eingeführt. Der optische Lichtwellenleiter 32 wird konzentrisch zum Gehäuse 26 angeordnet, wobei dazwische ein Spalt 34 gelassen wird, um Kühlwasser zuzuführen. Obwohl der Lichtwellenleiter 32 fest im männlichen Anschlußteil 18 an einem Abschnitt neben dem gestuften Teil des männlichen Anschlußteils eingepaßt ist, besitzt das gestufte Teil 28 z.B. zwei Schlitze 28a, die peripher mit Winkelabständen von 180o gebildet sind, um Kühlwasser W durchzulassen. Ein Durchgang 36 für das Kühlwasser W wird weiterhin zwischen der inneren Fläche des spitzen Endteils des männlichen Anschlußteils und dem optischen Lichtwellenleiter 32 geschaffen. Das Kühlwasser W wird entsprechend den Anforderungen durch den Spalt 34, dann durch den Schlitz 28 a, den Durchgang 36 geführt und durch die Öffnung 24 abgeführt, um das zu behandelnde Gewebe zu kühlen.An optical fiber 32 for transmitting laser energy is inserted into the male connector 22. The optical fiber 32 is arranged concentrically with the housing 26 with a gap 34 left therebetween for supplying cooling water. Although the optical fiber 32 is firmly fitted in the male connector 18 at a portion adjacent to the stepped portion of the male connector, the stepped portion 28 has, for example, two slits 28a formed peripherally at angular intervals of 180o for passing cooling water W. A passage 36 for the cooling water W is further provided between the inner surface of the tip end portion of the male connector and the optical fiber 32. The cooling water W is guided according to requirements through the gap 34, then through the slot 28a, the passage 36 and discharged through the opening 24 in order to cool the tissue to be treated.

Die lasererzeugende Einheit (nicht gezeigt) ist optisch mit dem Einlaßende des Lichtwellenleiters 32 gekoppelt. Ein 40 Watt Laser ist üblich, obwohl Gewebeverdampfung mittels erf indungsgemäßer Sonden mit Laserleistungen im Bereich von 10 Watt oder weniger bewirkt werden können. Der Laserstrahl aus der lasererzeugenden Einheit wird durch den optischen Lichtwellenleiter 32 geleitet und vom Auslaßende desselben durch die Basisendfläche 38 zur Sonde 10 gekoppelt. Die Laserenergie wird nun von der äußeren Fläche der Probenspitze abgestrahlt, oder, wie genauer weiter unten beschrieben wird, durch das die Probenspitze beschichtende Material absorbiert.The laser generating unit (not shown) is optically coupled to the inlet end of the fiber optic cable 32. A 40 watt laser is common, although tissue vaporization can be accomplished using probes according to the invention with laser powers in the range of 10 watts or less. The laser beam from the laser generating unit is guided through the optical fiber 32 and coupled from the outlet end thereof through the base end face 38 to the probe 10. The laser energy is now radiated from the outer surface of the sample tip, or, as described in more detail below, absorbed by the material coating the sample tip.

Fig. 2 zeigt die Dispersion und Diffusion der Laserenergie, wenn die erfindungsgemäße Sonde eingesetzt wird. Da das Hauptkörperteil 12 der Sonde 10 in einer konisch verjüngenden Form gebildet wird, kann ein Teil der Laserenergie aus der abgeschrägten Oberfläche austreten, jedoch wird der Großteil der Laserenergie von der abgeschrägten Fläche zum spitzen Ende derselben reflektiert. Der Laserstrahl wird am Spitzen Bereich 11 wirksam fokussiert und konzentriert, wobei die Laserenergie von diesem Punkt entweder abgestrahlt oder absorbiert wird. Der Bereich 11 definiert den wärmeentwickelnden Bereich der Sonde 10.Fig. 2 shows the dispersion and diffusion of laser energy when the probe of the present invention is used. Since the main body portion 12 of the probe 10 is formed in a conical tapered shape, some of the laser energy may exit the beveled surface, but most of the laser energy is reflected from the beveled surface to the tip end thereof. The laser beam is effectively focused and concentrated at the tip region 11, with the laser energy either being emitted or absorbed from this point. Region 11 defines the heat generating region of the probe 10.

Die äußere Oberfläche des wärmeentwickelnden Bereichs 11 der Sonde wird, wie in Fig. 3 und 4 gezeigt, matt geschliffen oder aufgerauht, wobei eine unebene und unregelmäßige Form mit Löchern und Vertiefungen darin gebildet wird, die einen Durchmesser und eine Tiefe von 1 bis 100 µm, bevorzugt 10 bis 60 µm besitzen. Der Mattierungs- und Aufrauhprozeß wird bevorzugt unter Einsatz eines computerkontrollierten Schleifrades durchgeführt. Genauer wird die Sonde, deren Oberfläche behandelt wird, gedreht und dann in Kontakt mit einem Diamantschleifstein gebracht. Der Schleifstein folgt der unaufgerauhten Kontur der Probe, angefangen von der Spitze der Probe bis weit nach hinten entlang der konischen Oberfläche wie gewünscht, um das wärmeentwickelnde Teil 11 derselben zu definieren. Der Computer kontrolliert auf konventionelle Art die Position und Geschwindigkeit der Bewegung des Schleifsteins. In einer bevorzugten Anordnung wird ein Schleifstein mit Partikeln zwischen 10 und 20 µm verwendet, wobei der Schleifstein entlang der Sonde mit 3 bis 6 mm/s bewegt wird. Das Ergebnis ist ein aufgerauhter Oberflächenumriß mit Vertiefungen von ungefähr 10 µm darin. Selbstverständlich können andere Verfahren zum Aufrauhen der Sondenoberfläche eingesetzt werden.The outer surface of the heat-generating portion 11 of the probe is dulled or roughened as shown in Figs. 3 and 4, forming an uneven and irregular shape with holes and depressions therein having a diameter and depth of 1 to 100 µm, preferably 10 to 60 µm. The dulling and roughening process is preferably carried out using a computer-controlled grinding wheel. More specifically, the probe whose surface is being treated is rotated and then brought into contact with a diamond grindstone. The grindstone follows the unroughened contour of the sample, starting from the tip of the sample and extending far back along the conical surface as desired to define the heat-generating portion 11 thereof. The computer controls the position and speed of movement of the grindstone in a conventional manner. In a preferred arrangement, a grindstone having particles between 10 and 20 µm is used, the A grinding stone is moved along the probe at 3 to 6 mm/s. The result is a roughened surface contour with depressions of approximately 10 µm in it. Of course, other methods for roughening the probe surface can be used.

Falls die Tiefe der Vertiefungen der aufgerauhten Oberfläche zu klein ist, ist die darin aufgenommene Menge infrarotabsorbierendes Material ebenso klein, wodurch der wärmeentwickelnde Effekt nicht ausreichend ist. Ist andererseits die Oberflächenaufrauhung zu groß, wird viel wärmeabsorbierendes Material aufgenommen, mit damit einhergehendem Abfall der direkten Laserbestrahlung des Gewebes und einem Anstieg der Sondenspitzenerwärumung. Bevorzugt wird die Spitzenoberfläche innerhalb der oben erwähnten Grenzwerte aufgerauht, um eine gute Balance zwischen direkter Laserbestrahlung und indirekter Erwärmung durch die Laserabsorption an der Probenspitze zu erhalten.If the depth of the depressions of the roughened surface is too small, the amount of infrared absorbing material absorbed in them is also small, which means that the heat-generating effect is insufficient. On the other hand, if the surface roughening is too large, a lot of heat-absorbing material is absorbed, with a concomitant decrease in direct laser irradiation of the tissue and an increase in probe tip heating. It is preferable to roughen the tip surface within the limits mentioned above in order to obtain a good balance between direct laser irradiation and indirect heating by laser absorption at the sample tip.

Bezugnehmend auf Fig. 4, wird das infrarotabsorbierende Material 112 in konkaven Bereichen 111, die durch Mattieren oder Aufrauhverfahren gebildet werden, aufgenommen und gehalten. Verschiedene Zusammensetzungen können als Infrarot absorbierendes Material verwendet werden, wie MnO&sub2;, CoO und Fe&sub3;O&sub4;, Cr&sub2;O&sub3;. Das bevorzugte Material ist aufgrund seines hohen Schmelzpunktes Mangandioxid. Graphit oder Kohlenstoff können ebenso verwendet werden, obwohl diese Materialien oxidieren können. Die Partikelgröße des Infrarot absorbierenden Materials ist gering, üblicherweise 10 µ oder weniger. Um das Infrarot absorbierende Material auf die mattierte oder aufgerauhte Oberfläche des Hauptkörperteils 12 oder der Sonde 10 aufzubringen, wird der spitze Endbereich des Hauptkörperteils 12 in eine Suspension des infrarotabsorbierenden Materials getaucht. Als Dispersionsmedium können geeigneterweise Wasser oder Alkohol aufgrund ihrer schnellen Trocknungsrate verwendet werden. Die Dichte des Infrarot absorbierenden Materials kann durch die Kontrolle der Konzentration der Dispersion und/oder der Temperatur der Dispersion gewählt werden, um den gewünschten Wärementwicklungsgrad zu erhalten. Kann eine homogene Dispersion nicht erhalten werden, wird der Dispersion ein oberflächenaktives Agens zugesetzt.Referring to Fig. 4, the infrared absorbing material 112 is received and held in concave portions 111 formed by matting or roughening processes. Various compositions can be used as the infrared absorbing material, such as MnO2, CoO and Fe3O4, Cr2O3. The preferred material is manganese dioxide because of its high melting point. Graphite or carbon can also be used, although these materials may oxidize. The particle size of the infrared absorbing material is small, usually 10 µ or less. To apply the infrared absorbing material to the matted or roughened surface of the main body part 12 or the probe 10, the tip end portion of the main body part 12 is dipped in a suspension of the infrared absorbing material. As the dispersion medium, water or alcohol can be suitably used because of their rapid drying rate. The density of the infrared absorbing material can be controlled by controlling the concentration of the dispersion and/or the The temperature of the dispersion must be selected to obtain the desired degree of heat development. If a homogeneous dispersion cannot be obtained, a surface-active agent is added to the dispersion.

Alternativ kann Baumwolle, die mit dem infrarotabsorbierenden Material getränkt ist oder bevorzugt eine Dispersion des infrarotabsorbierenden Materials verwendet werden, um das infrarotabsorbierende Material auf die mattierte oder aufgerauhte Oberfläche der Sonde zu bringen. Genauer wird 1/2 cm³ Pulver mit ungefähr einem cm³-Wasser gemischt. Trockene Baumwolle wird in die Pulversuspension eingetaucht, so daß die Baumwolle das Pulver gleichmäßig absorbieren kann. Überschussiges Wasser wird aus der Baumwolle gedrückt, bevor die getränkte Baumwolle auf die aufgerauhte Spitzenoberfläche gepreßt und gerieben wird. Saubere Baumwolle wird verwendet, um den Sondenspitzenbereich leicht abzureiben, um überschüssiges Pulver davon zu entfernen.Alternatively, cotton soaked in the infrared absorbing material or, preferably, a dispersion of the infrared absorbing material can be used to apply the infrared absorbing material to the frosted or roughened surface of the probe. Specifically, 1/2 cc of powder is mixed with approximately 1 cc of water. Dry cotton is immersed in the powder suspension so that the cotton can evenly absorb the powder. Excess water is squeezed out of the cotton before the soaked cotton is pressed and rubbed onto the roughened tip surface. Clean cotton is used to lightly rub the probe tip area to remove excess powder from it.

Das in den konkaven Abschnitten 111 abgeschiedene infrarotabsorbierende Material 112 der mattierten oder aufgerauhten Oberfläche wird bevorzugt mit einer Schicht 113 bedeckt, um Beschädigungen des absorbierenden Materials bei normalem Einsatz zu verhindern.The infrared absorbing material 112 of the frosted or roughened surface deposited in the concave portions 111 is preferably covered with a layer 113 to prevent damage to the absorbing material during normal use.

Obwohl das Material der Schicht 113, solange es laserenergiedurchlässig ist sowie einen passenden Wärmewiderstand aufweist, nicht kritisch ist, wird amorphes alkalifreies Glas oder Keramik, wie Silicumdioxid, Polyaluminiumoxid bevorzugt verwendet. Die Verbindung ZrO&sub2;SiO&sub2; ist als zufriedenstellend befunden worden und wird mit Isopropylalkohol gemischt, um damit eine Lösung (20% ZrO&sub2;SiO&sub2;) zu bilden. Die Lösung des schützenden Überzugs kann im genauso, wie für das absorbierende Pulver beschrieben, aufgebracht werden. Baumwolle wird in die Lösung eingetaucht und leicht über den gepuderten spitzen Bereich gestrichen. Die Sonde wird bei Raumtemperatur ca. 30 Minuten getrocknet, dann bei 150ºC weitere 30 Minuten gebacken. Die oben beschriebenen Überzugschritte werden so oft wiederholt, bis eine Dicke zwischen 1 µ und 5 µ erreicht wird.Although the material of layer 113 is not critical as long as it is transparent to laser energy and has a suitable thermal resistance, amorphous alkali-free glass or ceramic such as silica, polyalumina is preferred. The compound ZrO₂SiO₂ has been found satisfactory and is mixed with isopropyl alcohol to form a solution (20% ZrO₂SiO₂). The protective coating solution can be applied in the same way as described for the absorbent powder. Cotton is dipped in the solution and lightly brushed over the powdered tip area. The probe is dried at room temperature for about 30 minutes. then baked at 150ºC for a further 30 minutes. The coating steps described above are repeated until a thickness of between 1 µ and 5 µ is achieved.

Fig. 4 zeigt die Wirkung der aufgerauhten inprägnierten Spitze auf einer auftreffenden Laserstrahl, wenn der Strahl versucht, den spitzen Bereich zu passieren. Wenn der Laserstrahl in den wärmeentwickelnden Bereich 11 eintritt, wird die Laserenergie unregelmäßig sowohl von den zufällig angeordneten infrarotabsorbierenden Partikeln 112 und der Oberfläche der konkaven Abschnitte 111 der Probenspitze reflektiert. Die Laserenergie wird teilweise durch das wärmeabsorbierende Material gedämpft, die restliche wird schließlich von der Spitze abgestrahlt. Die Laserenergie bestrahlt und durchdringt das benachbarte Gewebe auf konventionelle Weise. Der Teil der absorbierten Laserenergie wird in Wärme umgewandelt, was zu einem Temperaturanstieg des wärmeentwickelnden spitzen Teils 11 führt. Obwohl die genaue Temperatur dieses spitzen Bereichs von der Dichte des infrarotabsorbierenden Materials, das auf der Oberfläche des wärmeentwickelnden Teils haftet und von der Laserleistung abhängt, sind Temperaturen zwischen 500 und 720 ºC für die oben beschriebenen Sonden typisch. Bemerkenswerterweise beschleunigen erhöhte Sondenspitzentemperaturen die Verdampfung des mit der Sonde in Kontakt kommenden Gewebes erheblich.Fig. 4 shows the effect of the roughened impregnated tip on an incident laser beam as the beam attempts to pass through the tip region. When the laser beam enters the heat-generating region 11, the laser energy is irregularly reflected from both the randomly arranged infrared absorbing particles 112 and the surface of the concave sections 111 of the sample tip. The laser energy is partially attenuated by the heat-absorbing material, the remainder is eventually radiated from the tip. The laser energy irradiates and penetrates the adjacent tissue in a conventional manner. The portion of the absorbed laser energy is converted to heat, resulting in a rise in temperature of the heat-generating tip portion 11. Although the exact temperature of this tip region depends on the density of the infrared absorbing material adhered to the surface of the heat generating part and on the laser power, temperatures between 500 and 720 ºC are typical for the probes described above. Notably, increased probe tip temperatures significantly accelerate the vaporization of the tissue in contact with the probe.

Obwohl das wärmeentwickelnde Teil 11 nur am halbrunden Teil des spitzen Endes des Hauptkörpers 12 in der vorhergehenden Ausführungsform gezeigt ist, kann es ebenso an anderen Teilen des abgeschrägten Teils oder entlang seiner gesamten Länge, wie bei 11 in Fig. 6 gezeigt, geschaffen werden. In diesem Fall wird das sich verjüngende Teil ebenfalls mattiert oder aufgerauht, so daß der Prozentsatz des Laserstrahls, der die Probenspitze erreicht, reduziert wird, während der Prozentsatz der Gesamtsondenlaserstrahlung ansteigt. Die abgewandelte Sonde 10a aus Fig. 6 ist beispielsweise zum selektiven Schneiden der Netzhaut 52 (Fig. 7) ohne Schneiden der Aderhaut 51 aufgrund von Verdampfungseffekten oder Wärmeentwicklungseffekten am sich verjüngenden Teil geeignet, wenn die Netzhaut 52 von der Aderhaut 51 des Augenhintergrundes abgelöst ist.Although the heat-generating part 11 is shown only at the semicircular part of the tip end of the main body 12 in the previous embodiment, it may also be provided at other parts of the tapered part or along its entire length as shown at 11 in Fig. 6. In this case, the tapered part is also frosted or roughened so that the percentage of the laser beam reaching the probe tip is reduced while the percentage of the total probe laser radiation increases. The modified probe 10a of Fig. 6 is used, for example, for selectively cutting the retina 52 (Fig. 7) without cutting the choroid 51 due to evaporation effects or heat generation effects at the tapered part when the retina 52 is detached from the choroid 51 of the fundus.

Die Sonde kann alternativ eine runde Form haben, wie in Fig. 8 gezeigt. Die Sonde 10b hat ein halbkugeliges Ende, das mit dem wärmeabsorbierenden Material wie oben, bei 11, beschrieben, versehen wird. Die Sonde ist zum Verdampfen und Schneiden beispielsweise von verengten Bereichen der Speiseröhre geeignet.The probe may alternatively have a round shape as shown in Fig. 8. The probe 10b has a hemispherical end, which is provided with the heat-absorbing material as described above, at 11. The probe is suitable for vaporizing and cutting, for example, narrowed areas of the esophagus.

Die Konfiguration der Sonde kann alternativ so sein, daß die gegenüberliegenden Seiten des spitzen Endes eines Zylinders schräg sind und dabei ein keilförmiges Ende, wie in Fig. 9 bis 12 gezeigt, bilden. Die Art Sonde loc kann so verwendet werden, daß sie stark gegen das Gewebe M gedrückt wird, um Kraftschneiden zum Erzeugen von Schnitten im Gewebe M durchzuführen.The configuration of the probe may alternatively be such that the opposite sides of the pointed end of a cylinder are beveled, forming a wedge-shaped end as shown in Figs. 9 to 12. The type probe loc may be used to be pressed strongly against the tissue M to perform power cutting to create cuts in the tissue M.

Die Länge des wärmeentwickelnden Abschnitts 11 der Sonde 10, wie in Fig. 1 bis 10 gezeigt, kann entsprechend der Einführungstiefe der Sonde in das Gewebe bestimmt werden kann im allgemeinen innerhalb eines Bereichs von 1,0 bis 7 mm sein. Obwohl das spitze Ende des wärmeentwickelnden Abschnitts 11 nicht immer halbkugelige Form haben muß, kann ein spitzes Ende des wärmeentwickelnden Teils möglicherweise brechen, daher ist das wärmeentwickelnde Teil bevorzugt abgerundet. Der Flansch 16 dient, wie vorbeschrieben, als Auflage oder als Anschlag zum Positionieren der Sonde 10 im Gewebe M, wenn die Sonde 10 in das Gewebe M eingeführt wird, bis die vordere Endfläche des vorspringenden Flansches 16 auf das Gewebe M auftrifft. Natürlich kann der Flansch 16 auch weggelassen werden.The length of the heat generating portion 11 of the probe 10, as shown in Figs. 1 to 10, can be determined according to the insertion depth of the probe into the tissue and can generally be within a range of 1.0 to 7 mm. Although the tip end of the heat generating portion 11 does not always have to be hemispherical in shape, a tip end of the heat generating portion may possibly break, so the heat generating portion is preferably rounded. The flange 16, as described above, serves as a support or a stopper for positioning the probe 10 in the tissue M when the probe 10 is inserted into the tissue M until the front end surface of the projecting flange 16 hits the tissue M. Of course, the flange 16 may be omitted.

Fig. 13 zeigt eine weitere Form der Sonde, in welcher das wärmeentwickelnde Teil 11 sich in einen mittleren Abschnitt der Verjüngung erstreckt. Diese Art der Sonde 10D kann an ein chirurgisches Kontaktskalpell angepaßt werden.Fig. 13 shows another form of the probe, in which the heat-generating part 11 is divided into a central section of the taper. This type of probe 10D can be adapted to a surgical contact scalpel.

Claims

1. A medical laser probe (10) for transmitting energy from the output end of an optical laser waveguide (32) to a tissue to be laser treated, the probe comprising: laser-transmissive material having a laser energy inlet region for receiving laser energy from the optical waveguide and a laser energy radiating surface (11), wherein the laser energy is guided from the inlet region through the probe of transmissive material to impinge on the probe radiating surface, characterized in that an infrared absorbing coating (112) is applied corresponding to the laser energy radiating surface for converting a predetermined percentage of the laser energy impinging thereon into thermal energy, whereby the increased temperature of the probe radiating surface will increase tissue vaporization and whereby the laser energy introduced into the probe which is not converted into thermal energy by the infrared absorbing layer will heat tissue adjacent to the Radiation surface irradiated.

2. Medical laser probe according to claim 1, characterized in that the infrared-absorbing coating (112) is covered with a layer (113) of a laser-permeable material.

3. Medical laser probe according to claim 1 or 2, characterized in that the radiation surface of the probe (11) has an irregular and uneven outline which defines concave recesses (111) for irregular refraction and reflection of the incident laser energy and for receiving the infrared absorbing coating in these concave recesses.

4. Medical laser probe according to claim 3, characterized in that the concave depressions (111) which determine the uneven surface contour are between 1 and 100 µm.

5. Medical laser probe according to one of claims 1 to 4, characterized in that the infrared-absorbing coating (112) is selected from graphite, carbon, alumina and titanium oxide, magnesium oxide and iron oxide.

6. Medical laser probe according to one of claims 1 to 5, characterized in that the infrared-absorbing coating (112) is a powder material with grain sizes below 10 µ.

7. Medical laser probe according to one of claims 2 to 6, characterized in that the laser-permeable coating (113) is made of an amorphous alkali-free glass.

8. Medical laser probe according to one of claims 2 to 6, characterized in that the laser-permeable coating (113) is ZrO₂SiO₂.

9. A method of manufacturing a surgical medical laser probe having a heat generating region thereon, comprising the steps of:

Presenting a laser probe (10) according to claim 1 and roughening the surface of the probe (11), thereby defining the nominal laser emission area thereof;

applying a layer of infrared absorbing material (112) to the roughened surface, the material collecting in the uneven recesses contained in the roughened surface area; and

Applying a protective laser-transparent layer (113) over the infrared-absorbing layer.

10. Method according to claim 9, characterized by the steps comprising the steps:

presenting the laser probe (10) and grinding the probe surface (11) of the probe defining the nominal laser emission area thereof to form an irregular, uneven contour with concave depressions (111) of between 1 and 100 µm;

Providing a powder of laser-absorbing material (112) having particles with a diameter of less than 10 µ and preparing a suspension thereof;

Immersing an applicator in the suspension; and

Coating the uneven probe surface outline with the applicator with the infrared absorbing material to thereby deposit absorbing material in the concave recesses defined therein.

11. Method according to claim 10, characterized by the further steps:

Preparing an alcoholic solution containing a soluble amorphous ceramic compound;

Apply the solution to the uneven surface contour (containing the laser absorbing material) and dry the laser probe to remove the alcohol.