Laser therapeutic instrument

本発明は、レーザ治療装置に関し、特に歯牙と皮膚の蒸散に好適な波長のレーザ光を出力することのできる治療装置に関する。

従来からレーザ（laser）を医科、歯科の治療に利用することが行われている。 レーザによる治療は、使用するレーザの波長によって人体組織に対する吸収の度合いが異なるため、治療の種類により、適した波長が選択される。 例えば、歯科の治療において、歯牙の蒸散（切開）を行う場合には、水に対する吸収率の高い３μｍ近傍の波長を有するＥｒ：ＹＡＧレーザが適している。
これは、歯牙のエナメル質の９７％を占めるハイドロキシアパタイトが、水和殻により水素結合を成しているが、この水和殻内のＯＨ（水酸）基伸縮振動に由来する吸収波長に同調するからである。
また、軟組織の切開、組織の止血などを行う場合において、Ｅｒ：ＹＡＧレーザよりも水に対する吸収率の低いＮｄ：ＹＡＧレーザ（波長：１．０６μｍ）、Ｈｏ：ＹＡＧレーザ（波長：２．１μｍ）及びＣＯ _２レーザ（波長：１０．６μｍ）は、エネルギが組織の内部まで到達するため適している。

しかしながら、Ｅｒ：ＹＡＧレーザは、エネルギ変換効率が劣ることに加え、光の伝送系損失が他のレーザに比較して著しく大きい。 具体的には、投入された９８％以上の電気エネルギは利用されることなく熱に変換され、かつ４０％以上の光エネルギは導波路や光学部品で消失してしまうなど、エネルギの利用効率が非常に悪かった。 また、十分なエネルギを得るためには、供給する電源も大きくしなければならず、設置スペースも必要で、実際に治療を行う術者の側からすれば、取り扱いが容易でないという問題もあった。

Ｅｒ：ＹＡＧレーザを用いることなく歯牙の蒸散をなし得るレーザ治療装置が、特許文献１に開示されている。 特許文献１に開示されたレーザ光学系の概略構成を図８に示す。
図８に示すように、レーザ発振ユニット２００から波長の異なる複数のレーザ光５０４，５０６が同時に出力される。 出力されたレーザ光５０４，５０６は、フレキシブルチューブ６００を介してハンド・ピース７００に伝送され、ハンド・ピース７００に装着された照射チップ７０１の先端から治療部位に照射されるようになっている。

レーザ発振ユニット２００は、レーザ発振器３００と、光パラメトリック発振器（Optical Parametric Oscillator）４００と、混合比率調整器４８０とを有している。
レーザ発振器３００は、レーザ・ダイオード３２０とＮｄ：ＹＡＧレーザ３４０とを含む。 Ｎｄ：ＹＡＧレーザ３４０は、波長が８０８ｎｍのレーザ・ダイオード３２０からの励起光５００で励起され、波長が１．０６μｍのレーザ光５０２を発生させる。
光パラメトリック発振器４００は、図９に示すように、ＬｉＮｂＯ _３からなる非線形光学結晶４２０を入射ミラー４４０と出射ミラー４６０の間に配置したものであり、ポンプ光Ｌ０を入射すると、シグナル光Ｌ１とアイドラ光Ｌ２を発生させる。 シグナル光Ｌ１とアイドラ光Ｌ２の波長は、非線形光学結晶４２０の配置角度、結晶内格子間隔、結晶温度等により、適宜に設定することができる。
光パラメトリック発振器４００には、ポンプ光Ｌ０として、レーザ発振器３００からの波長が１．０６μｍのレーザ光５０２が入射される。 これにより、波長が１．４〜２．１μｍのシグナル光Ｌ１（以下、２μｍ帯のレーザ光とも言う）と、波長が２．１〜４．３μｍのアイドラ光Ｌ２（以下、３μｍ帯のレーザ光とも言う）とが発生する。

混合比率調整器４８０は、２μｍ帯のレーザ光５０４と３μｍ帯のレーザ光５０６とに対する透過率が異なる特殊フィルタ４８０ａ，４８０ｂを備える。 混合比率調整器４８０は、レーザ光５０４，５０６の光路内に特殊フィルタ４８０ａ，４８０ｂを選択的に使用可能にして、２μｍ帯のレーザ光５０４と３μｍ帯のレーザ光５０６との混合比率を調整できるようになっている。

特許文献１の装置によれば、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ３４０を用い、光パラメトリック発振器４００により同時に発振した２波長のレーザ光５０４，５０６を、症例や処置部位に最適な混合比率となるように混合比率調整器４８０で調整した後、ハンド・ピース７００に装着された照射チップ７０１の先端から外部に照射することができる。 つまり、軟組織の切開、止血などに適している２μｍ帯のレーザ光５０４と、硬組織の切削や軟組織の表層のアブレーションなどに適した３μｍ帯のレーザ光５０６を、適宜な混合比率で用いることができるので、医科、歯科の各種症例の手術に、好適である。

特開２００２−１２５９８２号公報

特許文献１のレーザ治療装置は、軟組織の切開、止血などに適している２μｍ帯のレーザ光５０４と、硬組織の切削や軟組織の表層のアブレーションなどに適した３μｍ帯のレーザ光５０６を適宜な混合比率で外部に照射するものである。 ここで、２μｍ帯のレーザ光５０４は、歯牙の蒸散に用いることができない。 ２μｍ帯のレーザ光５０４は、歯牙に対して３μｍ帯のレーザ光５０６に対して１０００倍以上の浸入深さがあるため、３μｍ帯のレーザ光５０６と一緒に歯牙に照射すると、歯髄に重篤な熱組織損傷を与えかねない。 したがって、歯牙の蒸散を目的とする場合には、混合比率調整器４８０で３μｍ帯のレーザ光５０６だけを選択的に透過させるか、又は他の光学系で歯牙への３μｍ帯のレーザ光５０６の照射を遮る必要がある。 この場合、２μｍ帯のレーザ光５０４を生成するのに費やされたエネルギが歯牙の蒸散のために使用されない。 したがって、特許文献１のレーザ治療装置は、歯牙の蒸散を効率的に行う上では改良の余地がある。
本発明は、このような技術的課題に基づいてなされたもので、投入したエネルギを高効率で歯牙の蒸散に使用することのできるレーザ治療装置を提供することを目的とする。

歯牙、特にエナメル質の９７％を占めるハイドロキシアパタイト（Ｃａ _１０ （ＰＯ _４ ） _６ （ＯＨ） _２ ）を水素結合させている水和殻のＯＨ（水酸）基の伸縮振動に由来した吸収波長に同調したレーザ波長を有するＥｒ：ＹＡＧレーザが歯牙の蒸散には適している。 ところが、前述したように、Ｅｒ：ＹＡＧレーザは、エネルギ効率が極めて低い等の問題がある。 そこで本発明者は、特許文献１で用いられている光パラメトリック発振器（Optical Parametric Oscillator）により変換される２つの波長を、ともに歯牙蒸散に利用できる帯域に調整することに着想した。

ここで、光パラメトリック発振器にポンプ光を入射すると、シグナル光とアイドラ光が生成される。 ポンプ光、シグナル光及びアイドラ光の波長を各々λ _Ｐ 、λ _Ｓ及びλ _ｉとすると、以下の式（１）が成立する。 光パラメトリック発振器を構成する非線形光学結晶の配置角度、結晶内格子間隔、結晶温度等（以下、非線形光学結晶の仕様と称す）により、特許文献１にも記載されるように、下記式（１）に従って、シグナル光の波長（λ _Ｓ ）及びアイドラ光の波長（λ _ｉ ）を適宜に設定することができる。 そこで本発明では、光パラメトリック発振器により変換される２つの波長を、ともに歯牙蒸散に利用できる帯域に調整することを実現する。
１／λ _Ｐ ＝１／λ _Ｓ ＋１／λ _ｉ … （１）

この着想に基づく本発明のレーザ治療装置は、単一波長のレーザ光を発振して出力するレーザ発振器と、レーザ発振器から出力されたレーザ光がポンプ光として入力され、かつ入力されたポンプ光をシグナル光とアイドラ光に変換して出力する光パラメトリック発振器と、を備えており、シグナル光の波長をλ _Ｓ 、アイドラ光の波長をλ _ｉとすると、光パラメトリック発振器は、λ _Ｓ及びλ _ｉの両者を２．７２〜３．４２μｍの範囲に出力することを特徴とする。

本発明のレーザ治療装置において、λ _Ｓ及びλ _ｉは２．７８〜３．１７μｍの範囲にあることが好ましい。 この範囲は水に対する吸収率、水の熱緩和時間及び光侵入深さを考慮して、歯牙の蒸散と歯髄の保護にとってより好ましい波長域である。
また、本発明のレーザ治療装置において、レーザ発振器を、ファイバ・レーザ発振器またはファイバ増幅器とすることが好ましい。 ファイバ・レーザ発振器又はファイバ増幅器は、波長が２．７８〜３．１７μｍのシグナル光及びアイドラ光を得るために好適な波長のレーザ光（ポンプ光）を発振して出力できる。 この好適な波長域は、１．３９〜１．５８５μｍであり、実現的には１．５５μｍを推奨する。
さらに、本発明のレーザ治療装置において、光パラメトリック発振器から出力されたシグナル光及びアイドラ光を同時に外部に照射する照射チップを有するハンド・ピースを備えることができる。 この場合、光パラメトリック発振器をハンド・ピースに内蔵させることができる。 このレーザ治療装置は、ポンプ光が１．３９〜１．５８５μｍの範囲の波長に対し低損失で、かつ低コストの石英製の光ファイバを用いて、光パラメトリック発振器までポンプ光を低損失で伝送できる。
加えて本発明のレーザ治療装置は、歯科用の治療装置として用いられた場合、光パラメトリック発振器から出力されたシグナル光及びアイドラ光は、その出力状態が維持されて歯牙に照射されることを特徴とすることができる。

以上述べたように、本発明のレーザ治療装置によれば、光パラメトリック発振器により変換された、シグナル光の波長及びアイドラ光の波長が２．７２〜３．４２μｍの範囲内に調整され、シグナル光及びアイドラ光の両方を歯牙の蒸散に用いることができるため、投入したエネルギの利用効率の向上を図ることができる。 また、シグナル光及びアイドラ光のいずれかを使用しない場合に比べて、歯牙の蒸散速度を速くできる。
また、光パラメトリック発振器をハンド・ピースに内蔵することにより、石英製の光ファイバを使用することができるため、低コスト化を実現することができる。
さらに、エネルギ効率の向上により、従来のＥｒ：ＹＡＧレーザを使用した装置より電源容量を小さくでき、結果として装置全体が軽量小型になるため、術者が扱いやすい。

＜第１の実施形態＞
以下、添付図面に示す実施の形態に基づいてこの発明を詳細に説明する。
図１は、本発明に係る第１の実施形態のレーザ治療装置１０の概略構成を示す図である。
レーザ治療装置１０は、レーザ発振器２０と、ハンド・ピース３０と、レーザ発振器２０で発振して出力されたレーザ光をハンド・ピース３０まで伝送する導波路５０とを備えている。 ハンド・ピース３０の本体３１には、導波路５０を介して伝送されたレーザ光の波長変換を行う光パラメトリック発振器４０が内蔵されている。
このレーザ治療装置１０は、レーザ発振器２０から出力された波長が１．５５μｍのレーザ光（ポンプ光６０）を、光パラメトリック発振器４０で２．７２〜３．４２μｍの範囲にあるレーザ光（シグナル光６１及びアイドラ光６２）に波長変換して、ハンド・ピース３０の照射チップ３２から出力するものである。 術者は、このハンド・ピース３０を持って、照射チップ３２から出力されるレーザ光を治療部位に照射する。

レーザ発振器２０は、０．９８μｍの励起光を用いて、所謂光ファイバ・レーザより波長１．５５μｍのレーザ光を発振して、導波路５０に出力する。
レーザ発振器２０は、励起光源であるＬＤ（Laser Diode；半導体レーザ）２１を備え、このＬＤ２１側から、アイソレータ（Isolator）２２と、ＦＢＧ（Fiber Bragg Grating；ファイバ・ブラッグ・グレーティング）２３と、ＥＤＦ（Erbium Doped Fiber）２４と、Ｑスイッチ２５と、ＦＢＧ２６とを含み、導波路２７上にこの順番で配置されている。

ＬＤ２１は、波長０．９８μｍのレーザ光を励起光として出力する。 ＬＤ２１としては、例えば、ＩｎＧａＡｓ系半導体レーザを用いることができる。 本発明のＬＤ２１は、もちろんこれに限るものではない。
レーザ発振器２０は、ＬＤ２１を複数備えている。 これは、レーザ発振器２０が発振するレーザ光の出力値を大きくするためである。 ただし、単一のＬＤ２１によって大きな出力を得ることができるのであれば、複数のＬＤ２１を備える必要がないことは言うまでもない。

ＬＤ２１から出力された励起光は、アイソレータ２２及びＦＢＧ２３を介してＥＤＦ２４に入力される。 ＥＤＦ２４は、石英ガラスにＥｒ（エルビウム）がドープされたシングルモードの偏波保持光ファイバである。 ＥＤＦ２４に含まれるＥｒ（エルビウム）は、波長１．５μｍ帯に遷移を有している。 したがって、ＥＤＦ２４に入力された励起光により、ＥＤＦ２４を往き帰するうちに、波長が１．５５μｍの光に増幅される。 なお、励起光の波長として、前述の０．９８μｍ以外に、ＩｎＧａＡｓ系半導体レーザの１．４８μｍや、ＧａＡｌＡｓ係半導体レーザの０．８２μｍを用いることもできる。

波長が１．５５μｍの光は、ＦＢＧ２３及びＦＢＧ２６の間で共振され、かつＱスイッチ２５でパルス発振されて、導波路５０に出力される。 ここで、ＦＢＧ２３は波長１．５５μｍの光を全反射させるものであり、また、ＦＢＧ２６は波長１．５５μｍの光を部分反射させるものである。 ＦＢＧ２６は、例えば、波長１．５５μｍの光を１０％程度透過するものを用いることができる。

レーザ発振器２０から出力された波長１．５５μｍのレーザ光は、導波路５０を介して、ハンド・ピース３０に内蔵された光パラメトリック発振器４０に入力される。 この導波路５０としては、例えば偏波保持光ファイバを用いることができる。 この光ファイバは、通信用として多用されているため安価であり、波長１．５５μｍのレーザ光を低損失で伝送できる利点がある。 レーザ発振器２０からハンド・ピース３０までの間の導波路５０に通信用の光ファイバを用いることができるレーザ治療装置１０は、コスト的な利点が大きい。

光パラメトリック発振器４０は、図１に示すように、非線形光学結晶４１をフロントミラー４２とリアミラー４３の間に配置する基本構成を有している。 導波路５０を伝送された波長１．５５μｍのレーザ光（ポンプ光６０）が、集光ミラー４４を介して光パラメトリック発振器４０に入力されると、シグナル光６１とアイドラ光６２が生成される。 ここで、ポンプ光６０、シグナル光６１及びアイドラ光６２の波長を各々λ _Ｐ 、λ _Ｓ及びλ _ｉとすると、前述したように、式（１）が成立する。
１／λ _Ｐ ＝１／λ _Ｓ ＋１／λ _ｉ … （１）
光パラメトリック発振器４０には、ポンプ光６０として、波長λ _Ｐが１．５５μｍのレーザ光が入力される。 シグナル光６１の波長λ _Ｓを３．０μｍに調整したとすると、アイドラ光６２の波長λ _ｉは、上記式（１）により、３．２μｍとなる。
光パラメトリック発振器４０で生成されたシグナル光６１及びアイドラ光６２は、ハンド・ピース３０の照射チップ３２から外部に照射される。 このシグナル光６１及びアイドラ光６２は、特許文献１で示される特殊フィルタ４８０ａ及び４８０ｂを透過することがないので、光パラメトリック発振器４０で出力された状態が維持されたまま外部に照射される。 なお、「出力された状態が維持されたまま」とは、不可避的な損失は除かれる。

非線形光学結晶４１としては、第一にバルク型として、ＬｉＢ _３ Ｏ _５結晶、ＫＴｉＯＡＳＯ _４結晶、ＲｂＴｉＯＰＯ _４結晶、βＢａＢ _２ Ｏ _４結晶、ＫＴｉＯＰＯ _４結晶、ＬｉＩＯ _３結晶、ＬｉＮｂＯ _３結晶及びＢｉＢ _３ Ｏ _６結晶を用いることができる。 この中では、ＫＴｉＯＡＳＯ _４結晶及びＬｉＮｂＯ _３結晶を非線形光学結晶４１として用いることが好ましい。
第二には、擬似位相整合（ＱＰＭ：Quasi Phase Matching）結晶を用いることができ、結晶内任意に周期分極反転構造を形成したＬｉＮｂＯ _３が最も汎用され、ＰＰＬＮ（Periodically Poled Lithium Niobate）、又はＭｇＯがドーピングされたＰＰＭｇＬＮとして略称されている。

シグナル光６１及びアイドラ光６２の波長は、非線形光学結晶４１の組成を調整することに加えて、非線形光学結晶４１の形状、フロントミラー４２とリアミラー４３に対する角度を変動させることにより、適宜調整できる。

ここで、図２は、水をＦＴ−ＩＲ（Fourier Transfer Infrared Spectrometer；フーリエ変換赤外分光光度計）分析した結果を示すグラフである。 図２に示すように、水は波数（１／ｃｍ）が３４００近傍に吸光度のピークが存在する。 このピークは、ハイドロキシアパタイト（Ｃａ _１０ （ＰＯ _４ ） _６ （ＯＨ） _２ ）を水素結合させている水和殻である水のＯＨ（水酸）基伸縮振動由来の吸収波長に近似している。 つまり、歯牙の蒸散にとって、図２のピークを含むグラフ曲線の凸部の範囲の波数（波長）が有効である。 このことに基づいて、本願発明は、水の吸光度が約１０％以上となる波長が２．７２〜３．４２μｍ（波数が３６７６〜２９７４（１／ｃｍ））の範囲のシグナル光６１及びアイドラ光６２を光パラメトリック発振器４０で生成させる。 このときのポンプ光６０の波長λ _Ｐは、１．３６〜１．７１μｍの範囲にある。 また、図２より、波長２．９５９〜３．１１３μｍの範囲では吸光度が約９５％以上となるので、シグナル光６１及びアイドラ光６２の両者がこの範囲に変換されることが好ましい。 このときのポンプ光６０の波長λ _Ｐは、１．４７９５〜１．５５６５μｍの範囲にある。

本実施の形態によるレーザ治療装置１０は、波長λ _Ｓが３．０μｍのシグナル光６１と波長λ _ｉが３．２μｍのアイドラ光６２を同時に照射チップ３２から出力することができる。 このシグナル光６１及びアイドラ６２光は、その波長がともに２．７２〜３．４２μｍの範囲にある。 したがって、本実施の形態によるレーザ治療装置１０を歯牙の蒸散に適用すると、生成されたシグナル６１光及びアイドラ光６２の両者を歯牙に照射できる。 これは、２μｍ帯のレーザ光を歯牙の蒸散のために使用できない特許文献１に比べて、投入したエネルギを無駄なく使用できること、さらに歯牙蒸散の速度を速くできることを意味する。

光パラメトリック発振器４０において、ポンプ光６０から変換されたシグナル光６１及びアイドラ光６２は、ポンプ光６０が有していたエネルギを１００とすると、エネルギの約５１．６％がシグナル光６１に、またエネルギの約４８．４％がアイドラ光６２に分配される。 したがって、例えばアイドラ光６２を用いることができない場合に比べて、シグナル光６１及びアイドラ光６２をともに用いると、３倍近くのエネルギで歯牙の蒸散を行うことができる。
本実施の形態において、シグナル光６１及びアイドラ光６２の波長は、２．７２〜３．４２μｍの範囲とするが、図２において吸光度が３０％以上(熱緩和時間が約１０μsec以下・光侵入深さが約３μｍ以下)が得られる２．７８〜３．１７μｍの範囲、さらには吸光度が９５％以上得られる２．９５９〜３．１１３μｍの範囲とすることが歯牙蒸散の速度向上及び歯髄への安全性にとって好ましい。

ここで、ポンプ光６０の波長（λ _ｐ ）を１．３５μｍ、１．４５μｍ、１．５５μｍ、１．６５μｍ及び１．７５μｍとし、かつシグナル光６１の波長（λ _ｓ ）を２．７２〜３．４２μｍに調整した場合の、シグナル光６１の波長（λ _ｓ ）及びアイドラ光６２の波長（λ _ｉ ）の変動曲線を図３のグラフに示す。 なお、この曲線は、前述の式（１）により求めている。
図３のグラフ中の点線で囲まれた矩形領域は、シグナル光６１の波長（λ _ｓ ）及びアイドラ光６２の波長（λ _ｉ ）がともに２．７２〜３．４２μｍの範囲内にあることを示している。 図３より、ポンプ光６０の波長（λ _ｐ ）が１．３５〜１．７５μｍの範囲にあると、シグナル光６１の波長（λ _ｓ ）及びアイドラ光６２の波長（λ _ｉ ）をともに２．７２〜３．４２μｍの範囲内に調整することができる。 ただし、ポンプ光６０の波長（λ _ｐ ）が１．３５μｍ又は１．７５μｍでは、シグナル光６１の波長（λ _ｓ ）及びアイドラ光６２の波長（λ _ｉ ）は、狭い範囲でしか２．７２〜３．４２μｍの範囲に調整できない。 したがって、より広い範囲でシグナル光６１の波長（λ _ｓ ）及びアイドラ光６２の波長（λ _ｉ ）を２．７２〜３．４２μｍの範囲に調整するためには、ポンプ光６０の波長（λ _ｐ ）を１．４５〜１．６５μｍの範囲とすることが好ましい。

本実施の形態によるレーザ治療装置１０は、歯科治療を行うことができる。 具体的には、硬組織である歯牙の蒸散に加えて、歯石除去、根管拡大、根管滅菌、歯周ポケット照射、根尖除去、メラニン色素除去、逆根管形成等の治療を行うことができる。 この場合、照射チップ３２は、それぞれの症例に応じた形態のものを用いることが必要である。
また、レーザ治療装置１０は、ハンド・ピース３０の照射チップ３２から、２．７２〜３．４２μｍの範囲内に調整されたシグナル光６１及びアイドラ光６２の他に、水、空気その他の流体を吐出する機構を設けることができる。

以上では、水の吸光度に基づいてシグナル光６１及びアイドラ光６２の波長について述べたが、以下の観点からシグナル光６１及びアイドラ光６２の波長を特定することもできる。
歯牙を構成している主成分は、ハイドロキシアパタイト（以下、ＨＡ)であり、エナメル質に約９７％、象牙質に約７０％含まれている。 レーザ光による歯牙蒸散の基本原理は、ＨＡを水素結合させている要である水和殻、つまり水分子の伸縮振動に由来する吸収波長に同調させたレーザ光を照射し、その水和殻を破壊することにある。 この水和殻を破壊し、さらにＨＡの吸収波長に同調できる２波長があれば、さらに蒸散に有効であることは容易に推測できる。

図４は、ＨＡの赤外吸収スペクトル特性を示すが、図中左側の波数３５８１[１/ｃｍ]に吸収ピークが存在する。 この吸収は、ＨＡのＯＨ基に由来する伸縮振動吸収波長であり、およそ２．８μｍである。
従って、光パラメトリック発振器４０で波長変換し歯牙の蒸散に用いる場合、２．８μｍ付近のシグナル光６１及びアイドラ光６２を発生させるのが有効である。
図２より波長２．８μｍの吸光度は、およそ３５％であるが、シグナル光６１の波長λ _Ｓを２．８μｍに固定し、ポンプ光６０の波長λ _pを１．４μｍから約１．５１μｍまで増加させていくと、シグナル光６１及びアイドラ光６２（λ _Ｓ ＋λ _ｉ ）の総合吸光度は、図５に示すように、山型の曲線を描き、６５％程度の最大値が得られる。 図５の曲線より、波長λ _pがおよそ１．４６μｍのポンプ光６０を用いることが理想であり、この時のアイドラ光６２の波長λ _ｉは、３．０５μｍとなる。

波長が３．０５μｍの場合、約１００％の吸光度が得られるため、全エネルギが水和殻破壊を選択的に担い、波長λ _Ｓが２．８μｍのシグナル光６１は、直接ＨＡに作用してより効果的にＨＡの破壊に寄与する。
上記の場合、位相整合条件であるν _ｐ ＝ν _ｓ ＋ν _ｉ (ν:レーザの振動数）が満足されている限り、シグナル光６１のエネルギＥｓとアイドラ光６２のエネルギＥｉの比率は、Ｅｓ：Ｅｉ＝１:０．９２となり両者同程度のエネルギを保有している。

波長λ _Ｓが２．８μｍのシグナル光６１を得る為のポンプ光６０のレーザ光源には、ＴＤＦＡ（Ｔｍドープ光ファイバ増幅器）を利用することができる。 ＴＤＦＡは、１．４５μｍ帯の波長を発信する。 したがって、ＴＤＦＡを利用してポンプ光６０のλ _pを１．４８μｍとすれば、前記式（１）より、波長λ _Ｓが２．８μｍのシグナル光６１、波長λ _ｉが３．１４μｍのアイドラ光６２を得ることができる。

＜第２の実施形態＞
図６は、本発明に係る第２の実施形態のレーザ治療装置７０の概略構成を示す図である。
レーザ治療装置７０は、レーザ発振器８０と、ハンド・ピース３０と、レーザ発振器８０で生成されたレーザ光をハンド・ピース３０まで伝送する導波路５０とを備えている。 このレーザ治療装置７０は、レーザ発振器８０が第１の実施形態のレーザ治療装置１０と異なるが、導波路５０及びハンド・ピース３０の構成はレーザ治療装置１０と同じである。 したがって、導波路５０及びハンド・ピース３０については、第１の実施形態と同一の符号を付して、その説明を省略する。

レーザ治療装置７０のレーザ発振器８０は、高速変調制御可能な波長１．５５μｍのシード（種）光を増幅して、光パラメトリック発振器４０に供給するポンプ光６０を生成するものである。 このレーザ発振器８０は、ＭＯＰＡ（Master Oscillator Power Amplifier）方式と呼ばれる増幅方式に基づくものである。
レーザ発振器８０は、波長１．５５μｍのシード光を発振して出力するＤＦＢ−ＬＤ（Distributed Feedback Laser Diode；分布帰還型レーザ・ダイオード）８１を備え、かつこのＤＦＢ−ＬＤ８１側から、アイソレータ８４、ＴＦＢ（Tapered Fiber Bundle；テーパ・ファイバ・バンドル）８５、ＥＤＦ８６、アイソレータ８７、ＴＦＢ８８、ＥＤＦ８９及びアイソレータ９０を含み、導波路９１上にこの順番で配置されている。 また、レーザ発振器８０は、アイソレータ８４とＴＦＢ８５の間の導波路９１に、ＳＭ−ＬＤ（Single Mode Laser Diode；シングル・モード・レーザ・ダイオード）８２がＴＦＢ８５を介して接続されている。 さらに、レーザ発振器８０は、アイソレータ８７とＴＦＢ８８の間の導波路９１に、複数のＭＭ−ＬＤ（Multi Mode Laser Diode；マルチ・モード・レーザ・ダイオード）８３がＴＦＢ８８を介して接続されている。

レーザ発振器８０において、ＤＦＢ−ＬＤ８１から発振されるシード光は出力値が低いため、その後段において増幅する。 増幅は２段で行われる。
１段目の増幅は、ＥＤＦ（Erbium Doped Fiber）８６において行われる。 このＥＤＦ８６は、シングルモードである。 ＥＤＦ８６のコアにシード光がカップリングされ、かつＥＤＦ８６のクラッドにＳＭ−ＬＤ８２から出力された励起光が取り込まれることにより、シード光が増幅される。 この増幅により、シード光のビーム品質が向上する。 ＳＭ−ＬＤ８２から出力される励起光は、波長が０．９８μｍである。

２段目の増幅は、ＥＤＦ８９において行われる。 すなちわ、ＥＤＦ８６で増幅された光（第１増幅光）は、アイソレータ８７、ＴＦＢ８８を通過して、ＥＤＦ８９に入力される。 このとき、第１増幅光はＥＤＦ８９のコアにカップリングされる。 一方、ＭＭ−ＬＤ８３から出力される波長が０．９１５μｍの励起光は、ＴＦＢ８８を介してＥＤＦ８９のクラッドに取り込まれる。 したがって、第１増幅光は、ＥＤＦ８９において第２増幅光に増幅される。 波長が１．５５μｍの第２増幅光は、導波路５０を介して、ハンド・ピース３０に内蔵された光パラメトリック発振器４０にポンプ光６０として入力される。 光パラメトリック発振器４０は、第１の実施形態で説明したように、例えば、波長λｐが１．５５μｍのポンプ光６０を波長λ _Ｓが３．０μｍのシグナル光６１及び波長λ _ｉが３．２μｍのアイドラ光６２に変換して出力する。

＜第３の実施形態＞
図７は、本発明に係る第３の実施形態のレーザ治療装置１００の概略構成を示す図である。
レーザ治療装置１００は、レーザ発振器８０と、光パラメトリック発振器１１０と、ハンド・ピース１２０と、レーザ発振器８０から出力されたレーザ光を光パラメトリック発振器１１０まで伝送する導波路１３０と、光パラメトリック発振器１１０から出力されたレーザ光をハンド・ピース１２０まで伝送する導波路１３１とを備えている。
このレーザ治療装置１００は、光パラメトリック発振器１１０がハンド・ピース１２０とは別体として設けられている点で第２の実施形態のレーザ治療装置７０と異なっているが、レーザ発振器８０の構成は第２の実施形態のレーザ治療装置７０と同じである。 したがって、レーザ発振器８０については、第２の実施形態と同一の符号を付して、その説明を省略する。

レーザ治療装置１００の光パラメトリック発振器１１０は、図７に示すように、非線形光学結晶１１１をフロントミラー１１２とリアミラー１１３の間に配置する基本構成を有している。 導波路１３０を伝送された波長１．５５μｍのレーザ光（以下、ポンプ光１１７）は、集光ミラー１１４、反射ミラー１１５を介して上記基本構成に入力されると、シグナル光１１８とアイドラ光１１９が生成される。 ここで、シグナル光１１８及びアイドラ光１１９の波長を各々λ _Ｓ及びλ _ｉとすると、第１の実施形態で説明したように、波長λ _Ｓが３．０μｍのシグナル光１１８と、波長λ _ｉが３．２μｍのアイドラ光１１９を得ることができる。 光パラメトリック発振器１１０で生成されたシグナル１１８光及びアイドラ光１１９は、集光レンズ１１６及び導波路１３１を介してハンド・ピース１２０に伝送され、照射チップ１２１から外部に照射される。 この導波路１３１を伝送されるシグナル光１１８及びアイドラ光１１９は、波長が３．０μｍ近傍であるから、導波路１３１を石英製の光ファイバで構成すると、損失が極めて大きくなる。 したがって、導波路１３１は石英製の光ファイバより高価な赤外ファイバで構成する必要がある。

以上説明したように、第１〜第３の実施形態に係るレーザ治療装置（１０，７０，１００）は、光パラメトリック発振器（４０，１１０）によりポンプ光６０，１１７を波長変換することにより、シグナル光６１，１１８及びアイドラ光６２，１１９のいずれの波長も２．７２〜３．４２μｍ、好ましくは２．７８〜３．１７μｍの範囲とすることができる。 この波長を有するシグナル光６１，１１８及びアイドラ光６２，１１９は、歯牙の蒸散に使用することができる。 したがって、投入したエネルギを効率よく歯牙の蒸散に使用することができし、蒸散の速度を速くできる。
シード光を増幅して光パラメトリック発振器４０（１１０）に対するポンプ光６０，１１７を生成する第２（３）の実施形態によれば、同等の高出力を得るためにＬＤ２１を複数設ける必要がある第１の実施形態に比べて、レーザ発振器８０、ひいてはレーザ治療装置７０を低コスト、かつ小型で作製することができる。

第１、第２の実施形態では、ハンド・ピース３０に光パラメトリック発振器４０を内蔵しているので、レーザ発振器２０（８０）と光パラメトリック発振器４０との間を低コストの石英製の光ファイバを用いることができる利点がある。 一方で、光パラメトリック発振器１１０をハンド・ピース１２０とは別体とする第３の実施形態によれば、ハンド・ピース１２０を軽量、小型とすることができるため、操作性の優れるハンド・ピース１２０を得ることができる。

本発明に係る第１の実施形態のレーザ治療装置の概略構成を示す図である。

水をＦＴ−ＩＲ分析した結果を示すグラフである。

ポンプ光の波長（λ

_ｐ ）を１．３５μｍ、１．４５μｍ、１．５５μｍ、１．６５μｍ及び１．７５μｍとし、かつシグナル光の波長（λ

_ｓ ）を２．７２〜３．４２μｍに調整した場合の、シグナル光の波長（λ

_ｓ ）及びアイドラ光の波長（λ

_ｉ ）の関係を示すグラブである。

ハイドロキシアパタイトの赤外吸収スペクトル特性を示すグラフである。

ポンプ光の波長λ

_pを１．４μｍから約１．５１μｍまで増加させたときの、シグナル光及びアイドラ光（λ

_Ｓ ＋λ

_ｉ ）の総合吸光度を示すグラフである。

本発明に係る第２の実施形態のレーザ治療装置の概略構成を示す図である。

本発明に係る第３の実施形態のレーザ治療装置の概略構成を示す図である。

特許文献１に開示された装置の構成概略を示す図である。

特許文献１の光パラメトリック発振器の説明図である。

符号の説明

１０，７０，１００…レーザ治療装置 ２０，８０…レーザ発振器 ３０，１２０…ハンド・ピース ４０，１１０…光パラメトリック発振器 ６０，１１７…ポンプ光、６１，１１８…シグナル光、６２，１１９…アイドラ光