Laser probe

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、術者が把持するレーザハンドピースの先端部に装着され、たとえば骨などの硬組織の患部に接触させてレーザ光を照射するために用いられるレーザプローブに関する。

【０００２】

【従来の技術】レーザ治療では、患部へのレーザ光の照射は、各種の医療分野において上皮、筋、神経などの軟組織の蒸散、切開、凝固、止血、ならびに骨、歯牙などの硬組織の蒸散などを目的として用いられている。 軟組織の凝固および止血には、たとえばＮｄ：ＹＡＧ固体レーザが用いられる。 石英およびサファイアで形成された円錐形のレーザプローブ先端部においてレーザ光を集光させ、該レーザ光を生体軟組織に照射して蒸散、切開、
凝固、および止血などの治療をしている。

【０００３】一方、硬組織の治療のためのレーザ治療装置として、波長２．９４μｍのＥｒ：ＹＡＧ固体レーザを用いるレーザ治療装置であって、光ファイバを備えるレーザプローブをハンドピースの先端部に着脱自在に装着して、ハンドピースに導光されたレーザ光をレーザプローブの光ファイバから出射する装置が知られている。
この装置では、生体硬組織の患部に該レーザ光を照射して、硬組織を蒸散して治療している。

【０００４】一般に光ファイバは、コアとクラッドとジャケットとの３重構造を有する。 内側の芯に当たるコアの屈折率は、コアを覆うクラッドの屈折率よりも高い。
これらのコアおよびクラッドをジャケットが覆って保護している。 また光ファイバは、コアの断面半径方向の屈折率分布において、該方向で屈折率が一様なステップ型光ファイバと、該方向でコア中心部からクラッドに近付くにつれて屈折率が除々に減少するグレーテッド型光ファイバとの２種類のファイバに大別することができる。
ステップ型光ファイバでは、光がコアとクラッドとの境界で全反射してファイバ内を伝搬するのに対し、グレーテッド型光ファイバでは、光がコア内を蛇行しながら伝搬する。 このようなステップ型光ファイバの出射端から出射されるレーザ光の照射面におけるエネルギ密度分布は、光ファイバの中心軸線の延長線付近を中心として、
ガウス分布となることが多い。 すなわち、光ファイバの中心軸線の延長上近傍のエネルギ密度が大きく、コアとクラッドとの境界の延長上近傍のエネルギ密度が小さくなる。

【０００５】上述した生体硬組織用のレーザ治療装置に用いられる従来技術のレーザプローブには、主にこのようなステップ型光ファイバが使用されている。 このようなステップ型光ファイバを用いたレーザプローブは、５
分程連続パルスでレーザ光の照射を行うと、その出射端面が損傷剥離して、硬組織の蒸散効率が低下する。 また損傷剥離が生じることによって、プローブの耐久性が極めて低い。 これらのことは以下の理由で生じると考えられる。

【０００６】レーザ治療装置では、レーザ光は、レーザ光発生源からレーザ光導光手段の導光用ファイバを介してハンドピース本体に導光された後、該導光用ファイバと中心光軸線が一致したレーザプローブの光ファイバに入射される。 このとき、導光手段の導光用ファイバ内では、該レーザ光はたとえばその中心軸線近傍ほどエネルギが高くなるように導光されている。 このような導光用ファイバからレーザ光が導かれる従来のレーザプローブの光ファイバには、レーザ光のエネルギ分布を変化させて均一にする機能がない。 したがって、このレーザ光をそのまま前述したレーザプローブの光ファイバに入射すると、光ファイバの出射端面でのレーザ光のエネルギ密度は、コア中心部がコア周辺部よりも大きくなる。 これによって、出射端面のコアの中心部が剥離して損傷が起こり、プローブの耐久性を低下させている。

【０００７】さらに、上述した硬組織用レーザ治療装置では、生体硬組織の蒸散を行うとき、上述したように主にステップ型の従来の光ファイバを用いたレーザプローブをハンドピース本体の先端部に取付け、該レーザプローブを生体硬組織に接触させてレーザ光を照射する。 このとき、蒸散した生体硬組織の成分であるリン、硫黄およびカルシウムなどの有機質成分がレーザプローブの光ファイバの出射端面に付着する。

【０００８】レーザプローブの光ファイバの出射端面に上記有機物成分が付着していると、その付着物にレーザ光が吸収されることによる熱によって、出射端が高温になる。 同時に、該出射端面に有機物成分が付着することによって、コアの主材質である石英ガラス（ＳｉＯ ₂ ）
の融点が低下する。 これによって、レーザプローブの光ファイバの出射端が石英ガラスの融点以下の温度で溶解し、レーザプローブの出射端面が剥離して損傷する。 この損傷は、特にエネルギ密度が集中するコアの中心軸線近傍で激しく進行する。 そのうえ、上述したように該レーザ治療装置で生体硬組織を治療するとき、患部には水が霧状に供給されることが多い。 このとき、レーザプローブの光ファイバの出射端面で熱応力が生じて、さらに出射端面が剥離損傷しやすくなる。

【０００９】図１７は、前述した従来技術のレーザプローブの光ファイバ１を示す断面図であって、前述した従来技術のレーザ治療装置に取付けて生体硬組織に対して連続して２０〜３０秒間パルスでレーザ光を照射して蒸散させた後の光ファイバ１の出射端部の状態を示す断面図である。 なお、便宜上ジャケットは省略する。 光ファイバ１は、コア４とクラッド５とを有し、このような光ファイバ１を有するレーザプローブを備えるレーザ治療装置に取付けて生体硬組織に対して連続パルスでレーザ光を照射して蒸散させると、たとえば図１７に示すように、光ファイバ１は２０〜３０秒間の間で二点鎖線で示す使用前の出射端面６からコア４が削られ、出射端面２
が後退する。 このようにコア４が削られると、出射端面２の形状が凹状になり平坦でなくなるので、出射端面２
でレーザ光が散乱され、また患部との間に隙間が生じる。 これによって、生体硬組織の単位時間当たりの蒸散量が大きく低下し、患部を治療することができなくなる。

【００１０】レーザプローブの光ファイバ１は、たとえば２０〜３０秒間連続パルスで生体硬組織の蒸散を行うと、平均して約３割程蒸散能力が低下するので、均等に蒸散効率を維持しながら蒸散を連続して行うことが困難となる。 該レーザ治療装置において蒸散能力を保つには、光ファイバ１を備えるレーザプローブを頻繁に新しいものと交換する必要がある。

【００１１】特開平２−２９７９８６号公開公報には、
レーザ発生装置から出力されたレーザビーム強度がガウス分布を示すレーザ光を、均一なレーザビーム強度のレーザ光に変換し、伝送して照射する照射装置が開示されている。 この照射装置では、レーザ発生装置とレーザを伝送する導光用ファイバとの間に多面プリズムが介在される。 たとえば縦横方向にそれぞれガウス分布を示すレーザ光は、多面プリズムを通過させることによって、強度分布が均一化される。 上述した照射装置では、レーザ発生装置から出力されたレーザ光の強度を均一化することができるけれども、レーザプローブの光ファイバ出射端において、光ファイバ内の屈折率などに起因するレーザ強度分布の不均一化を回避することが困難である。

【００１２】さらにまた、他の従来技術として、光ファイバを用いたレーザプローブによってレーザ光を患部へ照射する眼科用のレーザ治療装置が知られている。 該レーザ治療装置は、波長０．５１４μｍのパルス状のアルゴンレーザを用い、網膜の眼内光凝固のために用いられる。 該装置でレーザ照射を行って治療すると、レーザプローブの光ファイバの出射端から被照射面へ均一なエネルギ密度でレーザ光を照射できるので、過凝固および未凝固が生じにくい。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】上述したレーザ治療装置においてレーザ光の照射対象である眼は生体軟組織であるので、眼内光凝固用のレーザ光は、生体硬組織蒸散用のレーザ光と比較して、その照射エネルギレベルを示すパルスの尖頭値（パルス高さ）が約１０００分の１程度と低い。 このようなレーザ光を上述した従来技術の光ファイバから成るレーザプローブを介して出射させるとき、該レーザ光のエネルギが低くレーザプローブの光ファイバの出射端面への影響が殆ど無いので、光ファイバの出射端面の損傷は生じない。 一方、前述したように、
硬組織の蒸散に用いられる高出力レーザを出射するレーザプローブに関しても、光ファイバの出射端面の損傷によって耐久性が低いため、従来から光ファイバの出射端面の損傷をなくして耐久性を向上させることができる硬組織用のレーザプローブが求められている。

【００１４】本発明の目的は、生体硬組織の蒸散において光ファイバの出射端面の損傷を少なくして、耐久性が向上された光ファイバを備える生体硬組織治療用のレーザプローブを提供することである。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明は、レーザ光発生源から発振される波長が１．０μｍ〜５．５μｍ、出射エネルギが１ｍＪ〜２５００ｍＪ、パルス幅が１ｎ秒〜
９ｍ秒、およびパルス周期が１ｐｐｓ〜２００ｐｐｓのパルスレーザ光を、レーザ光導光手段によってハンドピースに導光し、このハンドピースの先端部に着脱自在に設けられ、コアと、このコアの外周面上に形成されるクラッドとを有する光ファイバを備える硬組織用レーザプローブにおいて、前記光ファイバは、コアの中心部の屈折率がその周囲のコアの屈折率よりも低い屈折率分布を有することを特徴とするレーザプローブである。

【００１６】本発明のレーザプローブは、たとえば生体硬組織の蒸散を行うレーザ治療装置のハンドピースに取付け使用する。 このレーザ治療装置では、レーザ光発生源で発生させたレーザ光をレーザ光導光手段によってハンドピースに導く。 レーザプローブは光ファイバを備え、このレーザプローブはハンドピースの先端に取付けられる。 ハンドピースに導かれたレーザ光は、レーザプローブの光ファイバに入射され、光ファイバを通過してその出射端から生体硬組織の治療すべき患部に対して照射される。 レーザ光を生体硬組織に対して照射すると、
生体硬組織に含まれる水分が加熱され急激に蒸発する。
このとき生体硬組織を構成するリン、カルシウムおよび硫黄などの生体硬組織成分が水とともに蒸散する。

【００１７】このとき蒸散する生体硬組織成分は、レーザ光が出射される光ファイバの出射端面に付着する。 生体硬組織成分が光ファイバの出射端面に付着すると、光ファイバの出射端面が曇りレーザ光の照射を妨げるだけでなく、有機質成分である生体硬組織成分が光ファイバの出射端面に付着すると、光ファイバのコアを形成する石英ガラス（ＳｉＯ ₂ ）の融点が低下する。

【００１８】たとえば従来の光ファイバを通過して、その出射端面からレーザ光が出射されるとき、その出力は光ファイバ内の屈折率によって、光ファイバの中心部で高く周辺部で低いガウス分布のエネルギ密度分布を示す。 ゆえに、光ファイバの出射端面において、中心部が周辺部よりもエネルギ密度が大きく発熱しやすい。 したがって、生体硬組織成分が付着した光ファイバの出射端面はその中央部から凹状に損傷し剥離する。 これによって、光ファイバの出射端面が均一な平面ではなくなり、
光ファイバの出射端面においてレーザ光が散乱されて蒸散能力が低下する。

【００１９】本発明の生体硬組織治療用のレーザプローブが備える光ファイバは、コアの外周部をクラッドで覆う構成を有する。 コアは、中心部の屈折率がその周囲の屈折率よりも低い屈折率分布を有する。 このような光ファイバのコアにレーザ光を入射させたとき、出射されるレーザ光のエネルギ密度分布はコア半径方向で実質上均一になる。 したがって、コア全面に対応する範囲における光ファイバを通過して出射されるレーザ光のエネルギ密度分布を限りなく均一化することができる。 このレーザプローブの光ファイバの出射端面では、従来技術の光ファイバに生じたエネルギの中心軸線近傍への局部集中が生じない。 また、光ファイバの出射端面に生体硬組織成分が付着したときにも光ファイバの出射端面全体が実質上均一に発熱して損耗する。 したがって、このレーザ治療装置で生体硬組織の蒸散を行うとき、レーザプローブの光ファイバの出射端面に生体硬組織成分が付着しても、光ファイバの出射端面の中央部から凹状の剥離損傷が生じることを防止することができる。 また損傷が生じた光ファイバの出射端面においても、光ファイバの出射端面の全面にわたって実質上均一に損傷が生じるので、
レーザプローブの光ファイバの出射端面の局部的な発熱に起因する蒸散能力の低下を防ぐことができる。

【００２０】従来技術の光ファイバを備えるレーザプローブを取付けたハンドピースを有するレーザ治療装置では、レーザプローブの光ファイバの出射端面の剥離損傷の進行速度が大きいために、レーザプローブの損耗速度が大きい。 このレーザプローブを用いた該レーザ治療装置で予め定める蒸散能力を保つには、レーザプローブを頻繁に新しいものと交換する必要があったが、本発明のレーザプローブを取付けたレーザ治療装置では、レーザプローブの光ファイバの出射端面で凹状損傷が生じにくい。 レーザ光のエネルギの大きさによっては、光ファイバの出射端面の損傷はまったく無い。 これによって、レーザプローブの損耗速度が従来技術の装置と比較して小さくなり、レーザプローブの交換回数を減少させることができる。

【００２１】レーザ光のエネルギレベルを生体硬組織の蒸散を行うことができ、かつレーザプローブの光ファイバの出射端面の過度な発熱を生じさせない程度に選ぶと、光ファイバの出射端面の損傷が殆ど生じないようにすることができる。 このようなレーザ光のエネルギは、
従来技術にある眼のような生体軟組織の凝固に用いられるレーザ治療装置のレーザ光のエネルギと比較して高い。 本発明のレーザ治療装置のレーザプローブは、この高エネルギのレーザ光の照射に用いても、光ファイバの出射端面の剥離損傷を防止することができる。

【００２２】生体軟組織を治療する従来技術のレーザ治療装置では、レーザプローブの耐久性は考慮されていない。 本発明のレーザプローブは、光ファイバの出射端面の剥離損傷を防止する目的で、該レーザプローブの光ファイバの出射端面におけるエネルギ分布を実質上均一化させている。 また生体軟組織の治療に使用されるアルゴンレーザからのレーザ光は、波長が０．５１４μｍでありエネルギレベルも低いので、このレーザ光を生体硬組織に照射しても生体硬組織を全く蒸散させることができない。 したがって、従来のレーザ治療装置のレーザと本件のレーザとは、出射するレーザ光の種類もレーザの作用、効果も異なる。

【００２３】本発明のレーザプローブが取付けられるハンドピースを有するレーザ治療装置では、照射されるレーザ光は、波長が１．０μｍ〜５．５μｍであり、生体硬組織の蒸散に適している。 出射エネルギは１ｍＪ〜２
５００ｍＪであり、レーザ光のパルス幅が１ｎ（ナノ）
秒〜９ｍ（ミリ）秒でパルス周期が１ｐｐｓ〜２００ｐ
ｐｓであるパルス状にレーザを出力するレーザ発生源からのレーザにおいて、生体硬組織の蒸散を行うことができて、かつ光ファイバの出射端面を剥離損傷しにくいレベルが選ばれる。 このようなエネルギレベルのレーザ光を選ぶことによって、さらにレーザプローブの損耗速度を格段に小さく、または０にすることができる。

【００２４】また本発明の前記光ファイバは、コアとクラッドとの間にクラッドの屈折率よりも低い屈折率を有する中間層を有し、クラッドの屈折率がコアの中心部の屈折率よりも低く、コアと中間層との界面および中間層とクラッドとの界面において、屈折率が急峻に変化する屈折率分布を有することを特徴とする。

【００２５】本発明によれば、前記光ファイバは、コアとクラッドとの間に中間層を有する３層構造を有する。
クラッドの屈折率はコアの中心部の屈折率よりも低く、
中間層の屈折率はクラッドの屈折率よりも低い。 光ファイバ全体の屈折率分布は、コアと中間層との境界面および中間層とクラッドとの境界面において、屈折率が急峻に変化する。

【００２６】前述したように、生体硬組織の治療のためのレーザ治療装置に用いられるレーザ光は、レーザプローブの光ファイバの出射端面に至るとき、コアの断面の半径方向のエネルギ密度分布が均一であることが好ましい。 コアとクラッドとの間に中間層を介在させると、中間層との境界部分に対応する位置において、光ファイバのコア通過後のレーザ光のエネルギ密度が急峻に変化する。 ゆえに、中間層およびクラッドに対応する部分にエネルギが漏れることを防止することができる。 したがって、光ファイバの出射端面から出力されるレーザ光のエネルギの損失が少なくなるので、光ファイバのコアに入射するレーザ光のエネルギレベルを、損失がなくなった分だけ小さくすることができる。

【００２７】また本発明の前記光ファイバのコアは、コアの中心部の濃度よりも周辺部の濃度が小さい濃度分布でＧｅＯ ₂が添加されたＳｉＯ ₂から成り、前記光ファイバの中間層は，フッ素が添加されたＳｉＯ ₂から成り、
前記光ファイバのクラッドは、ＳｉＯ ₂単体から成ることを特徴とする。

【００２８】本発明に従えば、前記レーザプローブは、
ＳｉＯ ₂ （石英ガラス）から形成される。 ＳｉＯ ₂は、
添加物を添加することによって、その屈折率を容易に変化させることができる。 コア、中間層、およびクラッドに添加される添加物は、前述した屈折率の大小関係を形成するように選ばれる。

【００２９】たとえばコアには、屈折率を増加させる添加物であるＧｅＯ ₂が添加される。 中間層には、屈折率を減少させる添加物であるフッ素が添加される。 クラッドは、ＳｉＯ ₂単体のままである。 これによって、屈折率は、コア、クラッド、中間層の順で小さくなる。 またコアは、その内部で添加物の添加濃度分布が、中心部の濃度よりも周辺部の濃度が小さくなるように形成される。 添加物濃度を中心軸からの距離に応じて変化させることによって、コア内部で屈折率を連続して変化させることができる。

【００３０】上述した添加物は、現在一般的に使用される光ファイバにも用いられており、入手が容易である。
このような材質で実現される光ファイバを備えたレーザプローブをレーザ治療装置のハンドピースに取付けて生体硬組織の蒸散を行うと、光ファイバの出射端面の損傷剥離を低減させることができる。

【００３１】また本発明の前記光ファイバのコアの直径は０．２ｍｍ〜３．０ｍｍであり、前記レーザ光の波長が２．７μｍ〜３．２μｍであることを特徴とする。

【００３２】本発明に従えば、上述したレーザ光の波長範囲は、水の光吸収波長域の極大値近傍の範囲に含まれるので、この条件を満たすレーザ光は、生体硬組織の蒸散に特に適している。 これらの波長のレーザ光を使用することによって、蒸散効率を向上させて、生体硬組織を早く蒸散させることができる。 また、該光ファイバのコアの直径が小さいので、細径および狭部の患部に容易にレーザ光を照射させることができる。 したがって、このようなレーザ光を、前記構成の光ファイバのコアに入射するとき、光ファイバの出射端面の剥離損傷の発生を極めて小さくまたは０とすることができる。

【００３３】また本発明の前記光ファイバは、出射端面のコアの中心部に凹部を設けたことを特徴とする。

【００３４】本発明に従えば、上述した光ファイバの出射端面は、コアの中心部が凹状に形成される。 このような形状を有する光ファイバを備えたレーザプローブを上述したレーザ治療装置のハンドピースに取付けて生体硬組織の蒸散を行うと、光ファイバの出射端面でレーザ光が規則的に半径方向外方に分散されて、レーザ光をより広範囲に照射することができて、しかもほぼ均一な深さで生体硬組織の蒸散を行うことができる。

【００３５】

【発明の実施の形態】図１（１）は、本発明の第１実施形態であるレーザ治療装置１１の構成を示すブロック図である。 レーザ治療装置１１は、たとえば骨である生体組織の硬組織の蒸散、切開、および止血に用いられる。
レーザ治療装置１１は、レーザ光発生源１３、導光路１
４およびハンドピース１５を含んで構成される。

【００３６】レーザ光発生源１３で発生されたレーザ光は、導光路１４を介してハンドピース１５に導かれる。
ハンドピース１５の先端には、レーザプローブ１６が着脱自在に取付けられる。 すなわち、ハンドピース１５
は、ハンドピース本体１０とレーザプローブ１６とから成り、ハンドピース本体１０にレーザプローブ１６が装着されている。 レーザ治療装置（以下、「治療装置」と略記する場合がある）１１の使用者は、ハンドピース１
５に取付けられるレーザプローブ（以下、「プローブ」
と略記する場合がある）１６の出射端面１７をレーザ光を照射すべき患部に接触させる。 ハンドピース１５に導かれたレーザ光はプローブ１６を通過して出射端面１７
から出射され、患部に照射される。 患部表面には、たとえば水が霧状に供給されて水の薄膜が形成されることが望ましい。

【００３７】図１（２）はプローブ１６の光ファイバ９
の構造を示す部分断面図であって、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大断面図である。 プローブ１６
は光ファイバ９より形成されている。 プローブ１６の光ファイバ９は、プローブ１６の出射端面となる光ファイバ９の出射端面１７と入射端面との断面形状が合同である円柱状の部材である。 光ファイバ９の入射端面１９の中心軸線２０と出射端面１７の中心軸線１８とは、同一の直線と一致する。

【００３８】生体硬組織は多くの水を含む。 このような生体硬組織に波長１．０μｍ〜５．５μｍのレーザ光を照射すると、レーザ光が水に瞬間的に吸収される。 吸収された光エネルギは水分子の熱振動となり、水の温度を上昇させて瞬間的に蒸発させる。 これによって、生体硬組織は水を失い、硬組織が分解し、蒸散して、該硬組織に穿孔ができる。 このような過程を経て、その生体硬組織が蒸散される。

【００３９】レーザ光発生源１３は、レーザ光を予め定めるパルス幅およびパルス周期でパルス出力する。 該レーザ光の予め定めるパルス幅は、たとえば１ｎ（ナノ）
秒〜９ｍ（ミリ）秒である。 該レーザ光の予め定めるパルス周期は、たとえば１ｐｐｓ〜２００ｐｐｓ（pulse
per second）である。 該レーザ光発生源１３で発生されるレーザ光の許容波長範囲は１．０μｍ〜５．５μｍである。 かつこのレーザ光がプローブ１６の出射端面１７
から出力されるときの単一パルス当たりの出射エネルギの許容レベルは１ｍＪ〜２５００ｍＪである。

【００４０】なお、パルス幅はノーマルパルスで２０〜
３０μ（マイクロ）秒から９ｍ（ミリ）秒の範囲が可能で、ＡＯＱスイッチ（Acousto-Optical Q-switch）で変調すると２０〜３０ｎ（ナノ）秒まで可能であり、またＥＯＱスイッチ（Electro-Optical Q-switch）で変調すると１ｎ（ナノ）秒まで可能である。

【００４１】このように、レーザ治療装置１１では、患部に照射されるレーザ光のパルス幅は、１ｎ（ナノ）秒〜９ｍ（ミリ）秒の範囲で選ばれる。 たとえばパルス幅が１ｎ（ナノ）秒未満であるパルス状のレーザ光を患部に照射したとき、１パルスで同じエネルギの光を照射しようとすると、そのパルスの高さ（尖頭値）が大きくなる。 この場合、１パルス当たりの蒸散深さが深くなり、
患部を所望とする深さ以上に蒸散させてしまうことがある。 さらにまた、尖頭値が大きくなると、光ファイバ９
の出射端面１７での熱衝撃が大きくなり、プローブ１６
の耐久性が低下する可能性がある。

【００４２】これとは逆に、パルス幅が９ｍ（ミリ）秒より大きいパルスでレーザ光を患部に照射したとき、生体軟組織の切開における切開能力、および止血能力などが向上される可能性があるが、生体硬組織の蒸散において蒸散された硬組織の表層に溶解が生じ、治療されている患者が感じる痛みが生じることがある。 また、１パルス分のレーザ光における熱影響が大きくなるので、硬組織表面の熱変性層が大きくなることがあり、患部に対して熱影響が及ぼされることがある。

【００４３】また、照射されるレーザ光のパルス周期は、上述したように１〜２００ｐｐｓに選ばれる。 パルス周期が１ｐｐｓ未満であるとき、周期が０ｐｐｓに極めて近くなるので、レーザ光を照射する意味がなくなる。 また、パルス周期が２００ｐｐｓよりも大きいとき、生体硬組織に対する蒸散速度が向上するが、レーザ光発生装置が大型化し、装置のコストが増大する。 さらに、生体硬組織の蒸散において、患部への熱影響が生じる事がある。

【００４４】このような事情から、上述したレーザ治療装置１１では、パルス幅が１ｎ（ナノ）秒〜９ｍ（ミリ）秒であって、パルス周期が１ｐｐｓ〜２００ｐｐｓ
であるレーザ光を用いることが好ましい。

【００４５】図２は、光の波長と消散長さとの関係を示すグラフである。 消散長さは、水表面からレーザ光を入射させたとき、水表面からレーザ光のエネルギが１／１
０に低下する位置までの長さである。 すなわち波長が１．０μｍ〜５．５μｍの許容波長範囲内であるレーザ光は、その他の波長のレーザ光と比較して、水を含む生体硬組織の表面から硬組織内部方向に対してレーザ光の影響が浸透する深さが浅い。 したがって、生体硬組織においてレーザ光を照射した部分の表面だけが、レーザ光のエネルギが与えられて蒸散される。 波長５．５μｍを越えるレーザ光は、生体硬組織を形成する炭酸カルシウムおよびリンに対する吸収効率が高く、硬組織が炭化するので、生体硬組織の治療に使用することは実質的に困難である。

【００４６】前述した１．０μｍ〜５．５μｍの許容波長範囲の波長を出力するレーザ光発生源１３として、たとえばＥｒ：ＹＡＧ（エルビウム：イットリウム・アルミニウム・ガーネット）固体レーザが挙げられる。 Ｅ
ｒ：ＹＡＧ固体レーザから出力されるレーザ光の波長は、２．９４μｍである。 また、波長２．７９μｍのレーザ光を出力するＥｒ：ＹＳＧＧ（エルビウム：イットリウム・スカンジウム・ガリウム・ガーネット）固体レーザが用いられてもよい。

【００４７】これらのレーザ光発生源からのレーザ光の波長は、許容波長範囲のうちで水の光吸収波長域の極大値を含む範囲（図２の範囲Ｗ１）である２．７μｍ〜
３．２μｍの波長範囲に含まれる。 本発明のレーザ治療装置で生体硬組織の蒸散を行うとき、図２の範囲Ｗ１に示す特に波長が２．７μｍ〜３．２μｍのこのようなレーザ光発生源を用いることによって、水分に対する吸収特性の最も高い範囲を利用して、効率的な治療を行うことができる。

【００４８】また、前記許容波長範囲の波長を出力するレーザ光発生源１３として、他にたとえばＨｏ：ＹＡＧ
（ホロミウム：イットリウム・アルミニウム・ガーネット）固体レーザが挙げられる。 Ｈｏ：ＹＡＧ固体レーザから出力されるレーザ光の波長は、２．０９μｍである。 また、波長２．０８μｍのレーザ光を出力するＨ
ｏ：ＹＳＧＧ（ホロミウム：イットリウム・スカンジウム・ガリウム・ガーネット）固体レーザが用いられてもよい。 さらにまた、波長２．０１μｍのレーザ光を出力するＴｈ：ＹＡＧ（ソリウム：イットリウム・アルミニウム・ガーネット）固体レーザが用いられてもよい。 また、波長１．７５μｍ〜２．５μｍのレーザ光を出力するコバルトバナジウムフルオライド固体レーザが用いられてもよい。 さらにまた、波長１．５４μｍのレーザ光を出力するＥｒ：ＧＬＡＳＳ（エルビウム：ガラス）固体レーザが用いられてもよい。 また、波長１．０６０μ
ｍのレーザ光を出力するＮｄ：ＧＬＡＳＳ（ネオジウム：ガラス）固体レーザが用いられてもよい。 さらにまた、波長１．０６４μｍのレーザ光を出力するＮｄ：Ｙ
ＡＧ（ネオジウム：イットリウム・アルミニウム・ガーネット）固体レーザが用いられてもよい。

【００４９】また、１．０μｍ〜５．５μｍであり許容波長範囲の波長を出力することができるレーザ光発生源であれば、上述した固体レーザ以外のその他の構成を有するレーザ発生源を用いてもよい。 たとえば、波長５．
３μｍのＣＯレーザであるような気体レーザ発生源を用いてもよい。 上述した図２のグラフにおいて、実線１９
上の白丸ｐ１〜ｐ９は、ルビーレーザ、Ｎｄ：ＹＡＧ固体レーザ、Ｅｒ：ＧＬＡＳＳ固体レーザ、Ｈｏ：ＹＳＧ
Ｇ固体レーザ、Ｈｏ：ＹＡＧ固体レーザ、Ｅｒ：ＹＳＧ
Ｇ固体レーザ、Ｅｒ：ＹＡＧ固体レーザ、ＣＯレーザ、
およびＣＯ ₂レーザである各レーザ光発生源から出力されるレーザ光の波長をそれぞれ示す。

【００５０】上述した許容波長範囲のレーザ光は、生体硬組織の蒸散、切開、および止血などの治療行為に適している。 たとえば上述した許容波長範囲のうち、特に２．７μｍ〜３．２μｍ（図２のＷ１参照）である波長範囲に含まれる波長のレーザ光は、水の光吸収波長域の極大値を含む範囲と一致する。 このようなレーザ光は水を含んだ生体硬組織に対する蒸散効率が高く、特に骨などの硬組織を早く蒸散させるのに適している。

【００５１】導光路１４は、たとえば前述した許容波長範囲のレーザ光を可及的に少なくして導光することができる光ファイバで実現される。 また、中空状の部材および反射鏡から成り、反射鏡によってレーザ光の光路を屈曲させつつ部材内の中空部分を通過させる多関節マニピュレータが用いられてもよい。

【００５２】図３は、プローブ１６を形成する光ファイバ９とレーザ光の照射対象である生体硬組織２１との接触状態を示す拡大図である。 レーザ治療装置１１を用いて生体硬組織の蒸散を行うとき、使用者は、ハンドピース１５を保持して、プローブ１６を形成する光ファイバ９の出射端面１７を生体硬組織２１の表面に接触させる。 このとき、光ファイバ９を生体硬組織２１表面に対してほぼ垂直となるように接触させる。 これによって、
レーザ発生源１３で発生され、導光路１４を介してハンドピース１５に導かれたレーザ光は、光ファイバ９のコア２５を通過し、生体硬組織２１の表面に照射され、二点鎖線２２で示すように生体硬組織２１表面からその内部に浸透する。

【００５３】プローブ１６は、レーザ光の出射端部１７
から出射後のエネルギ密度がコアに対応する範囲で実質上均一となる光ファイバ９より形成されている。 たとえばプローブ１６の光ファイバ９は、図３に示すように、
コア２５、中間層２６およびクラッド２７を含んで構成される。

【００５４】該光ファイバ９は、円筒状のコア２５の外周側に、中間層２６が形成され、さらにその外周側にクラッド２７が形成される。 コア２５、中間層２６およびクラッド２７は、コア２５の中心軸線２９に直交する仮想平面から見て同心円状に形成される。 コア２５の材質の屈折率ｎ１は、コア２５内部で中心軸線２９から遠ざかるほど大きくなる。 クラッドの材質の屈折率ｎ２は、
コア２５の中心軸線２９近傍の材質の屈折率ｎ１ｃよりも小さい。 また、中間層２６の材質の屈折率ｎ３は、クラッドの材質の屈折率ｎ２よりも小さい。

【００５５】コア２５、中間層２６およびクラッド２７
は、それぞれ添加物質が添加された石英ガラス（ＳｉＯ
₂ ）によって形成される。 添加物質は、ＳｉＯ ₂の屈折率を増加または減少させて制御するためのものである。 屈折率を増加させることができる添加物質は、たとえばＧ
ｅＯ ₂ 、ＴｉＯ ₂ 、Ｐ ₂ Ｏ ₅ 、Ａｌ ₂ Ｏ ₃である。 屈折率を減少させることができる添加物質は、たとえばフッ素（Ｆ）、Ｂ ₂ Ｏ ₃である。 これら添加物質のＳｉＯ ₂に対する添加濃度を増加させるほど、ＳｉＯ ₂単体の屈折率と比較して、屈折率を増加または減少させることができる。

【００５６】図４（１）は、本発明の図３のプローブ１
６を形成する光ファイバ９の中心軸線２９に垂直な半径方向での屈折率分布を示すグラフである。 該グラフは、
プローブ１６の中心軸線２９からの距離を横軸とし、各位置での材質の屈折率を縦軸とする。 この屈折率分布は、断面方向で中心軸線２９を中心として線対称となり、該グラフ上では左右に対称な変化を示す。 中心軸線２９を中心として半径ｒ１の円内の範囲にあるコア２５
の屈折率ｎ１は、中心軸線２９上での屈折率ｎ１ｃを基準として、中心軸線２９から離れるほど大きくなり、コア２５と中間層２６との境界面で急激に低下する。

【００５７】中心軸線２９を中心とした半径ｒ３の円よりも外側で半径ｒ２の円より内側である範囲にあるクラッド２７の屈折率ｎ２は、コア２５の中心軸線２９上の屈折率ｎ１ｃよりも小さい。 中心軸線２９を中心とした半径ｒ１の円より外側で半径ｒ３の円より内側である範囲にある中間層２６の屈折率ｎ３は、クラッド２７の屈折率ｎ２よりも小さい。 中間層２６の屈折率ｎ３とクラッド２７の屈折率ｎ２との差は、コア２５の中心軸線２
９上での屈折率ｎ１ｃとクラッド２７の屈折率ｎ２との差よりも小さい。

【００５８】図４（２）は、本発明の図４（１）に示す屈折率分布を示す光ファイバ９に入射されて通過したレーザ光の出射後のエネルギ密度分布を示すグラフである。 出射後のレーザ光のエネルギ密度は、コア２５の中心軸線２９の位置を中心として分布し、コア２５に対応する距離（−ｒ１）以上（＋ｒ１）未満の範囲ではエネルギ密度レベルがほぼ均一であり最大値Ｅｍａｘとなる。 また、上述したコア２５に対応する範囲外では、エネルギ密度レベルは最小値Ｅｍｉｎなる。 コア２５と中間層２６との界面部分に対応する部分において、エネルギ密度レベルは急激に低下するので、エネルギの漏れが少ない。

【００５９】図３に示すプローブ１６を形成する光ファイバ９のコア２５の材質としては、ＧｅＯ ₂が添加されたＳｉＯ ₂が選ばれる。 中間層２６の材質としては、フッ素が添加されたＳｉＯ ₂が選ばれる。 さらにクラッド２７の材質としては、単体のＳｉＯ ₂が選ばれる。 コア２５、中間層２６およびクラッド２７の材質は、前述した屈折率の大小関係を満たすならば、他の材料が選ばれてもよい。 たとえば、コア２５の材質として、Ｂ ₂ Ｏ ₃が添加されたＳｉＯ ₂を用いてもよい。

【００６０】このような光ファイバ９は、図４（１）と同じ屈折率分布を示すファイバ母材から形成される。 たとえば、最初に中心のコア２５の母材を形成する。 コア２５の母材は、まずＶＡＤ(Vapour phase Axial Deposi
tion；気相軸付け法）を用いて図５（１）に示す屈曲率分布を示す透明母材を生成し、この母材の外周部をプラズマ炎によってエッチングする。 これによって、図５
（２）に示す屈曲率分布を示すコア２５の母材が生成される。 コア２５の母材の材質は、たとえばＧｅＯ が添加されたＳｉＯ ₂である。 コア２５の母材の屈曲率分布は、母材内部において屈折率がほぼ均一であり、母材と外部物質との境界面において屈折率が急峻に変化する。

【００６１】このようにして得られたコア２５の母材の外側周囲に、たとえば外付けＣＶＤ（Chamical Vapor D
eposition；化学的気相堆積）法を用いて、中間層２６
の原料を積層し堆積させて、中間層２６の母材を形成する。 この中間層２６の母材の材質は、たとえばフッ素が添加されたＳｉＯ ₂である。 さらに中間層２６の母材の外側周囲に、クラッド２７の母材が、中間層２６の母材と同様の手法によって生成され、ファイバ母材となる。

【００６２】レーザ発生源１３をＥｒ：ＹＡＧ固体レーザとした図１のレーザ治療装置１１のハンドピース１５
に図３で示す構造の光ファイバ９を備えた本発明のプローブ１６を取付け、生体硬組織にレーザ光を照射させて、プローブ１６の耐久性を確認した。 以下にその手順および結果を詳細に説明する。

【００６３】この確認動作においてプローブ１６に備えられた光ファイバ９のコア２５は、ＧｅＯ ₂が添加されたＳｉＯ ₂で実現される。 さらにこの光ファイバ９には、クラッド２７の外周面にジャケットを構成する第１
および第２皮膜が形成される。 第１皮膜の材料はシリコン材である。 第２皮膜の材質はナイロン系の高分子またはテフロン（ポリテトロフルオロエチレン）系の高分子である。 このような第１および第２皮膜から成るジャケットによって、コア２５、中間層２６およびクラッド２
７が保護されている。

【００６４】この確認動作では、このような光ファイバ９よりなるプローブ１６を、ハンドピース１５の先端に取付け、その出射端面１７を生体硬組織の表面に垂直に接触させる。 この状態において、１パルス当たり予め定めるエネルギのレーザ光を連続して照射する。 蒸散対象となる生体硬組織２１は、牛骨である。 レーザ光の連続照射時間は、照射開始から生体硬組織２１に照射されたレーザ光のパルス数から換算される。 たとえば繰り返し周波数を１０ｐｐｓ（pulse per second）とするとき、
予め定めるパルス幅のパルスのレーザ光が１秒間に１０
回照射されることになる。

【００６５】確認動作として、まず前述した本発明のレーザプローブ１６を備えたレーザ治療装置１１を用い、
Ｅｒ：ＹＡＧ固体レーザを用いて、１パルス当たりのレーザ光のエネルギが１００ｍＪであり繰り返し周波数が１０ｐｐｓであるレーザ光（以後、「１００ｍＪ×１０
ｐｐｓのレーザ光」と略称する）を、予め定める方向に予め定める速度で移動される生体硬組織２１に連続照射する。 これによって生体硬組織２１のレーザ光の照射位置は、たとえば１パルス分のレーザ光が照射されるたびに変更され、１パルス分のレーザ光の照射のたびに生体硬組織２１の新たな部分が蒸散されて欠損し、蒸散部分が形成される。 上述したように生体硬組織２１に該レーザ光を連続照射すると、照射位置の経時移動に応じて、
生体硬組織２１上に複数の蒸散部分が形成されることになる。

【００６６】図６は、本発明の図３のプローブ１６を取付けた図１のレーザ治療装置１１を用いて生体硬組織２
１に対してレーザ光の連続照射を開始する前に、このエネルギにおける初期の蒸散状態を確認するために、生体硬組織２１ａに１パルス分のレーザ光を照射することによって形成された生体硬組織２１ａの蒸散部分３１ａの拡大部分断面図である。 図７は、該治療装置１１を用いてレーザ光の連続照射を行ったとき、照射開始から３０
分経過後において１パルス分のレーザ光を照射したことによって形成された生体硬組織２１ｂの蒸散部分３１ｂ
の拡大部分断面図である。

【００６７】図６および図７に示される生体硬組織２１
ａ，２１ｂを比較する。 生体硬組織２１ａには、レーザ光の連続照射する前のプローブ１６を用いて１パルス分のレーザ光が照射され、該レーザ光が照射された範囲が欠球状に蒸散されて、欠球状の蒸散部分３１ａが形成される。 生体硬組織２１ｂには、レーザ光を３０分間連続照射した後のプローブ１６を用いて１パルス分のレーザ光が照射され、該レーザ光が照射された範囲が欠球状に蒸散されて、欠球状の蒸散部分３１ｂが形成される。 これら２つの蒸散部分３１ａ，３１ｂを比較すると、その形状、面積および深さがほとんど変化していないことがわかる。 また、各蒸散部分３１ａ，３１ｂの表面の粗さもほとんど変化していないことが分かる。 したがって、
３０分間の連続照射において、治療装置１１の蒸散能力に変化がない。

【００６８】治療装置１１の蒸散能力は、プローブ１６
を形成する光ファイバ９の出射端面１７に凹状の剥離損傷が生じると低下するので、上述した条件のレーザ光を３０分間連続照射した後でも蒸散能力が変化しないことから、該条件のレーザ光を照射するときには出射端面１
７に損傷がないと考えられる。 前述の条件でレーザ光を３０分間生体硬組織２１に照射したプローブ１６を形成する光ファイバ９の出射端面１７を確認すると、くもり状の汚れの付着が見られる以外は使用前の出射端面１７
の状態とほぼ等しく、出射端面の剥離損傷は見られない。

【００６９】図１７に示す従来技術の光ファイバ１よりなるプローブから、蒸散対象である生体硬組織に対し１
００ｍＪ×１０ｐｐｓのパルス状のレーザ光を、生体硬組織に対して該硬組織を予め定める方向に予め定める速度で移動させながら５分間連続照射する。 このような条件でレーザ光を５分間連続照射させた後の光ファイバ１
の出射端面２は、図８に示すように凹状に損傷した。 この損傷は、光ファイバ１のコア４の中心に近づくほど深くなる。 このとき、出射端面２は石英ガラス（Ｓｉ
Ｏ ₂ ）が完全に溶解状になっていた。

【００７０】上述の結果から、従来技術の光ファイバ１
よりなるプローブを光ファイバ９よりなるプローブ１６
に代えた治療装置１１に取付け１００ｍＪ×１０ｐｐｓ
のレーザ光を照射させたとき、５分間の連続照射で蒸散能力が半分以下となるので、実際の生体硬組織の治療に用いることができなくなることがわかる。 したがって、
本発明のプローブ１６をレーザ治療装置１１のプローブとして使用するとき、該プローブ１６の代わりに従来技術のプローブを用いたときと比較して、蒸散能力の低下を押えてプローブの交換頻度を低減させることができる。

【００７１】本実施形態のプローブ１６の他の例として、図９に示すように、予めコア２５の中央部が凹状に抉られた形状の出射端面３３を有する光ファイバ３４よりなるプローブが考えられる。 該光ファイバ３４よりなるプローブを光ファイバ９よりなるプローブ１６の代わりに治療装置１１に取付けて生体硬組織の蒸散を行わせるとき、レーザ照射光が出射端から分散して生体硬組織２１の蒸散部分の底面を、実線３５に示すような広範囲な平坦な形状とすることができる。 この光ファイバ３４
よりなるプローブの出射端面３３は、実線で示すように円錐状に抉られた形状となっていても良いし、２点鎖線３３ａで示すように椀状に抉られた形状となっていても良い。

【００７２】図１０は、レーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けられる本発明の第２実施形態であるプローブが備える光ファイバ８１を示し、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。 本実施形態の光ファイバ８１を備えるプローブを除くレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。 本実施形態のプローブを形成する光ファイバ８１は第１実施形態のプローブ１６を形成する光ファイバ９と類似の構成を有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。

【００７３】本実施形態のプローブを形成する光ファイバ８１は第１実施形態のプローブ１６を形成する光ファイバ９と同じ断面構造であり、コア２５、中間層２６、
クラッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置される。 光ファイバ８１は、入射端面８３から出射端面８５までの断面形状および大きさが等しい円柱状の部材である。 また、光ファイバ８１は該光ファイバ８１の長手方向に、その軸線を含む一仮想平面上で湾曲している。 したがって、一直線状の入射端面の中心軸線８４と出射端面８５の中心軸線８６は曲部Ｒで湾曲して接続されて、一本の曲線となっている。 レーザ光は、該曲線に沿って中心軸線８４の延長線上から湾曲して出射端に導かれ、一直線状の中心軸線８６にほぼ沿う方向に出射される。 照射されるレーザ光のエネルギ分布は、出射端面８５におけるコア２５の面積に対応する範囲内で実質上均一になる。

【００７４】レーザ光を照射すべき患部には、レーザ光をその表面に直交する法線方向から照射することが望ましい。 第１実施形態のプローブ１６を取付けたハンドピース１５は、レーザ光を照射する方向とハンドピース１
５の中心軸線とが同一方向を向いている。 したがって、
たとえば患部がハンドピース１５を自在に動かしにくい狭い場所にあるとき、レーザ光の照射方向を患部表面の法線方向とすることが困難となることがある。 このとき、本実施形態の光ファイバ８１を備えるプローブを取付けたハンドピース１５を用いると、レーザ光の照射方向８６ａが、ハンドピース１５の中心軸線と一致する入射端面８３の中心軸線８４から角度θだけ方向変換されるので、レーザ光を患部表面の法線方向から照射することが容易となる。 このような光ファイバ８１よりなるプローブを取付けたハンドピース１５は、たとえば見にくい所および体腔内の狭い場所の患部に対してレーザ光を照射するときに好適に用いられる。

【００７５】図１１は、レーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けられる本発明の第３実施形態であるプローブが備える光ファイバ９１を示し、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。 本実施形態の光ファイバ９１よりなるプローブを除くレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。 本実施形態の光ファイバ９１よりなるプローブは第１実施形態のプローブ１６と類似の構成を有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。

【００７６】本実施形態のプローブが備える光ファイバ９１は第１実施形態のプローブ１６よりなる光ファイバ９と同じ断面構造であり、コア２５、中間層２６、クラッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置される。 光ファイバ９１は、入射端面９３から長手方向中央部までが、その断面形状および大きさが等しい円柱状の部材で実現され、中央部から出射端面９５までが、断面形状が相似しその大きさが出射端面９５に近づくほど小さくなる略円錐状の部材で実現される。 入射端面９３の中心軸線９４と出射端面９５の中心軸線９６とは同一の仮想直線と一致する。 このように光ファイバ９１は、その長手方向中央部から出射端に至るまでに光ファイバ９
１の直径が小さくなる。 この光ファイバ９１は、たとえば長手方向中央部から出射端までの部分において、その界面９７の法線と中心軸線９４との成す角度θ１がこの光ファイバ９１の臨界角以上となり、入射光が界面９７
での全反射しながら出射端まで伝搬するように形成される。 これによって、レーザ光の減衰量は小さくなる。

【００７７】このような光ファイバ９１の入射端面９３
からコア２５に入射したレーザ光は、出射端面９５から出射されるときには絞られて光の密度が増大する。 出射されるレーザ光のエネルギ分布は、出射端面におけるコア２５の面積に対応する範囲内で均一とされる。 これによって、出射後のレーザ光のエネルギ密度が中心軸線の延長線付近において該対応する範囲でさらに均一に高くなり、蒸散効率が増加する。 また、照射面積が第１実施形態のプローブ１６よりも小さくなり、細かい作業がしやすくなる。

【００７８】図１２は、レーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けられる本発明の第４実施形態であるプローブの光ファイバ１０１を示し、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。 本実施形態の光ファイバ１０１よりなるプローブを除くレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。 本実施形態のプローブを形成する光ファイバ１０１は第１および第３実施形態のプローブ１６
をそれぞれ形成する光ファイバ９，９１と類似の構成を有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。

【００７９】本実施形態のプローブを形成する光ファイバ１０１は第１実施形態のプローブ１６を形成する光ファイバ９と同じ断面構造であり、コア２５、中間層２
６、クラッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置される。 光ファイバ１０１は、入射端面１０３から出射端面１０５までが、断面形状が相似しその大きさが出射端面１０５に近づくほど小さくなる略円錐状の部材で実現される。 入射端面１０３の中心軸線１０４と出射端面１０５の中心軸線１０６とは同一の仮想直線と一致する。 このように光ファイバ１０１は、その入射端面１
０３から出射端面１０５に至るまでに光ファイバ１０１
の直径が小さくなる。 このような光ファイバ１０１を備えたハンドピース１５では、出射端面１０５から出射されるレーザ光の密度が該面のコアの面積に対応する範囲で均一に増大し、蒸散効率が増加する。 また照射面積が第１実施形態のプローブ１６よりも小さいので、細かい作業がしやすい。

【００８０】この光ファイバ１０１は、たとえばその界面１０７の法線と中心軸線１０４との成す角度θ２が、
この光ファイバ１０１の臨界角以上となり、入射光が界面１０７で全反射しながら出射端まで伝搬するように形成される。 また、光ファイバ１０１の入射端面１０３から出射端面１０５までの長さが第３実施形態のプローブの光ファイバ９１の長さと等しく、入射端面９３，１０
３および出射端面９５，１０５がそれぞれ合同であるとき、光ファイバ１０１の界面１０７の法線と中心軸線１
０４との角度θ２はプローブ９１の界面９７の法線と中心軸線９１の角度θ１よりも小さい。 これによって、第３実施形態のプローブ９１を用いたときと比較してレーザ光の減衰量がさらに小さくなる。

【００８１】図１３は、レーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けられる本発明の第５実施形態であるプローブを形成する光ファイバ１１１を示し、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。
本実施形態の光ファイバ１１１ｂよりなるプローブを除くレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。 本実施形態のプローブを形成する光ファイバ１１１は第１〜第３実施形態のプローブ１６をそれぞれ形成する光ファイバ９，８１，９１と類似の構成を有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。

【００８２】本実施形態のプローブの光ファイバ１１１
は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバ９と同じ断面構造および材質であり、コア２５、中間層２６、クラッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置される。 光ファイバ１１１は、入射端面１１３から長手方向中央部までが円柱状の部材であり、長手方向中央部から出射端面１１５までが略円錐状の部材で実現される。 この光ファイバ１１１は、その軸線を含む一仮想平面上で長手方向に湾曲しており、その入射端面１１３の中心軸線１１４と出射端面１１５の中心軸線１１６とが、該仮想平面上で交差する。 このように光ファイバ１１１が湾曲しているので、レーザ光はハンドピース１５の中心軸線１１４の延長線から湾曲して出射端に導かれ、中心軸線１１６の延長線に沿った方向に照射される。 これによって、たとえばハンドピース１５を自在に動かしにくい狭い所にある患部に容易にレーザ光を照射することができるとともに、照射するレーザ光を出射端面１１５のコアの面積に対応する範囲で実質上均一に絞り蒸散効率を高めることができる。

【００８３】図１４（１）は、レーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けられる本発明の第６実施形態であるプローブを形成する光ファイバ１２１を示し、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。 図１４（２）は、光ファイバ１２１の出射端面１
２５の拡大正面図である。 本実施形態の光ファイバ１２
１を備えるプローブを除くレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。
本実施形態のプローブの光ファイバ１２１は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバ９と類似の構成を有し、
対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。

【００８４】本実施形態の光ファイバ１２１は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバ９と同じ断面構造で同じ材質であり、コア２５、中間層２６、クラッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置される。 光ファイバ１２１は、入射端面１２３から長手方向中央部付近までが円柱状の部材であり、該中央部よりも出射端面１
２５近傍に至るほど断面形状が順次的に円形から楕円形状に変化する部材で実現される。 入射端面１２３の中心軸線１２４と出射端面１２５の中心軸線１２６とは同一の仮想直線と一致する。 このように光ファイバ１２１
は、その入射端面１２３と出射端面１２５との形状が異なる。 照射されるレーザ光のエネルギ分布は、出射端面１２５のコアの面積に対応する範囲で実質上均一となる。 このような光ファイバ１２１よりなるプローブを備えるハンドピース１５では、楕円形状の照射端面の楕円の短軸方向にプローブを移動することによって、１回の走査でのレーザ光の照射範囲が第１実施形態のプローブ１６を備えるハンドピース１５の照射範囲よりも大きくなるので、少ない操作回数でより広い面積の患部を効率的に蒸散することができる。

【００８５】図１５（１）は、レーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けられる本発明の第７実施形態であるプローブを形成する光ファイバ１３１を示し、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。 図１５（２）は、光ファイバ１３１の出射端面１
３５をＡ−Ａ方向から見た拡大正面図である。 本実施形態の光ファイバ１３１よりなるプローブ以外のレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。 本実施形態のプローブの光ファイバ１
３１は第１および第２実施形態のプローブ１６の光ファイバ９，８１と類似の構成を有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。 この光ファイバ１３１は図１０の湾曲した光ファイバ８１と同様に湾曲しており、出射端が幅広の縦長の楕円形に形成されている。

【００８６】本実施形態のプローブの光ファイバ１３１
は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバと同じ断面構造および材質であり、コア２５、中間層２６、クラッド２７がこの順で中心軸線側から略同心円状に配置される。 光ファイバ１３１は、入射端面１３３から長手方向中央部までが円柱状の部材であり、長手方向中央部から出射端面１３５までが断面形状が円状から楕円形状に順次的に変化する部材で実現される。 この光ファイバ１３
１は、その軸線を含む一仮想平面上で長手方向に湾曲しており、該仮想平面上でその入射端面１３３の中心軸線１３４と出射端面１３５の中心軸線１３６とが交差する。 図１５（２）に示すように、この光ファイバ１３１
の出射端は、出射端面１３５の形状が該仮想平面に平行な長軸線１３７を有する偏平な楕円形であるように形成される。 図１５（１）における一仮想平面は図１５を記す紙面と同一であり、図１５（２）では、該仮想平面に平行な方向を矢符１３８で示す。

【００８７】このように光ファイバ１３１が鍬状に湾曲しているので、レーザ光はハンドピース１５の一直線状の中心軸線１３４の延長線から湾曲して出射端へ導かれ、中心軸線１３６に沿う方向に向かって、出射端面１
３５のコアの面積と対応した範囲内で均一に照射される。 これによって、たとえば歯周ポケットであるような、ハンドピースを自在に動かしにくい狭い場所において、プローブの照射端面の短軸方向に走査させることによって比較的広い面積を有する患部を効率良く蒸散することができる。

【００８８】図１６（１）は、レーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けられる本発明の第８実施形態であるプローブを形成する光ファイバ１４１を示し、軸線を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。 図１６（２）は、光ファイバ１４１の出射端面１
４５をＢ−Ｂ方向から見た正面図である。 本実施形態の光ファイバ１４１を備えるプローブ以外のレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。 本実施形態のプローブの光ファイバ１４１
は第１および第８実施形態のプローブ１６の光ファイバ９，１３１と類似の構成を有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。 この光ファイバ１４１は図１５の湾曲した光ファイバ１３１と同様に湾曲し、出射端が幅広の横長の楕円形に形成されている。

【００８９】本実施形態のプローブの光ファイバ１４１
は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバ９と同じ断面構造および材質であり、コア２５、中間層２６、クラッド２７がこの順で中心軸線側から略同心円状に配置される。 光ファイバ１４１は、入射端面１４３から長手方向中央部までが円柱状の部材であり、長手方向中央部から出射端面１４５までが断面形状が円状から楕円形状に順次的に変化する部材で実現される。 この光ファイバ１
４１は、その軸線を含む一仮想平面上で長手方向に湾曲しており、該仮想平面上でその入射端面１４３の中心軸線１４４と出射端面１４５の中心軸線１４６とが交差する。 図１６（２）に示すように、この光ファイバ１４１
の出射端は、出射端面１４５の形状が該一仮想平面に垂直な長軸線１４７を有する横長の偏平な楕円形であるように形成される。 図１６（１）における一仮想平面は第７実施形態の仮想平面と等しく、図１６（２）では該仮想平面に平行な方向を矢符１４８で示す。

【００９０】このように光ファイバ１４１が湾曲しているので、レーザ光はハンドピースの一直線状の中心軸線１４４の延長線から湾曲して出射端へ導かれ、出射端面１４５のコアの面積と対応した範囲内で実質上均一に照射される。 これによって、たとえば臼歯であるような、
ハンドピース１５を自在に動かしにくい狭い場所においてプローブの照射端面の短軸方向に走査することによって１回の操作で比較的広い面積を有する患部を効率良く蒸散することができる。

【００９１】また、第７および第８実施形態に示すプローブの光ファイバ１３１，１４１の他の例として、長手方向に湾曲し出射端面が楕円形状の光ファイバであって、出射端面の楕円の長軸線と湾曲した光ファイバの軸線を含む一仮想平面とが交差する光ファイバが挙げられる。 この光ファイバの出射端は、その出射端面を該面の法線方向からみるとき、図１６（２）に示すように、光ファイバ１３１，１４１の出射端面１３５，１４５の長軸線１３７，１４７と該仮想平面との成す角度の中間の角度で、このプローブの出射端面の長軸線が該仮想平面と交わるように形成される。 また、この出射端面は、２
点鎖線１５１で示す長軸線の傾きが右上がりの楕円形状であっても良いし、２点鎖線１５２で示す左上がりの楕円形状のいずれであっても良い。 さらに該出射端面の長軸線と仮想平面との成す角度は、０度および９０度以外であればどのような角度であっても良い。

【００９２】また、上述した第１〜第８実施形態のレーザ治療装置１１に用いられるプローブは、たとえばコアの直径が０．２ｍｍ〜３．０ｍｍである光ファイバより形成される。 上述した各実施形態のうち、第４、第６〜
第８実施形態の装置に用いられるプローブに関しては、
その入射端面におけるコアの直径が上述した０．２ｍｍ
〜３．０ｍｍである光ファイバが用いられる。

【００９３】たとえばコア直径が０．２ｍｍ未満の光ファイバをプローブとするとき、細径および狭部の患部に対してだけしかレーザ光を照射することができない。 また、コア直径が３．０ｍｍより大きい光ファイバをプローブにするとき、レーザ光発生装置を大型化する必要が生じる。 ゆえに、装置のコストが増大する。 このような事情から、上述した各実施形態のレーザ治療装置では、
コアの直径が０．２ｍｍ〜３ｍｍである光ファイバをプローブにすることが好ましい。

【００９４】さらにまた、該レーザ治療装置では、上述したようにプローブの光ファイバ出射端面においてレーザ光のエネルギレベルが上述した１ｍＪ〜２５００ｍＪ
の範囲であることが好ましい。 たとえばエネルギレベルが５ｍＪ〜２５００ｍＪであるレーザ光は、コアの直径が０．２ｍｍ〜３．０ｍｍである光ファイバをプローブとしたレーザ治療装置で生体硬組織の蒸散に充分なエネルギを有する。 エネルギレベルを２５００ｍＪよりも大きいレーザ光を生体硬組織の蒸散に使用しても、エネルギレベルが２５００ｍＪであるときと比較して組織ダメージが大きくなる。 さらに、レーザ光のエネルギレベルが１ｍＪ以下であるとき、生体硬組織の蒸散に充分なエネルギを得ることができない。

【００９５】第１、第２、第４〜第８実施形態のプローブの光ファイバ９，８１，９１，１１１，１２１，１３
１，１４１は、それぞれ入射端面近傍の形状が等しく、
出射端面近傍の形状だけが異なるので、この出射端面の形状に応じた互換性がある。 これらプローブの光ファイバ入射端面の直径が等しいとき、このプローブをハンドピース１５に取付けるための取付部材を同一の構造として取付ることができる。 こうすることによって、これらのプローブを同一のレーザ治療装置１１のハンドピース１５に取付けることができる。 また、これらの実施形態のレーザ治療装置１１に備えられる光ファイバは、非接触型のプローブとして用いてもよい。 さらにまた、光ファイバ９，８１，９１，１１１，１２１，１３１，１４
１は、エネルギレベルを実質上均一にすることができるものであれば、中間層２６が形成されない構成の光ファイバであってもよい。 さらに、第２〜第８実施形態のプローブの光ファイバ８１，９１，１１１，１２１，１３
１，１４１の出射端面は、コアの中心がけずられた凹状の形状に成形してもよい。

【００９６】また各実施形態のレーザ治療装置では骨以外のたとえば歯牙および軟骨などの他の硬組織を蒸散させることができる。 さらにまた、上述したレーザ治療装置は、レーザ光の波長およびエネルギを変更して、生体軟組織の切開、蒸散、止血を行う装置としてもよい。

【００９７】

【発明の効果】以上のように本発明によれば、レーザプローブの光ファイバは、そのコアの断面の半径方向で、
中心部が小さく周辺部が大きい屈曲率分布を示す。 この光ファイバのコアを通過したレーザ光は、コアに対応する範囲でエネルギ密度分布が実質上均一となる。 この光ファイバを備えたレーザプローブをレーザ治療装置のハンドピースに取付けて生体硬組織の蒸散を行わせるとき、出射端面でエネルギの局部集中が生じないので、光ファイバの出射端面に硬組織成分が付着しても、出射端面が凹状に損傷し剥離することを防止することができる。 したがって、光ファイバの損耗速度を従来技術のレーザプローブと比較して著しく低減させることができる。

【００９８】したがって、このレーザプローブを取り付けたレーザ治療装置では、レーザ治療装置に取付けられるレーザプローブの交換回数を減少させても、蒸散能力を保つことができるので、レーザ治療装置のメンテナンスが容易となり、消耗品の数を減少させることができる。

【００９９】さらに、このレーザプローブから出射されるレーザ光は、波長が１．０μｍ〜５．５μｍであって出射エネルギが１ｍＪ〜２５００ｍＪである。 また該レーザ光は、パルス幅が１ｎ（ナノ）秒〜９ｍ（ミリ）秒であり、パルス周期が１〜２００ｐｐｓであるパルス状に患部に照射される。 このようなレーザ光は、生体硬組織の蒸散などに適している。 またこのレーザ光を該レーザプローブを通過して患部に照射させるとき、光ファイバの出射端面の剥離損傷の発生を極めて小さく、または０とすることができる。

【０１００】また本発明によれば、前記光ファイバは、
同心円状に内側からコア、中間層、クラッドの３層構造を有する。 光ファイバ全体の屈折率分布は、コア周辺部、コア中心部、クラッド、中間層の順で小さくなる。
光ファイバは、この構造を有することによって、該光ファイバを通過するレーザ光のエネルギ密度を、コアに対応する領域内で均一に集約させて、中間層より外側に漏らさない。 したがって、光ファイバのコアに入射されたレーザ光のエネルギを、コアに対応する範囲に集中させることができるので、入射するレーザ光のエネルギレベルを低減させることができる。

【０１０１】さらにまた本発明によれば、前記光ファイバのコアはＧｅＯ ₂が添加されたＳｉＯ ₂で形成される。 中間層は、フッ素が添加されたＳｉＯ ₂で形成され、クラッドはＳｉＯ ₂で形成される。 また、コア内部では、ＧｅＯ ₂の添加濃度が中央部から周辺部に向けて小さくなる。 このように本発明のレーザプローブの光ファイバは、従来から用いられる添加物を添加して屈折率を制御したＳｉＯ ₂で形成されるので、実現が容易である。 また、このような材質で実現される光ファイバを備えたレーザプローブを生体硬組織の治療用のレーザ治療装置のハンドピースに取付けて生体硬組織の蒸散を行うと、レーザプローブを形成する光ファイバの出射端面の損傷剥離を低減させることができる。

【０１０２】また本発明によれば、前記光ファイバのコアの直径は０．２ｍｍ〜３．０ｍｍであり、細径および狭部の患部に対して容易にレーザ光を照射することができる。 また、レーザ光の波長は、水の吸収特性の極大値に近く生体硬組織に対して蒸散効率が高い２．７μｍ〜
３．２μｍに選ばれるので、効率的な治療を行うことができる。

【０１０３】また本発明によれば、前記光ファイバの出射端面はコア中央部を凹状の形状に形成される。 このような出射端面を有する光ファイバをレーザプローブにするとき、レーザ光が出射端部で拡散し生体硬組織をより広範囲に蒸散することができる。 これによって、レーザ光が照射される範囲を均一に蒸散させることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施形態であるレーザ治療装置１
１の構成を示すブロック図およびプローブ１６の部分断面図である。

【図２】レーザ光の波長と消散長さとの関係を示すグラフである。

【図３】プローブ１６の光ファイバ９とレーザ光の照射対象である生体硬組織２１との接触状態を示す図である。

【図４】図３のプローブ１６に用いられる光ファイバ９
の屈折率分布を示すグラフ、およびこの光ファイバ９に入射されたレーザ光の出射後のエネルギ密度分布を示すグラフである。

【図５】図３のプローブ１６の光ファイバ９の透明母材の屈折率分布とコアの母材の屈折率分布とを示すグラフである。

【図６】本発明のプローブ１６の光ファイバ９を通過して照射される（１００ｍＪ×１０ｐｐｓ）のレーザ光を用いた生体硬組織の蒸散の時間的変化を確認するために、連続照射する前に１パルスの該レーザ光を照射した後の生体硬組織２１ａの拡大部分断面図である。

【図７】本発明のプローブ１６の光ファイバ９を通過して照射される（１００ｍＪ×１０ｐｐｓ）のレーザ光を用いた生体硬組織の蒸散の時間的変化を確認するために、該レーザ光を３０分間連続照射した後に１パルスのレーザ光を照射した生体硬組織２１ｂの拡大部分断面図である。

【図８】従来技術のプローブの光ファイバ１を通過して照射される（１００ｍＪ×１０ｐｐｓ）のレーザ光を用いた生体硬組織の蒸散の時間的変化を確認するために、
該レーザ光を５分間連続照射した後の従来技術のプローブの光ファイバ１ａの出射端の拡大断面図である。

【図９】第１実施形態の他の例であり、蒸散部分の底面の形状が平坦となるレーザ照射装置に備えられるプローブの光ファイバ３４の出射端を示す拡大断面図である。

【図１０】本発明の第２実施形態であるレーザ治療装置のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ８
１を示す拡大部分断面図である。

【図１１】本発明の第３実施形態であるレーザ治療装置のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ９
１を示す拡大部分断面図である。

【図１２】本発明の第４実施形態であるレーザ治療装置のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
０１を示す拡大部分断面図である。

【図１３】本発明の第５実施形態であるレーザ治療装置のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
１１を示す拡大部分断面図である。

【図１４】本発明の第６実施形態であるレーザ治療装置のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
２１を示す拡大部分断面図、およびその出射端面１２５
の拡大正面図である。

【図１５】本発明の第７実施形態であるレーザ治療装置のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
３１を示す拡大部分断面図、およびその出射端面１３５
の拡大正面図である。

【図１６】本発明の第８実施形態であるレーザ治療装置のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
４１を示す拡大部分断面図、およびその出射端面１４５
の拡大正面図である。

【図１７】従来技術のレーザ治療装置のプローブの光ファイバ１を示す拡大断面図である。

【符号の説明】

９，８１，９１，１０１，１１１，１２１，１３１，１
４１ 光ファイバ １１ レーザ治療装置 １３ レーザ光発生源 １４ 導光路 １５ ハンドピース １６ プローブ １７，８５，９５，１０５，１１５，１２５，１３５，
１４５ 出射端面 ２１ 生体硬組織 ２５ コア ２６ 中間層 ２７ クラッド