(57)【要約】【課題】硬組織治療および軟組織治療の両方に対して，良好な切除効果を有すると共に，良好な止血効果も得られる医療用レーザ装置を提供すること。【解決手段】レーザ媒体１０から出射されたレーザ光は，発振波長が１．５〜４μｍの範囲内にあり，そのパルス幅は２５０μｓ〜１ｍｓの範囲内である。パルス幅の制御は，制御部２０，充電用電源２２，コンデンサ２４，スイッチ素子２６を有するパルス幅制御機構により行うことができる。このレーザ光は集光系３０，伝送系３２，ハンドピース３４を経て治療対象の生体組織である照射物３６に照射される。【選択図】　　　図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用レーザ装置であって，
発振波長が１．５〜４μｍの範囲内であり，かつパルス幅が２５０μｓ〜１ｍｓの範囲内であるレーザ光を出射する手段を具備することを特徴とする医療用レーザ装置。
【請求項２】
前記レーザ光のレーザ光源としてＥｒ：ＹＡＧレーザを用いることを特徴とする請求項１に記載の医療用レーザ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は，例えば医科，歯科の治療，手術等に利用可能な医療用レーザ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来，生体組織の切開，止血，凝固，蒸散による切除等を目的として，医療用のレーザ装置が提供されている。医科では例えば，内臓組織，筋肉，皮膚等の軟組織治療にレーザ装置が使用されている。歯科では軟組織治療だけでなく硬組織治療もレーザ装置による治療の対象となる。レーザ装置は，軟組織治療では例えば歯肉切除，余分な歯肉あるいは疾患のある歯肉の除去，歯肉の整形，歯周病治療等に使用され，硬組織治療では例えばレジン充填用窩洞形成や歯石除去，歯牙のう蝕除去，象牙質除去或いはエナメル質切除等に使用されている。これらの装置では例えば，波長７８０〜９８０ｎｍの半導体レーザ，波長１．０６μｍのＮｄ：ＹＡＧレーザ，波長２．９４μｍのＥｒ：ＹＡＧレーザ，波長１０．６μｍの炭酸ガスレーザ等が用いられている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ところで，生体の構成成分の中で最も多いのは水であり，水の吸収特性は各レーザを治療に用いる際に重要である。水に対する吸収係数は波長により著しく異なる。図４に水の吸収係数の波長特性と各レーザの波長を示す。図４において，半導体レーザはＬＤ，炭酸ガスレーザはＣＯ２として表している。図４からわかるように，水の吸収係数は波長３μｍ近傍に顕著なピークを有し，波長３μｍ以下では低下する傾向にある。すなわち，上記レーザの中で波長２．９４μｍのＥｒ：ＹＡＧレーザは水に対し非常に高い吸収係数を有し，半導体レーザやＮｄ：ＹＡＧレーザは水に対し低い吸収係数を有する。炭酸ガスレーザの吸収係数は，半導体レーザやＮｄ：ＹＡＧレーザのものよりは高いが，Ｅｒ：ＹＡＧレーザのものほど高くはない。
【０００４】
また，歯質に関しては，象牙質の構成成分の約６０％が無機質であり，残りの約４０％が水分と有機質である。エナメル質の構成成分のほとんどは無機質である。象牙質に関しては，半導体レーザは約２５％の透過特性，Ｎｄ：ＹＡＧレーザは約４５％の透過特性を有し，Ｅｒ：ＹＡＧレーザ，炭酸ガスレーザは共に全く透過せず１００％の吸収特性を有する。エナメル質に関しては，半導体レーザは約３０％の透過特性，Ｎｄ：ＹＡＧレーザは約６５％の透過特性を有し，Ｅｒ：ＹＡＧレーザ，炭酸ガスレーザは共に全く透過せず１００％吸収特性を有する。
【０００５】
上述のように，半導体レーザやＮｄ：ＹＡＧレーザは水に対する吸収率が低いため，照射エネルギーが組織の深部にまで到達し，蒸散部周囲の熱凝固，変性層が広くなる。したがって，治療目標の組織近傍の加熱を正確に制御することが必要な場合には半導体レーザやＮｄ：ＹＡＧレーザは好ましい手段とはいえない。医科治療において半導体レーザやＮｄ：ＹＡＧレーザは腫瘍等の広範囲の切除は可能であり，組織の止血・凝固作用は得られるが，軟組織の切開には適さず，治療後の治癒が遅延するという短所がある。また歯科治療においては，半導体レーザやＮｄ：ＹＡＧレーザは上述のように歯質に対する吸収率が小さいため，蒸散効率が非常に悪くて切削速度が遅く，薄層のエナメル質には，ほとんど作用せず，硬組織治療には有効ではない。さらにレーザ光が歯質内部まで透過して発熱するので，歯牙部に熱障害をおこす恐れがある。
【０００６】
炭酸ガスレーザは，水に対する吸収率が高いため，照射部表面でほとんどのエネルギーが吸収される。しかし，炭酸ガスレーザは歯質の硬組織治療において，周辺の組織の構造を変化させ，ｍｅｌｔｉｎｇ現象を起こさせる。また，炭酸ガスレーザを用いた装置構成を考えた場合，光伝送に用いるファイバの選択にあたり難点がある。
【０００７】
Ｅｒ：ＹＡＧレーザは，水に対し高い吸収係数を有するため，照射表面でエネルギーの大部分が一瞬にして吸収され，周囲にほとんど熱影響を残さない。このため，限りなく鋼刃メスに近い鋭利な切開創が可能である。また，Ｅｒ：ＹＡＧレーザは歯質の軟組織治療および硬組織治療の両方に対して，有効であり，加工性は非常に高く，有用なレーザであるといえる。ただし，Ｅｒ：ＹＡＧレーザは，熱凝固層となる変性層が少ないため止血効果が劣るという弱点があった。
【０００８】
本発明は，このような問題に鑑みてなされたものであり，その目的とするところは，硬組織治療および軟組織治療の両方に対して，良好な切開・切除が可能であると共に良好な止血効果も得られる医療用レーザ装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために，本発明の第１発明は，医療用レーザ装置であって，発振波長が１．５〜４μｍの範囲内であり，かつパルス幅が２５０μｓ（μｓ：１０−６秒）〜１ｍｓ（ｍｓ：１０−３秒）の範囲内であるレーザ光を出射する手段を具備することを特徴とする医療用レーザ装置を提供する。
【００１０】
かかる構成によれば，水に対する吸収率が高いレーザ光を用いて，蒸散部周囲に適度な変性層を形成することができるため，良好な切開・切除と共に良好な止血効果を得ることができる。波長が１．５μｍより短いレーザ光では，水に対する吸収率が低いため，生体組織の表面だけでなく組織の深部にまで到達し，蒸散部周囲の熱凝固，変性層が広くなり，切除や切開に不適である。波長が４μｍより長いレーザ光では，装置構成を考えた場合，光伝送に用いるファイバの選択にあたり難点がある。パルス幅が２５０μｓより短い場合では，熱凝固層が少なく良好な止血効果が得られない。パルス幅が１ｍｓより長い場合では，変成が進みすぎて熱障害が生じる恐れがある。
【００１１】
レーザ光のレーザ光源としては例えば，波長が２．９４μｍのＥｒ：ＹＡＧレーザを用いることができる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下，図面に基づいて本発明の実施の形態を詳細に説明する。図１は，本発明の実施の形態にかかる医療用レーザ装置の構成図である。レーザ媒体１０はＹＡＧ（Ｙｔｔｒｉｕｍ　Ａｌｕｍｉｎｕｍ　Ｇａｒｎｅｔ：Ｙ３Ａｌ５Ｏ１２）結晶に活性イオンとしてＥｒ（Ｅｒｂｉｕｍ）イオンをドープしたＥｒ：ＹＡＧロッドである。レーザ媒体１０の両端面に対向して，全反射ミラー１２および一部透過ミラー１４が配置されている。一部透過ミラー１４の反射率は全反射ミラー１２よりわずかに小さい。
【００１３】
レーザ媒体１０は略円筒形の反射部材１６の内部にフラッシュランプ１８と共に配置されている。フラッシュランプ１８はパルス幅制御機構と接続されている。パルス幅制御機構は，制御部２０と，充電用電源２２と，コンデンサ２４と，スイッチ素子２６とを有する。充電用電源２２からの電力がコンデンサ２４に蓄積され，これをスイッチ素子２６を介して瞬間的にフラッシュランプに印加する。フラッシュランプ１８は放電管であり，印加電力により強い放電を行ってパルス励起光を出力する。充電用電源２２とスイッチ素子２６の駆動は制御部２０により行われる。
【００１４】
このパルス励起光はレーザ媒体１０に入射し，この中に含まれた活性イオン（Ｅｒイオン）を光ポンピングする。光ポンピングにより活性イオンのエネルギー順位間に反転分布状態を作りだし，レーザ媒体１０であるＥｒ：ＹＡＧロッドを励起する。両端の全反射ミラー１２および一部透過ミラー１４との条件が満たされるとレーザ発振が起こり，パルス状のレーザ発振出力が出力される。レーザ発振が起こると，一部透過ミラー１４からはその透過率に従ってレーザ光が出射される。出射されるレーザ光の波長は２．９４μｍであり，そのパルス幅はパルス幅制御機構によって，所望のパルス幅にすることができる。この際に，パルス幅を変更することにより，１パルス当たりの照射エネルギーは同じで，異なるピークパワーを有するレーザ光を出射させることも可能である。
【００１５】
一部透過ミラー１４を透過したレーザ光は集光系３０により集光されて伝送系３２へ導かれる。伝送系３２は主に光ファイバおよび中空導波路からなり，その先端にはハンドピース３４が接続されている。レーザ光はハンドピース３４から照射物３６に照射されて，治療が行われる。照射物３６は治療対象の生体組織であり，例えば歯質等である。レーザ光照射時は冷却のために不図示の機構により照射物３６に水を噴霧することができる。
【００１６】
ここで用いられているＥｒ：ＹＡＧレーザ光は，前述のように水に対する吸収が高く，そのためレーザ光が照射された生体組織のごく表面でレーザ光のエネルギーが吸収される。したがって，周囲組織への熱傷害が少なく，その切開創は鋼刃メスのように鋭利である。特に歯質に対しては，歯質（ハイドロキシアパタイト）内の水分（ＯＨ基）にＥｒ：ＹＡＧレーザ光のエネルギーが吸収され，アパタイト内に微小な爆発が生じ，その結果としてその他の硬組織成分が吹き飛ばされ，蒸散させる作用を有する。この作用はエナメル質，象牙質の両方に対して得られる。
【００１７】
次に上記装置を使用して，パルス幅を変更してＥｒ：ＹＡＧレーザ光を人の歯質に照射した実験について説明する。パルス幅が１００μｓ（μｓ：１０−６秒），１５０μｓ，２００μｓ，２５０μｓ，３００μｓ，４００μｓ，５００μｓの７つの場合について，互いに同様の条件で実験を行った。このとき，１パルス当たりの照射エネルギーは一定になるようにした。
【００１８】
その結果，パルス幅が２５０μｓ，３００μｓ，４００μｓ，５００μｓの場合については図２に示すようなほぼ同様の結果が得られた。また，パルス幅が１００μｓ，１５０μｓ，２００μｓの場合については図３に示すようなほぼ同様の結果が得られた。ここで，図２，図３は共に，照射部の拡大断面図を模式的に示す図であり，各図に示す凹部はレーザ光の照射により蒸散した部分であり，その凹部周辺の斜線を付した部分は照射熱により形成された変性層を示すものである。図２，図３のｄは凹部の穴径を意味し，ｈは凹部の深さを意味する。
【００１９】
図２と図３を比較すると，図２に示す例では，蒸散部の底面性状は溶岩状であり，熱による変性層は図３のものよりも多く形成されている。図３に示す例では，蒸散部の底面の性状は比較的なだらかであり，熱による変性層は少ない。図２に示す例と図３に示す例の凹部の穴径ｄ，深さｈについてはほとんど差は認められない。
【００２０】
変性層は組織表面に形成された凝固層として機能する。したがって，変性層が多く形成された図２に示す例では，良好な止血効果を得ることができる。変性層が少ない図３に示す例は，従来と同様に低い止血効果しか得られない。よって，１パルス当たりの照射エネルギーが同一の場合でも，照射するレーザ光のパルス幅により止血効果が異なり，パルス幅が２００μｓ以下では低い止血効果しか得られないが，パルス幅を２５０〜５００μｓにすると良好な止血効果が得られることがわかる。また，凹部の穴径ｄ，深さｈについて差はないことから，良好な切除効果は図２および図３に示す両者の場合において確保されている。上記例ではＥｒ：ＹＡＧレーザ光を用いており，これらの効果は，硬組織治療および軟組織治療の両方において得られる。
【００２１】
以上，添付図面を参照しながら本発明にかかる好適な実施形態について説明したが，本発明はかかる例に限定されないことは言うまでもない。当業者であれば，特許請求の範囲に記載された技術的思想の範疇内において，各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり，それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
【００２２】
【発明の効果】
以上，詳細に説明したように本発明の医療用レーザ装置によれば，１台の装置で硬組織治療および軟組織治療の両方に適用が可能であり，良好な切除効果と共に，良好な止血効果も得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態に係る医療用レーザ装置の構成図である。
【図２】照射部の拡大断面図を模式的に示す図である。
【図３】照射部の拡大断面図を模式的に示す図である。
【図４】水の吸収係数の波長特性を示す図である。
【符号の説明】
１０　　　　レーザ媒体
１２　　　　全反射ミラー
１４　　　　一部透過ミラー
１６　　　　反射部材
１８　　　　フラッシュランプ
２０　　　　制御部
２２　　　　充電用電源
２４　　　　コンデンサ
２６　　　　スイッチ素子
３０　　　　集光系
３２　　　　伝送系
３４　　　　ハンドピース
３６　　　　照射物
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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