(57)【要約】【課題】水晶におけるツイン制御の向上とツインの成長を高アスペクト比で実現し、特に紫外光への波長変換を実用的に可能にする。【解決手段】応力を印加して周期的にツインを誘起させた水晶を母材とした擬似位相整合波長変換素子において、ツインの境界面が水晶のＹ軸を含む面内にあり、かつ水晶のＺ軸方向に周期的なツインが形成されている。水晶のＺ軸方向と基本波光の入射ベクトルとのなす角度をαとしたとき、αが３０度以内であることを特徴とする。水晶のＺ軸に対する応力の印加方向の角度をθとしたとき、６０度＜θ＜９０度で応力を印可する。【選択図】      図１
2004279613.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
応力を印加して周期的にツインを誘起させた水晶を母材とした擬似位相整合波長変換素子において、ツインの境界面が水晶のＹ軸を含む面内にあり、かつ水晶のＺ軸方向に周期的なツインが形成されていることを特徴とする擬似位相整合波長変換素子。
【請求項２】
請求項１の擬似位相整合波長変換素子において、水晶のＺ軸方向と基本波光の入射ベクトルとのなす角度をαとしたとき、αが３０度以内であることを特徴とする擬似位相整合波長変換素子。
【請求項３】
応力を印加して周期的にツインを誘起させた水晶を母材とした擬似位相整合波長変換素子の製造方法において、水晶のＺ軸に対する応力の印加方向の角度をθとしたとき、６０度＜θ＜９０度であることを特徴とする擬似位相整合波長変換素子の製造方法。
【請求項４】
請求項３の製造方法において、前記θが８０度≦θ≦８８度であることを特徴とする擬似位相整合波長変換素子の製造方法。
【請求項５】
レーザ光源と、該レーザ光源からのレーザ光を波長変換する波長変換素子とを備える医療レーザ装置において、前記波長変換素子に請求項１又は２の何れかの擬似位相整合波長変換素子を用いたことを特徴とする医療レーザ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、水晶を母材として用いた擬似位相整合波長変換素子及びその製造方法、並びにこれを用いた医療レーザ装置に関する。
【０００２】
【従来技術】
近年、波長変換素子を用いた固体レーザの研究開発が盛んに行われている。特に、最近では高電圧印加法の確立により、強誘電体結晶を用いた擬似位相整合（ＱＰＭ：Ｑｕａｓｉ  Ｐｈａｓｅ  Ｍａｔｃｈｉｎｇ）による波長変換素子の製作が容易となり、可視〜赤外の波長域で高効率の波長変換が実現されてきている。紫外領域では、強誘電体であるＢａＭｇＦ４結晶の擬似位相整合素子化も試みられているが、このＢａＭｇＦ４結晶は有効非線形定数が小さい。このため、ＢａＭｇＦ４結晶より有効非線形定数が約１０倍大きい水晶（ＳｉＯ２）の擬似位相整合波長変換素子化が研究されている（非特許文献１参照）。
【０００３】
水晶は常誘電体であるので高電圧印加法は適用できないため、応力を印加することにより周期的なツイン（双晶）を誘起させ、極性の反転構造を実現する方法を取っている。これはツイン間で非線形光学定数ｄ１１の符号が代わり、ツインの配列周期で擬似位相整合を可能にするものである。
【０００４】
ところで、従来、応力印加による水晶のツインは、水晶のＺ軸に成長すると考えられていた（非特許文献２参照）。このため、Ｚ軸からの角度をθとしたとき、０°＜θ＜６０°の範囲の方向で応力を印加し、水晶のＺ軸方向と入射光ベクトルを概直交させたときに波長変換素子として機能するように製作が試みられてきた。また、水晶にツインを誘起する場合、従来は水晶の相転移温度（５７３℃）付近で水晶の温度分布を均一化しつつ応力を印加する方法が用いられていた（非特許文献１参照）。
【０００５】
【非特許文献１】
栗村直、他４名、「紫外波長変換をめざした擬似位相整合水晶」、応用物理、応用物理学会、２０００年５月、第６９巻、第５号、ｐ．５４８−５５２
【０００６】
【非特許文献２】
Ｓ．Ｍ．  Ｓｈｉａｕ、他３名、「ＴＥＭＰＥＲＡＴＵＲＥ  ＤＥＰＥＮＤＥＮＣＥ  ＯＦ  ＦＥＲＲＯＢＩＥＬＡＳＴＩＣ  ＳＷＩＴＣＨＩＮＧ  ＩＮ  ＱＵＡＲＴＳ」、Ｍａｔ．Ｒｅｓ．Ｂｕｌｌ、ｖｏｌ．１９、（米国）、Ｐｅｒｇａｍｏｎ  Ｐｒｅｓｓ、１９８４年、ｐ．８３１−８３６
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来の製造方法では、ツイン制御が悪いと共にツインの成長におけるアスペクト比が極めて低いという問題があり、実用的に使用できる水晶を母体としたバルクの擬似位相整合波長変換素子は得られなかった。
【０００８】
本発明は、上記従来技術の問題点に鑑み、水晶におけるツイン制御の向上とツインの成長を高アスペクト比で実現し、特に紫外光への波長変換が実用的に可能な擬似位相整合波長変換素子及びその製造方法並びにこれを用いた医療レーザ装置を提供することを技術課題とする。
【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、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。
【００１０】
（１）  応力を印加して周期的にツインを誘起させた水晶を母材とした擬似位相整合波長変換素子において、ツインの境界面が水晶のＹ軸を含む面内にあり、かつ水晶のＺ軸方向に周期的なツインが形成されていることを特徴とする。
（２）  （１）の擬似位相整合波長変換素子において、水晶のＺ軸方向と基本波光の入射ベクトルとのなす角度をαとしたとき、αが３０度以内であることを特徴とする。
（３）  応力を印加して周期的にツインを誘起させた水晶を母材とした擬似位相整合波長変換素子の製造方法において、水晶のＺ軸に対する応力の印加方向の角度をθとしたとき、６０度＜θ＜９０度であることを特徴とする。
（４）  （３）の製造方法において、前記θが８０度≦θ≦８８度であることを特徴とする。
（５）  レーザ光源と、該レーザ光源からのレーザ光を波長変換する波長変換素子とを備える医療レーザ装置において、前記波長変換素子に請求項１又は２の何れかの擬似位相整合波長変換素子を用いたことを特徴とする。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。図１は、本発明に係る擬似位相整合波長変換素子を用いた波長変換の模式図である。
【００１２】
１０は水晶１１を母材とする擬似位相整合波長変換素子（以下、ＱＰＭ水晶）である。水晶は化学的安定性に優れ、損傷しきい値が高い、紫外１５０ｎｍ領域まで透明、他結晶に比して比較的安価、等の様々な特徴を有し、紫外発生用の波長変換素子として良好な特性を持つものである。従来、応力印加による水晶のツインは、Ｚ軸方向に成長すると考えられていたが、本発明者等の実験によれば、ツインはＹ軸方向に成長し、その後Ｚ軸方向に成長することが確認された。これにより、ＱＰＭ水晶１０は次のような構造を持つ。ＱＰＭ水晶１０には、母材となる水晶１１のＺ軸方向に周期的なツイン１２が誘起され、極性の周期的な反転構造が形成されている。ツイン１２の境界面１２ａは水晶１１のＹ軸を含む面内に形成されている。このＱＰＭ水晶１０のＺ軸方向に基本波光２０を入射させることによって、基本波光２０の第２高調波である波長変換光２１が出射する。
【００１３】
基本波光２０の入射ベクトルは水晶１１のＺ軸方向と平行（図１ではＺＹ軸平面に概直交）するように入射させることが好ましいが、これに限られるものではない。水晶１１ではその非線形光学定数ｄ１１の符号が周期的に反転していることにより擬似位相整合が達成されるため、波長変換光２１を取り出す為には、少なくとも基本波光２０の偏光２０ａがＸ軸成分を持てば良い。実用的には、Ｚ軸方向と基本波光２０の入射ベクトルとのなす角度をαとしたとき、αは３０度以内にあることが好ましい。
【００１４】
また、図１では、境界面１２ａは水晶１１のＸ軸もその面内に含むように形成されいるが、図２のように、Ｘ軸についてはツイン１２の境界面１２ａが含まれ無くても良い。ただし、波長変換光２１を取り出すに当たっては、基本波光２０の偏光２０ａがＸ軸成分を持つ必要があるため、Ｚ軸方向に周期的なツイン１２が形成されるように、すなわち、少なくとも境界面１２ａとＸ軸とがなす角度ψは垂直とならないように形成されている。
【００１５】
次に、ＱＰＭ水晶１０の製造方法を、図３を使用して説明する。まず、ツインは水晶のＹ軸方向に成長することが分かったため、図３（ａ）のように、水晶のＺ軸に対する応力の印加方向の角度をθとしたとき、６０度＜θ＜９０度とすべく、水晶のＹ軸方向に対する切り出し方位θ′を０度＜θ′＜３０度とする。好ましくは、８０度≦θ≦８８（２度≦θ′≦２０度）である。実施形態ではＹ軸方向から５度（＝Ｚ軸から８５度）の方位で切り出した厚さ３ｍｍの水晶基板３０を用いている。
【００１６】
なお、図４は、温度４００℃におけるＣｏｅｒｃｉｖｅ  ｓｔｒｅｓｓの角度依存性の計算結果を示した図である。同図において点線のグラフはツイン成長が開始する応力、実線のグラフはツイン成長が完了する応力である。従来、ツインはＺ軸方向に成長すると考えられていたため、応力印加方向のＺ軸方向に対する角度θは、０度＜θ≦６０度で行われており、例えばθ＝１３度であった。これに対して、ツインは水晶のＹ軸方向に成長することが分かったため、本実施形態では応力印加方向のＺ軸方向に対する角度θを、６０度＜θ＜９０度とする。
【００１７】
次に、水晶基板３０の表面に所望の波長変換を実現する周期で段差加工３１を施す。段差構造３１は、フォトリソグラフィ法により形成することができる。段差の深さは、例えば２μｍである。なお、この段差構造３１は、水晶基板３０に応力を印加する側となる第１ヒータブロック４０側に形成しても良い。
【００１８】
次に、段差加工３１が施された水晶基板３０を、図３（ｂ）のように、第１ヒータブロック４０と第２ヒータブロック４１とで挟み、応力印加装置４３により均一な一軸性垂直応力を印加する。このとき、段差加工３１側に配置した第１ヒータブロック４０の温度Ｔ１ともう一方の第２ヒータブロック４１の温度Ｔ２を相転移点（５７３℃）以下とすると共に、Ｔ１がＴ２より高くなるように（Ｔ１＞Ｔ２）、応力印加方向に直交する２平面間において温度差ΔＴを設ける。例えば、Ｔ１＝３７５℃、Ｔ２＝２００℃とし、ΔＴ＝１７５℃の温度差を設ける。ヒータブロック４０，４１は、制御装置４２によりそれぞれ温度可変に制御されている。
【００１９】
応力印加方向に直交する２平面間において相転移点未満で温度差を設けた状態で、応力印加装置４３により均一な垂直応力を印加することにより、図３（ｃ）のように、水晶基板３０には段差を反映した異方性ツイン（水晶の軸の特定方向に成長するツイン）がＹ軸方向に成長し、Ｚ軸方向に周期的なツインを持つ水晶基板３０が得られる。この水晶基板３０に対して水晶の端面とＺ軸とが概直交するように切断・研磨することにより、図１に示したＱＰＭ水晶１０が得られる。
【００２０】
本発明者等の実験によれば、応力印加方向に直交する２平面間において温度差を設けずに、単に水晶の相転移点温度付近まで温度上昇させて応力を印加させたのみでは、等方性ツイン（水晶のＹ軸、Ｚ軸の区別なく、ランダムに成長するツイン）が現われ、段差構造３１側から段差を反映したツインが誘起されない場合もあった。これに対して、応力印加方向に直交する２平面間において温度差ΔＴを設けることにより、高温側の段差構造３１側から段差を反映したツインが誘起され、これが低温側に長く成長するようになった。
【００２１】
また、本発明者等の実験によれば、第１ヒータブロック４０側の温度Ｔ１＝３７５℃で、第２ヒータブロック４１側の温度Ｔを徐々に高くしていくと、Ｔ２＝２００℃までは異方性ツインが成長した。異方性ツインはＴ２の温度上昇に伴い、より長く成長したが、２２５℃では低温側より等方性ツインが成長するようになった。したがって、段差構造３１の反対面側からツインを誘起させず、段差構造３１側から選択的に異方性ツインを成長させるためには、低温側の温度Ｔ２を２２５℃より低くする。好ましくは２２０℃以下とする。
【００２２】
また、Ｔ２＝２００℃とし、高温側の温度Ｔ１を３７５℃から徐々に高くしていくと、Ｔ１＝４５０℃までは異方性ツインのみが成長したが、４７５℃では異方性ツインではなく等方性ツインが支配的に成長するようになった。したがって、段差構造３１から選択的に異方性ツインを成長させるためには、高温側の温度Ｔ１はＴ２より高く、２５０℃＜Ｔ１＜４７５℃とする。好ましくは、Ｔ１を３００℃〜４７０℃とする。さらに好ましくは、Ｔ１を３７５℃〜４５０℃とする。
【００２３】
なお、図３（ｃ）の図では、Ｙ軸方向に延びるツインが水晶基板３０の下面（段差構造３１と反対側の面）まで貫通している状態を示したが、図５に示すように、ツインを下面まで貫通させずに、途中まで成長させた状態でも良い。ツインはＹ軸方向に成長した後にＺ方向に成長するため、下面まで貫通させない方がツイン制御をし易くなる。ツインの長さは、Ｔ１，Ｔ２の温度条件によってコントロールすることができる。ツインの長さを短くする場合は、Ｔ２を２００℃より低くし、ΔＴを１７５℃より大きくする。ツインを下面まで貫通させずに得たＱＰＭ水晶１０の使用に当たっては、ツインが形成されている領域に基本波光を通過させれば良い。
【００２４】
図６は、上述のようにして得られたＱＰＭ水晶１０を用いたレーザ装置の例である。ここでは、波長変換された紫外領域のビームにより、角膜をアブレーションする医療レーザ装置を例にとって説明する。
【００２５】
レーザ光源ユニット１００には、Ｎｄ：ＹＡＧの固体レーザ光源１０１と、波長変換素子１０２，１０３，１０４と、プリズムペア１０５ａ，１０５ｂとが配置されている。固体レーザ光源１０１からは１０６４ｎｍのパルスレーザ光が出射される。波長変換素子１０２は１０６４ｎｍの基本波光をその第２高調波に波長変換した波長５３２ｎｍの変換光を発生し、波長変換素子１０３はさらに５３２ｎｍをその第２高調波である波長２６６ｎｍの変換光を発生する。波長変換素子１０４は、波長変換素子１０２で波長変換されなかった成分の波長１０６４ｎｍと波長変換素子１０３による波長２６６ｎｍとの和周波光である波長２１３ｎｍの変換光を発生する。ここで、紫外領域に波長変換する波長変換素子１０３及び１０４に、図１のＱＰＭ水晶１０を用いる。波長変換素子１０２にはＫＴＰ結晶等を使用できるが、同じくＱＰＭ水晶１０を用いても良い。
【００２６】
プリズムペア１０５ａは各波長のレーザ光を分離し、プリズム１０５ａにより分離された内の波長２１３ｎｍのレーザ光がプリスム１０５ｂに入射し、その他の光は図示無き遮光体により遮光される。波長２１３ｎｍのレーザ光は治療レーザ光としてプリスム１０５ｂにより出力方向が整えられ、レーザ光源ユニット１００から出力される。
【００２７】
導光光学系１２０は、２つのガルバノミラー１１１，１１２からなる走査光学系と、ダイクロイックミラー１１３を備える。ダイクロイックミラー１１３は２１３ｎｍのレーザ光を反射し、可視光を透過する特性を持つ。２つのガルバノミラー１１１，１１２により高速に走査されたレーザ光は、さらにダイクロイックミラー１２４で反射されて患者眼の角膜Ｅｃに導光される。なお、レーザ光源ユニット１００からガルバノミラー１１１に至る光路の光学系は図示していないが、レーザ光を反射させるミラーや、レーザ光を円形スポットに整形する光学系、そのエネルギ分布を補正する補正光学系が適宜配置される。この装置でのレーザ光のスポットサイズは角膜Ｅｃ上で１ｍｍ程度にして使用すると良い。ダイクロイックミラー１１３の上には、観察光学系１２０が配置されている。
【００２８】
このレーザ装置による角膜手術を簡単に説明する。角膜手術データを入力すると、図示を略す制御部は角膜手術データに基づきレーザ照射の制御データを求める。例えば、近視矯正をする場合、パルスレーザの量ね合わせとパルス数（照射時間）の組み合わせにより、角膜Ｅｃの中央部で深く、周辺部にいくに従って浅くなるようなアブレーションをするレーザ照射の制御データとする。レーザ光源ユニット１からは前述の波長変換により２１３ｎｍの紫外レーザ光が出力され、制御データに基づいて制御されるガルバノミラー２０，２１のスキャニング動作により角膜Ｅｃにレーザ光が導光される。これにより、角膜Ｅｃは所期する形状にアブレーションされる。
【００２９】
上記のようにＱＰＭ水晶１０による波長変換は、特に紫外領域のレーザ光に波長変換するレーザ装置に適用可能であり、医療用のレーザ装置に好適に適用できる。
【００３０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、水晶におけるツイン制御の向上とツインの成長を高アスペクト比で実現できる。また、特に紫外光への波長変換が実用的に可能になり、医療用のレーザ装置に好適に適用できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る擬似位相整合波長変換素子を用いた波長変換の模式図である。
【図２】本発明に係る擬似位相整合波長変換素子の別の例である。
【図３】ＱＰＭ水晶の製造方法を説明する図である。
【図４】Ｃｏｅｒｃｉｖｅ  ｓｔｒｅｓｓの角度依存性の計算結果を示した図である。
【図５】ＱＰＭ水晶の製造方法の別の例を説明する図である。
【図６】本発明に係るＱＰＭ水晶を用いた医療レーザ装置の例である。
【符号の説明】
１０  擬似位相整合波長変換素子
１１  水晶
１２  ツイン
１２ａ  境界面
２０  基本波光
２０ａ  偏光
２１  波長変換光
３０  水晶基板
３１  段差構造
４０  第１ヒータブロック
４１  第２ヒータブロック
４２  制御装置
４３  応力印加装置
１００  レーザ光源ユニット
１０１  固体レーザ光源
１０２，１０３，１０４  波長変換素子
１２０  導光光学系
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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