(57)【要約】【課題】機械的に光学部品を操作すること無く、マルチモードファイバからの出射光のＮＡを変換できる眼科用レーザ治療装置を提供する。【解決手段】第１集光位置２１に集光された基本波１を高調波２に変換する非線形光学結晶からなる波長変換素子３０と、高調波２を第２集光位置４１に集光してマルチモードファイバ５０へ結合させる第２集光レンズ４０とを備えた眼科用レーザ治療装置において、波長変換素子３０は、基本波１または高調波２の少なくともいずれか一方の一部を吸収して発生する熱による熱レンズを備え、熱レンズは基本波１の出力増加に応じて基本波１および高調波２の伝播する非線形光学結晶の屈折率が増加し、基本波光源１０の出力を変化することにより、波長変換素子３０から出射しマルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡを変化させることができる。【選択図】図１
2012143281.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
基本波を出力する基本波光源と、
この基本波光源が出力した基本波を通過させ第１集光位置に集光させる第１集光レンズと、
前記第１集光レンズを通過した前記基本波を高調波レーザ光へ変換し出力する、分極反転構造を有し非線形光学結晶からなる波長変換素子と、
前記波長変換素子が出力した前記高調波レーザ光を集光してマルチモードファイバへ結合させる第２集光レンズと、を備えたレーザ光源ユニットにおいて、
前記波長変換素子は、前記基本波または前記波長変換素子内部で発生する前記高調波レーザ光の少なくとも一方の一部を吸収することで熱レンズを形成し、前記高調波レーザ光の出力に応じて前記熱レンズにより前記マルチモードファイバに入射する前記高調波レーザ光のＮＡ（Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ  Ａｐｅｒｔｕｒｅ）を変更させることを特徴とするレーザ光源ユニット。
【請求項２】
前記波長変換素子がＬｉＮｂＯ３からなり、Ｍｇ、Ｚｎ、Ｓｃ、Ｉｎの少なくともいずれかを含有する事を特徴とする請求項１に記載のレーザ光源ユニット。
【請求項３】
前記基本波の出力が一定の出力以下の凝固治療では前記マルチモードファイバの受容ＮＡ（Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ  Ａｐｅｒｔｕｒｅ）で定まる受容角度より大きな前記高調波の拡がり角度とし、
前記一定の出力以上の切開治療では前記マルチモードファイバの受容ＮＡで定まる受容角度より小さな前記高調波の拡がり角度とすることを特徴とする請求項１ないし請求項２に記載のレーザ光源ユニット。
【請求項４】
前記波長変換素子に照射する制御光を発する制御光源を備え、
前記波長変換素子に吸収される基本波或いは高調波の少なくともいずれか一方の光量を増加させ、前記波長変換素子内部に形成される熱レンズによる屈折率の変化を増加させることを特徴とする請求項１に記載のレーザ光源ユニット。
【請求項５】
前記制御光が紫外線であることを特徴とする請求項４記載のレーザ光源ユニット。
【請求項６】
前記波長変換素子と前記マルチモードファイバとの間に前記基本波或いは前記高調波のいずれかが制御光となる熱レンズ素子を備え、前記制御光の出力増加に応じて前記熱レンズの屈折力を増加させることで、前記マルチモードファイバへ入射する高調波のＮＡを変化させることを特徴とする請求項１ないし請求項３に記載のレーザ光源ユニット。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、眼科用等のレーザ治療装置に使われるレーザ光源ユニットに関するものである。より詳細には、眼科用レーザ治療装置が異なる治療目的に対して使用される場合に、治療目的に応じた好適なレーザ光を治療部位に照射することを可能とする技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
レーザ光の高いエネルギー密度を利用して、治療部位の光凝固や切開を用いた手術が、眼科用レーザ治療装置などによって盛んに実施されている。この眼科用レーザ治療装置は、治療用レーザ光である高調波レーザ光を出射するレーザ光源と、この高調波レーザ光を導光する光ファイバと、この高調波レーザ光を、治療部位に導光照射する導光光学系から構成される。また、導光光学系は、高調波レーザ光のスポットサイズを治療目的に応じたサイズに変倍する変倍光学系を備えている。光凝固の治療で用いる眼科用レーザ装置では、一般にコア径約５０（μｍ）のマルチモードファイバが使用され、変倍光学系による高調波レーザ光のスポットサイズは、直径が５０〜１０００（μｍ）程である。このとき、高調波レーザ光の出力は、概ね５００（ｍＷ)以下の出力として、網膜上の光凝固治療を行う。
【０００３】
またレーザ虹彩切開と呼ばれる閉塞隅角緑内の治療は、同様の構成で、変倍光学系による倍率を最低倍率にしたスポットサイズを直径５０（μｍ）程とし、さらに出力を高くして虹彩にレーザで小さな穴をあける。
【０００４】
近年、レーザ光源ユニット、光ファイバ、光学系技術の進歩により、これら２つの凝固と切開の治療機能を搭載した眼科用レーザ治療装置の普及が進んでいる。従来の眼科用のレーザ治療装置に使われるレーザ光源ユニットは、治療用途に応じた高調波レーザ光のスポットサイズと出力にするため、次のような構成をとっていた（例えば、特許文献１）。
【０００５】
光凝固の治療において治療部位に照射されるスポットサイズが大きくなると、レーザ光束が角膜や水晶体等の透光体を通過する際のレーザ光束が小さくなる。これに従って導光光学系における治療部位への出射ＮＡが小さくなり、エネルギー密度が高くなる。このときレーザ光が透光体中の混濁等で吸収され、透光体組織に熱損傷を与える可能性がある。
【０００６】
一方で、切開治療において治療部位に照射される高調波レーザ光のスポットサイズが小さくなると導光光学系における治療部位への出射ＮＡが大きくなる。そのため、瞳によって、高調波レーザ光が遮られるというケラレが発生し、照射される高調波レーザ光のスポットサイズの強度が低下する可能性がある。特に、変倍光学系による倍率を最低倍率にしてスポットサイズを直径が５０μｍ程とし、さらに出力を高くした切開治療において出力不足の問題となる。
【０００７】
そのため、従来のレーザ光源ユニットでは、ＮＡを機械的に切替える光学系により、小さいスポットサイズならば導光光学系の出射ＮＡを小さくし、一方、大きいスポットサイズならば導光光学系の出射ＮＡを大きくしていた。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００７−１５９７４０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
従来の構成では、レーザ光源ユニットにおいて治療用途ごとに機械的な切り替え動作を伴うため信頼性が低い、という課題を有していた。
【００１０】
すなわち、上記従来例において、光凝固治療と切開治療を切り替えるため、何度も繰り返して平行平板ガラスを駆動部や伝達部などで機械的に高調波レーザ光の光路へ挿脱していた。
【００１１】
そのため、レーザ光源ユニットにおいて、長期間にわたって何回も治療の切り替えを行うと、例えば、駆動伝達部の磨耗などから平行平板ガラスが光軸からずれたりして動作が不安定になることがあった。その結果、レーザ光源ユニットの信頼性が低くなっていた。
【００１２】
そこで、本発明は、レーザ光源ユニットの信頼性の向上を目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
そして、この目的を達成するために本発明は、基本波を出力する基本波光源と、この基本波光源が出力した基本波を通過させ第１集光位置に集光させる第１集光レンズと、前記第１集光レンズを通過した前記基本波を高調波レーザ光へ変換し出力する、分極反転構造を有し非線形光学結晶からなる波長変換素子と、前記波長変換素子が出力した前記高調波レーザ光を集光してマルチモードファイバへ結合させる第２集光レンズと、を備えたレーザ光源ユニットにおいて、前記波長変換素子は、前記基本波または前記波長変換素子内部で発生する前記高調波レーザ光の少なくとも一方の一部を吸収することで熱レンズを形成し、前記高調波レーザ光の出力に応じて前記熱レンズにより前記マルチモードファイバに入射する前記高調波レーザ光のＮＡを変更させ、これにより所期の目的を達成するものである。
【発明の効果】
【００１４】
以上のように本発明は、基本波を出力する基本波光源と、この基本波光源が出力した基本波を通過させ第１集光位置に集光させる第１集光レンズと、前記第１集光レンズを通過した前記基本波を高調波レーザ光へ変換し出力する、分極反転構造を有し非線形光学結晶からなる波長変換素子と、前記波長変換素子が出力した前記高調波レーザ光を集光してマルチモードファイバへ結合させる第２集光レンズと、を備えたレーザ光源ユニットにおいて、前記波長変換素子は、前記基本波または前記波長変換素子内部で発生する前記高調波レーザ光の少なくとも一方の一部を吸収することで熱レンズを形成し、前記高調波レーザ光の出力に応じて前記熱レンズにより前記マルチモードファイバに入射する前記高調波レーザ光のＮＡを変更させるものとしたので、レーザ光源ユニットの信頼性が高いものになる。
【００１５】
すなわち、本発明においては、入射するレーザ光の出力によってＮＡが変化する波長変換素子を使った構成にした。そのため、レーザ光の出力が異なる治療用途によってレーザ光源ユニットから出力されたレーザ光のＮＡが変化するため、平行平板ガラスが不要となる。
【００１６】
その結果、この波長変換素子は機械的な動作を伴う挿脱などをする必要もないので、これによりレーザ光源ユニットの信頼性を高くするものとなるのである。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】本発明の第１の実施の形態におけるレーザ光源ユニットを用いた眼科用レーザ治療装置の構成概要図
【図２】同実施の形態における基本波入力と高調波の出力との関係を示した図
【図３】同実施の形態における高調波の出力と高調波のＮＡの関係を示した図
【図４】同実施の形態における眼科用レーザ治療装置の導光光学系近傍の治療毎の構成概要図
【図５】同実施の形態におけるマルチモードファイバへの高調波入射ＮＡと強度不均一性との関係を示した図
【図６】同実施の形態におけるマルチモードファイバ出射端における光強度分布を示した図
【図７】本発明の第２の実施の形態におけるレーザ光源ユニットを用いた眼科用レーザ治療装置の構成概要図
【図８】同実施の形態における高調波の出力と高調波のＮＡの関係を示した図
【図９】同実施の形態におけるレーザ光源ユニットを用いた眼科用レーザ治療装置の構成概要図
【発明を実施するための形態】
【００１８】
以下に、本発明のレーザ光源ユニットの実施の形態を図面とともに詳細に説明する。
【００１９】
（実施の形態１）
図１に、本発明の第１の実施の形態におけるレーザ光源ユニットを用いた眼科用レーザ治療装置の構成概要図を示す。まず、従来の眼科治療用レーザ治療装置と共通する一般的な構成部について説明する。
【００２０】
図１において、基本波光源１０から出射した基本波１は、第１集光レンズ２０によって、波長変換素子３０の第１集光位置２１に集光される。波長変換素子３０は、分極反転構造を有する非線形光学結晶であり、基本波１は波長変換素子３０内を伝播するにつれて位相整合をなしながら、基本波１の一部を高調波レーザ光（以下、高調波という）２に変換している。したがって、波長変換素子３０からは基本波１と高調波２が出射される。波長変換素子３０から出射された基本波１と高調波２のうち、高調波２は第２集光レンズ４０によってマルチモードファイバ入射端５１付近に設定された第２集光位置４１に集光され、マルチモードファイバ５０に光結合される。
【００２１】
レーザ光源ユニット１００は、基本波光源１０と第１集光レンズ２０、波長変換素子３０、第２集光レンズ４０で構成される。このレーザ光源ユニット１００からマルチモードファイバ５０に光結合された高調波２は、マルチモードファイバ５０内を伝播しマルチモードファイバ出射端５２から導光光学系３００に出射される。この導光光学系３００は、複数のレンズからなる変倍光学系６０と絞り６１で構成される。
【００２２】
導光光学系３００において、マルチモードファイバ５０から出射された高調波２は、変倍光学系６０を介し変倍投影され、患者眼７０内の治療部位７２に照射される。また、絞り６１は、変倍光学系６０と治療部位７２の間にあり、この絞り６１の開口よりも小さい光線が治療部位７２に到達する構成になっている。
【００２３】
マルチモードファイバ５０は、例えばコア径約５０（μｍ）のものが使用される。また、変倍光学系６０によるマルチモードファイバ出射端５２の治療部位７２へのスポットサイズは、直径が５０〜１０００（ｕｍ）としている。例えば、網膜上の凝固治療では、術者が、治療部位７２でのスポットサイズを直径が５０〜１０００（μｍ）の間で適宜選択して変更する。また、レーザ虹彩切開は、同様の構成で、変倍光学系６０による倍率を最低倍率にしたスポットサイズを直径５０（μｍ）程とし、治療部位７２の虹彩に高調波２で小さな穴をあける。
【００２４】
本発明の第１の実施の形態において特徴とするところを以下に説明する。波長変換素子３０は、Ｍｇ、Ｚｎ、Ｓｃ、Ｉｎのいずれかを含有し、基本波１あるいは高調波２の少なくとも一方の一部を吸収して発熱する熱による熱レンズ効果を備え持っている。この熱レンズ効果は波長変換素子３０全体を通して正の屈折力つまり、凸レンズと同様の作用を持っている。そのため、この熱レンズ効果は、基本波光源１０からの基本波１の出力増加に応じて、波長変換素子３０内の温度が上がるので、正の屈折力が増加する。
【００２５】
その結果、波長変換素子３０から出射される高調波２のＮＡが減少する。つまり、波長変換素子３０への基本波１の入力増加に応じて、マルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡが減少し、マルチモードファイバ５０から出射される高調波２のＮＡが減少する。
【００２６】
以下に本発明の第１の実施の形態における作用および効果について特徴とするところを説明する。まず、図２と図３を用いて高調波２の出力とマルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡとの関係について、説明する。
【００２７】
図２に同実施の形態における基本波の入力と高調波の出力との関係を示す。横軸は波長変換素子３０に入射する基本波１の入力であり、これは基本的に基本波光源１０から出射される基本波１と同量または比例の関係にある。縦軸は波長変換素子３０から出射する高調波２の出力である。図２をみても分かるように、高調波２の出力は基本波１の入力の２乗に比例しており、これは一般的な事実と相違ない結果である。基本波１の波長変換素子３０への入力変化は、基本波光源１０からの基本波１の出力を変化させることで行い、これによって波長変換素子３０から出射される高調波２の出力を制御することが出来る。
【００２８】
図３に本発明の第１の実施の形態における高調波の出力と高調波のＮＡの関係を示す。横軸は波長変換素子３０から出射する高調波２の出力であり、縦軸はマルチモードファイバ５０に入射する高調波２のＮＡを示す。図３をみても分かるように、高調波２のＮＡの減少量は高調波２の出力に比例している。このように高調波２の増加に伴って、マルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡが減少するのは、波長変換素子３０が前述の熱レンズ効果を備えていることによる。これについてさらに詳しく説明する。ここでは、基本波１の波長は１０６４（ｎｍ）であり、高調波２の波長は５３２（ｎｍ）である。
【００２９】
これらいずれかの少なくとも一方の一部が波長変換素子３０に吸収されることで、これらのレーザ光線の伝播経路に熱が発生する。本実施の形態における波長変換素子３０のＬｉＮｂＯ３においては、高調波２により誘起される赤外吸収（Ｇｒｅｅｎ  Ｉｎｄｕｃｅｄ  Ｉｎｆｒａｒｅｄ  Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ、以下ＧＲＩＩＲＡとする）が大きく影響していると考えられる。基本波１および高調波２の断面モードは、ガウシアン分布に近いため、波長変換素子３０内部に発生する熱の分布形状は、光軸中央部が高く周辺部に従って減少する分布となっている。結晶の屈折率は熱に依存して変化するので、波長変換素子３０の屈折率分布も光軸中央部が高く、周辺部に従って減少する。この中央部が高い屈折率分布によって、光線が光軸付近に集光される作用を受けて波長変換素子３０から出射する高調波２のＮＡが減少し、マルチモードファイバ５０に入射する高調波２のＮＡも減少することとなる。
【００３０】
このように、図３で示した高調波２の出力に対して、高調波２のＮＡが大きくなる熱レンズ効果を持たせるため、波長変換素子３０は、Ｍｇ、Ｚｎ、Ｓｃ、Ｉｎのいずれかの添加が、必要な条件であることが分かった。
【００３１】
また、眼科用レーザ治療装置を構成する場合、治療用途に応じた好適な特性の光を照射することについて以下に説明する。
【００３２】
図４に本発明の第１の実施の形態における眼科用レーザ治療装置の導光光学系近傍の治療毎の構成概要図を示す。切開治療における代表的な構成概要図を図４（ａ）に、凝固治療における代表的な構成概要図を図４（ｂ）に示す。図４中の点線はＮＡを変化させなかった場合の高調波２であり、図４（ａ）におけるものと図４（ｂ）におけるものは同じＮＡである。ぞれぞれの図を見やすくするためにデフォルメしているので異なったＮＡに見えているだけである。
【００３３】
図４（ａ）の切開治療における変倍光学系６０は、マルチモードファイバ出射端５２を治療部位７２に投影する際の拡大倍率を最小まで絞った場合である。変倍光学系６０は、マルチモードファイバ出射端５２から遠ざかっており変倍光学系６０から治療部位７２に向う高調波２のＮＡが最大となる傾向にある。マルチモードファイバ５０内部での高調波２は、マルチモードファイバ５０の受容角度より小さい角度で入射した高調波２は内部で全反射を起こしてマルチモードファイバ出射端５２から出射される。
【００３４】
マルチモードファイバ５０は、高調波２の入射角度が受容角度内であれば高調波２の入射角度に対してそれと同じ角度で高調波２を出射させる。そこで、本発明における特徴である熱レンズ効果により、基本波１の出力が高い切開治療において、マルチモードファイバ５０へ入射する高調波２の拡がり角度を減少させることができる。
【００３５】
そのため、変倍光学系６０から治療部位７２に向う高調波２の光線のＮＡ増加を抑制する作用が働く。これにより絞り６１による高調波２の有効光線のケラレを低減させる効果が得られる。点線で示したＮＡを変化させなかった場合、最大角度光線はケラレが発生していた。つまり、切開治療において絞り６１での高調波２の光線のケラレを低減し、治療部位７２に必要な高い出力の高調波２を照射することができる。
【００３６】
次に、凝固治療の場合について説明する。図４（ｂ）では変倍光学系６０は、マルチモードファイバ出射端５２を治療部位７２に投影する際の拡大倍率を大きくした場合である。変倍光学系６０はマルチモードファイバ出射端５２に近づいており、変倍光学系６０から治療部位７２に向う高調波２のＮＡが比較的小さくなる。
【００３７】
このため患者眼７０の透光体７１を透過する光線のエネルギー密度が高くなる傾向にある。マルチモードファイバ５０は高調波２の入射角度が受容角度内であれば高調波２の入射角度に対してそれと同じ角度で高調波２を出射させる。そこで本発明における熱レンズ効果により、基本波１の出力が低い凝固治療では、マルチモードファイバ５０へ入射する高調波２の拡がり角度を、切開治療の際と比較して増加させることができる。そのため、変倍光学系６０から治療部位７２に向う高調波２の光線のＮＡを比較的増加させる作用が働く。
【００３８】
これによって透光体７１を通過する光線のエネルギー密度を低減させる効果が得られる。また、点線で示したＮＡを変化させなかった場合、透光体７１における高調波２と比較すると、より広い領域を通過しており、エネルギー密度が低く抑えられていることが分かる。つまり、凝固治療において透光体７１の混濁物等の吸熱による熱的損傷を回避することができる。
【００３９】
このように、レーザ光源ユニットから出力されマルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡを、治療用途に応じた適切なＮＡに変化させるため、平行平板ガラスが不要となる。機械的な動作を伴う挿脱などをする必要もないので、これによりレーザ光源ユニットの信頼性を高くするものとなるのである。
【００４０】
また、本発明の課題に対する効果とは別の効果も得られることが分かったので、これを以下に説明する。
【００４１】
切開治療において、出力を高くして虹彩にある治療部位７２にレーザで小さな穴をあける。この切開治療では、治療部位７２に照射される高調波２の中央部の出力が高い光の強度分布がよいとされている。図５に本発明の第１の実施の形態におけるマルチモードファイバへの高調波の入射光線ＮＡと強度不均一性の指標との関係を示す。図５の横軸は、高調波２のマルチモードファイバ５０への入射光線ＮＡであり、縦軸は、マルチモードファイバ出射端５２における面内の強度不均一性を示す値である。
【００４２】
この強度不均一性は、例えば、偏差や、最大強度と平均強度の比などが指標として挙げられる。本実施の形態における強度不均一性は、最大強度と平均強度の比であり、大きいほど強度不均一性が高い。図５の関係によれば、マルチモードファイバ５０への入射光線ＮＡの減少に伴い、マルチモードファイバ出射端５２における強度不均一性が大きいこと示している。
【００４３】
これはマルチモードファイバ５０のホモジナイズ作用による光強度分布の均一化効果が小さいからである。マルチモードファイバ５０へ入射する高調波２の断面モードは、ガウシアン分布であるから、マルチモードファイバ出射端５２の強度分布もガウシアン分布に近い。そのため、マルチモードファイバ５０から出射される高調波２は、中央部で光強度が高い分布になっている。そして、マルチモードファイバ出射端５２を導光光学系３００で投影した治療部位７２での光強度分布も、中央部で光強度分布が高くなる。その結果、切開治療でよいとされる光強度分布を実現することが出来る。
【００４４】
凝固治療においては、マルチモードファイバ５０へ入射させる高調波２の光線のＮＡが増加することで、治療部位７２に照射する光線の強度不均一性が低減されるという効果も得られる。凝固治療において、治療部位７２に照射される光スポットの光強度分布は、中央部が強い分布よりも均一な分布が良いとされている。マルチモードファイバ５０内部では、光線が全反射を繰り返すことでマルチモードファイバ出射端５２での強度不均一性が低減される。このホモジナイズ作用による光強度分布の均一化効果は、マルチモードファイバ５０へ入射する光線のＮＡが大きいほど大きい。
【００４５】
図５では、マルチモードファイバへ入射させる高調波２の光線のＮＡの増加に伴って、マルチモードファイバ出射端５２における強度不均一性が低減されていることを示している。治療部位７２に照射される高調波２の光強度分布は、導光光学系３００によってマルチモードファイバ出射端５２における高調波２の光強度分布を変倍投影したものである。そのため、治療部位７２の強度不均一性も低減されることとなる。このように切開治療と比べて、高調波２の出力が低い領域で使用される凝固治療は、治療部位７２に照射する光線の強度不均一性の低減効果も得ることが出来る。
【００４６】
なお、基本波光源１０からの基本波１の出力が一定の出力以下の凝固治療では、マルチモードファイバ５０の受容ＮＡ（ｎｕｍｅｒｉｃａｌ  Ａｐｅｒｔｕｒｅ）で定まる受容角度より大きな高調波２の拡がり角度とする。一方、基本波光源１０からの基本波１の出力が一定の出力以上の切開治療では、マルチモードファイバ５０の受容ＮＡで定まる受容角度より小さな高調波２の拡がり角度とする。
この場合の作用および効果について、図７を用いて以下に説明する。
【００４７】
図６は、マルチモードファイバ出射端５２における光の光強度分布である。図６の横軸は、マルチモードファイバ５０の半径（ｍｍ）であり、縦軸は光の光強度を標準化し、任意単位で表したものである。このマルチモードファイバ５０の受容ＮＡは、例えば０．１２とした場合を説明する。図６には、マルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡがマルチモードファイバ５０の受容ＮＡと同じ０．１２の場合と、それよりも大きい０．１５と、それよりも小さい０．０８での、光強度分布を示した。高調波２のＮＡが、小さいほど中央部にエネルギーが集中し、高調波２の最大光強度が大きくなっている。
【００４８】
また、高調波２のＮＡが、大きいほど、高調波２の最大光強度は小さくなり、光強度の不均一性が小さくなっている。また、高調波２のＮＡが０．１５の場合、マルチモードファイバ５０の半径の最外周部である０．０２５（ｍｍ）の位置において、光強度が０になっていない。これは、受容ＮＡを超えた光は、マルチモードファイバ５０内部での反射ロスによって光がマルチモードファイバ出射端５２に到達していないので、光強度の不均一性がさらに低減されていることが分かる。この様に、受容ＮＡを超えた場合でも、光強度の減少とその不均一性の低減についての、さらなる効果を得ることができる。
【００４９】
なお、この場合にはマルチモードファイバ５０に入射する高調波２の出力と、出射する出力の間でパワーロスが発生するが、凝固治療は、５００（ｍＷ）程度の光量が確保できれば良い。レーザ光源ユニット１００は、切開治療の１５００（ｍＷ）出力に対応しているので、凝固治療の場合に上述のパワーロスがあっても、マルチモードファイバ出射端５２から必要な出力が得られる。
【００５０】
この様に、本発明の課題に対する効果とは別の効果ではあるが、凝固治療と切開治療で異なる光強度分布についても、機械的な動作を伴うこともなく、それぞれの治療用途に適切な状態を実現できる。これにより、レーザ光源ユニットの信頼性を高くするものとなるのである。
【００５１】
なお、図１の波長変換素子３０の屈折率変化すなわち熱レンズ効果は、本実施の形態においては、可逆的なものであることが望ましい。波長変換素子３０の屈折率が、変化する現象には光損傷といわれるものがある。この光損傷は、グレイトラックと呼ばれる透過率の変化を伴った着色や、フォトリフラクティブと呼ばれる紫外光による周期的な屈折率分布形成がある。また、高光強度で、位相のそろったレーザ光によって結晶構造がダメージを受ける一般的な光損傷がある。これらの光損傷で生じた屈折率の変化は、可逆的なものでなかったり、もとの状態に戻すには時間を要するものもある。そのため、本発明にそのまま適用すると、効果が少ない。
【００５２】
本実施の形態における熱レンズ効果は、波長変換素子３０への基本波１の入力に依存して、高い追従性、可逆性と、方向性による特性依存が小さいことが求められる。すなわち、基本波１を高出力から低出力側に変化させた場合でも、低出力から高出力側に変化させた場合でも、同じ基本波１の入力量に対しては同じＮＡを示すことが必要とされる。
【００５３】
本発明における波長変換素子３０においては、ミリ秒レベルでの高い追従性をもち、可逆性と方向性を含めても５％程度の繰り返し性があり、これらが実用的なレベルであることが確認できている。また、長時間、基本波１を入射した波長変換素子３０の着色の有無を確認した結果、透過率変化は１（％）未満で有り、測定誤差レベルであった。
【００５４】
また、フォトリフラクティブが原因と考えられる波長変換素子３０の位相整合条件の変化として、波長変換素子３０の位相整合温度の変化が若干見られた。この位相整合温度は、基本波１から高調波２に変換する変換効率が最大の温度を示す。しかし、高調波２のＮＡには影響が認められなかったので、フォトリフラクティブによる光損傷は、局部的なものと思われる。なお、この位相整合温度の変化は、波長変換素子３０から出力された高調波２の積算出力量に依存して変化するが、初期の２００（Ｗｈ）までの変化が大きくその後は収束傾向にある。そのため、高調波２の積算出力量が、２００（Ｗｈ）程のエージングを行うことで、フォトリフラクティブによる位相整合温度の変化に影響ないレベルになる。
【００５５】
さらにまた、一定の積算出力量に達したタイミングで、変換効率が最大になる温度を自動的に探索し、波長変換素子３０の保持温度の設定値を更新していく機能を持たせても良い。すると、基本波１から高調波２への変換効率が常に一対一で対応する。そのため、高調波２の出力とマルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡの減少量は比例するので、基本波１の出力によって、図３のように高調波２のＮＡを制御することができる。このように、レーザ光源ユニット１００から出力されマルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡは、波長変換素子３０の熱レンズ効果を利用して、治療用途に応じた適切なＮＡにすることができる。このように、波長変換素子の光損傷による変換効率の変化を低減させることで、光損傷をもつ波長変換素子にも適用できる。
【００５６】
よって、機械的な動作を伴う平行平板ガラスの挿脱などが不要となり、これによりレーザ光源ユニット１００の信頼性を高くするものとなるのである。
【００５７】
（実施の形態２）
図７は本発明の第２の実施の形態におけるレーザ光源ユニットを用いた眼科用レーザ治療装置の構成概要図である。図７において、基本波光源１０から治療部位７２までの構成は本発明の第１の実施の形態に示した図１の構成と同じであるので詳細な説明は省く。図７において特徴とするところは、熱レンズ効果の大きさを可逆的に可変とさせる制御光８１を波長変換素子３０における基本波１および高調波２の伝播する部分の少なくとも一部に照射したことである。制御光８１は、制御光源８０およびこの駆動制御部（図示せず）によって生じさせることが出来る。
【００５８】
以下にこの作用及び効果について説明する。波長変換素子３０に制御光８１を照射することで、波長変換素子３０に対して基本波１あるいは高調波２のすくなくともいずれか一方の吸収が大きくなる。これによって発生する熱により、基本波１および高調波２の伝播する非線形光学結晶の屈折率増加が本発明の実施の形態１と比較して押し上げられ、より大きな熱レンズ効果を得ることができる。経験的には、制御光８１は紫外線であることが望ましいが、これに限ったもので無くとも非線形光学結晶の屈折率を増加させる作用を有するものであれば良い。
【００５９】
また、照射する制御光８１の光量は基本波１の光量の増加に応じて増加させても良い。つまり、凝固治療の際には、制御光８１を照射しないまたは少量にして、マルチモードファイバ５０に入射する高調波２のＮＡを大きくする。一方、凝固治療に比べて基本波１の光量が大きい切開治療の際には、制御光８１の光量を増加させて、マルチモードファイバ５０に入射する高調波２のＮＡをより小さくしても良い。実施の形態１では、図３に示した様に高調波２の出力とＮＡとの関係は、高調波２の増加に依存して線形的に減少していたが、本発明の実施の形態２において、図８に示すように段階的に変化させることも可能である。
【００６０】
図８は、本発明の実施の形態２における高調波の出力と高調波のＮＡの関係を示した図である。つまり、マルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡを、高調波２と独立して変化させることが可能である。例えば、凝固治療における透光体７１での高調波２のエネルギー密度をより低くした光学系設計を行いつつ、切開治療における絞り６１での光線のケラレを回避する構成も両立可能となる。
【００６１】
また、図９の様に、波長変換素子３０以外に、波長変換素子３０とマルチモードファイバ５０との間に基本波１或いは高調波２のいずれかが制御光となる熱レンズ素子９０を備えても同様の効果が得られる。図９は同実施の形態におけるレーザ光源ユニットを用いた眼科用レーザ治療装置の構成概要図である。また、この場合、第２集光レンズを熱レンズ素子９０としても良い（図示せず）。
【００６２】
このように、レーザ光源ユニット１００から出力されマルチモードファイバ５０へ入射する高調波２のＮＡを、治療用途に応じた適切なＮＡに変化するため、平行平板ガラスが不要となる。機械的な動作を伴う挿脱などをする必要もないので、これによりレーザ光源ユニットの信頼性を高くするものとなるのである。
【産業上の利用可能性】
【００６３】
本発明にかかるレーザ光源ユニットは、熱レンズ効果を持つ波長変換素子によりＮＡを治療用途のレーザ出力に応じて変化するようにしたので、信頼性を向上することができる。特に、眼科用レーザ治療装置において、光凝固治療と切開治療を一つの装置で切り替えて使うことが必要な分野で期待されるものである。
【００６４】
尚、本技術は、産業用レーザとして低出力でのアニール、高出力でのアブレーション加工等にも転用可能である。
【符号の説明】
【００６５】
１  基本波
２  高調波
１０  基本波光源
２０  第１集光レンズ
２１  第１集光位置
３０  波長変換素子
４０  第２集光レンズ
４１  第２集光位置
５０  マルチモードファイバ
５１  マルチモードファイバ入射端
５２  マルチモードファイバ出射端
６０  変倍光学系
６１  絞り
７０  患者眼
７１  透光体
７２  治療部位
８０  制御光源
８１  制御光
９０  熱レンズ素子
１００  レーザ光源ユニット
３００  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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【図７】
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【図８】
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【図９】
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