(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
組織のレーザ外科手術を行うための中赤外線レーザ装置であって、
パルス幅が５０ｎｓ未満で且つ波長が約０．８５〜０．９μｍ又は約１．０〜１．１μｍのポンピング光（５０）を生成するレーザ源手段（２０）と、
上記ポンピング光（５０）をアイドラ光（５２）と信号光（５４）にパラメトリックに変換する結晶であって、上記アイドラ光（５２）は上記組織の吸収ピークにほぼ対応した中赤外線範囲の波長を有する非線型結晶（１５，１５’、１５”）と、
上記アイドラ光（５２）と信号光（５４）を分離する分離手段（３５）と、
上記分離手段（３５）で分離された上記アイドラ光（５２）を上記組織に送り、光機械的切除法によって上記組織を部分的に除去する手段（４０）と、
上記分離手段（３５）で分離された信号光（５４）を減衰させるビームダンプ（３２）と、
上記分離手段（３５）で分離できず、上記分離手段（３５）で分離された後の上記アイドラ光（５２）に含まれる残留信号光（５４）が、上記組織に到達するのを防止する減衰器（３４）と、
を備えたレーザ装置。
【請求項２】
上記分離手段（３５）がビームスプリッタである請求項１のレーザ装置。
【請求項３】
上記ポンピング光（５０）は、２５ｎｓ未満のパルス幅を有する請求項１又は２のレーザ装置。
【請求項４】
熱的損傷がサブミクロンの大きさに制限されるように設計されている請求項１〜３のいずれかのレーザ装置。
【請求項５】
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）は少なくとも２０ｍｍの大きさを有する請求項１〜４のいずれかのレーザ装置。
【請求項６】
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）は光パラメトリック発振器の一部であり、上記光パラメトリック発振器は励起軸からオフセットした軸を有し、上記レーザ源手段（２０）に光が戻るのを防止している請求項１〜５のいずれかのレーザ装置。
【請求項７】
上記アイドラ光（５２）は、約２．８５〜３．０μｍの中赤外の波長を有する請求項１〜６のいずれかのレーザ装置。
【請求項８】
上記レーザ源手段（２０）は、ネオジウムをドープしたレーザである請求項１〜７のいずれかのレーザ装置。
【請求項９】
上記ポンピング光（５０）は、少なくとも１０Ｈｚの周波数で、単一モード又は多モードからなる横モード構造を有する請求項１〜８のいずれかのレーザ装置。
【請求項１０】
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）がカリウム・チタニール・リン酸塩（ＫＴＰ：Potassium Titanyl Phosphate）結晶である請求項１〜９のいずれかのレーザ装置。
【請求項１１】
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）が３つの主軸を中心として回転可能である請求項１〜１０のいずれかのレーザ装置。
【請求項１２】
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）が、ＫＴＰと異種同形体又はＬｉＮｂＯ3を含む、周期的に着磁された非線型材料からなる請求項１〜１１のいずれかのレーザ装置。
【請求項１３】
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）が上記組織の吸収を最適化するために回転可能である請求項１〜１２のいずれかのレーザ装置。
【請求項１４】
上記アイドラ光（５２）は少なくとも１ｍＪのエネルギ出力を有する請求項１〜１３のいずれかのレーザ装置。
【請求項１５】
上記アイドラ光（５２）は角膜組織に２μｍ未満の領域に熱的損傷を与える請求項１〜１３のいずれかのレーザ装置。
【請求項１６】
上記アイドラ光を送る手段はＬ型構造を構成する３つのミラーを有する請求項１〜１５のいずれかのレーザ装置。
【請求項１７】
上記非線型結晶が二重共鳴発振装置に基づく請求項１〜１６のいずれかのレーザ装置。
【請求項１８】
組み合わされた光を用いて上記レーザ源手段（２０）によりポンピングされ、それにより少なくとも２０Ｈｚの周波数が得られる一対の上記非線型結晶（１５、１５’）を有する請求項１〜１７のいずれかのレーザ装置。
【請求項１９】
組織への影響が、１００ｍＪ／ｃｍ2〜５００ｍＪ／ｃｍ2の間である請求項１〜１８のいずれかのレーザ装置。
【請求項２０】
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）は、上記ポンピング光（５０）をアイドラ光（５２）と信号光（５４）にパラメトリックに変換するために３つの主軸を中心として回転自在であり、
上記アイドラ光（５２）は約２．８５〜約３．０μｍの中赤外線範囲の波長を有し、
上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）は非臨界的に位相整合され、上記非線型結晶（１５，１５’、１５”）は上記位相整合が上記主軸の一つに平行な上記アイドラ光（５２）の伝播方向に行われる請求項１〜１９のいずれかのレーザ装置。
【請求項２１】
上記レーザ源（２０）は、所定の偏光を有するポンピング光（５０）を生成し、
上記レーザ源（２０）を上記非線型結晶（１５）に連結して上記偏光を維持するファイバ手段（６０）を備えている請求項１〜２０のいずれかのレーザ装置。
【請求項２２】
上記組織が目である請求項１〜２１のいずれかのレーザ装置。
【請求項２３】
上記組織が角膜組織である請求項２２のレーザ装置。
【請求項２４】
光破壊機構に基づくＰＲＫ技術によって患者の目から角膜組織を除去するために利用される請求項１〜２３のいずれかのレーザ装置。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
近年、目の角膜を再生する光屈折性角膜切除術（ＰＲＫ：photorefractive keratectomy）が視力を矯正する有効手段として広く利用されている。これらの方法は、一般に、紫外線（ＵＶ）（通常、１９３ｎｍのＡｒＦエキシマレーザ）を放射することにより、組織の大部分を除去するものである。このような短波長では、光化学分解として知られているプロセスにより、光子（フォトン）エネルギが分子内吸引力を直接破壊する。この光化学的作用に基づく組織の剥離は、術部の近くの細胞に副作用的な熱損傷を生じることが殆どないという利点を有する。また、破壊深度は極めて小さく、一般的に１ミクロンメートル以下であり、紫外線の放射によって下層構造に与える損傷を最小限に保ったまま正確に組織を除去できる。
エキシマレーザを用いた種々の方法は、角膜蒸散に対する安全かつ有効な方法として確立されてきたが、初期の及び維持のコストが高く、光伝送系が大きく且つ複雑で、フッ素とオゾンのガスが生じるために安全性の問題があり、信頼性の点で問題があるという、数多くの欠点がある。また、高出力の紫外線放射による潜在的毒性は、エキシマレーザのＰＲＫの未解決の問題である。特に、紫外線放射により、二次的な蛍光作用によって突然変異や白内障を生じる危険があるという問題がある。
屈折矯正手術用レーザとしてエキシマレーザに代わって近年提案されているシステムは、角膜の主構成である水の吸収ピークに対応した約３μｍの放射線を利用した中赤外線により蒸散させるものである。上述した代替システムは、赤外線は固体技術により得られるもので、容易に扱うことができ、安価で、小型であり、信頼性に優れており、紫外線による有毒ガス又は突然変異誘発性副作用による安全性の問題が無いものとして認められている。固体レーザであるエルビウムＹＡＧレーザは波長２．９４μｍの放射線を発し、水中で１３０００ｃｍ−１を以上の吸収係数に対応している。この高い吸収係数により、２ミクロン以下の貫通深度をもって比較的小さな領域に衝撃を与える。エキシマレーザに対応する光切除機構（すなわち、光化学的分解）に対し、エルビウムの波長を有する除去は水分子の光蒸散又は光熱蒸散によるものである。このプロセスは本質的に光分解よりも有効であり、一度に最大３μｍの組織を除去でき、結果的に外科的手術を短時間に行えるものである。このような装置は、例えば、ティー・セイラーとジェイ・ウォーレンサックの「近視矯正のための角膜切除の基礎モード光切除」、眼科のレーザと光、５、４、１９９−２０３（１９９３）に提案されている。コゼィーン等により別のシステムがＰＣＴ出願Ｎｏ．９３/１４８１７号に記載されており、これは、３μｍのエルビウム・ＹＡＧレーザのパルスを用いた組織除去量を制御するためにスカルプティングフィルタ（sculpting filter）を用いている。しかし、長パルスのエルビウムレーザを用いた眼科の外科手術はいくつかの利点を有するが、赤外線放射は切除領域の近傍の組織に熱的な損傷を与えることに関連した多数の問題を有し、損傷を受ける領域の大きさは数ミクロンを超え、長期間に亘って悪影響を与える。
近年、数十ナノ秒以下のパルス周期を有するレーザによる熱的影響はより小さいものであることが知られている。特に、光破砕として知られている直接的な組織の相互作用効果が赤外波長で観察されており、そこでは短パルスによって光の放射が光を照射された組織と相互に作用して、隣接する光の照射されていない組織に与える影響を無視できる程度にしている。光破砕は光機械的な切除機構で、これは入射光による急激な切除とその後の角膜組織の拡大から得られるものである。その拡大は、組織を除去するバイポーラ型の衝撃波をよる。破砕機構を直接的に利用して組織を除去する角膜手術を行う方法及び装置の詳細については、米国特許出願第０８/５４９，３８５号を参照。この出願に開示されている方法及び装置は、約２．９４μｍの中赤外線を放出する短波長（好ましくは５０ｎｓ未満）の固定レーザを利用しており、そこでは中赤外線が角膜領域の領域に走査され、比較的低エネルギのレーザを用いて治療部分に均一に放射される。親出願に指摘されているように、その出願では所望のレーザ源は、伝送系の構成に応じて、最大３０ｍＪ、最大周波数１００Ｈｚのエネルギを出力する。
エルビウムをドープしたレーザ（波長２．９４μｍ）の操作は、上記レーザ源の選択肢の一つである。小型で信頼性のあるＱスイッチ・エルビウムレーザが、米国特許出願第０８/５４９，３８５号に記載されている。その技術は、ダイオードポンピングの影響もあって、簡単な構成であることから非常に興味のあるものであるが、熱の複屈折効果のためにエルビウムレーザの操作を高周波数（３０Ｈｚ以上）まで拡大することができない。基礎レベルのエネルギ及び長い上位のレーザレベルの寿命に係る制限が光学要素のコーティングにピークパワーダメージと相俟って、エリビウムレーザを用いたＱスイッチモードの操作における実用的なパルス周期の下限値を２０ｎｓ程度までに制限していた。
短パルス（２０ｎｓ未満）が光破砕による切除効率を高めて、熱的悪影響が組織の切除に残留作用を及ぼすことが減少することができることを考えると、ＰＲＫの要求を安全面及び効能の点から満足し得る短パルスの固体中位赤外レーザ源を構成することが望ましい。理想的には、そのようなレーザ源は、費用及び複雑さを増すことなく又信頼性を低下することなく、高周波数（１００Ｈｚ近くの周波数）に対して調整可能となる。
約１．０６μｍで動作する標準的なネオジウムをドープしたレーザ（例えば、Ｎｄ：ＹＡＧ）からの光の周波数をダウンシフトする光パラメトリック発振器（ＯＰＯ）が、中赤外線波長で所望のパラメータを得るために、米国特許出願第０８／５４９、３８５号で別の手法として開示されている。しかし、目的の眼科手術の要求をすべて満足できる装置は今日まで利用可能でない。例えば、赤外範囲の出力を有する１μｍの波長の光によってポンピングされるＯＰＯが、リチウム・ニオブ酸塩（ＬｉＮｂＯ3）とカリウム・チタン・リン酸塩（ＫＴｉＰＯ4、すなわち「ＫＴＰ」）などの異なる非線型結晶を多数用いて近年デモンストレーションされている。約３μｍの波長の光を用いたパラメトリック発振の例には、１００Ｈｚのシングルモードポンピング光によってポンピングされたＬｉＮｂＯ3を用いて３．５μｍで高パワー放射光（８Ｗ）を生成するもの（エー・イングランダ及びアール・ラビ、オーエスエー、改良固体レーザのＯＳＡ手術、メンフィス、テネシー州、１９９５年、１６３頁参照）、非臨界位相整合構造を用いた３．２μｍで０．Ｗの出力を得るデモンストレーション（例えば、ケー・カトウ、ＩＥＥＥＪ量子電気、２７，１１３７，１９９１年参照）がある。容易に入手可能な結晶（ＬｉＮｂＯ3及びＫＴＰ）は２．９から３．０μｍの波長範囲で吸収性を示すために、この波長範囲で出力を得る光パラメトリック装置の実現は困難だと考えられた。特に、ＬｉＮｂＯ3は、現在開発中の方法を用いて、結晶中のＯＨ基による約３．０μｍ波長光の吸収により、特に適用不能と考えられている。ＯＰＯ構造の他の欠点としては、パラメトリック法を開始するために必要な高閾値を解消できるパワーフルで高ビーム品質のポンピング源が必要であるということである。ポンピング光を結像することによりポンピングのパワー密度を増加することの有効性が非線型結晶の角度ずれにより制限されるので、閾値条件が単に小さなポンピング光径を結晶内で利用することでは解消できない。この問題を解消する一つの方法として、非臨界的な位相整合（ＫＴＰ）して高いアクセプタンス角を得る結晶を利用することであるが、この構成は１μｍのポンピング光でＰＲＫ法に必要は出力波長で実施不能である。しかし、２．９−３．０μｍの範囲の出力との非臨界的位相整合は、０．８８から０．９μｍでポンピングされるＫＴＰ（ｘ−カット）では実施可能である。しかし、この波長範囲を出力するレーザは、ネオジウムをドープした約１μｍのレーザよりも複雑で且つ高価である。
医療用レーザ装置について、過剰に厳しい条件をポンピングレーザに課すことは、当該装置を更に複雑に且つ高価にすることになるので、望ましいことではない。理想的には、商業的に利用可能な多モードのガウス分布又は矩形の波形が望ましい。しかし、本発明以前は、ＯＰＯ結晶及び／又は結合光学系にダメージを与えることなく、発散性のポンピング光が必要な出力エネルギを生成することが明らかでなかった。また、ガウス分布の光の場合、結晶を通るピークパワー密度の不均一な分布により、光の一部のみがパラメトリック生成に相当寄与し、所望の変換効率を得るものである。また、ＫＴＰにおける吸収はほぼ３．０μｍとして知られており、高平均パワーレベル及び／又は高周波数での運転にとって重要な関心事であった。そのような理由から、今日まで、実用的な出力エネルギ及び周波数をもった２．９−３．０μｍのパルス光のＯＰＯ発生源が実現できなかった。
本発明は、上述の問題を解消する、約２．９４μｍの短パルス光を生成する特定の装置を開示するものである。本装置は、ＰＲＫ及びその他の顕微鏡手術を行うのに特に適した、構成が簡単で且つ安価なもので、そのために上記手術が多数の人に利用できるようにしたものである。また、本装置は、これを適度に調整することで、選択された中赤外波長で集中パルス光が有益であることが証明されている別の眼科手術に利用できるものである。これらの手術は、強膜切開、柵状織切開、及び硝子体及び／又は網膜の手術を含む。これらの手術において、正確にで且つ局部的な組織の切除を行う手段が望まれる。例えば、レーザを用いた硝子体網膜手術の場合、２．９４μｍの中赤外線は、影響の無い操作、浅い貫通深度、硝子体網膜の切開及び必要な網膜組織の切除の両方に優れた正確性が得られる。ジェイ・エフ・バーガー等、ＳＰＩＥ、２６７３巻、１９９４年、１４６頁参照。また、本発明で開示された短パルスを利用することで、手術は影響を軽減して効果的に行うことができ、そのためにプローブ形状に対する要求を緩和できる。外側強膜切開等の緑内障濾過手術はフィステルが目の前室から隣接空間に形成するもので、３０８ｍｍのエキシマレーザから出力されるナノセカンドの低エネルギのパルスが多数の重態患者の治療に有効であることが証明されている。ジェイ・カンプメイヤ等、眼科、９０、３５−３９頁、１９９３年参照。鞏膜の高い吸収特性により、同様の手術効果が中赤外線波長に期待される。今日、中赤外線を顕微鏡を用いた眼科手術に広く適用できない主な原因は、目標の組織にエネルギを照射する適当なファイバが無いことである。しかし、この分野における最近の発展により、ジルコニウム弗化物、サファイア銀ハロゲン化物を含むファイバ技術及び中空導波路技術が開発された。さらに、損傷閾値が改善されたことにより、低エネルギ（＜２０ｍＪ）の適用にあたって、３μｍの短パルス光を伝送できる、十分にフレキシブルで低コストのファイバ及び適当なプローブが近い将来利用可能となる。そのようなファイバ伝送系の出現により、内視鏡を用いた顕微鏡手術において短パルスの中赤外線は極めて魅力的なものになる。特に、脳、整像性脊髄の医療手術は、本発明に係る光機械的切除から得られる高度な局部作用の利益を享受できる。この手術では、組織の繊細さゆえに、周囲の組織に熱的損傷を与えてはならないからである。当然、レーザの最適なパラメータは適用、組織形態、所望の効果によって異なる。しかし、この点に関して、ＯＰＯレーザは、波長及び持続時間を変化できる出力の点で柔軟性があるという利点を有する。
発明の概要
そこで、本発明の目的は、特に角膜屈折性手術を行うための、新規で改良された外科装置を提供することである。別の目的は、ネオジウムをドープしたレーザ（例えば、Ｎｄ：ＹＡＧ）から光をパラメトリック変換して得る短パルスの中赤外線を利用した光機械的なレーザ手術方法を容易にすることである。
短パルスは、隣接組織の変化及び、赤外線により形成される治療部位の周囲に不規則な縁部を生じる熱的影響を低減する上で重要なものと見られている。極めて短いパルスを用いた場合、熱的損傷はミクロン以下のサブミクロンレベルまで低下し、屈折性外科手術に一般に利用されている深紫外線により形成される剥離性光分解と同程度の医療指標が得られる。したがって、本発明にとって、パルス幅が２５ｎｓ未満で、波長は約３．０μｍ（好ましくは水への吸収が最も良い２．９４μｍ）のレーザ源を提供することが重要なことである。
本発明の他の目的は、ネオジウムをドープしたレーザを波長を所望の中赤外波長（約３．０μｍ）にシフトするＫＴＰ又はその異種同形体のような非線型結晶を用いてＯＰＯを利用した新規で改善されたレーザ外科装置を提供することである。他の形態では、約８８０−９００ｎｍのレーザを放出する近赤外レーザ源からの波長を所望の３．０μｍの波長にシフトする非臨界的位相整合結晶を提供することである。
他の目的において、ＯＰＯキャビティのパラメータは、数十ミリジュールレベルに調整可能なパルスエネルギをもって安定した出力を得ながら、適度なパワーのポンピング光を容易に利用できるものである。ＯＰＯレーザの好適な実施形態において、ガウス分布又は矩形分布の有し、回折限度まで分散したシングルモード又はマルチモードのポンピング光が提供されており、光学部の構成が簡単で、構成要素が少なくなっている。
本発明はまた、ＯＰＯ構造において、エネルギ出力が２００ｍＪ以上で、波長が約１μｍの短パルスのポンピング光を、周波数が１０Ｈｚ以上、好ましくは５０Ｈｚで損傷を与えることなく利用できるように、損傷閾値を上げる手段を提供することを目的とする。これに関連する目的は、最小のポンピング閾値が中赤外範囲で所望の出力を得るような最適なＯＰＯ構造を提供することである。
本発明の他の目的は、ＯＰＯキャビティからポンピングレーザを分離するファイバ又はファイバ束若しくは導波手段を用いて屈折性手術を行う新規な装置と方法を提供することである。このＯＰＯ部は外科用顕微鏡に搭載され、これにより術者は患者の目に光を自由に伝送できる。
本発明及びその特徴並びに利点に関する理解は、以下の詳細な説明及び図面を参照することにより完全なものとなる。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明に係るＯＰＯレーザ装置の好適な実施形態の概略図。
図２は、Ｌ形を用いたＯＰＯレーザ源装置の他の形態の概略図。
図３は、シングルパスポンピング光を用いたＯＰＯの他の実施形態を示す概略図。
図４は、リング構造のシングルパスポンピング光を用いた他の実施形態を示す概略図。
図５は、ポンピング光がＯＰＯに接続されたファイバであるＯＰＯレーザ源の好適な実施形態を示す概略図。
詳細な説明
中赤外線源は、光破砕機構に基づく最適な組織の除去に適した特性を有するビームを生成するように選択されたパラメータと共に開示されている。最適には、レーザビームは、パルス幅が２５ｎｓ未満の不連続パルスからなる。各パルスは、最小周波数１０Ｈｚ（５０Ｈｚまで拡大可）で、エネルギが１ｍＪ以上である。治療時間を短縮すると共に良好な手術結果を得るために利用されるオーバーラップパラメータを有する小さなスポットサイズを得るために、高周波数が必要である。パルス幅は光破壊プロセスの閾値に関係しており、これはパルス幅が減少するに従って低下し、そのために低エネルギ密度（すなわち、影響）が組織の切除に利用できる、ことが期待される。一般に、エネルギ密度が減少すると、切除部分を囲む組織を熱的に損傷することが少なくなる。これは、紫外線の放射によって現在得られている治療成果と同等の治療成果をもって局部的に切除するために重要な要素である。
図１に示すように、中赤外線源（mid-infrared ray）１は、ネオジウムをドープしたレーザ発生源２０を有する。レーザ発生源２０は、約１ミクロンの短レーザパルス（好ましくは、パルス幅が５０ｎｓ未満又は３０ｎｓ未満で且つ波長が約０．８５〜０．９μｍ又は約１．０〜１．１μｍ）励起レーザ５０を発生する。このレーザは、光パラメトリック発振器（OPO:Optical Parametric Oscillator）を通じて中赤外線（mid-infrared ray）の波長範囲に変換する。ＯＰＯ１０は、ミラー１２，１６及び非線型結晶１５を含む。非線型結晶１５がレーザパルスに与える影響により、既知のようにして、２つのビームが発生する。具体的に、ＯＰＯの出力は、アイドラ光５２と信号光５４を有する。ある特定のＯＰＯの詳細な動作説明については、米国特許第５，１８１，２１１号を参照。
屈折性外科手術のために必要な波長はアイドラ光５２の波長であり、好適な実施の形態では２．８９から２．９８μｍ（約２．８５〜３．０μｍ）の範囲に入る。発振ビームが１．０６４μｍのＮｄ：ＹＡＧ発振ビームの例では、対応する単一ビーム５４の波長は１．６８から１．６６μｍである。しかし、波長２．９４μｍ近傍での水吸収ピークがＰＲＫの適用に好ましく、約２．７５から３．０を僅かに超える範囲の波長が本発明の範囲に属し、外科手術の必要に適合するように特定の波長が選択される。
アイドラ光５２は、少なくとも１ｍＪのエネルギ出力を有し、二色性ビームスプリッタ３５で反射され、その後、ビーム変換光学系４０に送られ、角膜組織に２μｍ未満の領域に熱的損傷を与える。光学系４０は、イメージング手段とスキャン手段を有し、角膜上の複数の点で組織を選択的に除去し、角膜が制御された予測可能な方法で交換される。そのような手段は係属中の米国特許出願第０８／５４９，３８５号に開示されている。信号光５４はビームスプリッタ３５を介してビームダンプ（beam dump）３２に送られる。残留信号光５４は減衰器３４として示すリフレクタで減衰され得る。減衰器３４はアイドラ光５２の光路上に配置され、信号光５４が搬送システム４０に送られて信号波長の結合を生じるのを防止している。
図１の実施形態において、ＯＰＯ１０のキャビティ内に配置されたミラー１２、結晶１５、及びミラー１６のコーティング及びポジショニングは、アイドラ波長を作り出すために最適な形の単一共鳴発振器（ＳＲＯ：singly resonant oscillator）を構成し、ポンプビーム５０の変換されていない部分が反射して結晶に戻る性質を有するように、選択されている。そのため、ミラー１２は、１．０から１．１μｍの間の波長を透過し、２．８から３．０μｍのアイドラ波長を反射するようにコーティングがなされている。ミラー１６は、信号光５４の波長特性に関して、２．８から３．０μｍの波長を部分的に反射し、１．６５から１．７μｍの波長を透過するようにコーティングされている。これにより、信号光５４は反射することなく発振キャビティを透過し、その間、アイドラ光５２が共鳴して中位赤外波長の出力を最大にする。ミラー１６は１．０から１．１μｍのポンプ波長で高い反射率を示すようにコーティングするのが好ましい。しかし、ミラー１６に高い反射率を与えることは本質的なことでないが、パラメトリックプロセスのエネルギ閾値を下げることで装置の効率的動作を得るために都合の良いものである。
ＳＲＯの別の形態は二重共鳴発振器であり、そこではアイドラ波長と信号波長が共に共鳴される。一般に、ＤＲＯは低発振閾値を有するが、ミラーコーティングが複雑で、配列が多少難しいという欠点を有する。しかし、構造が非常に簡単で構成要素が安いためにＳＲＯの方が好ましいものであるが、実質的に低発振閾値が利点となるような実施形態ではＤＲＯの形態も考え得る。ＤＲＯの出力はＳＲＯの出力よりも安定性に欠けるものであるが、様々な縦モード（longitudinal mode）からなるポンプビームだけを利用した本出願にとって問題となることではない。しがたって、ＤＲＯは、本明細書で説明するＯＰＯ構成において一つの利用可能な形態である。
当業者にとって明らかなように、ミラー１２，１６の表面は、平坦、凹状、凸状のいずれであってもよい。好適な実施形態において、モードマッチングはＯＰＯキャビティではなくポンプビーム５０に支配されるため、平坦な表面はマルチモードのレーザを変換するために有利なものである。高次の横モードによる減衰は本実施形態では好ましいものではない。平面平行ＯＰＯの共鳴モードは平行光のビームからなるため、ポンプビームを焦点合わせするレンズは不要である。そのため、ＯＰＯレーザの全体の設計が簡略化される。凹凸表面を用いた他の形態も利用可能であるが、レンズはポンプのくびれ部分をＯＰＯ共鳴モードの小さなくびれ部分に対応させるためにレンズを必要とするので、配置が多少複雑になる。そのため、ＯＰＯの効率を高めるために単一横モードのポンプが必要になる。この形式の構成ではモードマッチングは重要な検討事項である。その理由は、モードのミスマッチは光パラメトリック発振のゲインを低下させ、閾値を増加させるからである。好適な実施形態では、簡単な構成の安価な励起レーザは、マルチモードビームに対して、ＯＰＯ以外の伝送系を設けることの必要により生じる発散を制限する。
励起レーザ（励起光源）２０は、フラッシュライト又はダイオードアレーにより励起されたＮｄ：ＹＡＧのように、ネオジウムをドープしたレーザロッドからなる。フラッシュランプやダイオードで励起された必要なエネルギ、ピークパワー、周波数（繰り返し速度）の励起レーザは公知であり、商業的に利用可能である。その他の適当なレーザ媒体に、Ｎｄ：ＹＬＦ、Ｎｄ：グラス、Ｎｄ：ＹＡｌＯ3のような結晶が含まれる。これらは本発明に含まれる範囲の波長の光を提供する。
結晶１５は、広い角度及び温度幅、高ダメージ閾値、アイドラ又は信号波長の吸収が低い、高非線型係数を有する非線型材料からなる。理想的には、位相の調和した非臨界的な結晶が好ましい。その理由は、そのような結晶は、ビーム品質の悪いレーザビームを結晶中で簡単に変換するウォーク・オフ角（walk-offangles）を生じるからである。非臨界位相整合（NCPM: non-critical phase matching）の構成において、結晶は位相整合が結晶主軸（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の一つに平行な伝播方向に沿って行われるように方向付けられる。実際上、現在利用可能な材料とレーザを用いて当該基準を満足するのは不可能である。代わりに、必ずしも単一横モードでないビームを効率的に変換するためにウォークオフ角及び角度帯域幅が十分高い限り、臨界位相整合（CPM: critical phase matching）の結晶が利用可能である。カリウム・チタン・リン酸塩（KTiOPO4又は「KTP」）として知られている結晶は、１．０６μｍのレーザを伴う励起のもとで生じるアイドラ波長に非臨界的位相整合をなし得ないものであるが、本出願の要求を満足し得るものである。ＫＴＰ結晶は、成長プロセスに固有の残留ＯＨ-ラジカルの存在により、約３ミクロンの波長を吸収することが知られている。この吸収は、過剰に大きなものであれば、繰り返し速度の速い場合にはＫＴＰの使用を妨げるように思われる。
しかし、適正な条件では、ＫＴＰは角膜切除にＯＰＯ結晶として好適なものである。これは、以下に説明するように、ＫＴＰの大きな温度帯域幅と、企図する外科手術に要求される適正エネルギ出力及び平均パワーとの思いがけない組み合わせにより達成される。タイプＩＩ位相整合に対する結晶切断により、内部角度を６８から７０度にすることで、ｘ切断材料に対する既知の材料パラメータに基づき、１．０６４μｍのＮｄ：ＹＡＧレーザ励起されたときアイドラ用に必要な波長が提供される。これらの角度は９０°に近く、マルチモードポンピング光に適合するのに十分大きなアクセプタンス角に、回折限度を超える発散を必要に応じてもたらす。しかし、特に、現場での可搬性が満足できる小型で簡単な装置であることを検討する場合には、外科用のレーザ器具に必要な動作条件を得るために構成要素を慎重に選択する必要がある。例えば角膜切除に課せられる厳格なパラメータ、種々のＯＰＯ要素の特定の組み合わせ、及び図１に示す簡単な光学装置に利用可能な材料及び光学機器を用いたパラメータについて測定されたものは自明ではない。
本発明の一つの重要な事項として、１ミクロンの放射線を効率良く変換できるように、十分な長さのＫＴＰ結晶を選択しなければならない。好適な実施形態では、ｘ切断結晶用に６８から７０°のタイプＩＩＣＰＭ構成を実現できるウォークオフ角の交換に基づき、又５〜３０ｍＪのアイドラ出力エネルギレベルを得るために必要なＯＰＯの推定値に基づき、少なくとも２０ｍｍ、潜在的には３０ｍｍまでの結晶長が適当である。この場合、ＫＴＰ用のアクセプタンス角度は５ｃｍ−ｍｒａｄのオーダであり、これは本発明に好適な多モード励起を提供するために依然として十分に大きなものである。出力ビーム５２の特定波長は、主軸に対して結晶を回転することで変更可能である。これは、異なる種類の組織で、また、例えば同一の組織であっても温度によって吸収特性が異なるので、外科の分野では潜在的に有効な特徴である。そのため、波長を僅かに変えるだけで所定の手術に対して必要な最適な吸収に整合でき、ＯＰＯレーザ源の範囲及び有用性が拡大する。そのようにして得られる波長範囲に関する制限はポンピング光と結晶孔の相対的な大きさによって決まる。商業的に利用可能なネオジウムをドープした励起レーザを利用することで、既知のＫＴＰのパラメータ及び利用可能な結晶サイズに応じて、２．７５から３μｍまでの範囲の波長が本装置でカバーできる。
本発明の他の重要な形態は、十分に短い励起レーザパルスを利用したものに関し、ＯＰＯ閾値は非結像型ポンピング光装置においても達成できる。ビームを結晶に焦点合わせする必要を無くすことにより、多モード又は不安定共振ビームの空間的分散が利用でき、それは励起レーザに対する要求を著しく緩和するという利点を有すると共に、ＯＰＯモード整合に関連した問題を軽減する。好適な実施形態では、５ｎｓと１２ｎｓの間の励起パルス幅（ＦＷＨＭ）が利用可能で、屈折限界の８倍以上の分散をもって多モードポンピング光に対して１０％を超えるアイドラ波長を効率良く変換できることが認められた。
本発明の他の形態において、剥き出しの結晶面（すなわち、非反射材料のコーティングされていない面（ＡＲ））を利用してコーティング技術の欠陥に伴う問題の危険を軽減し、短いパルス幅のパルスを利用する場合に、約３ミクロンの波長の残留吸収性が問題の無いレベルまでダメージ限界を下げることができる。高品質が要求される場合、３ミクロンのコーティングがＫＴＰに利用できるようになる。それらのコーティングは、ＯＰＯレンズを低下させてパラメトリック発振の閾値を減少するために都合良く利用できる。しかし、最適な性能を得ると共にダメージの無い動作を得るために、閾値は、所望のアイドラエネルギ出力が上記閾値の３〜４倍以下の入力エネルギで達成されるようにすべきである。結晶のＡＲコーティングにより、出力カプラの反射率が減少し、同一出力エネルギに対して循環する２．９μｍのパワーを低下させることができる。
上述した実施例において、コーティングされていない結晶により、結晶又は光学系の損傷は、標準的な光学系を利用し、周波数１０Ｈｚで、２５０ｍＪ以上の入力励起エネルギの場合でも防止できる。また、焦点合わせされていない１〜５ｍｍのオーダの径のビームは、特性を達成する際に考慮される。ダメージに対する潜在的な問題を解消するために、十分な励起パワーを受ける入力ミラー上には、別の構成を採用し、３ミクロンで高い反射率を示す０°入力ミラーを介してポンピング光が連結されることはないようにできる。３ミクロンのアイドラ光を４５°の角度で反射することにより、１ミクロンのコーティングを利用する場合にダメージ閾値を増加できる。
図２には別の実施形態が示してあり、そこではＬ型のキャビティが採用されている。キャビティは、符号１６、１７、１８で示す３つのミラーを使用し、ポンピング光５０とアイドラ光５２とを分離している。したがって、励起装置は約４５°の角度をもってミラー１７と連結されている。ミラー１７は、アイドラ波長に関して、高反射率（４５°）を示すようにコーティングされている。ミラー１８はアイドラ光５２を反射するようにコーティングされているが、高パワーポンピング光５０に晒されることがない。アイドラ光５２はミラー１６を介して連結されており、このミラー１６はアイドラ光の波長の光を部分的に反射する。また、図１に示すように、ミラー１６はポンピング光５０の戻り反射を得て、パラメトリックプロセスに対する閾値を下げるためにコーティングするのが好ましい。このＬ型のキャビティの利点は、入力ミラーへの影響が、４５°の入射角により軽減されることである。ミラー１７は損傷を受ける最初の構成要素であるから、所定レベルのエネルギ出力で、その影響が小さければＯＰＯのダメージが減少する。
図１と２の実施形態において、励起レーザ２０へのフィードバック（帰還）を防止するために、ＯＰＯ軸は励起軸から少しオフセットさせておく必要がある。他の実施形態として、装置に追加の費用を要するが、励起レーザとＯＰＯとの間に隔離部材を設けてもよい。図３と４は、単一経路励起を利用することで励起レーザのフィードバックを無くした２つの別形態を示す。そして、変換を増し、閾値を下げるために、同一結晶への励起レーザの戻り反射に代えて、２つのＯＰＯ結晶が一列に配置されている。図３は、ポンピング光５０がＯＰＯキャビティに４５°のミラーを介して連結されている構成を示し、そこでミラーは励起波長に高い反射率を示し、アイドラ波長で高い透過率を示すようにコーティングが施されている。一対の非線型結晶（１５、１５’）は組み合わされた光を用いてレーザ源手段（２０）によりポンピングされ、少なくとも２０Ｈｚの周波数の光を得る。ポンピング光は２つの非線型結晶１５’及び１５’’を通り、ミラー１２を介してキャビティから送り出される。ミラー１２は、励起波長で高い透過率を示し、アイドラ光５２の３．０μｍの波長範囲で高い反射率を示すようにコーティングされている。アイドラ光５２はミラー１３を介してキャビティ外に連結されている。ミラー１３は、キャビティからの出力を最適化するように選択された反射率を有するアイドラ波長を部分的に反射するようにコーティングされている。この単共鳴発振（ＳＲＯ）において、各ミラー１１，１２，１３は、信号波長を伝達してアイドラ波長だけが共鳴するようにコーティングされている。別の装置では、上記信号波長に対する反射コーティングを必要とするＤＲＯを利用しており、ビームスプリッタ及び／又は他の光学系を設けてもよい。閾値は低くなるが、光学系及びその配列が複雑になるためにコストが上昇する。
図４は所謂リング構造を示し、そこではプリズム１４はキャビティ内で全反射して２つのＯＰＯ結晶１５，１５’をポンピングする。２つの４５°ミラー１９，１９’は、ポンピング信号波長で高い透過率を示すようにコーティングされている。ミラー１９’はアイドラ波長を反射するように更にコーティングされ、ミラー１９は３μｍの波長に対して反射性を示し、アイドラ光５２を分離するようにしてある。図４に示すように、残留ポンピング光５０がミラー１９’を介してＯＰＯキャビティから出て、戻り光による問題を解消する。信号ビーム５４の大部分はミラー１９’を介してキャビティの外部に送られるので、アイドラ光５２の経路上で信号ビームを変換する必要が殆ど無い。これらの理由から図４の構造は魅力的なものであるが、光学的に複雑で、図１の簡単な構造に比べて多くの要素を必要とする。
図５は、ポンピング光をＯＰＯ内で結合する導波手段を用いた新規な別の構成を示す。好適な実施形態において、導波手段は、ファイバ又はファイバ束からなる中空導波ガイドを有する。医療レーザ装置にとって、空気伝送路、固定ビーム伝送系に代えてファイバ導波路を使用することの利点は広く知られている。この方法は、光ビームを手術部に向けて容易に配置でき、光放射・伝送角度及び場所を弾力的に調整でき、多モードビームの均質化（又は空間的平滑化）され、アクセスできない内部の場所に光を伝送できる、という利点を有する。しかし、波長１μｍの光伝送するファイバは数百ミリジュールの短パルス光に耐え得るダメージ閾値を有するように開発されてきており、波長３μｍの短パルスを伝送するために現在利用できる類似のファイバはない。したがって、高パワーの１μｍのパンピング光はファイバを介して伝送できれば、外科用顕微鏡の近傍にＯＰＯを設けることができるという利点がある。内部の場所にアクセスできるという点を除いて、ファイバを介して結合するのがポンピング光であれば、ファイバ伝送系の利点の多くがそのまま得られる。特に、ポンピング光の均質化により、出力される中位の赤外光の形を角膜切除適した平滑な状態になる。
図５の実施形態において、ポンピング光５０はレンズ６２を介してファイバ６０に連結され、他の実施形態ではファイバ束又は中空の金属導波路を有する偏光器で構成されている。ファイバ束は発散したポンピング光５０を効率的に受けて伝送し、一般的な光学手段６４を通じて末端で光を捕集し再コリメートすることができることから適している。レンズ６８はＯＰＯにポンピング光をイメージングするように示してある。好適な実施形態において、レンズは、ファイバ束の径を６ｍｍとして場合、１：１でイメージングし、焦点合わせされていないポンピング光の構造の特徴を有している。利用可能なポンピング光及びファイバ開口数に応じて他のアスペクト比も可能である。好適な実施形態では、ファイバ束は、ＯＰＯ結晶内で位相整合するように、シングルモードファイバを含む多数の偏光器で構成してもよい。この方法を用いた場合、当業者にとって明らかなように、各ファイバの損傷限度及びファイバから出る光の発散を考慮しなければならない。中空金属導波路の場合、偏光が担保され、約１ｍｍ径の導波路が１００ｍＪ／ｃｍ2〜５００ｍＪ／ｃｍ2の間の短パルスの光（波長１μｍ）を伝送できる構成が設けられる。ポンピング光の存在する導波路６０の再偏光を補正するために必要な光学手段が、図５の概略構成図に光学要素６４として含まれている。簡略化するために、図１の単純なＯＰＯ構造が図５に示してあるが、別の図２から４に示すＯＰＯの実施形態を、図５のＯＰＯ構成要素として利用できる。
ＫＴＰ結晶が約３μｍの波長を吸収することにより、上述した構成のＯＰＯレーザ源の周波数の変更することに制限が課せられる。ＫＴＰの非常に広い温度帯域幅に寄与することを考慮すると、０．５Ｗ平均パワーＯＰＯ出力に対して、結晶内での吸収レベルは８〜１０％が許容できることが確認された。しかし、ＯＰＯの繰り返し速度を４０−５０Ｈｚを超える値まで調整するためには、材料面での進歩が必要であり、材料面での進歩がなされた場合には、吸収するＯＨ-イオンの形に拘わらず変更された条件下で行い得る。このような進歩は現在企画されており、実現した場合には、繰り返し速度が５０Ｈｚを超える値まで大きくなる。繰り返し周期を１００Ｈｚまで上げることは、例えば、２つのＯＰＯの出力を組み合わせ、単一レーザ光でポンピングすることにより行える。複数の結晶を利用した形態と同様に、これらは本発明の範囲に属するものである。
ＫＴＡやＲＴＡのようなＫＴＰ異種同形体も、ＫＴＰと同等の特性を有することを条件に、上述した構成を利用した中赤外線ＯＰＯの候補として認識されている。特定の結晶の選択は、特に好ましい位相整合に関連した特性の組み合わせ及び本出願で選択された波長に対する最小の吸収性に依存する。
最後に、近い将来開発された場合には外科用ＯＰＯにおいて好適に利用できる代替のＯＰＯ技術が数多く存在する。そのような改良は周期的に着磁される（ＰＰ）ＫＴＰを含み、これは高非線型性により飛躍的に閾値を低下する。ＰＰ・ＫＴＰからの出力エネルギは、現在、小さな開口（＜１ｍｍ）のために１ｍＪ未満に制限されているが、大きなＰＰ・ＫＴＰ結晶は融合接着等の技術の進歩により利用可能となる。また、周期的に着磁される形態では、１μｍでポンピングされるＬｉＮｂＯ3は、ＮＣＰＭを有効にシュミレートする擬似位相整合のもとで、必要な２．９−３．０μｍの波長光を得るための一つの候補である。開口は１ｍｍ未満に制限されるが、開発が進むことにより大きなＰＰ結晶が近い将来利用可能となる。当然、３μｍの波長で、ＬｉＮｂＯ3の吸収は、繰り返し速度を上げるために解消しなければならない問題の一つである。
０．８５から０．９μｍの出力波長を有するポンピングレーザ源を利用することにより、別のＯＰＯ構造が考えられる。このポンピング波長を用いれば、自由にＫＴＰを位相整合でき、考えられる外科手術に極めて有効になる。候補として挙げられるのは、ランプポンピングされるＴｉ：サファイアとＣｒ：ＬｉＳＡＦであるが、これらはいずれも必要なエネルギ（１００ｍＪ／ｃｍ2）、パルス周期（２５ｎｓ未満）、周波数（１０Ｈｚ以上）の性能で容易に利用できない。しかし、これら又類似のレーザが招来開発され、本発明の範囲に含まれる。
上述した実施形態及び変形例は短に本発明の原理を説明するためのものであって、本発明の範囲から逸脱することなく種々の変更が当業者に考えられる。
【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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