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NANumericalApertureを変更させることを特徴とするレーザ光源ユニット。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。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NANumericalAperture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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。マルチモードファイバ50は、例えばコア径約50μm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50~1000um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50~1000μm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50μm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。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。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。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。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。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1064nmであり、高調波2の波長は532nmである。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GreenInducedInfraredAbsorption、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。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。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。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4aに、凝固治療における代表的な構成概要図を図4b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4aにおけるものと図4b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。図4a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。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。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。次に、凝固治療の場合について説明する。図4b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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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NAnumericalAperture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。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。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0.025mm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。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、500mW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1500mW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。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。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。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。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。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200Wh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、200Wh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。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。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。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。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。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。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。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。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。