"5.7μm~6.6μmの波長域の波長を有するレーザ光を出力するレーザ光源と、前記レーザ光源をパルス駆動すると共に、前記レーザ光源から出力されるパルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御する制御部と、前記レーザ光源から出力された光を、う蝕部位を含む歯に照射するための照射光学系と、を備え、前記制御部が前記パルス状のレーザ光の前記パルス幅及び前記繰り返し周波数の少なくとも一方を制御することによって、前記歯に含まれるう蝕部位を選択的に切削する、ことを特徴とする歯科用治療装置。前記制御部は、前記パルス状のレーザ光の照射領域の熱緩和時間より短いパルス幅及び前記熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より遅い繰り返し周波数で前記レーザ光源を駆動する第1モードと、前記熱緩和時間より長いパルス幅及び前記熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より速い繰り返し周波数で前記レーザ光源を駆動する第2モードとの間で、前記レーザ光源の制御を切り換える、ことを特徴とする請求項1記載の歯科用治療装置。前記レーザ光源は、量子カスケードレーザである、請求項1又は2記載の歯科用治療装置。非特許文献1記載の技術では、レーザ光をパルス幅5ns及び繰り返し周波数10Hzという駆動条件で出力しているため、う蝕部位の切削スピードも速く切削が非常に生じやすい条件となっている。そのため、逆に、口腔内の軟組織などを損傷する可能性がある。そこで、本発明は、より確実に低侵襲で歯科治療が可能な歯科用治療装置を提供することを目的とする。本発明の一側面に係る歯科用治療装置は、5.7μm~6.6μmの波長域の波長を有するレーザ光を出力するレーザ光源と、レーザ光源をパルス駆動すると共に、レーザ光源から出力されるパルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御する制御部と、レーザ光源から出力された光を、う蝕部位を含む歯に照射するための照射光学系と、を備える。この歯科用治療装置では、制御部がパルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御することによって、上記う蝕部位を選択的に切削する。この構成では、5.7μm~6.6μmの波長域の波長を有するレーザ光を出力するレーザ光源を用いているため、例えば健全な部位への影響をより低減しながら、う蝕部位を選択的に切削可能である。更に、制御部は、レーザ光源をパルス駆動し、パルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御する。この制御により、切削条件例えば切削スピードを変えられるので、う蝕部位を更に選択的に切削可能である。その結果、低侵襲で歯科治療をより確実に行え得る。上記制御部は、パルス状のレーザ光の照射領域の熱緩和時間より短いパルス幅及び熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より遅い繰り返し周波数でレーザ光源を駆動する第1モードと、上記熱緩和時間より長いパルス幅及び上記熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より速い繰り返し周波数でレーザ光源を駆動する第2モードとの間で、レーザ光源の制御を切り換え得る。上記第1モードでレーザ光源を駆動した場合、熱的作用を抑制した切削が行われる。一方、第2モードでレーザ光源を駆動した場合、レーザ光源から出力されるパルス状のレーザ光の照射領域外に熱が拡散しやすい。例えば、レーザ光が、歯肉等の口腔内軟組織に照射されると、その軟組織が切除される場合がある。この場合、出血が生じるが、上記熱拡散により照射領域周辺が一定の温度以上になると、軟組織を凝固し、止血効果が得られる。よって、例えば、第1モードで、う蝕部位を切削する際に、う蝕部位周辺の軟組織を損傷したとしても、第2モードに切り換えることで、軟組織からの出血を止めることができる。上記レーザ光源は、量子カスケードレーザであり得る。量子カスケードレーザを利用することで、歯科用治療装置の小型化を図ることができる。本発明によれば、より確実に低侵襲で歯科治療が可能な歯科用治療装置を提供し得る。以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。図面の説明において、同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。図面の寸法比率は、説明のものと必ずしも一致していない。図1は、一実施形態に係る歯科用治療装置の一例の概略構成を示す模式図である。図1には、歯科用治療装置10Aで治療されるう蝕歯20も模式的に示している。う蝕歯20は、う蝕された部位以下、単にう蝕部位と称す21を有する歯であり、いわゆる虫歯である。歯科用治療装置10Aは、レーザ光を出力するレーザ光源11と、レーザ光源11の駆動を制御する制御部12と、レーザ光源11から出力されたレーザ光Lを治療対象としてのう蝕歯20に照射するための照射光学系13とを有する。図1では、歯科用治療装置10Aの要部のみ示している。歯科用治療装置10Aは、う蝕部位21を切削加工する歯の加工装置であり得る。レーザ光源11は、波長域5.7μm~6.6μm内の波長を有するレーザ光を出力する量子カスケードレーザである。量子カスケードレーザは、半導体量子井戸構造におけるサブバンド間の電子遷移を利用して光を生成するモノポーラタイプの光導波型半導体レーザ素子である。量子カスケードレーザとしてのレーザ光源11は、半導体基板と、半導体基板上に形成された活性層とを備えて構成されている。レーザ光源11は互いに対向している前側端面11a及び後側端面11bを有しており、前側端面11a及び後側端面11bにより光共振器が構成されている。レーザ光源11の共振器構造前側端面11a及び後側端面11bについては、両端面へき開によって形成することができる。量子カスケードレーザの構成及び動作は、既知であり例えば、特開2004-247492号公報、特開2005-039045号公報、及び、特開2008-177366号公報等に記載されている。、これ以上の詳細な説明を省略する。制御部12は、レーザ光源11に電圧を印加することによって、レーザ光源11をパルス駆動する。この場合、レーザ光源11から出力されるレーザ光Lはパルス状のレーザ光L以下、単にパルスレーザ光Lと称すである。制御部12は、レーザ光源11に印加する電圧の印加状態を変化させることによって、レーザ光源11から出力されるパルスレーザ光Lのパルス幅及び繰り返し周波数を制御し得る。レーザ光源11から出力されるパルスレーザ光Lの波長の一例は5.75μmである。パルス幅の例は10ns~1msであり、繰り返し周波数の例は500Hz~2MHzである。照射光学系13は、レーザ光源11から出力されたパルスレーザ光Lを導波可能な光ファイバ14と、レーザ光源11から出力されたパルスレーザ光Lを光ファイバ14の一端に入射するための入射レンズ系15と、光ファイバ14の他端から出力されたパルスレーザ光Lをう蝕歯20に照射するための集光レンズ系16とを有し得る。照射光学系13の構成は、光ファイバ14を用いたものに限定されず、レーザ光源11から出力されたレーザ光Lを治療対象に照射可能な構成であればよい。例えば、照射光学系13には、光を導光するための導光路として多関節導光路を利用してもよい。上記レーザ光源11及び照射光学系13は、光軸調整といった光学的条件の最適化を図って組み合わされている。波長域5.7μm~6.6μm内の波長を有するパルスレーザ光Lの照射位置の確認などは、医療用として使用されている波長10.6μmの医療用炭酸ガスレーザを使用する場合と同様とすることができる。上記構成では、制御部12により駆動されたレーザ光源11から出力された5.7μm~6.6μmの波長域の波長を有するパルスレーザ光Lは、入射レンズ系15を経て光ファイバ15に入射される。光ファイバ15に入射されたパルスレーザ光Lは、光ファイバ15中を伝搬して光ファイバ15の他端から出射される。光ファイバ15の他端から出射されたパルスレーザ光Lは、集光レンズ系16により集光されて、う蝕歯20のう蝕部位21に照射される。歯科医は、う蝕歯20を観察しながら、照射光学系13を操作することによって、う蝕部位21にパルスレーザ光Lを照射し得る。歯科用治療装置10Aでは、上記波長域内の波長を有するパルスレーザ光Lを使用することによって、後述する実験例1で示すように、治療したい部分病変組織であるう蝕部位21に治療領域を限局することができる。このような空間的な相互作用領域の制限は、う蝕部位21とう蝕細菌に感染していない健全な部位以下、健全部位と称す22との硬さによる差であると考えられる。このとき、う蝕部21より健全部位22に吸収される波長9~10μm帯は利用できない。生体組織は中赤外波長域に分子振動由来の特徴的な吸収パターンを有し、特にタンパク質のアミド結合由来の吸収帯であるアミドI吸収帯の中心波長は6.1μmおよびアミドII吸収帯の中心波長は6.45μmに対応する波長は生体軟組織に強く吸収される。う蝕においては、う蝕細菌によって、う蝕部位21の性質が、健全部位22から改変され、上記吸収による切削反応がより生じやすくなっていると考えられる。そのため、レーザ光源11から出力されるパルスレーザ光Lを利用することによって、健全部位22への影響をより低減しながら、う蝕部位21の切削が可能である。更に、パルスレーザ光Lのパルス状態を制御することによって、パルスレーザ光Lとパルスレーザ光Lの照射領域との時間的な相互作用を制御し得る。歯科用治療装置10Aでは、制御部12によりレーザ光源11から出力されるパルスレーザ光Lのパルス幅及び繰り返し周波数を制御している。従って、パルス幅及び繰り返し周波数を制御することで、切削条件、例えば切削スピードを調整可能である。上記のように、歯科用治療装置10Aでは、パルスレーザ光Lとその照射領域との相互作用を空間的及び時間的に制御可能であることから、低侵襲治療が可能である。例えば、歯肉G図1参照といった軟組織の近傍にう蝕部位21が位置していたとしても、う蝕部位21を観察しながら、パルスレーザ光Lのパルス幅等のパルス状態を制御することで、切削スピードを調整すれば、軟組織が損傷しないように治療し得る。また、波長域5.7μm~6.6μmの波長を有する中赤外光は生体組織に対して熱的作用を与える。この熱的作用は、パルス幅相互作用時間と繰り返し周波数とを制御することで調整し得る。熱的作用では、熱緩和時間が重要である。例えば、波長域5.7μm~6.6μmのレーザ光に対する生体組織の熱緩和時間はμsオーダーである。よって、パルス幅がnsオーダー~約10μsまでであると共に、繰り返し周波数が約1~1000Hzであるパルスレーザ光Lを照射することによって、熱効果を抑制しながらう蝕部位21を切削し得る。一方、パルス幅がμs~msオーダーであると共に、繰り返し周波数が1000Hz以上であるパルスレーザ光Lを照射した場合、パルスレーザ光Lは、その照射領域に、融解凝固に適した熱効果の強い相互作用を与えることができる。具体的には、波長域5.7μm~6.6μmの波長の光は、タンパク質に効率よく吸収されるため、軟組織の切除が可能である。また、パルスレーザ光Lの照射領域の熱緩和時間より長いパルス幅及び短いパルス間隔を満たす条件であれば、照射領域外に熱が拡散する。この拡散による加熱効果により温度が60°C以上に達すると、軟組織の凝固も可能である。そして、軟組織の切除周辺の凝固は、血管を閉塞させ止血効果をもたらし得る。これは、医療用として使用されている炭酸ガスレーザとの比較からも理解され得る。すなわち、生体組織の吸収特性を考慮した場合、例えば波長域5.7μm~6.6μm内の波長5.75μmにおける吸収係数は約500cm-1である。この数値は、医療用として使用されている炭酸ガスレーザの波長10.6μmに対する吸収係数約600cm-1とほぼ同様である。様々な診療科において炭酸ガスレーザの凝固止血能力は活用されている。よって、炭酸ガスレーザと吸収特性が類似する波長の光例えば、波長5.75μmの光は前述したように軟組織切除及び凝固止血をし得る。以上述べたことから、パルス幅と繰り返し周波数の可変機構としての制御部12を有する歯科用治療装置10Aは、う蝕歯20のう蝕部位21の切削以外に軟組織の切除及び止血などにも適用され得る。歯科用治療装置10Aが止血も可能であることから、軟組織近傍のう蝕部位21の切削において、仮に、軟組織を損傷して軟組織から出血したとしても、パルスレーザ光Lの繰り返し周波数を上げることで、止血をすることが可能である。従って、歯科用治療装置10Aにより、最適な治療効果を得ることができる。また、歯科用治療装置10Aは、一台でう蝕部位21の切削と共に、止血等も可能であることから、止血等のために他の装置が不要である。よって、歯科医は治療処置室内を有効に利用して歯の治療をすることが可能である。更に、量子カスケードレーザは、発光層が多段に繋がったカスケード構造を有することから、より高いパワーの光を出力できる。そのため、レーザ光源11として量子カスケードレーザを採用することによって、う蝕部位21等がより確実に切削され得る。更に、量子カスケードレーザは、量子井戸構造サブバンド間遷移を利用して波長域5.7μm~6.6μmの波長を有する光を出力しているので、例えば、差周波発生方式によるレーザ装置に比べてレーザ光源11は、小型である。従って、前述したように、歯科医は治療処置室内を有効に利用して歯の治療をすることが可能である。以下、歯科用治療装置10Aの作用効果を、実験結果に基づいてより具体的に説明する。実験の説明のために波長及びパルス状態などの実験条件を例示するが、本発明は以下に例示する波長及びパルス状態などに限定されない。まず、図2を用いて実験装置について説明する。図2は、実験装置の概略構成を示す模式図である。実験装置30は、レーザ光を出力する光源部31と、試料Sを載置する3次元ステージ32と、光源部31から出力されたレーザ光を3次元ステージ32に載置された試料Sに集光する放物面鏡33と、光源部31から出力されたレーザ光を放物面鏡33側に反射する平面鏡34と、光源部31と平面鏡34との間に配置され、レーザ光の光量を調節するアッテネータ35とを有する。放物面鏡33の焦点距離は約5cmである。この実験装置30を利用した実験例1~4について説明する。実験例1実験例1では、健全歯試料S1としてウシ歯の健全象牙質を準備すると共に、う蝕歯試料S2として乳酸水溶液でウシ歯象牙質を処理した脱灰象牙質を準備した。健全歯試料S1及びう蝕歯試料S2をそれぞれ3次元ステージ32に試料Sとして設置した。実験例1の光源部31は、非特許文献1記載されている構成と同様の構成のDFGレーザとした。実験例1では、光源部31から5.70~6.55μmの波長域内の所定波長のレーザ光を照射した。所定波長は、上記波長域で0.05μm間隔の波長である。照射条件は、次の通りである。パルス幅:5ns繰り返し周波数:10Hz平均パワー密度:20W/cm2照射時間:1秒パルスレーザ光が照射された健全歯試料S1及びう蝕歯試料S2の照射痕を走査型顕微鏡で観察した。図3は、波長域5.70μm~6.55μmにおいて0.05μm間隔の各波長における健全歯試料S1の切削形態と、う蝕歯試料S2の切削形態とを示す図表である。図3に示されているように、実験した波長域において健全歯試料S1に比べてう蝕歯試料S2の方が、切削量が多い。従って、波長域5.70μm~6.55μmの波長のレーザ光は、健全部位又は健全歯に対して低侵襲であり、う蝕部位又はう蝕歯を選択的に治療可能である。特に、波長5.75μm~5.85μmを有するレーザ光の健全部位に対する低侵襲性は優れていることが理解され得る。実験例2実験例1と同様にして、健全歯試料S1及びう蝕歯試料S2を準備した。実験例2において、光源部31は、波長5.75μmのレーザ光を出力する量子カスケードレーザとその制御部とを備える。この場合、実験例2の実験装置30は、照射光学系13として平面鏡34及び放物面鏡33とを含む歯科用治療装置10Aに対応する。実験例2では、3次元ステージ32に健全歯試料S1及びう蝕歯試料S2をそれぞれ試料Sとして載置して、光源部31から出力されたパルスレーザ光を健全歯試料S1及びう蝕歯試料S2にそれぞれ照射した。パルスレーザ光の照射条件は次の通りである。パルス幅:500ns繰り返し周波数:1kHz平均パワー密度:500W/cm2照射時間:2秒パルスレーザ光が照射された健全歯試料S1及びう蝕歯試料S2の照射痕を走査型顕微鏡で観察した。図4aは、健全歯試料の照射痕を示す図面である。図4bは、う蝕歯試料の照射痕を示す図面である。図4a及び図4bより、健全歯試料S1に比べてう蝕歯試料S2のほうが、切削量が多いことが観察される。また、切削が観察されなかった健全歯試料S1の表面にはひび割れも観察されなかった。従って、波長5.75μmのレーザ光を出力可能な量子カスケードレーザを用いることによって、健全部位又は健全歯に低侵襲であり、う蝕部位又はう蝕歯を選択的に治療可能なことが理解され得る。実験例3実験例3では、健全歯試料部上に、乳酸水溶液でウシ歯象牙質を処理したう蝕歯試料部を積層した2層構造試料S4を準備した。試料を2層構造試料S4に代えた点以外は、実験例2と同様の条件で、光源部31からのパルスレーザ光を2層構造試料S4に照射した。2層構造試料S4には、う蝕歯試料部側からパルスレーザ光が照射された。パルスレーザ光を照射した後、光学顕微鏡によって照射痕断面を観察した。図5は、照射痕断面を示す図面である。図5において、破線は、う蝕健全境界を示している。図5より、う蝕健全境界で切削が停止することが理解され得る。よって、波長5.75μmのレーザ光は、う蝕部位に反応し、健全部位には反応しないことも実験的に示された。実験例4実験例4では、生体軟組織試料S5としてトリ胸肉を準備して、生体軟組織試料S5を3次元ステージ32上に載置した。そして、実験例2,3の場合と同様に量子カスケードレーザを含む光源部31から、波長5.75μmのパルスレーザ光を出力して、そのパルスレーザ光を生体軟組織試料S5に照射した。照射条件は、次の通りである。パルス幅:500ns繰り返し周波数:1kHz平均パワー密度:2500W/cm2照射時間:5秒次に、光源部31を、医療用炭酸ガスレーザ装置株式会社モリタ製作所製LezawinCHSに代えて、光源部31から波長10.6μmのレーザ光を出力して、そのレーザ光を連続波CWで生体軟組織試料S5に照射した。照射条件は、次の通りである。平均パワー密度:2500W/cm2照射時間:5秒上記のように、量子カスケードレーザから出力された波長5.75μmのレーザ光が照射された生体軟組織試料S5と、医療用炭酸ガスレーザ装置から出力された波長10.6μmのレーザ光が照射された生体軟組織試料S5それぞれの照射痕断面を、一般的な組織学評価手法であるヘマトキシリンエオジン染色を施し観察した。図6aは、波長5.75μmのレーザ光が照射された試料の照射痕断面を示す図面であり、図6bは、波長10.6μmのレーザ光が照射された試料の照射痕断面を示す図面である。図6a及び図6bを比較すると、量子カスケードレーザを使用した場合の切開作用は、医療用炭酸ガスレーザを使用した場合と類似している。図6a及び図6bの両方において、凝固及び炭化は発生しているが、図6aの方がその程度は小さい。従って、適度な凝固かつ過剰な炭化を発生しないという観点から、図1に示したレーザ光源11の構成は、臨床上、優位であり得る。凝固炭化の違いは量子カスケードレーザの短パルス高繰り返し周波数というパルス構造が効いていると考えられる。パルス幅と繰り返し周波数の可変機構制御部12により、切開作用及び凝固止血作用のバランスを制御することができるため、図1に示したようなレーザ光源11及び制御部12を備える歯科用治療装置10Aは高度な軟組織切除も行い得る。図7は、他の実施形態に係る歯科用治療装置の概略構成を示す模式図である。図7に示した歯科用治療装置10Bは、制御部40が、モード切替部41を備える点で、図1に示した歯科用治療装置10Aと相違する。制御部40以外の構成は、図1の場合と同様であるため、それらの構成要素の説明を省略する。制御部40が有するモード切替部41は、レーザ光源11から出力される所定波長例えば、波長5.75μmのパルスレーザ光Lのパルス状態を、切削モード第1モードと止血モード第2モードとに切り換える。具体的には、切削モードでは、制御部40は、う蝕部位21の切削が可能なパルス幅及び繰り返し周波数で、量子カスケードレーザであるレーザ光源11を駆動する。止血モードでは、制御部40は、軟組織の止血が可能なパルス幅及び繰り返し周波数で、量子カスケードレーザであるレーザ光源11を駆動する。切削モード及び止血モードそれぞれにおけるパルス幅及び繰り返し周波数は、パルスレーザ光Lの照射領域の熱緩和時間に応じて規定される。具体的には、切削モードでは、熱緩和時間より短いパルス幅及び熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より遅い繰り返し周波数で、制御部40はレーザ光源11を駆動する。また、止血モードでは、熱緩和時間より長いパルス幅及び熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より速い繰り返し周波数で、制御部40はレーザ光源11を駆動する。例えば、波長域5.7~6.6μmの光に対する生体の熱緩和時間をμsオーダーとした場合の切削用のパルス幅及び繰り返し周波数の例は、それぞれ5ns~1μs及び1~1kHzである。また、波長域5.7~6.6μmの光に対する生体の熱緩和時間をμsオーダーとした場合の止血用のパルス幅及び繰り返し周波数の例は、それぞれ1μs以上及び1kHz以上であり、或いは、デューティ比50以上とし得る。歯科用治療装置10Bの構成は、制御部40が、モード切替部41を備える点以外は、歯科用治療装置10Aの構成と同様であるため、歯科用治療装置10Bは、歯科用治療装置10Aと同様の作用効果を有し得る。そして、制御部40のモード切替部41で切削モードと止血モードとを切り換え得るので、切削する場合と止血する場合の切り替えが容易である。そのため、仮に、切削モードで切削等に、う蝕部位21周辺の軟組織例えば歯肉Gから出血が生じた場合であっても、止血処置をより確実且つ早く実施することができる。以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々の変更が可能である。例えば、レーザ光源は、量子カスケードレーザに限らず、レーザ光源は、波長域5.70μm~6.60μm内の波長のレーザ光を出力すると共に、制御部によりパルス幅及び繰り返し周波数が制御可能な光源であればよい。制御部は、パルス幅及び繰り返し周波数を制御するとしたが、パルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御すればよい。"