JP2007068976A - 治療装置及び治療方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 本発明の目的は、治療部位の硬組織及び軟組織の双方を治療することができると共に、良好な止血効果を得ることができる治療装置及び治療方法を提供すること。
【解決手段】 歯科治療装置１は、照射部１０と温度検出部２０と制御部３０とを備えている。照射部１０は、Ｎ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎと、Ｎ個の第１集光レンズＬ_１〜Ｌ_Ｎと、Ｎ本の光ファイバＦ_１〜Ｆ_Ｎとが１対１の組み合わせにより構成されており、照射部１０の出力側には、光ファイバＦ_ｎは束ねられている。第１発光素子Ｓ_ｎは、４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λのレーザ光を出力する素子である。温度検出部２０は、非接触温度センサ２２とワイヤ２４とから構成されている。非接触温度センサ２２は出射端から出力されるレーザ光を照射する部位の温度を検出する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、治療装置及び治療方法に関する。

治療装置として、治療部位の硬組織だけではなく治療部位の軟組織も治療できる装置が要求されている。一例として、例えば特許文献１に記載されている歯科治療装置は、発振波長が１．５μｍ〜４μｍの範囲内であり、パルス幅が２５０μｓ〜１ｍｓの範囲内であるレーザ光を用いて、歯の硬組織（エナメル質、象牙質等）及び軟組織（歯茎、歯肉等）の双方を治療するものである。
特開２００４−５７６５８号公報

しかしながら、上記の歯科治療装置に用いられるレーザ光の発振波長が１．５μｍ〜４μｍの範囲内であり、この１．５μｍ〜４μｍの発振波長域のレーザ光は水分によく吸収されやすい（図４参照）ため、歯の軟組織を治療する際に、良好な止血効果を得ることは困難であった。

本発明は、上記問題点を解消する為になされたものであり、治療部位の硬組織及び軟組織の双方を治療することができると共に、良好な止血効果を得ることができる治療装置及び治療方法を提供することを目的とする。

本発明に係る治療装置は、４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λ_１のレーザ光を発する第１発光素子と、第１発光素子から出力されるレーザ光を集光する第１集光レンズと、第１発光素子から出力されて第１集光レンズにより集光されたレーザ光を出力する第１出力手段と、を備えることを特徴とする。

本発明に係る治療装置では、発光素子から出力されたレーザ光は、特定波長λ_１が４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にあるため、レーザ光のエネルギーが治療部位の硬組織中に含まれる蛋白質に良く吸収され、瞬間的に熱エネルギーに変わり、照射部位を蒸散させる。また、この４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光は、軟組織中のヘモグロビン、ミオグロビンに良く吸収されるため、治療部位の軟組織の蒸散も可能である。このように、この治療装置は治療部位の硬組織及び軟組織の双方を治療することができる。また、レーザ光の波長域が４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にあるので、水の吸収係数は低く、中・遠赤外光に比べ組織浸透性が高く、照射部位の周囲に適度な変性層を形成することができ、止血効果が期待できる。

本発明に係る治療装置では、第１出力手段は、第１集光レンズにより集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し、出射端から出力する光ファイバであることが好適である。この場合には、レーザ光の伝搬が容易となると共に、レーザ光を導光する際に発生する伝送損失を抑制することができる。

本発明に係る治療装置では、第１出力手段の光の出力端における開口数が０．１４よりも小さいことが好適である。この場合には、治療部位を蒸散させる効果を高めることができ、切開効率の向上を図ることができる。

本発明に係る治療装置では、（１）特定波長λ_１のレーザ光を各々出力するＮ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎと、（２）Ｎ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎに対して１対１に設けられ、各々対応する第１発光素子から出力されるレーザ光を集光するＮ個の第１集光レンズＬ_１〜Ｌ_Ｎと、（３）Ｎ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎから出力されて第１集光レンズＬ_１〜Ｌ_Ｎにより集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し出射端から出力するＮ本の光ファイバＦ_１〜Ｆ_Ｎとを備え、光ファイバＦ_ｎは出射端で束ねられていることが好適である。ただし、Ｎは２以上の整数、ｎは１以上Ｎ以下の任意の整数。

本発明に係る治療装置では、光ファイバＦ_ｎに対して１対１に第１発光素子Ｓ_ｎと第１集光レンズＬ_ｎとがそれぞれ設けられているので、第１発光素子Ｓ_ｎから光ファイバＦ_ｎの入射端への光結合の効率を高くすることができる。そして、各々の第１発光素子Ｓ_ｎから出力されたレーザ光は、対応する第１集光レンズＬ_ｎにより集光され、対応する光ファイバＦ_ｎの入射端に入射し、光ファイバＦ_ｎにより導光され、光ファイバＦ_ｎの出射端から外部へ効率良く出射される。さらに、光ファイバＦ_ｎは出射端で束ねられているため、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されたレーザ光がまとめられ、高パワー密度のレーザ光を得ることができる。

本発明に係る治療装置では、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のパワーを制御する制御部を備えることが好適である。この場合には、治療の必要に応じてレーザ光のパワーを調整することができ、装置の性能及び応用性を向上することができる。

本発明に係る治療装置では、光ファイバＦ_ｎの出射端には、その出射端から出力されるレーザ光を照射する部位の温度を検出する非接触温度センサが取り付けられており、制御部は、非接触温度センサにて検出した温度結果に基づいて、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のパワーを制御することが好適である。この場合には、精密に照射部位の温度上昇を管理し、出力されるレーザ光のパワーを制御することにより、照射部位以外の組織へのダメージを抑制することができる。

本発明に係る治療装置では、制御部は、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変化させるように、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のパワーを制御することが好適である。この場合には、出力されるレーザ光のパワーを制御することにより、照射部位以外の組織へのダメージを抑制することができる。

本発明に係る治療装置では、８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある特定波長λ_２のレーザ光を発する第２発光素子と、第２発光素子から出力されるレーザ光を集光する第２集光レンズと、第２発光素子から出力されて第２集光レンズにより集光されたレーザ光を出力する第２出力手段と、をさらに備えることが好適である。

８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある特定波長λ_２のレーザ光は、組織浸透性が高いので、照射部位の周囲に適度な変性層を形成することができ、止血効果を高めることができる。

本発明に係る治療装置では、制御部は、第２発光素子から出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変化させるように、第２発光素子から出力されるレーザ光のパワーを制御することが好適である。この場合には、出力されるレーザ光のパワーを制御することにより、照射部位以外の組織へのダメージを抑制することができる。

本発明に係る治療装置では、第１出力手段及び第２出力手段が、それぞれ出力されるレーザ光が空間的に互いに重なるようにそれぞれのレーザ光を照射することが好適である。この場合には、特定波長λ_１と特定波長λ_２とのレーザ光を併用することにより、より効果的に治療することができる。

本発明に係る治療装置では、第１出力手段及び第２出力手段から出力されるそれぞれのレーザ光により形成された照射スポットにおいて、照射スポットの中央近傍と周縁部とで互いに波長が異なるレーザ光を第１出力手段及び第２出力手段が照射することが好適である。この場合には、２種類の特定波長のレーザ光を容易に扱うことでき、より効果的に治療することができる。

本発明に係る治療装置では、第１出力手段がレーザ光を照射スポットの周縁部に照射することが好適である。この場合には、レーザ光の走査方向に沿って治療部位に特定波長λ_１のレーザ光を先に照射し、その後に特定波長λ_２のレーザ光を照射することができ、良好な蒸散効果及び止血効果が得られる。

本発明に係る治療方法は、特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光を照射することにより、治療部位の硬組織及び軟組織のうち少なくともいずれかを治療することを特徴とする。

本発明に係る治療方法では、特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光を治療部位の硬組織に照射したときに、レーザ光が治療部位の硬組織に含まれる蛋白質に良く吸収されるため、吸収されるレーザ光のエネルギーが瞬間的に熱エネルギーに変わり、硬組織を蒸散させることにより、治療部位を治療することができる。また、この４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光を治療部位の軟組織に照射したときに、このレーザ光は、ヘモグロビンやミオグロビンに良く吸収されるため蒸散させられ、切開することが可能である。さらに、このレーザ光は水による吸収が小さく組織浸透性が比較的高いため適度な厚さの変性層を形成し、その結果、良好な止血効果が得られる。

本発明に係る治療方法は、特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光及び特定波長８００ｎｍ〜１０００ｎｍのレーザ光を照射することにより、治療部位の硬組織及び軟組織（ヒトを除く）のうち少なくともいずれかを治療することを特徴とする。

本発明に係る治療方法では、特定波長８００ｎｍ〜１０００ｎｍのレーザ光が治療部位に対する止血効果を有するため、両特定波長のレーザ光を併用することにより、より効果的に治療することができる。

また、本発明に係る治療方法では、特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光の照射は、治療部位の温度に基づいて照射強度を時間的に変化させることが好適である。この場合には、治療部位に適応するレーザ光の照射強度を調整することにより、連続照射した場合に生じやすい治療部位でのクラックや炭化の発生を抑制することができ、また、治療部位以外の正常組織へのダメージを抑えることができる。

また、本発明に係る治療方法では、特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍと特定波長８００ｎｍ〜１０００ｎｍとのうち少なく一方のレーザ光の照射は、治療部位の温度に基づいて照射強度を時間的に変化させることが好適である。この場合には、治療部位に適応するレーザ光の照射強度を調整することにより、連続照射した場合に生じやすい治療部位でのクラックや炭化の発生を抑制することができ、また、治療部位以外の正常組織へのダメージを抑えることができる。

本発明によれば、治療部位の硬組織及び軟組織の双方を治療することができると共に、良好な止血効果を得ることができる治療装置及び治療方法を提供することができる。

以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一符号を付し、重複する説明は省略する。

（第１実施形態）
以下、本実施形態に係る治療装置及び治療方法について歯科治療装置を用いて説明する。なお、本発明に係る治療装置は歯科治療装置に限定されるものではない。図１は第１実施形態に係る歯科治療装置１の構成図である。同図に示すように、歯科治療装置１は、照射部１０と温度検出部２０と制御部３０とを備えている。

照射部１０は、Ｎ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎと、Ｎ個の第１集光レンズＬ_１〜Ｌ_Ｎと、Ｎ本の光ファイバ（第１出力手段）Ｆ_１〜Ｆ_Ｎとが１対１の組み合わせにより構成されている。ここで、Ｎは２以上の整数であり、後に現れるｎは１以上Ｎ以下の任意の整数である。第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎ、第１集光レンズＬ_１〜Ｌ_Ｎ、または光ファイバＦ_１〜Ｆ_Ｎはそれぞれ同等のものであるのが好適である。また、歯科治療装置１の出力側では、光ファイバＦ_ｎは束ねられて、フェルール１２により保持されている。

第１発光素子Ｓ_ｎは、４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λ_１のレーザ光を出力する素子であって、好適には、４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λ_１のレーザ光を出力する半導体レーザ素子を含む。第１集光レンズＬ_ｎは、両方のレンズ面が凸面であり、第１発光素子Ｓ_ｎと光ファイバＦ_ｎとの間に配置されており、第１発光素子Ｓ_ｎから出力される光を集光し、光ファイバＦ_ｎの入射端に入射させるものである。光ファイバＦ_ｎは、第１発光素子Ｓ_ｎと第１集光レンズＬ_ｎとに対して１対１に設けられており、光ファイバＦ_ｎの入射端は第１集光レンズＬ_ｎを介して第１発光素子Ｓ_ｎと光学的に接続されており、出射端は束ねられ、フェルール１２により保持されている。

温度検出部２０は、非接触温度センサ２２とワイヤ２４とから構成されている。具体的には、非接触温度センサ２２は照射部１０の光ファイバＦ_ｎの出射端に取り付けられており、出射端から出力されるレーザ光を照射する部位（照射部位）から発する遠赤外線を非接触で検出する。また、非接触温度センサ２２はワイヤ２４を介し、制御部３０に接続されている。従って、非接触温度センサ２２にて検出した温度データがワイヤ２４を通して制御部３０に送信される。

制御部３０は、歯科治療装置１の第１発光素子Ｓ_ｎ側に設けられており、Ｎ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎそれぞれ出力される光のパワーを制御する。すなわち、制御部３０は、非接触温度センサ２２にて検出しワイヤ２４により送信された照射部位の温度結果に基づいて、例えば、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のオン／オフ時間を調整し、または第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変化させることにより、出力されるレーザ光のパワーを制御する。

ここで、歯科治療装置１に用いられる特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光が歯の硬組織及び軟組織の双方を治療することについて説明する。

歯の硬組織は、象牙質とエナメル質とセメント質とから構成されており、その多くは象牙質とエナメル質とで占めている。象牙質は歯の硬組織の主体をなしており、その成分は重量比では６９％の無機質、１８％の有機質および１３％の水分からなっている。一方、エナメル質は重量比では９６％の無機質、２％の有機質及び２％の水分からなっている。

図２は象牙質（厚さは９００μｍ）の光吸収スペクトルを示す図である。同図に示すように、象牙質の吸収係数は短波長ほど大きくなる傾向が見られる。医療上では、波長４００ｎｍよりも短い波長の光（すなわち、紫外線等）は、生体のＤＮＡを破壊するおそれがあると言われており、波長４００ｎｍよりも短い波長の光を治療に使用することは望ましくない。本実施形態に係る歯科治療装置１のレーザ光は、波長域が４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にあるので、生体に悪影響を与えることは少ない。また、図２に示すように、４００ｎｍよりも長い波長において、波長４０５ｎｍ付近に象牙質は光吸収ピークを有する。このため、レーザ光は良く吸収され、瞬間的に熱に変わり、照射部位（すなわち、治療部位）を蒸散させることができる。これにより、照射部位に虫歯等の病変部分がある場合、それを除去することができ治療効果をもたらす。

一方、歯の軟組織（例えば、歯肉）の組成成分の８０％が水分である。軟組織をレーザ光で止血性良く切開するためには、水分による吸収がある程度低く、ある程度の組織浸透性をもつ波長のレーザ光が適している。歯科治療装置１に用いられる特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光は、図３に示すように水分による吸収が低い。その一方で、ヘモグロビンやミオグロビンによる吸収が高く、適度な組織浸透性をもつ。その結果、レーザ照射部位を止血性良く切開することが可能である。

以下に、上記の歯科治療装置１を用いた歯科治療方法について説明する。

まず、歯の硬組織を治療する場合について、象牙質の切削を例として説明する。歯科治療装置１を用いて象牙質の治療部位に特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光を照射する。このとき、レーザ光のエネルギーが象牙質中の蛋白質に吸収され、瞬時に熱に変換され、象牙質を蒸散させる。これにより、象牙質の切削は可能となる。なお、このとき、高熱により歯にクラックや炭化が発生しないように、治療部位に断続的にレーザ光を照射することが好適である。すなわち、歯の象牙質に必要以上に連続照射する場合、熱により歯の象牙質にはクラックや炭化が生じやすい。これらの発生を防止するため、例えば、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のオン／オフ時間を調整し、または第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光の出射強度を時間的に変化させるのが好ましい。

図４は、レーザ光の照射パワーが１．７Ｗ、パワー密度が３０Ｗ／ｍｍ^２、照射ビーム径が２７０μｍ、室温が３０℃、温度測定点が照射中心から６００μｍ離れた位置である条件で、波長４０５ｎｍのレーザ光を牛歯の象牙質に５秒間照射したときの時間と温度上昇との関係を示す図である。横軸は照射開始時を基準とする時間を示しており、縦軸は温度を示している。同図に示すように、照射開始から０．２秒以内の領域では、象牙質の温度が急激に上昇し、０．２秒〜０．８秒の領域では、温度の上昇が緩やかになった。そして、照射開始後０．８秒〜１秒の領域では、象牙質の温度が再び急激に上昇し、照射開始後０．９秒の時に象牙質の温度が１２０℃に達し、象牙質に掘削の発生が確認された。さらに、照射開始後１秒〜５秒の領域では、象牙質の温度が再び緩やかに上昇し続け、象牙質にクラック及び炭化が発生し、炭化領域が徐々に拡大していき、照射開始５秒後の温度は１８０℃に達していた。

以上の結果に基づき、象牙質を治療する際に、例えば図５に示すように、照射オン時間ｔ_１（ｔ_１＝０．９秒）と照射オフ時間ｔ_２（ｔ_２＝２秒）とを一定周期で繰り返し断続的に照射強度を変化させるパルス照射治療方法により、治療部位でのクラックや炭化の発生を抑制する。また、このようなパルス照射治療する場合、照射オフ時間ｔ_２において、水または冷気を用いて治療部位を冷やしてもよい。このようにすれば、より効率の良い治療が可能となる。

また、温度検出部２０の非接触温度センサ２２を用いて、治療部位から発せられる遠赤外線を非接触温度センサ２２により検出し治療部位の温度を管理することが好適である。具体的には、治療部位から発せられた遠赤外線を非接触温度センサ２２により非接触で検出し、検出した結果をワイヤ２４を介して制御部３０に送信する。そして、制御部３０は、送信された温度結果に基づいて、例えば、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のオン／オフ時間を調整し、または第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光の出射強度を時間的に変化させることにより、出力されるレーザ光の平均パワーを制御する。このようにすれば、より精密に治療部位の温度上昇を抑制することができ、正常組織へのダメージの少ない治療を実現することができる。なお前記のようにパルス照射する場合でも、照射オン時間ｔ_１と照射オフ時間ｔ_２とは必ずしも一定の値で継続して行なわれる必要はなく、治療部位の状況（例えば温度）に応じて、適宜ｔ_１、ｔ_２を変更しながら照射しても良い。

同様に、例えば歯肉の切開などのように歯の軟組織を治療する際に、歯科治療装置１を用いて歯肉の照射部位に波長域が４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光を照射する。この波長域のレーザ光は、軟組織への浸透性がある程度高いため、レーザ光を照射させることにより照射部位が蒸散し切開されるとともに、適度な厚さの変性層が形成され、良好な止血効果も得られる。

本実施形態によれば、歯科治療装置１は特定波長４００μｍ〜４２０μｍのレーザ光を発する発光素子を備えており、この波長４００μｍ〜４２０μｍのレーザ光は、象牙質中の蛋白質に良く吸収され、軟組織への適度な浸透性をもつという特徴を有するため、歯の硬組織及び軟組織の双方を治療することができる。

また、歯科治療装置１には、第１発光素子Ｓ_ｎに対応する第１集光レンズＬ_ｎと光ファイバＦ_ｎとが１対１に設けられているので、第１発光素子Ｓ_ｎから光ファイバＦ_ｎの入射端への光結合の効率を高くすることができる。このため、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されたレーザ光は、対応する第１集光レンズＬ_ｎにより集光され、対応する光ファイバＦ_ｎの入射端に入射し、光ファイバＦ_ｎにより導光されて、光ファイバＦ_ｎの出射端から外部へ効率良く出射される。

また、光ファイバＦ_ｎは出射端で束ねられているため、第１発光素子Ｓ_ｎから出力されたレーザ光がまとめられ、光ファイバＦ_ｎの出射端での配列密度が高くなり、高パワー密度のレーザ光を得ることができ、歯科治療装置１の性能及び応用性を高める効果が期待できる。そして、光ファイバＦ_ｎの使用により、レーザ光の伝搬が容易となると共に、導光する際に発生する伝送損失を抑制することができる。また、光ファイバＦ_ｎは出射端で束ねられていることにより、歯科治療装置１を製造する際に、作業性を向上することができ、治療を行う際の装置の取扱いも容易となる。さらに、第１発光素子Ｓ_ｎに安価かつコンパクトな半導体発光素子の使用により、歯科治療装置１の小型化や低コスト化を図ることができる。

以下、実施例により第１実施形態をさらに詳細に説明する。

（実施例１〜４）
まず、図６に示すように、レーザ光の波長、照射パワー、ビーム径、パワー密度、照射時間及び掃引速度という項目により構成された４種類の照射条件でのレーザ光を用いて、牛歯の象牙質に照射し、象牙質の切削を行った。

その結果として、実施例１の照射条件では照射による象牙質の外観の変化が見られなかったが、実施例２〜４の照射条件では、象牙質の切削が確認できた。

上記の結果により、実施例２から実施例４の照射条件でのレーザ光は、歯の硬組織を治療可能な効果をもつことが実証できた。実施例１の照射条件はレーザ光のパワー密度が低く、治療には不十分な条件と考えられる。

（実施例５〜７）
また、実施例５は脂質を多く含む軟組織の代表例としてマグロ、実施例６は筋肉組織の代表例としてささみ、実施例７はヘモグロビンを多く含む組織の代表例としてレバーをそれぞれ用いて、レーザ光の波長が４０５ｎｍ、パワーが１．７Ｗ、ビーム径が２７０μｍ、パワー密度が３０Ｗ／ｍｍ^２、照射時間が１．０秒、掃引速度が１．０ｍｍ／ｓとなる照射条件で、これらの軟組織の切開を実施した。

その結果、図７に示すように、実施例５〜７のサンプルの切開が確認できた。また、全てのサンプルに適度な厚さの変性層が形成されており、止血性の良い切開ができることが期待できる。なお上記実施例ではヒト以外の歯、組織についての実験結果を示したが、ヒトの歯および歯肉でも上記と同様の効果が得られることは明らかである。

（第２実施形態）
次に、本実施形態に係る治療装置の第２実施形態について説明する。図８は第２実施形態に係る治療装置の構成図である。治療装置２は、第１照射部４０と第２照射部５０と温度検出部２０と制御部３０とを備えている。

第１照射部４０は、（１）４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λ_１のレーザ光を発する５個の第１発光素子４２と、（２）第１発光素子４２から出力されるレーザ光を集光する５個の第１集光レンズ４４と、（３）第１発光素子４２から出力されて第１集光レンズ４４により集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し、出射端から出力する５本の第１光ファイバ（第１出力手段）４６とがそれぞれ１対１の組み合わせにより構成されている。

第２照射部５０は、（１）８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある特定波長λ_２のレーザ光を発する５個の第２発光素子５２と、（２）第２発光素子５２から出力されるレーザ光を集光する５個の第２集光レンズ５４と、（３）第２発光素子５２から出力されて第２集光レンズ５４により集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し、出射端から出力する５本の第２光ファイバ（第２出力手段）５６とがそれぞれ１対１の組み合わせにより構成されている。

第１発光素子４２と第２発光素子５２とは、光を出力する素子であって、好適にはレーザ光を出力する半導体レーザ素子を含む。第１集光レンズ４４と第２集光レンズ５４とは、両方のレンズ面が凸面であり、それぞれ第１発光素子４２から発する特定波長λ_１のレーザ光と、第２発光素子５２から発する特定波長λ_２のレーザ光とを集光するものである。第１光ファイバ４６と第２光ファイバ５６とは、その一端（出射端）が束ねられ、フェルール１４により保持されており、その他端はそれぞれ第１集光レンズ４４と第２集光レンズ５４とを介し、第１発光素子４２と第２発光素子５２と光学的に接続されている。

治療装置２では、第１光ファイバ４６と第２光ファイバ５６の光の出力端におけるそれぞれの開口数が０．１４よりも小さいことが好適である。この場合には、レーザ光を狭い領域に集中させることができるため、治療部位を蒸散させる効果を高めることができ、切開効率の向上を図ることができる。なお上記実施形態１、２では光ファイバから出力される光を直接組織に照射する例について説明したが、必要に応じこれらの光ファイバの出力端にさらにレンズ等を設置してレーザ光を調整しても良い。この場合には、前記出力手段の光の出力端における開口数とは、組織に照射される直前にある出力手段の光の出力端における開口数をさす。

温度検出部２０の構造及び設置等は上記の第１実施形態と同様のため、重複説明を省略する。制御部３０は、治療装置２の第１発光素子４２及び第２発光素子５２側に設けられており、非接触温度センサ２２にて検出しワイヤ２４により送信された照射部位の温度結果に基づいて、第１発光素子４２及び第２発光素子５２から出力されるそれぞれのレーザ光の照射強度を時間的に変化させるようにこれらの発光素子から出力されるレーザ光のパワーを制御する。

ここで、治療装置２に用いられる４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λ_１のレーザ光及び８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある特定波長λ_２のレーザ光が治療部位を治療することについて説明する。

図９は酸素ヘモグロビンの光吸収スペクトルを示す図である。同図に示すように、酸素ヘモグロビンの吸収係数は短波長ほど大きくなる傾向が見られるが、上述したように波長４００ｎｍよりも短い波長の光は生体のＤＮＡを破壊するおそれがあると言われているため、波長４００ｎｍよりも短い波長の光を治療に使用することは望ましくない。また、図９に示すように波長４００ｎｍよりも長い波長において、波長域４００ｎｍ〜４２０ｎｍは酸素ヘモグロビンに良く吸収される。

従って、波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光を治療部位に照射する際に、当該波長のレーザ光は軟組織中の血液に多く含まれている酸素ヘモグロビンにより吸収され瞬間的に熱に変わり、軟組織を効率的に蒸散させることができる。これにより軟組織を効率的に切開する効果が得られる。また、当該波長のレーザ光は酸素ヘモグロビンに良く吸収されるため、血液を凝固させやすく、止血効果を高めることができる。

また、８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある特定波長λ_２のレーザ光は、生体組織の浸透性が高いので、照射部位の周囲に適度な厚みの変性層を形成することができ、止血効果を高めることができる。

以下、４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λ_１のレーザ光をもちいた実施例を説明する。

（実施例８〜１０と比較例１１）
図１０に示すように、酸素ヘモグロビンと同様な吸収特性を持つミオグロビンを多く含むマグロの軟組織を用いて、レーザ光の波長、ビーム径、ビーム広がり角及びレーザ光出力端における開口数という項目により構成された４種類の照射条件でレーザ光を照射し、組織の蒸散深さを測定した。また、比較のため波長９３０ｎｍの半導体レーザ光での照射を実施した。なお、照射はレーザ光の焦点をマグロの軟組織表面に合わせ、１ｍｍ／ｓの走査速度の条件で行った。

その結果、図１１に示すように波長９３０ｎｍのレーザ光での照射は組織の蒸散が見られず（比較例１１を参照）、波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光が効率的に組織を蒸散することが見られた（実施例８〜１０を参照）。従って、波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光が効率良く組織を切開する効果をもつことが実証できた。

また、波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光において、ビーム径及びビーム広がり角が小さい場合に、より良い切開性が得られた。これは、ビーム径が小さい方が照射部分の光パワー密度を高くすることができるため組織を蒸散させるために必要な光出力パワーの閾値を低くでき、ビーム広がり角が小さい方がより局所的に深く照射できるので、組織表面から深い位置でもパワー密度を高く保つことができ、より効率よく組織を切開することができるからである。

次に、治療装置２を用いた治療方法について説明する。

まず、治療装置２を用いて治療部位に特定波長λ_１のレーザ光及び特定波長λ_２のレーザ光を照射する。このとき、レーザ光の走査方向に沿って治療部位に特定波長λ_１のレーザ光を先に照射し、その後に特定波長λ_２のレーザ光を照射することが好適である。

すなわち、図１２に示すように、第１光ファイバ４６及び第２光ファイバ５６から出力されるレーザ光により形成された照射スポット６０において、照射スポット６０の中央部６０ａと周縁部６０ｂとで互いに波長が異なるレーザ光を照射する。具体的には、照射スポット６０の中央部６０ａには特定波長λ_２のレーザ光が照射され、照射スポット６０の外枠である周縁部６０ｂには特定波長λ_１のレーザ光が照射される。

このように形成された照射スポット６０を用いて治療部位にレーザ光を走査しながら照射する際に、照射スポット６０の周縁部６０ｂの４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光が先に治療部位に照射される。このため、治療部位が蒸散し切開されることとなる。続いて照射スポット６０の走査により、照射スポット６０の中央部６０ａの８００ｎｍ〜１０００ｎｍのレーザ光が治療部位に照射される。この８００ｎｍ〜１０００ｎｍのレーザ光は生体組織への透過率が高いため、切開された治療部位を止血する効果をもたらす。特に当該治療部位に先に４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光が照射されるので、組織の赤外光の透過率が低下し、波長域８００ｎｍ〜１０００ｎｍである近赤外光の切開部近傍での吸収率が高くなる。そして、このように先に４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光が照射された治療部位に特定波長λ_２のレーザ光が照射されることで、当該特定波長λ_２のレーザ光がより多く吸収され、治療部位の止血効果を一層高めることができる。

このように、特定波長λ_１のレーザ光及び特定波長λ_２のレーザ光を併用することにより、各々単独照射した場合に比べて良好な治療部位の切開性及び止血効果を同時に得ることができる。なお、治療部位に照射する際に、特定波長λ_１のレーザ光及び特定波長λ_２のレーザ光を時間的には同時に照射してもよく、あるいは交互に照射してもよい。

また、レーザ光を照射する時に、第１実施形態と同様に温度検出部２０により検出された治療部位の温度に基づいて制御部３０を介して第１発光素子４２と第２発光素子５２とから出力されるレーザ光のパワーをそれぞれ制御し、またはこれらの発光素子から出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変化させることが好適である。この場合には、治療部位に適応するレーザ光の照射強度を調整することにより、連続照射した場合に生じやすい治療部位でのクラックや炭化の発生を抑制することができ、また、治療部位以外の正常組織へのダメージを抑えることができる。

以下、第１光ファイバ４６及び第２光ファイバ５６から出力されるレーザ光により形成された照射スポット６０の変形例について図１３を参照して説明する。同図（ａ）の変形例では、第１光ファイバ４６から出力される特定波長λ_１のレーザ光及び第２光ファイバ５６から出力される特定波長λ_２のレーザ光は、空間的に互いに重ならず所定距離で離れた状態で、矢印に示す走査方向に沿って特定波長λ_１のレーザ光が先に、特定波長λ_２のレーザ光が後に、治療部位を照射するように配置されている。

同図（ｂ）の変形例では、第１光ファイバ４６から出力される特定波長λ_１のレーザ光と第２光ファイバ５６から出力される特定波長λ_２のレーザ光とは、一部が空間的に互いに重なった状態で、矢印に示す走査方向に沿って特定波長λ_１のレーザ光が先に、特定波長λ_２のレーザ光が後に、治療部位を照射するように配置されている。

同図（ｃ）の変形例では、照射スポット６０の中央部６０ｃには第２光ファイバ５６から出力される特定波長λ_２のレーザ光が照射され、その周縁部６０ｄには第１光ファイバ４６から出力される特定波長λ_１のレーザ光が照射される。そして、中央部６０ｃと周縁部６０ｄとは、２つのレーザ光を共に照射せず環状に形成された空白領域により隔離されている。もちろん上記空白領域の存在は必須ではなく、特定波長λ_２のレーザ光が照射される領域と特定波長λ_１のレーザ光が照射される領域の一部が重なりあっていても良い。

なお、本発明は上記実施形態に限定されるものではない。例えば、第１実施形態において治療装置として歯科治療装置１を用いて説明したが、歯科治療装置１に限らず、半導体レーザメスやその他の治療装置としても用いることが可能である。

第１実施形態に係る歯科治療装置の構成図である。 象牙質の光吸収スペクトルを示す図である。 水の吸収スペクトルを示す図ある。 牛歯の象牙質の温度上昇と時間との関係を示す図である。 レーザ光のパルス照射を示す図である。 実施例１〜４の照射条件を示す図である。 実施例５〜７の照射結果を示す図である。 第２実施形態に係る治療装置の構成図である。 酸素ヘモグロビンの光吸収スペクトルを示す図である。 実施例８〜１０と比較例１１との照射条件を示す図である。 実施例８〜１０と比較例１１との照射結果を示す図である。 照射スポットの構成を示す図である。 照射スポットの変形例を示す図である。

符号の説明

１…歯科治療装置（治療装置）、２…治療装置、１０…照射部、２０…温度検出部、２２…非接触温度センサ、３０…制御部、４２…第１発光素子、４４…第１集光レンズ、４６…第１光ファイバ（第１出力手段）、５２…第２発光素子、５４…第２集光レンズ、５６…第２光ファイバ（第２出力）、６０…照射スポット、Ｓ_１〜Ｓ_Ｎ…第１発光素子、Ｌ_１〜Ｌ_Ｎ…第１集光レンズ、Ｆ_１〜Ｆ_Ｎ…光ファイバ（第１出力手段）。

Claims (16)

1. ４００ｎｍ〜４２０ｎｍの範囲にある特定波長λ_１のレーザ光を発する第１発光素子と、
   前記第１発光素子から出力されるレーザ光を集光する第１集光レンズと、
   前記第１発光素子から出力されて前記第１集光レンズにより集光されたレーザ光を出力する第１出力手段と、
   を備えることを特徴とする治療装置。
2. 前記第１出力手段は、前記第１集光レンズにより集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し、出射端から出力する光ファイバであることを特徴とする請求項１に記載の治療装置。
3. 前記第１出力手段の光の出力端における開口数が０．１４よりも小さいことを特徴とする請求項１または２に記載の治療装置。
4. 前記特定波長λ_１のレーザ光を各々出力するＮ個の前記第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎと、
   前記Ｎ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎに対して１対１に設けられ、各々対応する第１発光素子から出力されるレーザ光を集光するＮ個の前記第１集光レンズＬ_１〜Ｌ_Ｎと、
   前記Ｎ個の第１発光素子Ｓ_１〜Ｓ_Ｎから出力されて前記第１集光レンズＬ_１〜Ｌ_Ｎにより集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し出射端から出力するＮ本の前記光ファイバＦ_１〜Ｆ_Ｎと、
   を備え、
   前記光ファイバＦ_ｎは出射端で束ねられている、
   ことを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の治療装置（ただし、Ｎは２以上の整数、ｎは１以上Ｎ以下の任意の整数）。
5. 前記第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のパワーを制御する制御部を備えることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の治療装置。
6. 前記光ファイバＦ_ｎの出射端には、その出射端から出力されるレーザ光を照射する部位の温度を検出する非接触温度センサが取り付けられており、
   前記制御部は、前記非接触温度センサにて検出した温度結果に基づいて、前記第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のパワーを制御することを特徴とする請求項５に記載の治療装置。
7. 前記制御部は、前記第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変化させるように、前記第１発光素子Ｓ_ｎから出力されるレーザ光のパワーを制御することを特徴とする請求項５に記載の治療装置。
8. ８００ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある特定波長λ_２のレーザ光を発する第２発光素子と、
   前記第２発光素子から出力されるレーザ光を集光する第２集光レンズと、
   前記第２発光素子から出力されて前記第２集光レンズにより集光されたレーザ光を出力する第２出力手段と、
   をさらに備えることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の治療装置。
9. 前記制御部は、前記第２発光素子から出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変化させるように、前記第２発光素子から出力されるレーザ光のパワーを制御することを特徴とする請求項８に記載の治療装置
10. 前記第１出力手段及び前記第２出力手段が、それぞれ出力されるレーザ光が空間的に互いに重なるようにそれぞれのレーザ光を照射することを特徴とする請求項８に記載の治療装置。
11. 前記第１出力手段及び前記第２出力手段から出力されるそれぞれのレーザ光により形成された照射スポットにおいて、前記照射スポットの中央近傍と周縁部とで互いに波長が異なるように前記第１出力手段及び前記第２出力手段が照射することを特徴とする請求項８に記載の治療装置。
12. 前記第１出力手段がレーザ光を前記照射スポットの周縁部に照射することを特徴とする請求項１１に記載の治療装置。
13. 特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光を照射することにより、治療部位の硬組織及び軟組織（ヒトを除く）のうち少なくともいずれかを治療することを特徴とする治療方法。
14. 特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光及び特定波長８００ｎｍ〜１０００ｎｍのレーザ光を照射することにより、治療部位の硬組織及び軟組織（ヒトを除く）のうち少なくともいずれかを治療することを特徴とする治療方法。
15. 前記特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍのレーザ光の照射は、前記治療部位の温度に基づいて照射強度を時間的に変化させることを特徴とする請求項１３に記載の治療方法。
16. 前記特定波長４００ｎｍ〜４２０ｎｍと前記特定波長８００ｎｍ〜１０００ｎｍのレーザ光のうち少なく一方のレーザ光の照射は、前記治療部位の温度に基づいて照射強度を時間的に変化させることを特徴とする請求項１４に記載の治療方法。

Images