JP3813760B2 - 医療用又は歯科用の光照射チップ及びレーザ照射装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、光（例えば、レーザ光）を導光し照射する光照射チップ、特に、この光照射チップの先端形状に関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
従来、光照射チップとして、図４に示す形状のものが一般的に知られている。この光照射チップ１００は、コア１０２と、このコア１０２の外周部を被覆するクラッド１０４とからなる光ファイバ１０６で形成されており、コア１０２の出射端部１０８は中心軸１１０に対してほぼ垂直な面としてある。この光照射チップ１００によれば、光１１２は、コア１０２とクラッド１０４との境界面で反射を繰り返しながら導光され、出射端部１０８から出射される。出射した光１１２は、その外縁を矢印１１４で示すように、中心軸１１０に沿って進行しながら、中心軸１１０の半径方向外側に拡散する。そのため、光照射領域１１６のエネルギ密度が低い。また、このエネルギ密度を高くするためには、高エネルギの光を発生し得る高価で大型の装置を使用しなけばならない。
【０００３】
別の光照射チップとして、図５に示すものが特開平１０−２１１２１１号公報に開示されている。この光照射チップ１２０も、コア１２２とクラッド１２４からなる光ファイバ１２６で形成されており、コア１２２の出射端部１２８は円錐形としてある。この光照射チップ１２０によれば、光１３０は、コア１２２とクラッド１２４との境界面で反射を繰り返しながら導光され、その殆どは出射端部１２８の円錐面において屈折し得る臨界角を超えているため、全反射し円錐面の右側で反射した光は左の円錐面より、また円錐面の左側で反射した光は、右の円錐面から屈折して出射される。出射した光１３０は、中心軸１３２を中心としてリング状に半径方向外側に進行し、矢印１３４で示す一方の外縁と矢印１３６で示す他方の外縁とで囲まれた領域１３８を拡散しながら伝播する。そのため、光照射領域１４０のエネルギ密度が低い。また、このエネルギ密度を高くするためには、高エネルギの光を提供し得る高価で大型の装置を使用しなければならない。
【０００４】
したがって、上述のような従来の光照射チップ１１０、１２０を歯牙切削に利用した場合、硬組織（特にエナメル質）の切削効率又は蒸散効率が良くないという問題があった。
【０００５】
そこで、本発明は、目的の部位に高エネルギの光を照射し得る光照射チップ、また、安価で小型の光発生装置を用いて高エネルギの光を目的の部位に照射し得る光照射チップ、さらに、歯科やレーザ医学の分野で歯牙や骨等の硬組織を効率良く切削又は蒸散できる光照射チップを提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
これらの目的を達成するために、本発明の医療用又は歯科用の光照射チップ及びそれを備えた医療用又は歯科用のレーザ照射装置は、入射端部と出射端部とを有し、入射端部から入射された光を出射端部から出射するもので、上記光照射チップが、コアと該コアの周囲をクラッドで被覆した光ファイバからなり、上記コアの出射端部を該出射端部の先端に向かって次第に径の細くなる円錐形とし、上記円錐形を形成する円錐面から出射した光が該円錐面の前方にエネルギ集中スポットを形成するように、上記円錐形の頂角（ｘ）が以下の数式（３），（４）を満足するように設計されていることを特徴とする。
【数３】
【数４】
ｘ：円錐形の頂角ｎ1：コアの屈折率ｎ2：クラッドの屈折率
【０００９】
【発明の効果】
このように構成された医療用又は歯科用の光照射チップ及びそれを備えた医療用又は歯科用のレーザ照射装置によれば、円錐形を形成している円錐面から出射した光は、コアの中心軸に向かって収束しながら進み、円錐形の前方のエネルギ集中スポットを形成する。したがって、このエネルギ集中スポットを目的の部位、例えば歯科やレーザ外科の分野では治療部位に照射することで、この治療部位を効率良く切削、蒸散できる。
【００１０】
また、歯科やレーザ外科の分野では、光照射チップの先端を治療部位に接触させると（接触治療の場合）、この治療部位から飛散した骨や歯牙等の有機物の微粉が光照射チップの先端に付着してプローブが発熱し、プローブ自体の融点が下がったりしてプローブ出射端面を溶融することが起こった。これが発生するとエネルギの集中化が阻外され、蒸散、切削効率が低下する。しかし、本発明の光照射チップ及びレーザ照射装置では、エネルギ集中スポットはプローブの前方に形成されるので、切削又は蒸散した歯牙又は歯石の粉（例えば、有機質の粉）がプローブ先端面に付着し、切削、蒸散効率を低下させたり、このプローブ出射端面を溶融させることがないので、光照射チップは長期間に亘り安定した光照射を実現できる。さらに、エネルギが最も高くなるスポットが円錐の頂点から離れた前方に形成されるので、光照射チップを患部に接触させて用いる時も、照射チップを患部に接触させる前に蒸散、切削でき、患部に照射チップを大きな力で押さえなくともスムーズに蒸散、切削できるので、患者に痛みを感じさせることもない。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面を参照して本発明の実施形態を説明する。図１は医療用及び歯科用レーザ照射装置の一部を示す。この図において、レーザ照射装置１０は、例えば波長１．０〜５．０μｍのＥｒ：ＹＡＧ、Ｈｏ：ＹＡＧなどのパルスレーザのレーザ発生装置１２と、このレーザ発生装置１２で生成されたレーザ光１３を導光する光ファイバ又は中空導波路等のフレキシブルな導光路１４と、この導光路１４で導光されたレーザ光１３を目的の部位に照射するためのインスツルメント１６とを有する。インスツルメント１６は、術者がその片手で保持する円筒状のハウジング１８を備えている。ハウジング１８の先端にはレーザ照射プローブ２０が着脱自在に取り付けてある。
【００１２】
レーザ照射プローブ２０は、ハウジング１８の先端に着脱される固定部材２２と、この固定部材２２から前方と後方にそれぞれ伸びる円筒状の硬質ガイドスリーブ２４とを有する。本実施形態において、ガイドスリーブ２４の先端側はその途中でほぼ９０度曲げられているが、真っ直ぐであってもよいし、曲げ角度は９０度に限るものでない。ガイドスリーブ２４の内部には、本発明に係る光照射チップ（以下、「チップ」という。）２６が配置されている。チップ２６の先端部と基端部は、それぞれガイドスリーブ２４の先端と後端から所定長さ突出しており、図示するようにレーザ照射プローブ２０をハウジング１８に装着した状態で、チップ２６の基端部がハウジング１８内に伸びている導光路１４の光軸に光学的に一致させてある。
【００１３】
チップ２６は、図２に示すように、コア２８と、コア２８の外周を被覆するクラッド３０とからなる光ファイバ３２からなり、基端部（入射端部）３４から入射されたレーザ光１３をコア２８とクラッド３０との境界面で反射しながら先端部（出射端部）３６に伝送し、この先端部３６から出射するようにしてある。
【００１４】
このように構成されたレーザ照射装置１０によれば、レーザ発生装置１２で生成されたレーザ光１３が導光路１４を介してインスツルメント１６の内部に供給される。導光路１４から出射したレーザ光１３は、必要ならば集光レンズ（図示せず）等で集光され、チップ２６にその基端部３４から入射される。チップ２６に入射したレーザ光は、コア２８とクラッド３０との境界面で反射を繰り返しながら、先端部３６から出射され、インスツルメント１６でねらいの付けられた部位、例えば、歯科治療の場合は歯牙３８、歯石、歯肉等に照射される。
【００１５】
図３は図２の円錐状出射面（Ｂ，Ｐ0,Ａ）の部分を拡大して示す図である。
図２と図３を参照に示すように、光ファイバ３２、具体的にはコア２８の先端部は略円錐形に形成されている。この円錐形の円錐面４０は、この円錐面４０から出射したレーザ光１３が、図３に示すように、チップ２６の前方に高エネルギの集中した高エネルギスポット４２（点Ｐ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれた領域）を形成するように、設計されている。
【００１６】
光ファイバ３２の先端円錐形、特に、先端円錐角ｘの設計について説明する。（１）コアとクラッドとの境界面における屈折
まず、コアとクラッドとの境界面における屈折を考える。
コアとクラッドとの境界面における屈折は、数式（５）で定義できる。
【数５】
ｎ2：クラッドの屈折率
ｎ1：コアの屈折率
θ1：光の入射角
θ0：光の出射角
【００１７】
ここで、コアとクラッドとの境界面で光が全反射する臨界角は、数式（６）の条件を満足する。
【数６】
一方、数式（５）は数式（７）の通り変形できる。
【数７】
数式（６）と数式（７）から数式（８）の関係が導かれる。
【数８】
数式（８）は、以下の数式（９）〜数式（１１）の通り変形できる。
【数９】
【数１０】
【数１１】
θ1は９０°以下である。従って、この関係を数式（１１）に加えて、数式（１２）が得られる。
【数１２】
【００１８】
（２）コア先端部の円錐面における屈折
次に、コア先端部の円錐面における屈折を考える。
円錐面に入射する光の入射角θ2は、数式（１３）で表わされる。
【数１３】
数式（１２）と数式（１３）から数式（１４）が得られる。
【数１４】
【００１９】
続いて、コア先端部の円錐面と空気との間の屈折を考える。ここでの屈折は数式（１５）で定義できる。
【数１５】
ｎ0：空気の屈折率
ｎ1：コアの屈折率
θ2：光の入射角
θ3：光の出射角
空気の屈折率ｎ0＝１より、数式（１５）は数式（１６）、数式（１７）に変形できる。
【数１６】
【数１７】
数式（１４）と数式（１７）より、出射角θ3の範囲が数式（１８）で定義できる。
【数１８】
一方、コア先端部の円筒面でコアから空気中に光が出射するためには、出射角はθ3は９０°以下でなければならない。また、コアから出射する光が中心軸に向かって収束するためには、θ3は（９０°−ｘ／２）以上でなければならない。したがって、θ3は数式（１９）の関係を満足しなければならない。
【数１９】
次に、数式（１７）を数式（１９）に代入すると、以下の数式（２０）、（２１）が得られる。
【数２０】
【数２１】
いま、数式（２１）の最大値の条件に着目すると、数式（２２）が得られる。
【数２２】
【数２３】
数式（１３）と数式（２３）から、数式（２４）〜（２６）が得られる。
【数２４】
【数２５】
【数２６】
ここで、数式（１２）から明らかなように、θ1の最大値は９０°である。また、頂角ｘは１８０°以下である。したがって、数式（２６）から、頂角ｘの満足すべき第１の条件が、数式（２７）の通り与えられる。
【数２７】
一方、円錐面に対する光の入射角θ2は、数式（１３）で与えられる。この数式（１３）を数式（２１）の最小値の条件に代入すると、頂角ｘの第２の条件が数式（２８）で与えられる。
【数２８】
数式（２８）において、θ1は数式（８）の条件を満足しなければならない。したがって、数式（１１）の条件を数式（２８）に代入すると、数式（２９）が得られる。
【数２９】
したがって、コアとクラッドとの材質（屈折率：ｎ1、ｎ2）から、数式（２７）、（２９）を満足する頂角ｘを決定することにより、コアとクラッドとの境界面で反射を繰り返しながら進行した光がコア先端部の円錐面から出射し、且つコアの円錐面から出射した光が中心軸に向かって収束し、光ファイバの前方にエネルギ集中スポットを形成する。
【００２０】
数式（２７），（２９）の条件を満足するようにコア先端部の円錐形状が決められた光ファイバ及びその円錐面から出射する光が図３に示してある。この図は中心軸ＣＬを含むコアの任意の縦断面から出射される光を示しており、「Ｌ」は中心軸ＣＬを挟んでコア断面の左側領域Ｌ（Ｃ）を通って出射される光の経路、「Ｒ」は中心軸ＣＬを挟んでコア断面の右側領域Ｒ（Ｃ）を通って出射される光の経路を示す。
【００２１】
図示するように、中心軸ＣＬの極近傍左側を該中心軸ＣＬと平行に進行する光ＬCは、出射するとＬC’の光路を通る。同様に、中心軸ＣＬの極近傍右側を該中心軸と平行に進行する光ＲCは、出射すると光路ＲC’を通る。尚、中心軸ＣＬを通るものは、光路ＣＬ’を通る。
【００２２】
コアとクラッドとの臨界角をもって円錐面４０の縁に入射した光ＬTと光ＲTは、円錐面４０から出射すると、ＬT’、ＲT’で示す光路に沿って、中心軸ＣＬに向かって進行し、コア先端部３６から所定距離だけ離れた点Ｐ1で中心軸ＣＬと交差する。
【００２３】
また、コア断面の左側領域Ｌ（Ｃ）をコアとクラッドとの境界面に沿って中心軸ＣＬと平行に進行する光ＬPは、出射するとＬP’の光路を辿る。また、コア断面の右側領域Ｒ（Ｃ）をコアとクラッドとの境界面に沿って中心軸ＣＬと平行に進行する光ＲPは、出射するとＲP’の光路を通る。ここで、光路ＬP’は光路ＬC’とＬT’とで囲まれた光束領域ＺLに含まれ、光路ＲP’は光路ＲC’とＲT’とで囲まれた光束領域ＺRに含まれる。
【００２４】
また、円錐面４０の左側領域４０Ｌから出射する光は、光束領域ＺLに含まれ、円錐面４０の右側領域４０Ｒから出射する光は光速領域ＺRに含まれる。
【００２５】
このように、円錐面左側領域４０Lから出射した光は中心軸ＣＬを挟んで右側の空間領域に向かって進み、他方、円錐面右側領域４０Rから出射した光は中心軸ＣＬを挟んで右側の空間領域に向かって進み、これらの光はコア先端部前方で重なり、高エネルギスポット（点Ｐ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれた領域）を形成する。
【００２６】
この高エネルギスポットの形成される位置等は、以下の通り与えられる。いま、図３に示すように、コア２８とクラッド３０との境界面の極近傍をコアの中心軸と平行に進行する光（光路ＲP、ＬPを通る光）の出射角をθ3MAX（θ3の最大角）、臨界角をもって円錐面４０の外縁に入射した光（光路ＲT、ＬTを通る光）の出射角度θ3MIN（θ3の最小角）、コア中心軸ＣＬに直交する面と光路ＲT’、ＬT’とのなす角度をθ4MAX、コア中心軸ＣＬに直交する面と光路ＲP’、ＬP’とのなす角度をθ4MINとすると、これらθ3MAX、θ3MIN、θ4MAX、θ4MINは数式（２７）、（２８）の関係を満足する。
【数３０】
【数３１】
【００２７】
そして、
Ｄ0：コア外縁からコア先端部までの中心軸方向距離
Ｄ1：コア外縁から光路ＬP’とＲP’との交点までの中心軸方向距離
Ｄ2：コア外縁から点Ｐ１までの中心軸方向距離
ｄ1：Ｄ1−Ｄ0
ｄ2：Ｄ2−Ｄ0
は、以下の通り与えられる。
【００２８】
【数３２】
【数３３】
【数３４】
【数３５】
【数３６】
【００２９】
以上の数式から明らかなように、コア先端部の頂角ｘを変えることにより、エネルギ集中スポットの大きさを任意に変えることができる。
【００３０】
具体的に、以下の性質を有する光ファイバについて、先端頂角を求めた。
コアの屈折率ｎ１ ：１．４２１
クラッドの屈折率ｎ２：１．４０６
この場合、８１．６７°≦θ１≦９０°の範囲で、光はコアとクラッドとの境界面を全反射しながら伝播する。また、コア先端部（円錐面）に入射した光は、θ２≦４４．７３°の範囲で全て屈折し空気中に出射する。そして、コア先端部の頂角をｘ≧９０．５５°に設計することで、コア先端部から出射した光がその前方に高エネルギスポットを形成する。
【００３１】
また、種々の実験結果からＰ0よりＰ4近くのＰE領域の方がエネルギが最も高く集中していることがわかった。コア径が６００μｍのファイバを用いてＥｒ：ＹＡＧレーザで実験した結果、円錐角の頂点から約２００μｍから３００μｍ程度の距離の領域（ＰEに対応）がエネルギが最も高く集中していた。エネルギ密度の分布から言うと、ＰEの領域が最も高く、次にＰ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれる領域が高く、次にＡ、Ｐ0、Ｐ2及びＢ、Ｐ0、Ｐ3で囲まれる領域がＰ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれる領域より低い密度となる。
【００３２】
なお、以上の説明では光ファイバとして径の一定したものについて説明したが、この光ファイバはその径が先端部の近くで拡大されたものであってもよいし、逆に縮小されたものであってもよい。
【００３３】
また、コア先端部の円錐形は、中心軸を含む縦断面でみたとき、多少外側に膨らんだ曲線を描くものであってもよいし、逆に、内側にくぼんだ曲線を描くものであってもよい。
【００３４】
また、前述のクラッドの外周には可撓性を与え、補強するために合成樹脂等で被覆されている。また、以上の説明では光源を固定レーザとしているが、気体レーザや液体レーザであっても良い。また、半導体レーザであっても良い。また、レーザ以外には赤外ランプや紫外ランプであっても良い。
【００３５】
以上の説明では、本発明のチップを医療用又は歯科用に利用した場合を説明したが、本発明は、現在光ファイバが応用されているすべての技術分野に適用できるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 レーザ照射装置の斜視図。
【図２】 チップの先端断面図及びそこから出射する光の経路を示す図。
【図３】 チップの先端から出射する光の経路を示す図。
【図４】 従来のチップの部分断面図。
【図５】 従来のチップの部分断面図。
【符号の説明】
２６…光照射チップ、２８…コア、３０…クラッド、３２…光ファイバ、３６…先端部、４０…円錐面、ｘ…頂角。
【発明の属する技術分野】
本発明は、光（例えば、レーザ光）を導光し照射する光照射チップ、特に、この光照射チップの先端形状に関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
従来、光照射チップとして、図４に示す形状のものが一般的に知られている。この光照射チップ１００は、コア１０２と、このコア１０２の外周部を被覆するクラッド１０４とからなる光ファイバ１０６で形成されており、コア１０２の出射端部１０８は中心軸１１０に対してほぼ垂直な面としてある。この光照射チップ１００によれば、光１１２は、コア１０２とクラッド１０４との境界面で反射を繰り返しながら導光され、出射端部１０８から出射される。出射した光１１２は、その外縁を矢印１１４で示すように、中心軸１１０に沿って進行しながら、中心軸１１０の半径方向外側に拡散する。そのため、光照射領域１１６のエネルギ密度が低い。また、このエネルギ密度を高くするためには、高エネルギの光を発生し得る高価で大型の装置を使用しなけばならない。
【０００３】
別の光照射チップとして、図５に示すものが特開平１０−２１１２１１号公報に開示されている。この光照射チップ１２０も、コア１２２とクラッド１２４からなる光ファイバ１２６で形成されており、コア１２２の出射端部１２８は円錐形としてある。この光照射チップ１２０によれば、光１３０は、コア１２２とクラッド１２４との境界面で反射を繰り返しながら導光され、その殆どは出射端部１２８の円錐面において屈折し得る臨界角を超えているため、全反射し円錐面の右側で反射した光は左の円錐面より、また円錐面の左側で反射した光は、右の円錐面から屈折して出射される。出射した光１３０は、中心軸１３２を中心としてリング状に半径方向外側に進行し、矢印１３４で示す一方の外縁と矢印１３６で示す他方の外縁とで囲まれた領域１３８を拡散しながら伝播する。そのため、光照射領域１４０のエネルギ密度が低い。また、このエネルギ密度を高くするためには、高エネルギの光を提供し得る高価で大型の装置を使用しなければならない。
【０００４】
したがって、上述のような従来の光照射チップ１１０、１２０を歯牙切削に利用した場合、硬組織（特にエナメル質）の切削効率又は蒸散効率が良くないという問題があった。
【０００５】
そこで、本発明は、目的の部位に高エネルギの光を照射し得る光照射チップ、また、安価で小型の光発生装置を用いて高エネルギの光を目的の部位に照射し得る光照射チップ、さらに、歯科やレーザ医学の分野で歯牙や骨等の硬組織を効率良く切削又は蒸散できる光照射チップを提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
これらの目的を達成するために、本発明の医療用又は歯科用の光照射チップ及びそれを備えた医療用又は歯科用のレーザ照射装置は、入射端部と出射端部とを有し、入射端部から入射された光を出射端部から出射するもので、上記光照射チップが、コアと該コアの周囲をクラッドで被覆した光ファイバからなり、上記コアの出射端部を該出射端部の先端に向かって次第に径の細くなる円錐形とし、上記円錐形を形成する円錐面から出射した光が該円錐面の前方にエネルギ集中スポットを形成するように、上記円錐形の頂角（ｘ）が以下の数式（３），（４）を満足するように設計されていることを特徴とする。
【数３】
【０００９】
【発明の効果】
このように構成された医療用又は歯科用の光照射チップ及びそれを備えた医療用又は歯科用のレーザ照射装置によれば、円錐形を形成している円錐面から出射した光は、コアの中心軸に向かって収束しながら進み、円錐形の前方のエネルギ集中スポットを形成する。したがって、このエネルギ集中スポットを目的の部位、例えば歯科やレーザ外科の分野では治療部位に照射することで、この治療部位を効率良く切削、蒸散できる。
【００１０】
また、歯科やレーザ外科の分野では、光照射チップの先端を治療部位に接触させると（接触治療の場合）、この治療部位から飛散した骨や歯牙等の有機物の微粉が光照射チップの先端に付着してプローブが発熱し、プローブ自体の融点が下がったりしてプローブ出射端面を溶融することが起こった。これが発生するとエネルギの集中化が阻外され、蒸散、切削効率が低下する。しかし、本発明の光照射チップ及びレーザ照射装置では、エネルギ集中スポットはプローブの前方に形成されるので、切削又は蒸散した歯牙又は歯石の粉（例えば、有機質の粉）がプローブ先端面に付着し、切削、蒸散効率を低下させたり、このプローブ出射端面を溶融させることがないので、光照射チップは長期間に亘り安定した光照射を実現できる。さらに、エネルギが最も高くなるスポットが円錐の頂点から離れた前方に形成されるので、光照射チップを患部に接触させて用いる時も、照射チップを患部に接触させる前に蒸散、切削でき、患部に照射チップを大きな力で押さえなくともスムーズに蒸散、切削できるので、患者に痛みを感じさせることもない。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面を参照して本発明の実施形態を説明する。図１は医療用及び歯科用レーザ照射装置の一部を示す。この図において、レーザ照射装置１０は、例えば波長１．０〜５．０μｍのＥｒ：ＹＡＧ、Ｈｏ：ＹＡＧなどのパルスレーザのレーザ発生装置１２と、このレーザ発生装置１２で生成されたレーザ光１３を導光する光ファイバ又は中空導波路等のフレキシブルな導光路１４と、この導光路１４で導光されたレーザ光１３を目的の部位に照射するためのインスツルメント１６とを有する。インスツルメント１６は、術者がその片手で保持する円筒状のハウジング１８を備えている。ハウジング１８の先端にはレーザ照射プローブ２０が着脱自在に取り付けてある。
【００１２】
レーザ照射プローブ２０は、ハウジング１８の先端に着脱される固定部材２２と、この固定部材２２から前方と後方にそれぞれ伸びる円筒状の硬質ガイドスリーブ２４とを有する。本実施形態において、ガイドスリーブ２４の先端側はその途中でほぼ９０度曲げられているが、真っ直ぐであってもよいし、曲げ角度は９０度に限るものでない。ガイドスリーブ２４の内部には、本発明に係る光照射チップ（以下、「チップ」という。）２６が配置されている。チップ２６の先端部と基端部は、それぞれガイドスリーブ２４の先端と後端から所定長さ突出しており、図示するようにレーザ照射プローブ２０をハウジング１８に装着した状態で、チップ２６の基端部がハウジング１８内に伸びている導光路１４の光軸に光学的に一致させてある。
【００１３】
チップ２６は、図２に示すように、コア２８と、コア２８の外周を被覆するクラッド３０とからなる光ファイバ３２からなり、基端部（入射端部）３４から入射されたレーザ光１３をコア２８とクラッド３０との境界面で反射しながら先端部（出射端部）３６に伝送し、この先端部３６から出射するようにしてある。
【００１４】
このように構成されたレーザ照射装置１０によれば、レーザ発生装置１２で生成されたレーザ光１３が導光路１４を介してインスツルメント１６の内部に供給される。導光路１４から出射したレーザ光１３は、必要ならば集光レンズ（図示せず）等で集光され、チップ２６にその基端部３４から入射される。チップ２６に入射したレーザ光は、コア２８とクラッド３０との境界面で反射を繰り返しながら、先端部３６から出射され、インスツルメント１６でねらいの付けられた部位、例えば、歯科治療の場合は歯牙３８、歯石、歯肉等に照射される。
【００１５】
図３は図２の円錐状出射面（Ｂ，Ｐ0,Ａ）の部分を拡大して示す図である。
図２と図３を参照に示すように、光ファイバ３２、具体的にはコア２８の先端部は略円錐形に形成されている。この円錐形の円錐面４０は、この円錐面４０から出射したレーザ光１３が、図３に示すように、チップ２６の前方に高エネルギの集中した高エネルギスポット４２（点Ｐ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれた領域）を形成するように、設計されている。
【００１６】
光ファイバ３２の先端円錐形、特に、先端円錐角ｘの設計について説明する。（１）コアとクラッドとの境界面における屈折
まず、コアとクラッドとの境界面における屈折を考える。
コアとクラッドとの境界面における屈折は、数式（５）で定義できる。
【数５】
ｎ1：コアの屈折率
θ1：光の入射角
θ0：光の出射角
【００１７】
ここで、コアとクラッドとの境界面で光が全反射する臨界角は、数式（６）の条件を満足する。
【数６】
【数７】
【数８】
【数９】
【数１２】
（２）コア先端部の円錐面における屈折
次に、コア先端部の円錐面における屈折を考える。
円錐面に入射する光の入射角θ2は、数式（１３）で表わされる。
【数１３】
【数１４】
続いて、コア先端部の円錐面と空気との間の屈折を考える。ここでの屈折は数式（１５）で定義できる。
【数１５】
ｎ1：コアの屈折率
θ2：光の入射角
θ3：光の出射角
空気の屈折率ｎ0＝１より、数式（１５）は数式（１６）、数式（１７）に変形できる。
【数１６】
【数１８】
【数１９】
【数２０】
【数２２】
【数２４】
【数２７】
【数２８】
【数２９】
【００２０】
数式（２７），（２９）の条件を満足するようにコア先端部の円錐形状が決められた光ファイバ及びその円錐面から出射する光が図３に示してある。この図は中心軸ＣＬを含むコアの任意の縦断面から出射される光を示しており、「Ｌ」は中心軸ＣＬを挟んでコア断面の左側領域Ｌ（Ｃ）を通って出射される光の経路、「Ｒ」は中心軸ＣＬを挟んでコア断面の右側領域Ｒ（Ｃ）を通って出射される光の経路を示す。
【００２１】
図示するように、中心軸ＣＬの極近傍左側を該中心軸ＣＬと平行に進行する光ＬCは、出射するとＬC’の光路を通る。同様に、中心軸ＣＬの極近傍右側を該中心軸と平行に進行する光ＲCは、出射すると光路ＲC’を通る。尚、中心軸ＣＬを通るものは、光路ＣＬ’を通る。
【００２２】
コアとクラッドとの臨界角をもって円錐面４０の縁に入射した光ＬTと光ＲTは、円錐面４０から出射すると、ＬT’、ＲT’で示す光路に沿って、中心軸ＣＬに向かって進行し、コア先端部３６から所定距離だけ離れた点Ｐ1で中心軸ＣＬと交差する。
【００２３】
また、コア断面の左側領域Ｌ（Ｃ）をコアとクラッドとの境界面に沿って中心軸ＣＬと平行に進行する光ＬPは、出射するとＬP’の光路を辿る。また、コア断面の右側領域Ｒ（Ｃ）をコアとクラッドとの境界面に沿って中心軸ＣＬと平行に進行する光ＲPは、出射するとＲP’の光路を通る。ここで、光路ＬP’は光路ＬC’とＬT’とで囲まれた光束領域ＺLに含まれ、光路ＲP’は光路ＲC’とＲT’とで囲まれた光束領域ＺRに含まれる。
【００２４】
また、円錐面４０の左側領域４０Ｌから出射する光は、光束領域ＺLに含まれ、円錐面４０の右側領域４０Ｒから出射する光は光速領域ＺRに含まれる。
【００２５】
このように、円錐面左側領域４０Lから出射した光は中心軸ＣＬを挟んで右側の空間領域に向かって進み、他方、円錐面右側領域４０Rから出射した光は中心軸ＣＬを挟んで右側の空間領域に向かって進み、これらの光はコア先端部前方で重なり、高エネルギスポット（点Ｐ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれた領域）を形成する。
【００２６】
この高エネルギスポットの形成される位置等は、以下の通り与えられる。いま、図３に示すように、コア２８とクラッド３０との境界面の極近傍をコアの中心軸と平行に進行する光（光路ＲP、ＬPを通る光）の出射角をθ3MAX（θ3の最大角）、臨界角をもって円錐面４０の外縁に入射した光（光路ＲT、ＬTを通る光）の出射角度θ3MIN（θ3の最小角）、コア中心軸ＣＬに直交する面と光路ＲT’、ＬT’とのなす角度をθ4MAX、コア中心軸ＣＬに直交する面と光路ＲP’、ＬP’とのなす角度をθ4MINとすると、これらθ3MAX、θ3MIN、θ4MAX、θ4MINは数式（２７）、（２８）の関係を満足する。
【数３０】
そして、
Ｄ0：コア外縁からコア先端部までの中心軸方向距離
Ｄ1：コア外縁から光路ＬP’とＲP’との交点までの中心軸方向距離
Ｄ2：コア外縁から点Ｐ１までの中心軸方向距離
ｄ1：Ｄ1−Ｄ0
ｄ2：Ｄ2−Ｄ0
は、以下の通り与えられる。
【００２８】
【数３２】
以上の数式から明らかなように、コア先端部の頂角ｘを変えることにより、エネルギ集中スポットの大きさを任意に変えることができる。
【００３０】
具体的に、以下の性質を有する光ファイバについて、先端頂角を求めた。
コアの屈折率ｎ１ ：１．４２１
クラッドの屈折率ｎ２：１．４０６
この場合、８１．６７°≦θ１≦９０°の範囲で、光はコアとクラッドとの境界面を全反射しながら伝播する。また、コア先端部（円錐面）に入射した光は、θ２≦４４．７３°の範囲で全て屈折し空気中に出射する。そして、コア先端部の頂角をｘ≧９０．５５°に設計することで、コア先端部から出射した光がその前方に高エネルギスポットを形成する。
【００３１】
また、種々の実験結果からＰ0よりＰ4近くのＰE領域の方がエネルギが最も高く集中していることがわかった。コア径が６００μｍのファイバを用いてＥｒ：ＹＡＧレーザで実験した結果、円錐角の頂点から約２００μｍから３００μｍ程度の距離の領域（ＰEに対応）がエネルギが最も高く集中していた。エネルギ密度の分布から言うと、ＰEの領域が最も高く、次にＰ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれる領域が高く、次にＡ、Ｐ0、Ｐ2及びＢ、Ｐ0、Ｐ3で囲まれる領域がＰ1、Ｐ2、Ｐ0、Ｐ3で囲まれる領域より低い密度となる。
【００３２】
なお、以上の説明では光ファイバとして径の一定したものについて説明したが、この光ファイバはその径が先端部の近くで拡大されたものであってもよいし、逆に縮小されたものであってもよい。
【００３３】
また、コア先端部の円錐形は、中心軸を含む縦断面でみたとき、多少外側に膨らんだ曲線を描くものであってもよいし、逆に、内側にくぼんだ曲線を描くものであってもよい。
【００３４】
また、前述のクラッドの外周には可撓性を与え、補強するために合成樹脂等で被覆されている。また、以上の説明では光源を固定レーザとしているが、気体レーザや液体レーザであっても良い。また、半導体レーザであっても良い。また、レーザ以外には赤外ランプや紫外ランプであっても良い。
【００３５】
以上の説明では、本発明のチップを医療用又は歯科用に利用した場合を説明したが、本発明は、現在光ファイバが応用されているすべての技術分野に適用できるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 レーザ照射装置の斜視図。
【図２】 チップの先端断面図及びそこから出射する光の経路を示す図。
【図３】 チップの先端から出射する光の経路を示す図。
【図４】 従来のチップの部分断面図。
【図５】 従来のチップの部分断面図。
【符号の説明】
２６…光照射チップ、２８…コア、３０…クラッド、３２…光ファイバ、３６…先端部、４０…円錐面、ｘ…頂角。
Claims (2)
- 入射端部と出射端部とを有し、入射端部から入射された光を出射端部から出射する医療用又は歯科用の光照射チップにおいて、上記光照射チップが、コアと該コアの周囲をクラッドで被覆した光ファイバからなり、上記コアの出射端部を該出射端部の先端に向かって次第に径の細くなる円錐形とし、上記円錐形を形成する円錐面から出射した光が該円錐面の前方にエネルギ集中スポットを形成するように、上記円錐形の頂角（ｘ）が以下の数式（１），（２）を満足するように設計されていることを特徴とする医療用又は歯科用の光照射チップ。
- 請求項１の光照射チップを備えたことを特徴とする医療用又は歯科用のレーザ照射装置。
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