JPH11113923A

JPH11113923A - パルス形光源

Info

Publication number: JPH11113923A
Application number: JP10208023A
Authority: JP
Inventors: Alexander Hack; ハックアレクサンダー
Original assignee: Kaltenbach and Voigt GmbH
Current assignee: Kaltenbach and Voigt GmbH
Priority date: 1997-07-23
Filing date: 1998-07-23
Publication date: 1999-04-27
Also published as: US6146376A; EP0893100A2; DE19731699A1; EP0893100A3

Abstract

(57)【要約】【課題】コントローラによる光源の制御が容易に行な
えるパルス形光源を開発すること。【解決手段】生物学的組織を除去するためのパルス形
光源（１）。パルス形光源（１）は、発光手段（３）
と、コントローラ（２）とを有し、該コントローラ
（２）は、発光手段（３）が、一方では、組織の切除に
充分な放射照度をもつ切除パルス（Ｂ_A）を発生し、他
方では、組織を加熱するだけならば充分であるが組織の
切除は行なえない放射照度をもつ凝固放射線（Ｂ_K）を
発生するように発光手段（３）を制御する。コントロー
ラ（２）は、発光手段（３）が、切除パルス（Ｂ_A）の
発生とは独立して凝固放射線（Ｂ_K）を発生するよう
に、発光手段（３）を制御する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、特許請求の範囲の
請求項１の前提部に記載の生物学的組織を除去するため
のパルス形光源に関し、より詳しくは、歯科分野で使用
するための上記種類のパルス形光源に関する。

【０００２】

【従来の技術】生物学的組織は、高エネルギ光放射、例
えばレーザ放射の補助により除去できることは知られて
いる。周辺組織も加熱されるが、充分に強い光を使用す
る場合には、前記加熱の度合いは、特に、使用される放
射線の波長及び組織の吸収係数の両者に基づいて定ま
り、吸収係数は前記波長及び放射照度に基づいて定ま
る。生物学的組織を除去すなわち切除すると、除去すな
わち切除により形成される陥凹部は、炭化ゾーン、空胞
により弛緩されたゾーン、凝固ゾーン及び熱的損傷を受
けた治癒可能領域により包囲される。傷治癒過程をでき
る限り良好なものとしかつ組織に与える損傷をできる限
り小さくするには、熱的効果をできる限り最小にするの
が有効である。炭化層の形成、すなわち連続波レーザを
用いた切除のときに生じるような組織表面の炭化は好ま
しくない。しかしながら、組織の治療中に毛細血管層が
損傷を受ける場合には、加熱及び加熱に付随する止血に
より形成される凝固ゾーンは有効である。なぜならば、
このような凝固ゾーンがなければ、組織の除去が出血に
よる影響を受けるからである。従って、加熱により形成
される凝固ゾーンは、非出血切除を可能にする。

【０００３】高出力を有しかつ紫外又は赤外範囲内の波
長をもつパルス形光源を用いて、組織表面を炭化するこ
となくかつ比較的小さい熱的損傷で組織を除去できるこ
とは知られている。その上、例えば３０〜４０μｍ程の
微小厚さの比較的小さい凝固ゾーンが形成される。この
種の小さい凝固ゾーンは、組織に与える組織の除去以上
の損傷を回避するため、表皮病変の治療及び美容外科に
特に有効である。しかしながら、前述のように、このよ
うな小さい凝固ゾーンでは、毛細血管層が影響を受ける
場合には、出血が次いで組織の除去に影響を与えかつ或
る場合には組織の除去を妨げさえするため、非出血切除
を行なうことはできない。

【０００４】従って、一方では、できる限り正確にかつ
できる限り熱による副作用が小さくかつ組織表面を炭化
させることなく組織を除去でき、他方では、それぞれの
用途に特有の凝固ゾーンを形成できる、生物学的組織を
除去するための光源が要望されている。この目的のた
め、ドイツ国特許 DE-C1-195 21 003 には、特許請求の
範囲の請求項１の前提部に記載のパルス形光源が提案さ
れている。このパルス形光源は光源を制御するコントロ
ーラを有し、該コントローラは、光源が、組織の切除
（剥離）（ablation)、すなわち除去を行なうための所
定のパルス周波数をもつ短い切除パルスを発生するよう
に光源を制御する。この制御では、各切除パルスの後に
凝固（放射線）照射（この照射の放射照度は組織の除去
を行なうには充分ではないが、組織の加熱を行い、この
ため凝固ゾーンの形成を維持する）を行う。従って、切
除パルスの発生は、一方で、炭化層を形成することな
く、残余組織に与える熱的損傷が比較的小さい、非常に
有効な熱的／機械的切除過程の達成を可能にする。これ
は、特に、表皮病変の治療又は美容外科にとって興味あ
ることである。他方で、各切除パルスに続く凝固照射か
ら生じる組織の人工的加熱により凝固ゾーンの形成が促
進され、これに関連する止血により、組織の毛細血管層
が損傷を受ける場合でも非出血切除が可能になる（すな
わち、組織の毛細血管層が損傷を受ける場合でも切除が
出血により影響を受けることはない）。

【０００５】ドイツ国特許 DE-C1-195 21 003 によれ
ば、各切除パルスの後にはいつでも凝固放射線（coagul
ation radiation)の照射が行なわれ、この場合、凝固放
射線もパルスの形態で実現できる。しかしながら、凝固
放射線の発生は、各場合に、先行する切除パルスの発生
に基づいて定まる。これは、コントローラによるパルス
形光源の制御を面倒にする。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】従って、本発明は、コ
ントローラによる光源の制御が容易に行なえる上記形式
のパルス形光源を開発することを課題とする。

【０００７】より詳しくは、本発明のパルス形光源を使
用すれば、一方で、生物学的組織を、できる限り正確
に、できる限り小さい熱による副作用で、かつ組織表面
を炭化させることなく除去でき、他方で、用途に特有の
凝固ゾーンを形成すべく、計画的にかつ制御可能に組織
を加熱できる。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、上記課
題は、特許請求の範囲の請求項１に記載のパルス形光源
により達成される。

【０００９】本発明の優れた工夫及び進展は、特許請求
の範囲の実施態様項に記載されている。

【００１０】本発明のパルス形光源は、ドイツ国特許 D
E-C1-195 21 003 から知られているパルス形光源のよう
に、組織の切除すなわち除去のために充分な特定パルス
周波数及び放射照度をもつ切除パルスを発生する。ま
た、組織の加熱を行なうだけの凝固放射線であって、組
織の切除のためには不充分な放射照度をもつ凝固放射線
が発生される。しかしながら、本発明によれば、ドイツ
国特許 DE-C1-195 21 003 とは異なり、凝固放射線の発
生が、先行の切除パルスの発生に拘束されることはな
い。むしろ、凝固放射線は切除パルスとは独立的に発生
される。このため、パルス形光源を制御するコントロー
ラの作動が容易化され、ドイツ国特許 DE-C1-195 21 00
3 から知られたパルス形光源の長所も依然として備えて
いる。これは、生物学的組織の切除のために充分な放射
照度をもつ切除パルスの発生により、炭化を引き起こす
ことなくかつ残余の組織に殆ど熱的損傷を与えない非常
に有効な熱的／機械的切除方法を達成できることを意味
するものである。これは、特に、表皮病変の治療及び美
容外科に有効である。組織の切除のためには不充分な放
射照度をもつ凝固放射線の発生により、組織は、凝固ゾ
ーンの形成が維持されるように人工的に加熱される。こ
れは、組織の毛細血管層が、凝固に付随する止血による
影響を受ける場合でも、組織除去すなわち組織切除が出
血により損なわれることが防止されることを意味する。
熱による副作用及びこれに付随する凝固ゾーンの厚さ
は、個々の外科的処置について、極く僅かで従って損傷
が最小となる熱的壊死ゾーンが各場合に形成されるよう
に調節される。その上、人工的に拡大された凝固ゾーン
は切除の質を低下させず、従って、本発明のパルス形光
源の補助により、各場合に、最大限の精度をもって非出
血切除が達成される。

【００１１】切除パルス及び凝固放射線の両者は、単一
かつ同一の発光手段により、又は２つの別々の発光手段
により発生される。しかしながら、好ましい実施形態に
よれば、パルス形光源は、例えば赤外範囲内の波長をも
つエルビウム：イットリウム・アルミニウム・ガーネッ
ト（Ｅｒ：ＹＡＧ）レーザのような単一の発光手段から
なり、該Ｅｒ：ＹＡＧレーザは、発光手段が切除パルス
及び凝固放射線の両方を発生するように、パルス形光源
のコントローラにより付勢される。発光手段として、例
えば、Ｈｏ：ＹＡＧ、ＣＯ₂、Ｅｒ：ＹＳＧＧ、Ｔｍ：
ＹＡＧ、ＣＯ又はエキシマレーザのような慣用的な他の
パルス形レーザ形式を使用することもできる。パルス形
レーザを使用する代わりに、パルス形高圧ガス放電ラン
プ、レーザダイオード又は他のフラッシュランプを使用
することもできる。

【００１２】

【発明の実施の形態】本発明の第１実施形態によれば、
切除パルスが凝固放射線に重畳されるようにして凝固放
射線が連続的に発生される。この実施形態は、凝固放射
線を永久的に発生しかつ他方でパルスの態様で生物学的
組織の除去のための切除放射線を放射する単一のパルス
形発光手段を用いて特に容易に実現される。そうするこ
とにより、凝固放射線は、時間が経過する間、一定の放
射照度を呈する。しかしながら、凝固放射線は、組織の
不相応の加熱を防止するため、時間の経過につれて変化
する放射照度を呈することもできる。また、この構成
は、放射線の増大及び治療すべき組織の切除の増大によ
り、放射照度の閾値（この閾値では、組織の切除は全く
生じない）が低下するという事実の観点でも有意義であ
る。この事実は、時間の経過につれて減少する凝固放射
線の放射照度に対しては許容できるものである。また、
波状、正弦波状、ジグザグ状又は鋸歯状等の態様で変化
する放射照度をもつ凝固放射線を発生することもでき
る。

【００１３】本発明の第２実施形態によれば、切除放射
線と一緒に、凝固放射線をパルスの形態で発生させるこ
ともできる。しかしながら、凝固パルスが常に保有する
放射照度は、組織を簡単に加熱できるが、組織の切除に
まで導くことはできないものである。前記凝固パルス
は、生物学的組織を除去する機能をもつ切除パルスに重
畳される。凝固放射線又は凝固パルスは、切除パルスの
発生とは独立的に発生されるので、凝固パルスと切除パ
ルスとの間の位相シフトが生じる。同様に、切除パルス
が、凝固パルスと少なくとも一部が同時的に発生する状
況が生じる。凝固パルスは、同一放射照度及び同一パル
ス幅を呈することができる。しかしながら、同様に、１
つの及び全ての凝固パルスのエネルギ含有量のみを一定
に維持することもできる。この場合には、凝固パルスは
異なる放射照度及び異なるパルス幅を呈するが、放射照
度とパルス幅との積は一定である。

【００１４】治療すべき特定組織に対し最良の治療を適
用するには、切除パルス及び凝固放射線の両者の放射線
パラメータは、特定用途に有効に適用及び設定できる。
切除パルスのパルス幅、パルス周波数及び放射照度は、
このように設定できる。また、特に意図した用途、すな
わち極く僅かで従って損傷が最小となる熱的壊死ゾーン
に特有の凝固ゾーンを形成できるようにするため、放射
照度（及び、パルス形凝固放射線の場合には、凝固放射
線のパルス幅及びパルス周波数も）も設定できる。

【００１５】以下、添付図面を参照して、本発明の好ま
しい実施の形態により本発明をより詳細に説明する。

【００１６】図１は、本発明によるパルス形光源１の可
能性のある構造を示す図面である。このパルス形光源１
は、コントローラ２と、２つの別々の発光手段３ａ、３
ｂ並びに２つの偏向ミラー１４、１５からなる光学系
と、レンズ構造４とを有している。コントローラ２は、
発光手段３ａが所定のパルス周波数並びに所定のパルス
幅及び放射照度をもつ切除パルスを発生し、また発光手
段３ｂが所定の放射照度をもつ凝固放射線を発生するよ
うに、両発光手段３ａ、３ｂを制御する。ここでは、切
除パルスの放射照度は、生物学的組織の除去を達成する
のに充分な強さを有している。逆に、凝固放射線の放射
照度は、組織を除去するのに充分ではない。簡単に凝固
放射線により組織を加熱して、凝固ゾーンの形成を達成
できる。発光手段３ａの切除放射線及び発光手段３ｂの
凝固放射線はそれぞれ、偏向ミラー１４及び１５を介し
て組み合わされ、そしてレンズ構造４の助けにより光ガ
イド５に連結される。光ガイド５の他端には、光プロー
ブを備えたハンドピース６が設けられている。光ガイド
５は、幾つかの別々の光導ファイバで構成できる。ハン
ドピース６及びこれに取り付けられた光プローブを使用
して、パルス形光源１により供給される光を患者７の組
織上に導き、該組織を治療することができる。

【００１７】図２は、図１に示したパルス形光源１の好
ましい変更態様である。この変更態様では、図１の２つ
の別々の発光手段３ａ、３ｂの代わりに、１つだけのパ
ルス形発光手段３が設けられており、該発光手段３が上
記切除パルス及び凝固放射線の両方を発生する。光源１
の残部の構造は、図１に示した構造と同じである。この
変更態様により、パルス形光源１の内部構造が簡単化さ
れる。

【００１８】図３（（Ａ）、（Ｂ）、及び（Ｃ））は、
本発明の第１実施形態により得られる、切除放射線
Ｂ_A、凝固放射線Ｂ_K、及び全放射線Ｂ_Gの時間プロッ
トの例示である。

【００１９】図３（Ａ）は切除放射線Ｂ_Aのパルス形プ
ロットを示すのに対し、図３（Ｂ）は凝固放射線Ｂ_Kの
連続発生を示す。図３（Ｂ）から明らかなように、凝固
放射線Ｂ_Kの放射照度は、組織の切除を生じさせるのに
充分な強さ（閾値Ｂ_Sで定まる）ではない。図３（Ａ）
に示す切除放射線Ｂ_Aと図３（Ｂ）に示す凝固放射線Ｂ
_Kとを重畳すると、図３（Ｃ）に示す全放射線Ｂ_Gのプ
ロットが得られる。図３（Ｃ）から分かるように、切除
放射線Ｂ_Aと連続かつ一定の凝固放射線Ｂ_Kとの重畳に
より得られる切除パルスは、閾値Ｂ_Sを超える放射照度
を呈し、従って切除パルスは生物学的組織の除去に使用
できる。図３に示す実施形態では、切除放射線Ｂ_Aと凝
固放射線Ｂ_Kとの加算により形成される切除パルスのみ
が切除閾値Ｂ_Sを超えることが重要である。任意である
が、これは、図３（Ａ）に示すように、実際の切除放射
線Ｂ_Aの放射照度は、後で凝固放射線Ｂ_Kと重畳するこ
とにより、切除閾値Ｂ_Sより低くなることを意味してい
る。しかしながら、その重畳の結果として、図３（Ａ）
に示される切除放射線は、切除閾値Ｂ_Sを超えるのであ
る。

【００２０】ドイツ国特許 DE-C1-195 21 003 において
詳細に説明されているように、組織切除すなわち組織除
去は、単位体積当たりの特定のエネルギ（このエネルギ
は、組織の種類及び放射照度に基づいて定まる）が組織
表面上に蓄積した場合に生じる。単位体積当たりの前記
エネルギに加え、切除閾値Ｂ_Sも、吸収係数並びに治療
すべき組織の熱弛緩時間及び放射照度に基づいて定ま
る。Ｅｒ：ＹＡＧレーザについては、例えば１Ｊｃｍ^-2
の閾値Ｂ_Sを仮定できる。従って、図３（Ｃ）に示す切
除パルスは、放射照度Ｂ_G＞１Ｊｃｍ^-2を示さなくては
ならない。図３（Ｃ）に示す切除パルスについては、例
えば、次の放射線照射パラメータ範囲：放射照度＝１−
２５０Ｊｃｍ^-2、パルス周波数＝１−３０Ｈｚ、パルス
幅＝１００−８００μｓが可能である。切除パルス及び
凝固放射線が別々の発光手段により発生される場合（図
１参照）には、５００Ｗより大きいパルス出力をもつパ
ルス形光源を用いて切除パルスを発生させることができ
る。

【００２１】凝固放射線Ｂ_Kの放射照度は切除閾値Ｂ_S
よりかなり低く、治療される組織の加熱を容易に引き起
こす。図１に示すように、切除パルス及び凝固放射線が
２つの別々の発光手段により発生される場合には、例え
ば０．２５〜１０Ｗの範囲内の光出力をもつ光源を用い
て凝固放射線Ｂ_Kを発生させることができる。

【００２２】図３から明らかなように、切除パルス及び
凝固放射線が単一の同じ発光手段により発生される場合
（図２参照）にも、凝固放射線Ｂ_Kは、いつでも、実際
の切除パルスＢ_Aとは独立して発生する（すなわち、凝
固放射線Ｂ_Kは、切除パルスの発生とは無関係に発生す
る）と考えられる。本発明の第１実施形態によれば、凝
固放射線Ｂ_Kは永久的に発生され、この場合、凝固放射
線Ｂ_Kの放射照度は図３に従っていつでも一定である。

【００２３】しかしながら、図３に示す凝固放射線Ｂ_K
の時間プロットとは異なり、凝固放射線Ｂ_Kの放射照度
の、時間の経過につれて変化するプロットも可能であ
る。切除閾値Ｂ_Sは、治療部位又は治療される組織の加
熱領域の拡大につれて減少する。従って、凝固放射線の
放射照度がいつでも切除閾値Ｂ_Sを超えないように確保
するには、例えば凝固放射線Ｂ_Kの放射照度を確実に減
少させることは有意義である。しかしながら、ここで留
意すべきは、充分なサイズの凝固ゾーンが依然として形
成されるように、凝固放射線が各時点で組織を加熱する
ことである。

【００２４】図７は、単一の発光手段を使用して凝固放
射線及び切除放射線の両方を発生させる図２の構成の変
更態様であり、図３に示した重畳形切除パルスをもつ凝
固放射線が得られるようにしたものである。

【００２５】図７の発光手段として、凝固放射線（図３
（Ｂ）参照）を発生させるため、アキシャル励振レーザ
ダイオード構造８により連続的に励振されるＥｒ：ＹＡ
Ｇレーザクリスタルロッド１０が更に使用されており、
レーザダイオード構造８の励振放射線は、コリメータレ
ンズ構造９を介してＥｒ：ＹＡＧレーザクリスタルロッ
ド１０に供給される。Ｅｒ：ＹＡＧレーザロッド１０は
２つの共振ミラー１１、１２の間に既知の態様で配置さ
れており、これにより光学的共振を達成する。同時に、
Ｅｒ：ＹＡＧレーザロッド１０はフラッシュランプ１３
によりパルスモードで作動され、これにより切除パルス
が発生される。切除パルスは凝固放射線に重畳され、最
終的に発光手段３により変調された全放射線Ｂ_Gとして
出力される（図３（Ａ）〜（Ｃ）参照）。

【００２６】図４（（Ａ）及び（Ｂ））、及び図５
（（Ａ）及び（Ｂ））に示すように、放射照度Ｂ_Kは、
時間の経過につれて周期的に変化させることもできる。
例えば、図４（Ｂ）に示すように、凝固放射線Ｂ_Kの放
射照度を正弦波すなわち波状プロットとし、治療される
組織が不相応に強く加熱されることを防止することがで
きる。図５（Ｂ）によれば、凝固放射線Ｂ_Kのプロット
はまた、ジグザグ状又は鋸歯状の形状で与えられ得る。
これにより、凝固放射線による治療組織部位の不相応加
熱が防止される。図４（Ａ）及び図５（Ａ）から分かる
ように、図示のそれぞれのパルスは、切除閾値Ｂ_Sより
大きい。しかしながら、パルスＢ_Aと凝固放射線Ｂ_Kと
の重畳により得られる切除パルスが切除閾値Ｂ_Sを超え
るならば、これが原理的に充分なものであることは、図
３に関連して既に説明した通りである。

【００２７】本発明のパルス形光源の制御の第２実施形
態を、図６（（Ａ）、（Ｂ）、及び（Ｃ））に関連して
説明する。図６（Ａ）には、パルス形切除放射線Ｂ_Aが
示されている。図３〜図５に関連して説明した凝固放射
線とは異なり、図６によれば、凝固放射線はパルス状に
不連続に発生される。従って、凝固放射線Ｂ_Kは図６
（Ｂ）に示す時間プロットを呈し、個々の凝固パルスの
放射照度は切除閾値Ｂ_Sよりかなり低い。図６（Ｃ）
は、切除放射線Ｂ_Aと凝固放射線Ｂ_Kとの重畳により得
られる全放射線のプロットを示す。凝固パルスは、或る
場合には切除パルスにオーバーラップするので、或る場
合には、図６から明らかなように、切除パルスの垂直誇
張部（vertical exaggeration)が得られる。図６に示す
実施形態では、各凝固パルスのエネルギ含有量は切除閾
値Ｂ_Sより低ければ充分である。これは、原理的に、個
々の凝固パルスが異なる放射照度及びパルス幅を呈する
こともあることを意味し、この場合には、各凝固パルス
の放射照度とパルス幅との積のみが、対応する切除閾値
Ｂ_Sより低くなくてはならない。凝固パルスの周波数は
切除パルスの周波数よりかなり高く、例えば１００Hzの
近傍にある。同様に、凝固パルスのパルス幅は切除パル
スのパルス幅よりかなり小さく、例えば１０μsの近傍
にある。発熱、従って凝固放射線から生じる凝固ゾーン
の厚さを、個々の条件に調節できるようにするため、凝
固パルスの放射照度、パルス幅及びパルス周波数は、使
用者の特殊性に応じて設定できる。

【００２８】図６に示す実施形態の場合にも、凝固放射
線すなわち凝固パルスは、いつでも切除パルスとは独立
して発生される。すなわち、凝固パルスは、前に発生し
た切除パルスとは無関係に、連続的に発生される。これ
により、本発明によるパルス形光源の制御が簡単化され
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明によるパルス形光源の内部構造の第１態
様を示す模式的構成図である。

【図２】本発明によるパルス形光源の内部構造の第２態
様を示す模式的構成図である。

【図３】（Ａ）本発明の第１実施形態による切除放射線
と凝固放射線との一関係のうち切除放射線の時間プロッ
トを示すグラフである。（Ｂ）本発明の第１実施形態による切除放射線と凝固放
射線との一関係のうち凝固放射線の時間プロットを示す
グラフである。（Ｃ）本発明の第１実施形態による切除放射線と凝固放
射線との一関係のうち全放射線の時間プロットを示すグ
ラフである。

【図４】（Ａ）図３に示した第１実施形態の変更態様に
ついて、切除放射線の時間プロットを示すグラフであ
る。（Ｂ）図３に示した第１実施形態の変更態様につい
て、凝固放射線の時間プロットを示すグラフである。

【図５】（Ａ）図３に示した第１実施形態の別の変更態
様について、切除放射線の時間プロットを示すグラフで
ある。（Ｂ）図３に示した第１実施形態の別の変更態様につい
て、凝固放射線の時間プロットを示すグラフである。

【図６】（Ａ）本発明の第２実施形態による切除放射線
と凝固放射線との一関係のうち切除放射線の時間プロッ
トを示すグラフである。（Ｂ）本発明の第２実施形態による切除放射線と凝固放
射線との一関係のうち凝固放射線の時間プロットを示す
グラフである。（Ｃ）本発明の第２実施形態による切除放射線と凝固放
射線との一関係のうち全放射線の時間プロットを示すグ
ラフである。

【図７】凝固放射線が図３と同様に発生される、図２の
パルス形光源１の内部構造の変更態様を示す模式的構成
図である。

【符号の説明】

１パルス形光源２コントロー
ラ３、３ａ、３ｂ発光手段４レンズ構造５光ガイド６ハンドピー
ス８アキシャル励振レーザダイオード構造９コリメータレンズ構造１０ Er:YAG レ
ーザクリスタルロッド１１、１２共振ミラー１３フラッシ
ュランプ１４、１５偏向ミラー

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】発光手段（３；３ａ、３ｂ）及び該発光
手段を制御するコントローラ（２）を有し、該コントロ
ーラ（２）は、発光手段が、一方で、組織を切除させる
のに充分な特定パルス周波数及び放射照度をもつ切除パ
ルス（Ｂ_A）を発生し、他方で、組織を加熱するには充
分であるが組織を切除させるには不充分な放射照度をも
つ凝固放射線（Ｂ_K）を発生するように発光手段を制御
するパルス形光源（１）において、コントローラ（２）は更に、発光手段が切除パルス（Ｂ
_A）から独立して凝固放射線（Ｂ_K）を発生するように
発光手段（３；３ａ、３ｂ）を制御していることを特徴
とするパルス形光源。
【請求項２】前記切除パルス（Ｂ_A）の放射照度は、
１〜２５０Ｊｃｍ^-2の範囲内にあることを特徴とする請
求項１に記載のパルス形光源。
【請求項３】前記切除パルス（Ｂ_A）のパルス幅は、
１００〜８００μｓの範囲内にあることを特徴とする請
求項１又は２に記載のパルス形光源。
【請求項４】前記切除パルス（Ｂ_A）のパルス周波数
は、１〜３０Ｈｚの範囲内にあることを特徴とする請求
項１〜３のいずれかに記載のパルス形光源。
【請求項５】前記切除パルス（Ｂ_A）のパルス幅、又
はパルス周数、又はパルス幅とパルス周波数との両方が
設定可能であることを特徴とする請求項２〜４のいずれ
かに記載のパルス形光源。
【請求項６】前記凝固放射線（Ｂ_K）の放射照度は１
Ｊｃｍ^-2より小さいことを特徴とする請求項１〜５のい
ずれかに記載のパルス形光源。
【請求項７】前記発光手段は、切除パルス（Ｂ_A）を
発生するための第１光源ユニット（３ａ）及び凝固放射
線（Ｂ_K）を発生するための第２光源ユニット（３ｂ）
を有することを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記
載のパルス形光源。
【請求項８】前記発光手段は、切除パルス（Ｂ_A）及
び凝固放射線（Ｂ_K）の両方を発生するための共通光源
ユニット（３）を有することを特徴とする請求項１〜７
のいずれかに記載のパルス形光源。
【請求項９】前記切除放射線（Ｂ_A）は、赤外範囲の
波長をもつレーザ放射線であることを特徴とする請求項
１〜８のいずれかに記載のパルス形光源。
【請求項１０】前記切除放射線（Ｂ_A）は、パルス形
高圧ガス放電ランプ又はレーザダイオードの光であるこ
とを特徴とする請求項１〜９のいずれかに記載のパルス
形光源。
【請求項１１】前記発光手段（３；３ａ、３ｂ）は、
凝固放射線（Ｂ_K）を連続的に発生することを特徴とす
る請求項１〜１０のいずれかに記載のパルス形光源。
【請求項１２】前記凝固放射線（Ｂ_K）の放射照度
は、時間の経過の間一定であることを特徴とする請求項
１１に記載のパルス形光源。
【請求項１３】前記共通光源ユニット（３）は、連続
励振により連続凝固放射線（Ｂ_K）を、またパルス形励
振により切除パルス（Ｂ_A）を同時に発生するＥｒ：Ｙ
ＡＧレーザクリスタル（１０）であることを特徴とする
請求項８又は１２に記載のパルス形光源。
【請求項１４】アキシャル連続励振のためのレーザダ
イオード構造（８）及びＥｒ：ＹＡＧレーザクリスタル
（１０）のパルス形励振のためのフラッシュランプ（１
３）が設けられていることを特徴とする請求項１３に記
載のパルス形光源。
【請求項１５】前記凝固放射線（Ｂ_K）の放射照度
は、時間の経過につれて変化することを特徴とする請求
項１１に記載のパルス形光源。
【請求項１６】前記凝固放射線（Ｂ_K）の放射照度
は、時間の経過につれて確実に低下することを特徴とす
る請求項１５に記載のパルス形光源。
【請求項１７】前記凝固放射線（Ｂ_K）の放射照度
は、波状、ジグザグ状又は鋸歯状に周期的に変化するこ
とを特徴とする請求項１５に記載のパルス形光源。
【請求項１８】前記発光手段（３；３ａ、３ｂ）は、
特定のパルス周波数をもつ凝固パルスの形態をなす凝固
放射線（Ｂ_K）を発生することを特徴とする請求項１〜
１０のいずれかに記載のパルス形光源。
【請求項１９】前記凝固パルスのパルス周波数は、切
除パルスのパルス周波数より高いことを特徴とする請求
項１８に記載のパルス形光源。
【請求項２０】前記凝固パルス（Ｂ_K）は、切除パル
ス（Ｂ_A）の少なくとも一部とオーバーラップすること
を特徴とする請求項１８又は１９に記載のパルス形光
源。
【請求項２１】前記凝固パルス（Ｂ_K）の放射照度、
パルス周波数及び／又はパルス幅は設定可能であること
を特徴とする請求項６及び１８〜２０のいずれかに記載
のパルス形光源。