WO2001078632A1

WO2001078632A1 - Laser a usage therapeutique

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Publication number: WO2001078632A1
Application number: PCT/JP2001/003037
Authority: WO
Inventors: Soichi Owa; Tomoko Ohtsuki
Original assignee: Nikon Corporation
Priority date: 2000-04-13
Filing date: 2001-04-09
Publication date: 2001-10-25
Also published as: EP1281378A1; US7008414B2; JP2001353176A; KR20030009432A; TW570787B; US20030065312A1; CN1419432A

Description

明細鲁レーザ治療装置技術分野

本発明は、レーザ光を用いた治療装置に関し、より詳しくは、レーザ光を角膜に照射して表面のアブレ一ション（ P R K： Photorefractive Keratectomy) あるいは切開した角膜内部のアブレ一シヨン（L A S I K： Laser Intrastromal Keratomileusis) を行い、角膜の曲率もしくは凹凸を矯正して近眼、乱視などの治療を行うのに適したレ一ザ治療装置に関するものである。背景技術

レーザ光は近年において種々の用途に用いられており、例えば、金属の切断や加工を行ったり、半導体製造装置におけるフォトリソグラフィ —装置の光源として用いられたり、各種測定装置に用いられたり、外科、眼科、歯科等の手術および治療装置に角いられたりしている。特に最近において、レーザ光を角膜に照射して角膜表面のアブレ一シヨン（P R K )あるいは切開した角膜内部のアブレーシヨン（L A S I K )を行い、角膜の曲率および凹凸を矯正して近視、遠視、乱視の治療を行うことが注目されており、一部実用化されつつある。このような角膜治療装置としては、 A r Fエキシマレ一ザ光（波長 1 9 3 n m )を角膜に照射して、角膜表面のアブレーシヨン（削り取り）を行うものが知られている（例えば、特許第 2 8 0 9 9 5 9号公報、特公平 7 - 1 2 1 2 6 8号公報、特開平 5— 2 2 0 1 8 9号公報等）。

A r Fエキシマレーザ光を用いた角膜表面のァプレーシヨンは、 A r Fレーザ光を構成する波長 193 nmの光子が C— N,C— C,C—〇， C-H, C = C結合等の物質結合を切断するエネルギーを持っており、蛋白質の基本単位であるべプチドを分解できるということを利用するもので、レーザ光を角膜表面に照射じてぺプチドを分解させて蒸散させることにより表面のアブレ一シヨンを行うものである。

但し、この場合に、角膜の透明性を保っため、熱凝固層のない精密な蒸散を行う必要があり、このような観点から物質結合切断による蒸散が主として生じ、熱蒸散の発生の少ない波長 1 93 nmの Ar Fエキシマレーザ光が用いられている。なお、波長がこれより長い K r Fレーザ光 (波長 248 nm) や、 Xe C lレーザ光（波長 308 nm) によっても角膜表面の蒸散を行わせることが可能であるが、物質結合切断による蒸散のみならず熱蒸散の発生率が高くなり、熱凝固層が発生しやすいという問題がある。

また、レーザ光の照射を受けると細胞内において： D N Aが損傷を受け、突然変異を誘発するおそれがあるという問題がある。 DN Aの吸収スぺクトルは紫外領域の光で波長が短いものほど大きくなるという傾向があるが、実効的な突然変異誘発性は細胞質を透過して核に到達する光量と核での吸収により決まり、波長 240〜280 nmで突然変異誘発性が極大となり、これより短波長側でも長波長側でも低くなる。特に短波長側では細胞質での光吸収が波長が短くなるに従い急激に増加するため、短波長になるほど核に到達する光は急激に減少し、波長 19 3 nmの光では核に到達する光量はほとんど 0になる。また、波長が 1 93 nmより短い光は空気中を伝播中に吸収されて伝播効率が低くなるという問題がある。このような事情から、 K r Fレーザ光や X e C 1レーザ光ではなく、波長 1 9 3 nmの A r Fエキシマレーザ光が角膜治療用として最も適していると考えられている。ところが、 A r Fエキシマレ一ザ発振装置は、チャンバ一内にアルゴンガス、フッ素ガス、ネオンガス等を封入して構成されるものであり、これらガスを密封する必要があり、さらに、各ガスの充填、回収を行う必要もあり、装置が大型化且つ複雑化しやすいという問題がある。 A r Fエキシマレーザ発振装置はまた、所定のレ一ザ光発生性能を保持するために、定期的に内部ガスの交換を行ったり、オーバーホールを行ったりする必要があるという問題もある。発明の開示

本発明はこのような問題に鑑みたもので、メンテナンスが容易であり、且つ小型軽量な構成となる固体レーザ装置を用いたレーザ治療装置を提供することを目的とする。

このような目的達成のため、本発明においては、所定の波長のレーザ光を発生させる固体レーザを有するレーザ光発生器、このレーザ光発生器によって発生されたレーザ光を増幅する光増幅器および光増幅器により増幅されたレーザ光を非線形光学結晶を用いて波長が略 1 9 3 n mの治療用レーザ光に波長変換する波長変換器を備えて構成されるレーザ装置と、このレーザ装置により発生された治療用レーザ光を、治療部位に導いて照射させる照射光学装置とを有してレーザ治療装置が構成される ₍ なお、本発明のレーザ治療装置は角膜の治療に用いるのが適している。このような構成のレーザ治療装置は、固体レーザを有するレーザ光発生器を用いて構成されるため、エキシマレーザのような気体レーザのように大型化することなく、小型 ·軽量な装置構成とすることができ、ェキシマレーザ装置のように定期,的にガスを交換する必要が無く、オーバ一ホールなしに長期にわたって所期の性能を維持できるという特徴を有しており、メンテナンスをあまり必要とせず、且つメンテナンスが容易である。さらに、レーザ光発生器の作動制御が容易であり、レーザ光の照射位置制御、照射強度制御等も容易である。

さらに、波長が約 1 9 3 n mという A r Fエキシマレ一ザ光とほぼ同 —の波長のレーザ光を発生する'ため、このレ一ザ光を角膜表面に照射することにより、角膜表面を物質結合切断により蒸散させて角膜の曲率および凹凸の矯正を効果的に行うことができる。このとき、熱蒸散の発生は低く、治療後の角膜の透明性を確保でき、且つ波長が約 1 9 3 n mであるので、細胞内の D N Aに損傷を与えることがない。

なお、本発明に係るレーザ治療装置において、固体レーザを 1 . 5 1 ！〜 1 . 5 9 / mの範囲内に発振波長を持つ D F Β半導体レーザ、半導体レーザもしくはファイバーレーザから構成し、波長変換器により、固体レーザからの上記波長のレーザ光を 1 8 9 ]1 111〜 1 9 9 11 111の範囲内となる 8倍高調波に変換させるように構成するのが好ましい。これにより非常に周波数の高いレーザ光を治療部位に照射することができ、このレーザ光により高い効率で治療部位の物質結合切断を行って熱蒸散の発生の少ない治療を行うことができる。

本発明のレーザ治療装置において、治療部位への治療用レ一ザ光の照射状況を観察可能な治療部位観察装置を設けるのが望ましい。これにより、治療部位を観察しながらレーザ照射制御を正確に行うことができる。また、照射光学装置による治療用レーザ光の治療部位への照射状態を制御する照射制御装置を設けるのが好ましい。この場合に、照射光学装置により治療用レーザ光がスポット光として治療部位に照射されるように構成し、照射制御装置はスポット光を治療部位に対して走査させるように構成することができる。もしくは、照射光学装置により治療用レ一ザ光が治療部位の所定範囲に広がって照射されるように構成し、照射制御装置は治療部位と照射光学装置との間に配設されて治療用レーザ光の治療部位に対する照射領域を可変調整するように構成してもよい。さらに、照射光学装置により治療用レーザ光が治療部位の所定範囲に広がつて照射されるように構成し、照射制御装置は治療部位と照射光学装置との間に配設されて治療用レーザ光の治療部位に対する照射強度を可変調整するように構成してもよい。

本発明においては、治療部位の形状を測定する形状測定装置を設け、形状測定装置により測定された治療部位の形状に基づいて照射制御装置による治療用レーザ光の照射制御を行うように構成することができる。これにより、近視、遠視、乱視等の治療をその程度に応じて正確に治療することができる。

本発明においてはまた、上記レーザ装置に、レーザ装置から発生される治療用レーザ光の強度を調整する強度調整器を設けてもよい。さらに、レーザ装置から発生される治療用レーザ光の強度を測定するレーザ光強度測定器と、レーザ光強度測定器により測定された治療用レーザ光の強度を所定の強度に較正するレーザ光強度較正器とを設けてもよい。これにより、レーザ光強度を常に適正に保って正確な治療を担保できる。なお、レーザ装置により発生される治療用レーザ光としてはパルス光を用いるのが好ましく、このときのパルス光のパルス幅を 0 . 5 n s〜 3 n sとすることが好ましい。又、その繰り返し周波数は 1 0 k H z〜 1 0 0 k H zとするのが好ましい。図面の簡単な説明

第 1図は、本発明に係るレーザ治療装置の全体構成を示す正面図である。

第 2図は、上記レーザ治療装置を構成するレーザ装置の内部構成を示す説明図である。第 3図は、上記レーザ装置を構成する第 3段ファイバ一光増幅器に用いられるダブル · クラッド · フアイバーの構成を示す断面図である。第 4図は、上記レーザ装置を構成する第 3段ファイバ一光増幅器の出力端部形状を示す側面図である。

第 5図は、上記レーザ装置を構成する第 3段ファイバ一光増幅器の出力端部形状を示す断面図である。

第 6図は、上記レーザ治療装置を構成するレーザ装置の異なる実施形態の内部構成を示す説明図である。

第 7図は、上記レーザ治療装置を構成する波長変換部の第 1の実施形態を示す説明図である。

第 8図は、上記レーザ治療装置を構成する波長変換部の第 2の実施形態を示す説明図である。

第 9図は、上記レーザ治療装置を構成する波長変換部の第 3の実施形態を示す説明図である。

第 1 0図は、上記レーザ治療装置を構成する照射光学装置および観察光学装置の第 1の実施形態の構成を示す説明図である。

第 1 1図は、上記レーザ治療装置を構成する照射光学装置および観察光学装置の第 2の実施形態の構成を示す説明図である。

第 1 2図は、本発明に係るレーザ治療装置により治療される対象となる角膜の表面形状を示す説明図である。

第 1 3図は、上記レーザ治療装置を構成する照射光学装置および観察光学装置の第 3の実施形態の構成を示す説明図である。

第 1 4図は、上記第 3の実施形態における照射光学装置を構成するフィル夕周辺構造とフィル夕性能を示す説明図である。発明を実施するための最良の形態以下、図面を参照して本発明の好ましい実施形態について説明するが、これらの実施の形態の説明は、本発明の内容を制限するものではない。本発明に係るレーザ治療装置の全体構成例を第 1図に示しており、このレーザ治療装置は、基本的には、装置筐体 1内に、レーザ装置 1 0ど、このレーザ装置 1 0から発生したレーザ光を眼球 E Yの角膜 H Cの表面 (治療部位）に導いて照射させる照射光学装置 6 0と、治療部位の観察を行う観察光学装置 8 0とを備えて構成される。装置筐体 1のベース部 2は X— Y移動テーブル 3の上に配設されており、 X— Y移動テーブル 3により装置筐体 1全体が、第 1図において矢印 X方向すなわち図面左右方向と、紙面に垂直な Y方向とに移動させることが可能となっている。

まず、レーザ装置 1 0について第 2図を参照して説明する。レーザ装置 1 0は、レーザ光を発生するレーザ光発生部 1 1 と、レーザ光発生部 1 1から発生されたレーザ光を増幅するファイバ一光増幅器部 2 0と、ファイバ一光増幅器部 2 0において増幅されたレーザ光を波長が約 1 9 3 n mのレーザ光に変換する波長変換部 4 0とから構成される。

レーザ光発生部 1 1は、所望の波長で発振するレーザ 1 2を有し、このレーザ 1 2は、例えば、発振波長 1 . 5 4 4 z m、 InGaAsP, D F B 半導体レーザをパルス駆動したものから構成される。

レーザ光の発振波長制御手段としては、例えば、レーザとして D F B 半導体レーザを用いる場合には、 D F B半導体レーザの温度制御を行うことにより達成することができ、この方法により発振波長をさらに安定化して一定の波長に制御したり、あるいは出力波長を微調整することができる。

通常、 D F B半導体レーザなどはヒートシンクの上に設けられ、これらが筐体内に収納されている。そこで本例では、発振レーザ（D F B半導体レーザなど） 1 2に付設されるヒートシンクに設けられた温度調整器（例えばペルチェ素子など）を用いてその温度を制御して発振波長を調整する。ここで、 D F B半導体レーザなどではその温度を 0.001 °C単位で制御することが可能である。

また、 D F B半導体レーザの発振波長は 0. l nm/°C程度の温度依存性を持つ。例えば、 D F B半導体レーザの温度を 1 °C変化させると、基本波（波長 1 544 nm) ではその波長が 0. 1 nm変化するので、 8倍波（波長 19 3 nm)ではその波長が 0·0125η m変化することになる。

そして、この発振波長を所定の波長に制御する際のフィ一ドバック制御のモニタ一波長としては、 D F B半導体レーザの発振波長で行う。この半導体レーザ 1 2においては、その電流制御を行うことなどによりパルス発振させるパルス制御手段 13を備えている。これにより、作り出すパルス光のパルス幅を 0. 5 ns〜 3 nsの範囲で制御可能であり、その繰り返し周波数を 1 00 kH z以下の範囲（例えば、 10 kH z〜 100 kH zの範囲）で制御可能である。本構成例では一例として、パルス制御手段 13によりパルス幅 l ns、繰り返し周波数 1 00 kH z のパルス光を作り出す。

このようにして得たパルスレ一ザ光出力が、光アイソレータ 14を通つてファイバ一光増幅器部 20に導かれ、ファイバ一光増幅器部 20において増幅される。このファイバ一光増幅部 20においては、まず、第 1段ファイバ一光増幅器 2 1による増幅が行われる。この第 1段フアイバ一光増幅器 2 1はエルビウム（E r)'ドープ'ファイバ一光増幅器（E D F A) から構成され、励起用の半導体レーザ 2 1 aからの出力が波長分割多重化装置（Wavelength Division Multiplexei':W D Mと称する） 2 1 bを通してドープ ' ファイバーが励起され、第 1段ファイバ一光増幅器 2 1による光増幅を行う。第 1段ファイバ一光増幅器 2 1の出力は、狭帯域フィル夕 2 2 aおよぴ光アイソレー夕 2 2 bを通って光スプリヅ夕 2 3に導かれ、光スプリッ夕 2 3によりチャンネル 0〜 3の四つの出力に並列分割される。これら四つに分割されだ各チャンネル毎に第 2段ファイバ一光増幅器 2 5が接続されている。但し、第 2図においては、一つのチャンネルのみ代表して示している。

なお、狭帯域フィル夕 2 2 aは、ファイバ一光増幅器 2 1で発生する A S E光をカツトし、かつ D F B半導体レーザ 1 2の出力波長（波長幅は l p m程度以下）を透過させることで、透過光の波長幅を実質的に狭帯化するものである。これにより、 A S E光が後段のファイバ一光増幅器に入射してレーザ光の増幅利得を低下させるのを防止することができる。ここで、狭帯域フィル夕はその透過波長幅が 1 p m程度であることが好ましいが、 A S E光の波長幅は数 + n m程度であるので、現時点で得られる透過波長幅が 1 0 0 p m程度の狭帯域フィル夕を用いても実用上問題がない程度に A S E光をカットすることができる。 D F B半導体レーザ 1 2の出力波長を積極的に変化させる場合、その出力波長に応じて狭帯域フィル夕を交換するようにしてもよいが、その出力波長の可変幅（露光装置では一例として前述した ± 2 0 p m程度）に応じた透過波長幅（可変幅と同程度以上）を持つ狭帯域フィル夕を用いておくことが好ましい。

以上の構成では、レーザとして D F B半導体レーザを用い、光分岐手段の分岐要素として平板導波路型スプリッ夕を用いた例について説明したが、レーザ光源としては、所望の波長で発振するレーザであれば良く、例えばエルビウム（ E r ) · ド一プ ' ファイバー■ レ一ザであっても同様の効果を奏する。また、光分岐手段の分岐要素としては、平板導波路スプリツ夕と同様に、光を並列に分岐するものであれば良く、例えばファィバースプリッ夕や、部分透過鏡を用いたビームスプリッ夕であっても同様の効果を奏する。

第 2段ファイバ一光増幅器 2 5もエルビウム（E Γ· ) · ドープ ' フアイバー光増幅器（ED FA) から構成され、励起用の半導体レーザ 2 5 a からの出力が WDM 2 5 bを等してドープ ' ファイバーが励起され、第 2段ファイバ一光増幅器 2 5による光増幅を行う。第 2段ファイバ一光増幅器 2 5の出力は、狭帯域フィル夕 2 6 aおよび光アイソレー夕 2 6 bを通って第 3段ファイバ一光増幅器 3 0に導かれる。

この第 3段ファイバ一光増幅器 3 0は、最終段の光増幅を行う装置であり高ビーク出力光増幅器となる。このため、ファイバ一中での非線形効果による増幅光のスぺクトル幅の増加を避けるべく、ファイバーモ一ド径が通常通信で用いられているもの（ 5〜 6 m) よりも広い、例えば 1 5〜 2 5 zmの大モ一ド径ファイバ一光増幅器を使用することが望ましい。

また、第 3段ファイバ一光増幅器 3 0において高出力を得るためには、大モ一ド径フアイバー 3 5に代えて、ファイバ一 ' クラッドが二重構造となったダブル 'クラッド 'フアイバ一 3 8を用いるようにしてもよい。このファイバ一 3 8の断面図の一例を第 3図に示す。この構造では、コァ 3 8 aの部分にレーザ光の増幅に寄与するイオンがド一プされており、増幅されるレーザ光（信号）がこのコア内を伝搬する。コアを取り巻く第 1クラッド 3 8 bに励起用半導体レーザを力ップリングする。この第 1クラッド 3 8 bはマルチモードであり、断面積も大きいため高出力の励起用半導体レーザ光の伝導が容易であり、マルチモード発振の半導体レーザを効率よくカツプリングし、励起用光源を効率よく使用することができる。第 1クラッド 3 8 bの外周には第 1クラヅドの導波路を形成するための第 2クラヅド 3 8 cが形成されている。この大モード径ファイバーを用いた第 3段フアイバー光増幅器 3 0で増幅されたレーザ光は波長変換部 4 0に入射し、ここで波長がエキシマレーザ光の波長と同一の略 1 9 3 n mの紫外レーザ光に波長変換される c この大モ一ド径ファイバ一を伝播する増幅されるべきレーザ光（信号）は、主に基本モードであることが望ましく、これは、シングルモードあるいはモード次数の低いマルチモ一ドファイバ一において、主に基本モ ―ドを選択的に励起することにより実現できる。大モード径ファイバ一光増幅器 3 0の入射側に設けられたアイソレー夕 2 6 bによって、戻り光の影響が低減される。

また、標準的なモード径を持つ筚 2段ファイバ一光増幅器 2 5 と大モード径（第 3段）ファイバ一光増幅器 3 0との間に、第 3段ファイバー光増幅器 3 0から発生する A S E光を除去するために狭帯域フィル夕 2 6 aが設けられている。

標準的なモード径を持つ前段のファイバ一光増幅器 2 5と、上記モード径の広い最終段のファイバ一光増幅器 3 0 との接続は、テーパ状にモ一ド径が増加するフアイバーを用いて行う。

上記ファイバ一光増幅器 2 1 , 2 5， 3 0用の光ファイバ一として石英ファイバ一、又はシリケィト系ファイバーを用いることができるが、これらの他にフッ化物系ファイバー、例えば Z B L A Nファイバーを用いるようにしてもよい。このフヅ化物系ファイバ一では、石英やシリケィト系などに比べてエルビウム · ドープ濃度を大きくすることができ、これにより増幅に必要なファイバ一長を短縮することができる。

このフッ化物系ファイバ一は、特に最終段のファイバ一光増幅器 3 0 に適用することが望ましく、ファイバ一長の短縮により、パルス光のフアイバー伝播中の非線形効果による光散乱（例えば、 Stimulated Raman Scattering) を抑えることができ、所望の波長を保った光ピークパヮ一のパルス増幅が可能となる。

ところで、前述のように二重構造のクラッドを持つファイバ一光増幅器の出力波長として 1. 5 1〜 1. 59 mを使用する場合には、ドープするイオンとしてエルビウムに加えィヅトリビゥムを共にド一プすることが好ましい。これは半導体レーザによる励起効率を向上させる効果があるためである。すなわち、エルビゥムとイツトリピウムの両方をド —プする場合、イツトリビゥムの強い吸収波長が 9 1 5〜 9 75 n m付近に広がっており、この近傍の波長で各々異なる発振波長を持つ複数の半導体レーザを WD により結合させて第 1クラッドにカツプリングすることで、その複数の半導体レーザを励起光として使用できるため大きな励起強度を実現することができる。

また、フアイバ一光増幅器のド一プ · ファイバ一の設計については、本発明のようにあらかじめ定められた一定の波長で動作する装置では、所望の波長におけるファイバ一光増幅器の利得が大きくなるように材質を選択する。本発明では、 Ar Fエキシマレーザと同じ出力波長（ 1 9 3〜 1 94 nm) を得るものであり、このような装置において、光増幅器用ファイバ一を用いる場合には所望の波長、例えば 1.548 mで利得が大きくなる材質を選ぶことが望ましい。

第 3段すなわち最終段のファイバ一光増幅器 30の出力端 36は四つのチャンネル全てが集められて束ねられ、第 4図に示すように、矩形状もしくは直線状（第 4図（a) もしくは第 4図（b) 参照）に成形される。なお、第 5図に示すように、光増幅器における最終段の各ファイバ -35の出力端部 36では、そのフアイバ一 35内のコア 3 5 aの径を出力端に向けてテーパ状に徐々に広げて配設し、出力端面 3 6での光のパワー密度（単位面積当たりの光強度）を小さくしてやることが好ましい。このとき、テーパの形状はコア径の広がりが出力端面 3 6に向けて十分緩やかに増加し、増幅されたレーザ光がテーパ部を伝搬する際にフアイバ—中での伝搬横モードが保存され、他の横モードの励起が十分無視できる程度（例えば数 mrad程度）となるように設定する。

このように設定することにより、ファイバーの出力端面 3 6における光のパワー密度を低下させることができ、ファイバ一の損傷において最も問題であるファイバー出力端部のレーザ光による損傷を大幅に抑制する効果が得られる。この効果は、ファイバ一光増幅器の出力端から射出されるレーザ光のパワー密度が高いほど（例えば光強度が高いほど、また同一パワーに対するコァ径が小さいほど）大きな効果が得られる。なお、以上の各実施形態では、戻り光の影響を避けるため、各接続部に適宜アイソレー夕等を揷入し、また良好な E D F A増幅特性を得るために狭帯域フィル夕を揷入する構成例を示した。但し、アイソレータ又は狭帯域フィル夕を配置する箇所、あるいはその数は前述の実施形態に限定されるものではなく、例えば本発明によるレーザ治療装置の要求精度などに応じて適宜決定すればよく、アイソレータと狭帯域フィル夕との少なくとも一方を一切設けないこともある。

なお狭帯域フィル夕は、所望の波長のみに対して高透過率が得られればよく、フィル夕の透過波長幅は 1 p m以下で十分である。このように狭帯域フィル夕を用いることにより、フアイバー光増幅器で発生する自然放出光 A S E (Amplified Spontaneous Emission) によるノイズを軽減でき、また、前段のファイバ一光増幅器からの A S Eによる、基本波出力の増幅率低下を押さえることができる。

以上の構成ではスプリヅ夕によって 4列に分岐する例を示したが、これをスプリッ夕を用いずに第 6図に示すように 1列のフアイバ一増幅器を用いて構成することもできる。第 6図では、ファイバ一光増幅器 1 2 0において光アイソレー夕 2 2 bと W D M 2 5 bとの間にスプリツ夕は設置されていない。

以上のようにしてファイバ一光増幅器 20， 12 0において増幅されて出力端 3 6から出力される波長 1. 544〃mのパルス光は、非線形光学結晶を用いた波長変換部 40において、スぺクトル線幅の狭い紫外光パルス出力に変換される。この波長変換部 40の構成について以下に説明する。

第 7図に波長変換部 40の第 1の実施形態を示しており、ファイバー

3 5の出力端 3 6から射出される波長 1. 544〃mの基本波を、非線形光学結晶を用いて 8倍波（高調波）に波長変換して、 Ar Fエキシマレーザと同じ波長である 1 93 nmの紫外光を発生する構成例を示している。ファイバ一 3 5の出力端 36から出力される波長 1 · 544 /m (周波数 ω) の基本波は、非線形光学結晶 4 1 , 42, 43を図中左から右に向かって透過して出力される。なお、非線形光学結晶 4 1 , 42 ,

43の間には、図示のように集光レンズ 44 , 45が配設されている。これら基本波が非線形光学結晶 4 1を通る際に、 2次高調波発生により基本波の周波数 ωの 2倍、すなわち周波数 2 ω (波長は 1/2の 77 2 nm) の 2倍波が発生する。発生した 2倍波は右方向へ進み、次の非線形光学結晶 42に入射する。ここで再び第 2次高調波発生を行い、入射波の周波数 2 ωの 2倍、すなわち基本波に対し 4倍の周波数 4ω (波長は 1/4の 386 nm) をもつ 4倍波が発生する。発生した 4倍波はさらに右の非線形光学結晶 43に進み、ここで再び第 2次高調波発生を行い、入射波の周波数 4ωの 2倍、すなわち基本波に対し 8倍の周波数 8 ωを有する 8倍波（波長は 1 / 8の 1 93 nm) を発生する。

前記波長変換に使用する非線形光学結晶としては、例えば基本波から 2倍波への変換を行う非線形光学結晶 4 1には LiB₃0₅ (L B 0) 結晶を、 2倍波から 4倍波への変換を行う非線形光学結晶 42には LiB₃0₅ (LBO) 結晶を、 4倍波から 8倍波への変換を行う非線形光学結晶 4 3には Sr₂Be₂B₂O₇ ( S B B 0 ) 結晶を使用する。ここで、 L B 0結晶を使用した基本波から 2倍波への変換には、波長変換のための位相整合に LB〇結晶の温度調節による方法、 Non-Critical Phase Matching： NCPMを使用する。 NCPMは、非線形光学結晶内での基本波と第二高調波との角度ずれ (Walk-off)が起こらないため高効率で 2倍波への変換を可能にし、また発生した 2倍波は Walk-offによるビームの変形も受けないため有利である。

波長変換部は上記の構成に限られず、種々の構成があり、例えば、第 8図に第 2の実施形態に係る波長変換部 140の構成を示している。この波長変換部においては、基本波（波長 1. 544 m) 2倍波（波長 772 nm)—3倍波（波長 5 1 5 n m)→ 4倍波（波長 386 n m) 7倍波（波長 22 1 nm) →8倍波（波長 1 93 nm) の順に波長変換する。

第 1の波長変換部 14 1では、基本波から 2倍波への 2次高調波発生の変換に L B 0結晶が前述した N C PMで使用される。第 1波長変換部 (LB 0結晶） 14 1は、基本波の一部を波長変換せずに透過させるとともに、基本波を波長変換して 2倍波を発生し、この基本波と 2倍波はともに第 2波長変換部 142に入射する。

第 2波長変換部 142では、第 1波長変換部 14 1で発生した 2倍波と、変換せずに透過した基本波とから和周波発生により 3倍波（波長 5 1 5 nm) を得る。波長変換結晶としては L B 0結晶が用いられるが、第 1波長変換部（LB0結晶） 14 1とは温度が異なる NCPMで使用される。このようにして得られた 3倍波と、波長変換されずに透過した 2倍波および基本波は、第 1ダイクロイツクミラー 1 5 1により分離され、第 1ダイクロイツクミラ一 1 5 1で反射された 3倍波は、レンズを通って全反射ミラー 1 6 1で反射された後、第 3ダイクロイツクミラー 1 5 3に入射する。

—方、第 1ダイクロイツクミラ一 1 5 1を通過した 2倍波および基本波は、第 2ダイクロイツクミラー 1 5 2において分離され、第 2ダイクロイヅクミラー 1 5 2により反射された 2倍波は L B 0結晶を用いた第 3波長変換部 1 4 3において入射波の周波数 2 ωの 2倍、すなわち基本波に対し 4倍の周波数 4 ω (波長は 1/4の 3 8 6 nm) をもつ 4倍波に変換される。この 4倍波は第 3ダイクロイツクミラー 1 5 3において反射され、全反射ミラー 1 6 1 により反射されるとともに第 3ダイク口イツクミラー 1 5 3を通過した 3倍波と一緒になつて B B 0結晶を用いた第 4波長変換部 1 44に入射する。第 4波長変換部 1 44においては、このように入射された 3倍波と 4倍波との和周波発生により 7倍波を形成し、この 7倍波は第 4ダイクロィヅクミラ一 1 5 4に入射される。

また、第 2ダイクロイツクミラー 1 5 2を通過した基本波は、第 2全反射ミラ一 1 6 2により反射されて第 4ダイクロイツクミラー 1 5 4に入射する。第 4ダイクロイツクミラー 1 5 4においては、上記のように入射された 7倍波と基本波とを、 C L B 0結晶を用いた第 5波長変換部 1 5に入射させる。第 5波長変換部 1 4 5においては、このように入射された基本波と 7倍波との和周波発生により 8倍波を形成し、この 8 倍波が出力レーザ光として出力される。

第 9図には、第 3の実施形態に係る波長変換部 2 4 0の構成を示している。この波長変換部においては、基本波（波長 1 . 5 44〃m) 2 倍波（波長 7 7 2 nm) →3倍波（波長 5 1 5 nm) → 6倍波（波長 2 5 7 nm) 倍波（波長 2 2 1 nm) →8倍波（波長 1 9 3 nm) の順に波長変換する。

第 1の波長変換部 2 4 1では、基本波から 2倍波への 2次高調波発生の変換に L B 0結晶が前述した N C P Mで使用される。第 1波長変換部 ( L B 0結晶） 2 4 1は、基本波の一部を波長変換せずに透過させるとともに、基本波を波長変換して 2倍波を発生し、この基本波と 2倍波は、ともに第 2波長変換部 2 4 2に入射する。

第 2波長変換部 2 4 2では、第 1波長変換部 2 1で発生した 2倍波と、変換せずに透過した基本波とから和周波発生により 3倍波（波長 5 1 5 n m ) を得る。波長変換結晶としては L B 0結晶が用いられるが、第 1波長変換部（L B O結晶） 2 1 とは温度が異なる N C P Mで使用される。このようにして得られた 3倍波と、波長変換されずに透過した基本波は、第 1ダイクロイツクミラ一 2 5 1により分離され、第 1ダイクロイツクミラー 2 5 1で反射された 3倍波は、 B B 0結晶を用いた第 3波長変換部 2 4 3に入射され、ここで 6倍波に変換される。この 6倍波は第 1全反射ミラー 2 6 1で反射されて第 2ダイクロイツクミラー 2 5 2に入射する。

—方、第 1ダイクロイツクミラー 2 5 1を通過した基本波は、第 2全反射ミラー 2 6 2で反射されて第 2ダイクロイックミラー 2 5 2に入射する。このようにして第 2ダイクロイヅクミラ一 2 5 2に入射された 6 倍波および基本波は、第 2ダイクロイツクミラー 2 5 2において合流して C L B 0結晶を用いた第 4波長変換部 2 4 4に入射される。第 4波長変換部 2 4 4においては、このように入射された 6倍波と基本波とを合成して 7倍波を形成するとともに基本波の一部はそのまま通過させる。このようして第 4波長変換部 2 4 4から出力された 7倍波はダイクロイックミラー 2 5 4で反射され、基本波はダイクロイツクミラ一 2 5 4を透過し、それぞれ、レンズで集光された後、第 3ダイクロイツクミラー 2 5 3において合流されて C L B 0結晶を用いた第 5波長変換部 2 4 5 に入射されて合成され、ここで 8倍波が形成され、この 8倍波が出カレ一ザ光として出力される。

なお、以上説明した第 7図〜第 9図の各例において図示の如く光学レンズが配設されている。また、偏光方向を所望の方向に合わせるため、波長板を適宜配設してもよい。また、波長変換部の構成は上記のものに限られず、基本波である 1. 5 44〃mの 8倍波を発生させる構成であれぱよい。例えば、基本波（波長 1. 5 44 m) 2倍波（波長 7 7 2 nm) →3倍波（波長 5 1 5 nm) →4倍波（波長 3 8 6 nm) →6 倍波（波長 2 5 7 nm) 7倍波（波長 2 2 1 nm) →8倍波（波長 1 9 3 nm) の順に波長変換することによつても同様の効果を奏する。このとき、この波長変換に使用する非線形光学結晶としては、例えば基本波から 2倍波への変換結晶には L B 0結晶を、 2倍波から 4倍波への変換結晶には LB 0結晶を、 2倍波と 4倍波との和周波発生による 6 倍波発生には B B 0結晶を、基本波と 6倍波との和周波発生による 7倍波発生には B B 0結晶を、基本波と 7倍波との和周波発生による 8倍波発生には L B O結晶を使用することで達成できる。この場合にも 8倍波発生に LB 0結晶を使用できるため結晶の損傷が問題とならない点で有利である。

以上、 1列のファイバーを用いて波長変換する場合の例を示したが、バンドルの場合も同様の方法で行い、レンズ部分にバンドルの波長変換が可能なレンズアレイ等を用いる。

次に、以上のように構成されたレーザ装置 1 0から発生した、波長が A r Fエキシマレーザ光の波長 1 9 3 nmと同一となるレーザ光を、眼球 E Yの角膜 H Cの表面に導いてここに照射させる照射光学装置 6 0および観察光学装置 8 0について、説明する。なお、前述したように、レ —ザ装置 1 0においては、固体レーザを 1. 5 1〃m〜 l . 5 9〃の範囲内に発振波長を持つ D F B半導体レーザもしくはファイバーレ一ザから構成しているので、波長変換器により、固体レーザからの上記波長のレーザ光は、 1 8 9 η π！〜 1 9 9 n mの範囲内となる 8倍高調波を有したレーザ光に変換されて出力される。このようにこのレーザ光は A r Fエキシマレ一ザ光と略同一の波長のレーザ光であるが、そのパルス発振の繰り返し周波数は 1 0 0 k H z と非常に高いものとなっている。

この照射光学装置 6 0および観察光学装置 8 0の第 1実施形態を第 1 0図に示している。照射光学装置 6 0は、上記レーザ装置 1 0から射出される波長 1 9 3 n mのレーザ光を細いビーム状に集光する集光レンズ 6 1 と、このように集光されたビーム状レーザ光を反射させて治療対象となる眼球 E Yの角膜 H Cの表面に照射させるダイクロイツクミラー 6 2 とを有して構成される。これにより、角膜 H Cの表面にレーザ光がスポット光として照射され、この部分の蒸散を行わせる。このとき、 X— Y移動テーブル 3により、装置筐体 1全体を X方向および Y方向に移動させて角膜 H Cの表面上に照射されるレーザ光スポットを走査移動させ、角膜表面のアブレーシヨンを行い、近視、乱視、遠視等の治療を行う。

このような治療は、眼科医等の術者が観察光学装置 8 0を介して目視観察しながら X— Y移動テーブル 3の作動を制御して行われる。この観察光学装置 8 0は、治療対象となる眼球 E Yの角膜 H Cの表面を照明する照明ランプ 8 5 と、照明ランプ 8 5により照明された角膜 H Cからの光をダイクロイツクミラ一 6 2を透過して受ける対物レンズ 8 1 と、対物レンズ 8 1からの光を反射させるプリズム 8 2 と、この光を受ける接眼レンズ 8 3 とから構成され、接眼レンズ 8 3を通して角膜 H Cの拡大像を観察できるようになっている。

なお、この例では X— Y移動テーブル 3の移動制御は手動制御によるが、角膜 H Cの形状を測定する形状測定装置を設け、形状測定装置により測定された角膜表面の形状に基づいて自動的にレーザ光の照射を行うように X— Y移動テーブル 3の作動を自動制御する装置、すなわち照射位置調整装置を設けてもよい。

上記の例では、 X— Υ移動テーブル 3により装置全体を平面的に移動させて角膜 H Cの表面へ照射されるレーザ光スポットを操作するようにしているが、レーザ光照射位置の走査を光学的に行わせてもよい。この例を第 1 1図に示しており、照射光学装置 6 0 ^f は、上記レーザ装置 1 0から射出される波長 1 9 3 n mのレーザ光を細いビーム状に集光する集光レンズ 6 1を有し、このように集光されたビーム状レーザ光を第 1 反射ミラ一 6 3により反射させて第 1サ一ボミラ一 6 4に入射させ、さらに、第 1サーボミラ一 6 4により反射させて第 2サーボミラー 6 5に入射させ、第 2サ一ボミラー 6 5から反射したレ一ザ光を第 2反射ミラ一 6 6により反射させてダイクロイツクミラ一 6 2に入射させ、ダイクロイックミラ一 6 2から治療対象となる眼球 E Yの角膜 H Cの表面に照射させるように構成される。なお、第 1 1図の装置において、第 1 0図の装置と同一部分には同一番号を付しており、その説明は重複するため省略する。

第 1および第 2サ一ボミラー 6 4 , 6 5はそれぞれミラー面の角度を調整するサ一ボ乇一夕 6 4 a , 6 5 aを有し、サーボモ一夕 6 4 a , 6 5 aによりミラ一面角度を移動させて、角膜 H Cの表面に照射されるレ —ザ光スポットを走査移動させ、角膜表面のアブレーシヨンを行い、近視、乱視、遠視等の治療を行う。なお、このときにも、眼科医等の術者が観察光学装置 8 0を介して角膜 H Cの表面を目視観察しながらサーボモー夕 6 4 a , 6 5 aの作動を制御する。さらに、上記と同様に、角膜 H Cの形状を測定する形状測定装置を設け、形状測定装置により測定された角膜表面の形状に基づいて自動的にレーザ光の照射を行うようにサーボモー夕 6 4 a , 6 5 aの作動を自動制御する装置、すなわち照射位置調整装置を設けてもよい。

以上のようにして、レーザ装置 1 0から発生するパルスレーザ光を角膜表面に照射して角膜表面のアブレーシヨンを行い、近視、遠視、乱視等の治療が行われる。このとき、レーザ装置 1 0から発生するレーザ光は、 1 0 0 k H z (パルス幅 I n s ) という非常に高い周波数のパルス状レ一ザ光であるため、パルス光スポヅトを角膜表面で走査してもスム —ズな走査が可能であり、且つパルス幅が非常に小さいため、パルスェネルギ一のほとんどが物質結合切断に用いられて熱蒸散の発生が抑えられる。なお、本発明によるレーザ治療装置では、パルス光（パルス状レ —ザ光）のパルス幅およびその繰り返し周波数を制御可能であり、熱蒸散の発生を良好に抑えることができるパルス幅（すなわち、 0 . 5 ii s 〜 3 n sのパルス幅）および繰り返し周波数（すなわち、 1 0 k H z〜 1 0 0 k H zの繰り返し周波数）を実現している。

このようなレーザ治療装置による近視治療は、例えば、角膜 H Cの表面における第 1 2図においてハッチングした部分 Aを、レーザ装置 1 0 からのレーザ光の照射により蒸散させてアブレ一ションさせることにより行われる。第 1 0図および第 1 1図に示すレーザ治療装置の場合には、角膜表面に照射されるレーザ光スポッ卜位置を走査移動させてハツチング部 Aのアブレーシヨンを行わせるものであるが、第 1 3図に示すようなレーザ治療装置によるアブレ一シヨンを行わせてもよい。なお、第 1

3図に示すレーザ治療装置において、第 1 0図および第 1 1図に示す装置と同一部分には同一番号を付して説明する。

第 1 3図に示す装置は、照射光学装置 1 6 0 と観察光学装置 8 0とを有して構成される。観察光学装置 8 0は上記のものと同一の構成であり、その説明は省略する。照射光学装置 1 6 0は、レーザ装置 1 0から射出される波長 1 9 3 n mのレーザ光を所定の大きさの円筒ビーム状に集光する集光レンズ 1 6 1 と、このように集光された円筒ビーム状レーザ光を反射させて治療対象となる眼球 E Yの角膜 H Cの表面に照射させるダィクロイツクミラー 1 6 2 と、眼球 E Yに近接する位置に配設されたフィル夕 1 6 3 とを有して構成される。

集光レンズ 1 6 1により作られる円筒ビーム状レーザ光は、第 1 4図に示すように、角膜 H Cの表面における治療対象となる領域をカバーする程度の直径 dを有した円筒状のレーザ光である。フィルタ 1 6 3は中央部においてレーザ光を良く透過させ、周辺部での透過率が低くなる性能を有しており、円筒ビーム状レーザ光がフィル夕 1 6 3を通過すると、そのレーザ光強度が第 1 4図（b ) に示すような分布となる。このような強度分布を有したレーザ光を角膜 H Cの表面に照射すると、強度の大きな部分のアブレ一シヨンが大きくなり、第 1 2図に示すハツチング部 Aを除去するアブレ一ションが行われる。これが特許請求の範囲に規定する照射制御装置に該当し、この照射制御装置は治療部位に対するレ一ザ光の照射強度を調整する。

また、フィル夕 1 6 3に代えて所定形状の開口を有した複数の遮光部材を用いてもよい。例えば、同心円上に径が異なる複数の遮光部材を準備し、小さな開口の遮光部材を用いて角膜 H Cの中央部をまずアブレ一シヨンし、開口面積を徐々に大きくなるように遮光部材を交換しながらアブレーシヨンを繰り返して第 1 2図に示すハツチング部 Aのアブレ一シヨンを行わせることも可能である。これが特許請求の範囲に規定する照射制御装置に該当し、この照射制御装置は治療部位に対するレーザ光の照射領域を調整する。

上述のレーザ治療装置において、角膜 H Cの表面に照射されるレーザ光の強度がアブレーシヨンの大きさに大きく関係するため、レーザ光強度調整が必要であるが、この強度調整は、レーザ装置 1 0内における、レーザ 1 2からの発振周波数調整、第 3段ファイバ一光増幅器 3 0における半導体レーザ 3 1 a， 3 1 bからの発生光量制御等により簡単に行うことができる。これが特許請求の範囲に規定するレーザ光の強度を調整する強度調整器に該当する。なお、このような強度調整のためには実際のレーザ光強度を測定するレーザ光強度測定器を設け、このレーザ光強度測定器により測定された実レーザ光強度が所望の強度であるか否かを判断し、所望強度から外れているときには、これを較正する必要がある。この強度較正は、上記強度調整器の作動制御を行うことにより可能であり、このように強度調整器の作動制御を行うために特許請求の範囲に規定するレーザ光強度較正器が用いられる。

以上においては、レーザ光発生部 1 1においてレーザ光源として D F B半導体レーザ 1 2とファイバー増幅器を用いているが、これに代えて、 Qスイッチパルス E r ： Y A Gレーザや、 Qスイッチパルス E r ： G 1 a s s レーザを用いてもよい。この場合には、波長が約 1 5 5 0 n mのレ一ザ光が出力され、これを波長変換して 8倍の高調波となる 1 9 4 n mのレーザ光を得ることができる。産業状の利用可能性

以上説明したように、本発明に係るレーザ治療装置は、レーザ光を角膜に照射して表面のアブレ一シヨン（ P R K： Photorefractive Keratectomy) あるいは切開した角膜内部のアブレ一シヨン（L A S I K : Laser Intrastromal Keratomileusis) を行い、角膜の曲率もしくは凹凸を矯正して近眼、乱視などの治療を行うことに利用することができる。もちろん、本発明の利用分野は、上記角膜の治療のみに限られるものではなく、他の治療にも利用可能なものである。

Claims

請求の範囲

1 . 所定の波長のレーザ光を発生させる固体レーザを有するレーザ光発生器、前記レーザ光発生器によって発生された前記レーザ光を増幅する光増幅器および前記光増幅器により増幅されたレーザ光を非線形光学結晶を用いて波長が略 1 9 3 n mの治療用レーザ光に波長変換する波長変換器を備えて構成されるレーザ装置と、前記レーザ装置により発生された前記治療用レーザ光を、治療部位に導いて照射させる照射光学装置とを有することを特徴とするレーザ治療装置。

2 . 前記固体レーザは、 1 . 5 1〃m〜 l . 5 9 z mの範囲内に発振波長を持つ D F B半導体レーザもしくはファイバ一レーザからなり、前記波長変換器は、前記固体レ一ザからのレーザ光を 1 8 9 n m〜 1 9 9 n mの範囲内となる 8倍高調波に変換させることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載のレーザ治療装置。

3 . 前記治療部位が角膜であることを特徴とする請求の範囲第 1項又は第 2項に記載のレーザ治療装置。

4 . 前記治療部位への前記治療用レーザ光の照射状況を観察可能な治療部位観察装置を有することを特徴とする請求の範囲第 1項から第 3項のうちいずれか 1項に記載のレーザ治療装置。

5 . 前記照射光学装置による前記治療用レ一ザ光の治療部位への照射状態を制御する照射制御装置を有することを特徴とする請求の範囲第 1 項から第 4項のうちいずれか 1項に記載のレーザ治療装置。

6 . 前記照射光学装置により前記治療用レーザ光がスポット光として治療部位に照射され、前記照射制御装置が前記スポット光を治療部位に対して走査させるようにされていることを特徴とする請求の範囲第 5項に記載のレーザ治療装置。

7 . 前記照射光学装置により前記治療用レーザ光が治療部位の所定範囲に広がって照射され、前記照射制御装置は前記治療部位と前記照射光学装置との間に配設されて前記治療用レーザ光の前記治療部位に対する照射領域を可変調整するようにされていることを特徴とする請求の範囲第 5項に記載のレーザ治療装置。

8 . 前記照射光学装置により前記治療用レーザ光が治療部位の所定範囲に広がって照射され、前記照射制御装置は前記治療部位と前記照射光学装置との間に配設されて前記治療用レーザ光の前記治療部位に対する照射強度を可変調整するようにされていることを特徴とする請求の範囲第 5項に記載のレーザ治療装置。

9 . 治療部位の形状を測定する形状測定装置を有し、前記形状測定装置により測定された前記治療部位の形状に基づいて前記照射制御装置による前記治療用レーザ光の照射制御を行うことを特徴とする請求の範囲第 5項から第 8項のうちいずれか 1項に記載のレーザ治療装置。

1 0 . 前記レーザ装置が、前記レーザ装置から発生される前記治療用レーザ光の強度を調整する強度調整器を有することを特徴とする請求の範囲第 1項から第 9項のうちいずれか 1項に記載のレーザ治療装置。

1 1 . 前記レーザ装置から発生される前記治療用レーザ光の強度を測定するレーザ光強度測定器と、前記レーザ光強度測定器により測定された前記治療用レーザ光の強度を所定の強度に較正するレーザ光強度較正器とを備えることを特徴とする請求の範囲第 1項から第 1 0項のうちいずれか 1項に記載のレーザ治療装置。 ·

1 2 . 前記レーザ装置により発生される前記治療用レーザ光がパルス光であり、前記パルス光のパルス幅が 0 . 5 n s〜 3 n sであることを特徴とする請求の範囲第 1項から第 1 1項のうちいずれか 1項に記載のレーザ治療装置。

1 3. 前記レーザ装置により発生される前記治療用レーザ光がパルス光であり、前記パルス光の繰り返し周波数が 1 0 kHz〜 1 00 kH z であることを特徴とする請求の範囲第 1項から第 1 2項のうちいずれか

1項に記載のレーザ治療装置。