WO2020054674A1 - 光プローブ、医療用レーザプローブ、および焼灼装置 - Google Patents

光プローブ、医療用レーザプローブ、および焼灼装置 Download PDF

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optical
laser
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義樹 野村
健吾 渡辺
松下　俊一
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古河電気工業株式会社
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    • G02B6/29317—Light guides of the optical fibre type

Definitions

  • the present invention relates to an optical probe, a medical laser probe, and an ablation device.
  • Patent Document 1 discloses a laser device used as a medical device in which an optical fiber for transmitting laser light for ablation is inserted inside an insertion member (catheter) inserted into a blood vessel of a living body.
  • This optical probe has a bent structure in which a distal end portion of an optical fiber is bent in a hook shape with a catheter inserted into a blood vessel. Therefore, in this medical device, by emitting laser light from the distal end surface of the optical fiber in a state where the catheter is inserted into the blood vessel, it is possible to cauterize the blood vessel wall located on the side with respect to the insertion direction of the catheter. .
  • the laser device for irradiating the laser beam is not limited to being applied to a medical cautery device, but may be applied to an industrial laser processing device.
  • a laser beam is emitted from the distal end surface of an optical fiber in a state where an optical probe is inserted into a thin tube like a blood vessel for medical use.
  • a laser beam is emitted at a desired intensity from the distal end surface of the optical fiber. It needs to be emitted. If the fiber is broken on the way, light leaks at the point where the fiber breaks, so that the desired intensity cannot be obtained, and the leaked light damages a healthy part. In order to prevent this, it is desired that the optical fiber be configured to detect a broken optical fiber.
  • the present invention has been made in view of the above, and an object of the present invention is to irradiate a laser beam toward an irradiation target positioned laterally in the insertion direction, such as in a small-diameter tube, and to break an optical fiber.
  • An object of the present invention is to provide an optical probe, a medical laser probe, and an ablation device that can be applied to detection.
  • an optical probe is provided with an optical fiber that propagates light of a plurality of wavelengths introduced from a plurality of light sources, and provided in the optical fiber.
  • a reflecting portion that transmits a laser beam of a first wavelength among the plurality of wavelengths and reflects light of a second wavelength among the plurality of wavelengths;
  • a traveling direction changing unit that changes the traveling direction of the laser light of the first wavelength transmitted through the reflecting unit to a direction different from the traveling direction before passing through the reflecting unit, wherein the traveling direction changing unit includes:
  • the optical fiber is constituted by a bending structure having a structure in which a distal end portion is bent, and the reflecting portion is provided closer to a base end of the optical fiber than the bending structure.
  • the medical laser probe includes the optical probe and a catheter to be inserted into a blood vessel, wherein the optical fiber has a size that can be inserted into a blood vessel, and the catheter
  • the laser light of the first wavelength inserted inside is the laser light for cauterization
  • the light of the second wavelength is monitor light for break detection
  • the advancing direction changing unit includes the laser light for cauterization.
  • the method is characterized in that a laser beam is irradiated from a distal end surface of the optical fiber toward a blood vessel wall.
  • the medical laser probe according to one aspect of the present invention is characterized in that the reflection section is a fiber Bragg grating formed on the optical fiber.
  • the medical laser probe according to one aspect of the present invention is characterized in that the reflection section is a reflection film provided in a slit formed in the optical fiber.
  • a medical laser probe includes a protective material for protecting the optical fiber, and the reflection film is fixed to the optical fiber by the protective material.
  • the reflection unit is a reflection film provided on a distal end surface of the optical fiber, and the traveling direction changing unit is configured to move the optical fiber with respect to the distal end surface.
  • the side irradiation mechanism is provided at a predetermined angle with respect to the extending direction of the optical fiber.
  • a reflecting surface that reflects light in a direction inclined toward the center.
  • the medical laser probe according to one aspect of the present invention includes a light transmitting member provided on a protective material for the optical fiber, and light reflected by the reflection surface of the side irradiation mechanism is configured to pass the light transmitting member. It is characterized by transmission.
  • the reflecting section is configured to reflect, in addition to the second wavelength, the first wavelength and a third wavelength different from the second wavelength. It is characterized by that.
  • the light of the third wavelength is monitor light for estimating a bending amount
  • the traveling direction changing unit transmits the ablation laser light to the optical fiber. Irradiation is performed from the distal end surface toward the blood vessel wall.
  • a medical laser probe according to one embodiment of the present invention wherein the third wavelength is from 800 nm to 2000 nm.
  • a medical laser probe according to one embodiment of the present invention wherein the second wavelength is from 400 nm to 800 nm.
  • the ablation apparatus is a medical laser probe, a plurality of light sources that emit light of a plurality of wavelengths introduced into the optical fiber, the plurality of light sources and the optical fiber optically.
  • the light source includes a cautery light source that generates the cautery laser light, and a monitor light source that generates the monitor light.
  • connection portion is configured as a replaceable part that is detachable from the medical laser probe and the multiplexer.
  • the cautery apparatus is characterized in that the connecting portion is formed by spatial coupling.
  • the cautery apparatus is characterized in that the power of the laser light passing through the connection portion is 100 W or less.
  • the cautery apparatus is characterized in that the power of the laser light passing through the connection part is 1 W to 30 W.
  • the reflecting unit reflects the first wavelength, a third wavelength different from the second wavelength
  • the monitor unit includes: The reflected light of the second wavelength light and the third wavelength light reflected by the reflection unit is monitored, and the plurality of light sources include a monitor light source that generates the monitor light. I do.
  • the ablation device is characterized in that the power of the light of the second and third wavelengths is 5 mW or less.
  • the cautery apparatus is characterized in that the power of the light of the second and third wavelengths is 1 mW or less.
  • FIG. 1 is a configuration diagram schematically illustrating the laser device according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view for explaining a portion on the distal end side of the optical fiber.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view for explaining a first modification of the first embodiment.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view for explaining a second modification of the first embodiment.
  • FIG. 5 is a sectional view for explaining a third modification of the first embodiment.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view for explaining a fourth modification of the first embodiment.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view for explaining a distal end portion of an optical fiber included in the laser device according to the second embodiment.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view illustrating a first modification of the second embodiment.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view for explaining a second modification of the second embodiment.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view for explaining a third modification of the second embodiment.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view for explaining a modification of each embodiment.
  • FIG. 12 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a laser device according to Modification 1 of each embodiment.
  • FIG. 13 is a schematic diagram showing a schematic configuration of a main part of the beam profile converter.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating input / output states of laser light.
  • FIG. 15 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification 2 of each embodiment.
  • FIG. 16 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification 3 of each embodiment.
  • FIG. 17 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification 4 of each embodiment.
  • FIG. 18 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification Example 5 of each embodiment.
  • FIG. 1 is a configuration diagram schematically illustrating the laser device according to the first embodiment.
  • the laser device 1 according to the first embodiment is configured to be able to be used as a laser ablation device for medical use, and transmits a plurality of wavelengths of light including laser light as ablation light through the same optical fiber. Device.
  • the laser device 1 includes an ablation LD2 as a first light source and a monitor LD3 as a second light source.
  • LD is a laser diode.
  • the ablation LD 2 is a light source that outputs the ablation light TL1.
  • the ablation light TL1 is light in a wavelength band called a “window of a living body”, that is, light in a red to near-infrared wavelength band near 650 nm to 1400 nm.
  • As the ablation light TL1 light having a wavelength of 980 nm is preferably used.
  • the ablation LD 2 has an output of 0.1 W or more.
  • an ablation LD 2 having an output of 1 W or more is used.
  • the monitoring LD 3 is a light source that outputs the monitoring light TL2.
  • the monitor light TL2 is a monitor light for break detection.
  • the monitor light TL2 has a wavelength in a range including the visible light wavelength band to the near infrared wavelength band, and has a wavelength of 1600 ⁇ m or less.
  • the monitor light TL2 has a wavelength of 400 nm to 800 nm, and preferably has a short wavelength of 600 nm to 650 nm as an optimal solution.
  • monitor light having a wavelength of 635 nm or 650 nm included in the visible light wavelength band is used. Since the influence of bending loss is small, the monitor light TL2 preferably has a shorter wavelength.
  • the monitor light TL2 is preferably 400 nm or more.
  • the output of the monitoring LD 3 is 5 mW or less.
  • the monitoring LD 3 preferably has an output of 1 mW or less (at the connection section 6). That is, the power of the monitoring light TL2 is 5 mW or less, preferably 1 mW or less. Thus, the monitoring light TL2 takes account of the eye safe.
  • the monitoring LD 3 may be configured to output a plurality of different wavelengths. For example, LDs that output a plurality of lights having different wavelengths may be collectively used as the monitoring LD 3 as the monitoring LD 3.
  • the outputs of the plurality of LDs may be multiplexed (combined) in advance by a multiplexer (not shown), or the outputs of the plurality of LDs may be directly input to the multiplexer 4.
  • the ablation LD 2 and the monitoring LD 3 are connected to the input side of the multiplexer 4.
  • the multiplexer 4 combines (combines) the ablation light TL1 output from the ablation LD2 and the monitoring light TL2 output from the monitoring LD3.
  • the multiplexer 4 includes, for example, a wavelength division multiplexing (WDM) coupler, an optical combiner, a tap coupler, a spatial coupling optical system, and the like.
  • WDM wavelength division multiplexing
  • a plurality of multiplexers 4 may be connected.
  • two optical combiners can be stacked in two stages and used in 2by1 or 3by1.
  • a plurality of multiplexers 4 can be used in a combination of an optical combiner and a tap coupler.
  • the combined ratio of the tap couplers is preferably a ratio of 80:20 or more, and for example, 90:10, 95: 5, and 99: 1 can be set.
  • the output side of the multiplexer 4 is connected to a tap coupler (TAP) 5 functioning as an extraction unit for monitoring the reflected light RL.
  • TAP tap coupler
  • the output from the multiplexer 4 is input to the input section of the tap coupler 5.
  • An optical fiber 7 is optically connected to an output section of the tap coupler 5 via a connection section 6.
  • the tap coupler 5 has a configuration necessary for monitoring the reflected light RL, and functions as a tap coupler (monitor light receiving tap coupler) for extracting the reflected light RL.
  • the tap coupler 5 is an asymmetric tap coupler, and the combination ratio can be set to 80:20 or more, and can be preferably set to 90:10, 95: 5, and 99: 1. More preferably, the tap coupler 5 is set to have a combining ratio of 99: 1.
  • connection unit 6 is configured to make the optical probe 10 replaceable.
  • a connection section 6 is provided between the tap coupler 5 and the optical fiber 7.
  • the optical probe 10 is configured to include the optical fiber 7 on the distal end side of the connecting portion 6 and includes the reflecting portion 11 and the bending portion 12 provided on the optical fiber 7.
  • the optical probe 10 When the laser device 1 is a medical laser ablation device, the optical probe 10 is inserted into the inside of the catheter 8 and inserted into the blood vessel.
  • the optical probe 10 and the catheter 8 constitute a medical laser probe.
  • This catheter 8 is a disposable part.
  • the optical probe 10 is also a disposable part. Therefore, in order to dispose of the optical probe 10 and the catheter 8, a connecting portion 6 is provided to make the optical fiber 7 detachable from the tap coupler 5. That is, the connection between the catheter 8 on the disposable side and the device on the reusable side is made by the connecting portion 6.
  • connection section 6 in addition to a connector (FC connector, SC connector, SMA connector, ST connector, or the like) used for normal fiber connection, the device and the optical fiber 7 may be connected by spatial coupling using a lens.
  • the connection portion 6 is configured by a connector having a connection end surface (connector end surface) and a spatial coupling portion having a lens.
  • the connecting portion 6 is formed of a connector, if there is a minute foreign matter in the connecting end face, there is a risk of being ignited by the laser beam. However, if the connecting portion 6 is formed by spatial coupling, it should be suppressed. Can be.
  • the connection section 6 is configured to be detachable from the optical fiber 7 in addition to the tap coupler 5. Thus, in the optical probe 10, the connecting portion 6 can be removed from the optical fiber 7 and replaced.
  • the power of the laser beam passing through the connecting portion 6 is 100 W or less.
  • the power of the laser light passing through the connection part 6 is 1 W to 30 W. That is, the power of the ablation light TL1 passing through the connecting portion 6 is 100 W or less, and preferably 1 W to 30 W.
  • the connection part 6 is formed of a spatial coupling part, deterioration and ignition at the spatial coupling part can be suppressed.
  • the optimum wavelength of the spatial coupling portion is set to be substantially equal to the wavelength of the ablation light TL1. Thereby, the leakage of the laser light to the outside can be minimized, and the reliability of the connection portion 6 can be improved.
  • the optical fiber 7 is an optical fiber that propagates the ablation light TL1 output from the ablation LD2 and the monitoring light TL2 output from the monitoring LD3, and extends in the longitudinal direction.
  • the optical fiber 7 is provided with a reflecting portion 11 having a reflecting function and a bending portion 12 having a function of changing the traveling direction of light (a traveling direction changing function).
  • the reflection function is a function of reflecting a part of the light propagating in the optical fiber 7 toward the base end in the longitudinal direction.
  • the light traveling direction changing function is a function of changing the traveling direction of the light transmitted through the reflecting unit 11 to a direction different from the traveling direction before transmitting the light through the reflecting unit 11.
  • the reflector 11 transmits the cautery light TL1 and reflects the monitor light TL2. That is, the reflecting section 11 is formed of a member that reflects light of at least one wavelength and transmits at least one wavelength.
  • the reflection unit 11 is configured by an FBG (fiber Bragg grating) or a reflection film.
  • the reflectance of the reflector 11 is higher than the Fresnel reflectance. For example, when the optical fiber 7 is used to detect a break, the reflectance of the reflecting section 11 is 40% or more. In this way, by providing the reflecting portion 11 at the tip end portion of the optical fiber 7, it is possible to monitor the light transmission state.
  • the bent portion 12 is provided at a portion on the distal end side of the optical fiber 7.
  • the bending portion 12 changes the traveling direction of the ablation light TL1 transmitted through the reflecting portion 11 to a direction different from the traveling direction before transmitting through the reflecting portion 11 at a position on the distal end side of the reflecting portion 11. . That is, in the first embodiment, the bending portion 12 is used as a traveling direction changing portion that changes the traveling direction of the ablation light TL1 transmitted through the reflecting portion 11 to a direction different from the traveling direction before transmitting the cauterizing light TL1. Prepare.
  • the bending portion 12 is formed by a bending structure having a structure in which the distal end portion of the optical fiber 7 is curved.
  • the reflection portion 11 made of FBG is provided on the base end side of the bending structure.
  • the reflecting portion 11 made of FBG is formed on the optical fiber 7.
  • the optical fiber 7 has a core, a clad, and a fiber coating formed on the outer periphery of the clad.
  • the core and the clad of the optical fiber 7 are made of a known constituent material such as glass. Then, the optical fiber 7 emits the ablation light TL1 from the distal end surface 7a provided on the distal end side of the bent portion 12 having the bent structure.
  • the monitor light TL2 reflected by the reflection unit 11 propagates as reflected light RL so as to return toward the base end of the optical fiber 7, and from the base end of the optical fiber 7, the connection unit 6 and the tap coupler 5 Is input to the monitor PD9 via the.
  • the monitor PD 9 is a light receiving unit for monitoring the light reflected by the reflecting unit 11.
  • PD is a photodiode.
  • the monitor based on the reflected monitor light TL2 can be monitored by the monitor section including the monitor PD9.
  • FBG FBG
  • a plurality of monitor PDs 9 may be provided, and the light having different wavelengths output from the monitor LD 3 may be monitored.
  • a WDM coupler is inserted between the monitor PD 9 and the tap coupler 5 to split the light, or a tap coupler is inserted to split the light, and the light is split and a band-pass filter is inserted.
  • the light is input to the monitor PD9.
  • the reflecting section 11 is provided closer to the base end than the bent section 12.
  • the bent part 12 is provided at the tip part 21 of the optical probe 10, and the reflection part 11 is provided at the intermediate part 22 of the optical probe 10.
  • the intermediate portion 22 is located closer to the proximal end than the distal end 21. Since the bent portion 12 is formed by a bent structure in which the distal end portion of the optical fiber 7 has a curved shape, in order to prevent the monitoring light TL2 from being affected by the bending loss caused by the bent portion 12, An FBG is formed on the optical fiber 7 closer to the proximal end than the bent portion 12.
  • the reflecting portion 11 made of FBG reflects the monitor light TL2 toward the base end and transmits the cautery light TL1 toward the distal end.
  • the bent portion 12 having the bent structure is held in a curved shape by the protective material 31 of the optical fiber 7.
  • a portion on the distal end side from the reflection portion 11 is curved in one direction in a direction intersecting the longitudinal direction, and then is curved again in the other direction.
  • the distal end surface 7a of the optical fiber 7 is formed so that the ablation light TL1 can be irradiated in a direction inclined at a predetermined inclination angle ⁇ with respect to the extending direction of the optical probe 10.
  • This inclination angle ⁇ is preferably in the range of 10 degrees to 170 degrees.
  • the protection member 31 is made of a material such as resin, plastic, and ceramic.
  • the ablation light TL1 can be emitted toward the blood vessel wall located on the side with respect to the insertion direction.
  • the optical probe 10 of the first embodiment has a bending structure on the distal end side of the optical fiber 7 in order to emit the ablation light TL1 toward the irradiation target positioned laterally with respect to the insertion direction of the catheter 8,
  • the monitor light TL2 is reflected by the reflector 11 toward the base end.
  • the reflecting portion 11 closer to the base end than the bending portion 12 the bending loss of the reflected light RL can be reduced, and the breakage of the optical fiber 7 can be appropriately detected.
  • the intensity decrease of the reflected light RL is all caused by the bending of the optical fiber 7 when the connection portion 6 is normally connected. Can be determined. Accordingly, even when it is difficult to detect whether or not the optical fiber 7 is broken, such as a crack in the optical fiber 7, it is possible to detect the reflected light RL with the monitor. Further, with respect to the laser device 1 including the connection section 6, by monitoring the reflected light RL, it is possible to detect abnormal dropout at the connection section 6. In this case, an abnormality of the connector end face, such as dirt on the connector end face, can be detected as an abnormality of the connection portion 6.
  • FIGS. 3 to 6 schematically show the configuration of the optical probe 10 in each modification.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view for explaining a first modification of the first embodiment.
  • the bending structure of the bending portion 12 continues to bend in one direction in a direction intersecting the longitudinal direction.
  • the reflection unit 11 is made of FBG.
  • the optical fiber 7 is formed in a shape in which a portion closer to the distal end than the reflecting portion 11 continues to bend in one direction in a direction intersecting the longitudinal direction and reaches the distal end surface 7a.
  • the bending structure is not limited to the shape shown in FIG.
  • the ablation light TL1 emitted from the distal end surface 7a of the optical fiber 7 via the bent portion 12 has a desired intensity.
  • the bending method is not particularly limited as long as the bending shape can be secured.
  • the bending structure for changing the light propagation direction to the predetermined direction with respect to the distal end portion 21 on the distal end side thereof.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view for explaining a second modification of the first embodiment.
  • the reflection unit 11 is configured by a reflection film.
  • a slit 7b is formed along a plane orthogonal to the longitudinal direction of the optical fiber 7.
  • the slit 7b is formed in the core 71 and the clad 72 of the optical fiber 7.
  • a reflection film is provided as a reflection portion 11 in the slit 7b.
  • the reflection film as the reflection portion 11 is formed of a metal film, a dielectric multilayer film, or the like.
  • the reflection film in the slit 7b is fixed to the optical fiber 7 by the fiber coating 32.
  • the bent portion 12 having the above-described bending structure at the distal end portion 21.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view for explaining a third modification of the first embodiment.
  • the reflection part 11 made of the reflection film is formed larger than the fiber coating 32 in the intermediate part 22 of the optical probe 10.
  • This reflection film is fixed to the optical probe 10 by the protective material 33.
  • the protection member 33 is provided so as to cover a part of the outer peripheral portion of the fiber coating 32. As described above, when the reflection film is provided on the intermediate portion 22 of the optical probe 10, the protection member 33 may protect the portion where the reflection portion 11 is formed.
  • the protection member 33 is made of a material such as resin, plastic, and ceramic.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view for explaining a fourth modification of the first embodiment.
  • the fiber coating 32 is cut off at the intermediate portion 22 of the optical probe 10.
  • a protective material 33 for the optical fiber 7 is provided at a position where the fiber coating 32 is divided, and a slit 7 b for providing a reflective film is formed in the optical fiber 7.
  • the reflection film provided in the slit 7b is fixed to the optical fiber 7 by the protection member 33.
  • the protection member 33 is provided so as to cover the outer peripheral portion of the clad 72 of the optical fiber 7. As described above, even in the intermediate portion 22 of the optical probe 10, the reflection film can be formed in a state where the fiber coating 32 is partially removed. Then, the portion from which the fiber coating 32 has been stripped can be protected by the protective material 33.
  • the second embodiment is different from the first embodiment in the configuration of the reflection section 11 and the bending section 12 included in the optical probe 10.
  • the configuration of the laser device 1 other than the optical probe 10, for example, the configuration closer to the base end than the connection portion 6 is the same as in the first embodiment in the second embodiment.
  • a description of the same configuration as that of the first embodiment will be omitted, and the same reference numerals will be used.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view illustrating the optical probe 10 according to the second embodiment.
  • the reflecting portion 11 is provided on the distal end surface 7 a of the optical fiber 7.
  • the reflection section 11 is formed of a reflection film.
  • the side irradiation mechanism 40 is provided as a traveling direction changing unit that changes the traveling direction of the ablation light TL1 transmitted through the reflecting unit 11 to a different direction from the traveling direction before transmitting the cauterizing light TL1. Have been.
  • the side illuminating mechanism 40 has a reflecting surface 41 disposed in front (on the distal end side) of the distal end face 7a with respect to the reflecting section 11 made of a reflective film.
  • the reflection surface 41 is formed to be inclined at a predetermined inclination angle ⁇ with respect to the extending direction of the optical fiber 7. Accordingly, the ablation light TL1 emitted from the distal end surface 7a and transmitted through the reflecting portion 11 made of the reflective film is irradiated by the side surface irradiation mechanism 40 laterally with respect to the longitudinal direction. Is done.
  • the reflecting portion 11 as a reflecting film is provided on the front end face 7a by a known vapor deposition or chemical vapor deposition (CVD) method or the like. In addition, this reflective film may be separately provided and provided by being adhered to the distal end surface 7a with an adhesive or an adhesive.
  • the optical fiber 7 included in the optical probe 10 extends in a linear shape, and the distal end surface 7a is provided with a reflective film.
  • the monitoring light TL2 reflected by the reflection unit 11 made of a reflection film propagates as reflected light RL so as to return toward the base end side of the optical probe 10.
  • the distal end portion 21 of the optical probe 10 since the distal end portion 21 of the optical probe 10 includes the side surface irradiation mechanism 40, the ablation light TL1 is irradiated laterally with respect to the extending direction of the optical fiber 7. be able to. Further, since the reflecting portion 11 made of a reflecting film is integrally formed on the distal end surface 7a of the optical fiber 7, it is possible to monitor the return light (reflected light RL) of the monitoring light TL2 reflected by the reflecting film. In addition, since the reflecting portion 11 made of a reflecting film is integrally formed on the distal end face 7a of the optical fiber 7, the structure becomes simpler and smaller than the structure in which the distal end face 7a and the reflecting member are arranged apart. Furthermore, since the optical fiber 7 constituting the optical probe 10 does not have a bent structure, the diameter of the optical probe 10 can be reduced, and the diameter of the catheter 8 can be reduced.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view for explaining a first modification of the second embodiment.
  • the side surface irradiation mechanism 40 is fixed to the protection member 31 by a holding portion 31a provided on the tip side.
  • the holding portion 31a is constituted by a part of the protection member 31.
  • the emission window 42 is formed by the protective material 31 having the holding portion 31a.
  • the emission window 42 forms a portion through which the ablation light TL1 reflected by the reflection surface 41 of the side surface irradiation mechanism 40 passes.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view for explaining a second modification of the second embodiment.
  • a light transmitting member 50 that transmits the ablation light TL1 is provided in the emission window 42 formed by the holding unit 31a.
  • the side surface irradiation mechanism 40 is housed inside the optical probe 10 by the light transmitting member 50 and the protection member 31.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view for explaining a third modification of the second embodiment.
  • the reflection unit 11 is configured by FBG.
  • Modification 3 shown in FIG. 10 is a modification of the configuration of the second embodiment shown in FIG. 7 in which the reflecting portion 11 made of a reflecting film is changed to a reflecting portion 11 made of FBG. That is, a third modification of the configuration of the first modification shown in FIG. 8 in which the reflecting portion 11 made of a reflective film is changed to the reflecting portion 11 made of an FBG shown in FIG.
  • a third modification of the configuration of the second modification shown in FIG. 9 in which the reflection unit 11 made of a reflective film is changed to the reflection unit 11 made of an FBG shown in FIG.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view for explaining a modification of each embodiment.
  • a reflecting portion 11 made of a reflective film is integrally formed on a distal end face 7a of an optical fiber 7, and a distal end portion of the optical fiber 7 is bent. It may be configured to have a structure having the bent portion 12 configured by the structure.
  • the distal end of the optical fiber 7 is formed in a conical shape, and the optical fiber 7 May be configured to emit the ablation light TL1 as an annular beam. If it is an annular beam, it is possible to irradiate the ablation light TL1 toward the front side surface. That is, the conical tip of the optical fiber 7 exerts the function of changing the traveling direction.
  • the tip of the optical fiber 7 may be formed in a conical shape instead of the bent structure.
  • the bending amount of the optical fiber 7 is estimated using the monitoring light TL3 output from the monitoring LD 3 and having a different wavelength from the monitoring light TL2.
  • the monitoring LD 3 outputs monitor light for monitoring breakage (monitoring light TL2) and monitor light for estimating the amount of bending (monitoring light TL3). That is, the power of the monitoring light TL3 is 5 mW or less, preferably 1 mW or less. Thus, the monitoring light TL3 takes account of the eye safe.
  • the reflector 11 is configured to reflect at least the monitor light TL2 and the monitor light TL3, and is configured to transmit the cautery light TL1.
  • the monitor light TL3 has a wavelength of 800 nm to 2000 nm, and preferably has a long wavelength of 1300 nm to 1600 nm as an optimal solution.
  • the longer wavelength is more sensitive to bending, and the detection sensitivity is increased.
  • the wavelength at which the break of the optical fiber 7 is detected is shorter than the wavelength at which the bending amount of the optical fiber 7 is estimated. Therefore, it is preferable that the wavelength of the monitoring light TL2 is shorter than the wavelength of the monitoring light TL3.
  • the bending amount of the optical fiber 7 is estimated in the following procedure. First, the monitor PD 9 measures the intensity of the monitor light TL3 before the optical probe 10 is inserted into the body, and then monitors the light intensity of the monitor light TL3 when the optical probe 10 is inserted into the body. Keep it. Each time the optical probe 10 is bent in the body, the loss due to the bending of the optical fiber 7 increases, so that the light intensity of the monitoring light TL3 decreases. The amount of bending of the optical fiber 7 can be estimated by monitoring the rate of decrease by the monitor PD 9.
  • the longer the wavelength the greater the loss due to bending of the optical fiber 7, and thus the light intensity of the monitoring light TL2 does not change as compared with the light intensity of the monitoring light TL3. Therefore, the bending of the optical fiber 7 can be detected by the monitoring light TL2 without being affected by the loss due to the bending of the optical fiber 7.
  • the reflecting section 11 When the reflecting section 11 is configured to reflect at least the monitoring light TL2 and the monitoring light TL3, the reflecting section 11 may be formed of a single reflecting material, or may be formed of a plurality of reflecting materials. Good.
  • the reflection unit 11 may be configured by a reflection film that reflects a single broadband, or may be configured to reflect a plurality of wavelengths by combining an FBG and a reflection film.
  • the reflectance of the monitoring light TL3 may be such that the attenuation due to the bending of the optical fiber 7 can be measured. Therefore, the reflectance of the monitoring light TL3 may be 1% or more, and the reflectance of the monitoring light TL3 may be approximately equal to the Fresnel reflectance. That is, Fresnel reflection at the cross section on the distal end side of the optical fiber 7 may be used as the reflection part of the monitoring light TL3.
  • the laser device 1 of the modification may collect a plurality of laser light for ablation using two or more optical combiners.
  • the laser apparatus 1 of this modification includes one or more laser diodes for ablation (LD2 for ablation) and two or more optical combiners (combiner 4), and the optical combiners are connected in series ( Cascade connection). That is, the output side of the ablation LD 2 is connected to the input side of one optical combiner (first multiplexer 4), and the output side of the one optical combiner is connected to another optical combiner (second combiner 4). It may be connected to the input side of the wave device 4).
  • the optical combiner constituting the multiplexer 4 is an N: 1 optical combiner, preferably a 2: 1 optical combiner. This optical combiner combines (combines) a plurality of ablation lights TL1 and is an end-coupled or side-coupled combiner.
  • a plurality of ablation LDs 2 may be connected to the input side of the one optical combiner (first multiplexer 4).
  • one ablation laser diode first ablation LD2
  • the other optical combiner second combiner 4
  • the input side of the wave combiner 4) may be connected to another laser diode for ablation (second ablation LD2) and the output side of the one optical combiner (the output side of the first multiplexer 4).
  • the laser device 1 may include a beam profile converter.
  • the beam profile converter is a device that converts a profile of an irradiated (emitted) beam into a profile different from that of an incident beam.
  • the laser device 1 can have a configuration in which a beam profile converter is provided between the reflecting section 11 and the bending section 12 inside the catheter 8.
  • a laser ablation apparatus including a beam profile converter will be described as a first modification of each embodiment.
  • FIG. 12 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a laser device according to Modification 1 of each embodiment.
  • the laser device 1000 according to the first modification includes a laser light source 1001, an output optical fiber 1002, a connecting portion 1003, a monitor device 1004, and a catheter 8.
  • the catheter 8 includes a catheter body 81, an optical element 82, and a beam profile converter 100.
  • the beam profile converter 100 includes at least an optical fiber 101, an optical fiber 102, and a housing 103.
  • the laser light source 1001 includes a laser light source such as an optical fiber laser, and outputs laser light L1 for ablation (light TL1 for ablation) to the output optical fiber 1002.
  • the output optical fiber 1002 is a single mode optical fiber or a multimode optical fiber.
  • the output optical fiber 1002 is optically connected to the optical fiber 101 of the beam profile converter 100 via the connection section 1003.
  • the laser light source 1001 can output the laser light L1 to the optical fiber 101.
  • the connection unit 1003 may have the same configuration as the connection unit 6 described above.
  • the catheter body 81 is made of a flexible material such as a resin.
  • the catheter body 81 may have a laser light output window 81a made of a material having excellent laser light transmittance.
  • the catheter main body 81 is shown transparent in FIG.
  • At least a part of the beam profile converter 100, that is, a part of the optical fiber 101, the optical fiber 102, and the housing 103 are inserted into the lumen of the catheter body 81.
  • the optical element 82 is disposed in the lumen of the catheter body 81 near the laser light output window 81a, and is optically connected to the optical fiber 102 of the beam profile converter 100.
  • FIG. 13 is a schematic diagram showing a schematic configuration of a main part of the beam profile converter 100.
  • the beam profile converter 100 includes a ferrule 104, fiber fixing members 105a and 105b, a resin 106, a light receiving element 107, and an electric wire 108 in addition to an optical fiber 101, an optical fiber 102, and a housing 103.
  • the optical fiber 101 which is the first optical fiber, is a single-mode or multi-mode optical fiber including a core 101a and a cladding 101b.
  • the optical fiber 101 is, for example, a step index type or graded index type multi-mode optical fiber, but is not particularly limited.
  • the optical fiber 101 has, for example, a core diameter of 105 ⁇ m, a cladding diameter of 125 ⁇ m, and a numerical aperture (NA) of 0.15, but is not particularly limited.
  • the optical fiber 101 has an end face 101c as a first end face.
  • the end face 101c is parallel to the x-axis and is inclined with respect to the optical axis OX1 of the optical fiber 101 which is the center axis of the core 101a and extends in the z-direction. That is, the optical fiber 101 is so-called obliquely cut.
  • the optical fiber 101 outputs the guided laser light L1 from the end face 101c.
  • the optical fiber 102 which is the second optical fiber, is a multi-mode optical fiber including a core 102a and a clad 102b.
  • the optical fiber 102 is a multimode optical fiber of, for example, a step index type or a graded index type, but is not particularly limited.
  • the core diameter of the optical fiber 102 is larger than the core diameter at the end face 101c of the optical fiber 101, for example, 1.5 times or more.
  • the optical fiber 102 has, for example, a core diameter of 400 ⁇ m, a cladding diameter of 440 ⁇ m, and an NA of 0.22, but is not particularly limited.
  • the optical fiber 102 has an end face 102c as a second end face.
  • the end surface 102c is orthogonal to the optical axis OX2 of the optical fiber 102, which is the center axis of the core portion 102a and extends in the z direction, and is parallel to the xy plane.
  • the core portion 102a may be in a state of being exposed on the end face 102c, or may be in a state in which a lens, a permeable film, or the like is further provided on the face of the end face 102c.
  • the end face 102c is not limited to a planar shape, and may be a non-planar shape such as a convex shape or a concave shape.
  • the laser light L1 output from the end face 101c of the optical fiber 101 is input to the core 102a of the end face 102c, and guides the laser light L1.
  • the guided laser light L1 is output to the optical element 82 as the laser light L2.
  • the optical element 82 condenses the laser light L2, bends the optical path, and outputs the laser light L2 from the laser light output window 81a of the catheter body 81.
  • the input position of the light output from the end face 101c to the end face 102c of the optical fiber 102 and the optical fiber at the clad diameter ⁇ 1 at the end face 101c of the optical fiber 101 and the core diameter ⁇ 2 at the end face 102c of the optical fiber 102 It is preferable that the distance D between the optical axis 102 and the optical axis OX2 is represented by the following equation (1). ( ⁇ 2 ⁇ 1 ) / 2> D ⁇ ⁇ 1/2 (1)
  • the distance D from the optical axis is preferably 62.5 ⁇ m or more and 135.5 ⁇ m or less.
  • the housing 103 is, for example, a cylindrical body, and accommodates an end portion including the end surface 101c of the optical fiber 101 and an end portion including the end surface 102c of the optical fiber 102.
  • the housing 103 has a function of blocking and absorbing stray light, which is a component of the laser light L1 that has not been coupled to the core portion 102a of the optical fiber 102, and does not leak the light to the outside.
  • the housing 103 is preferably made of a material having a high thermal conductivity such as aluminum in order to efficiently radiate the heat generated by the absorbed stray light.
  • the ferrule 104 is a cylindrical body made of, for example, zirconia, through which the optical fiber 101 is inserted and fixed, and which is obliquely cut such that one end is flush with the end face 101c.
  • the fiber fixing member 105 a is, for example, a cylindrical body made of metal, and fixes the optical fiber 101 to the housing 103 via the ferrule 104.
  • the resin 106 fixes the ferrule 104 and the fiber fixing member 105a.
  • the fiber fixing member 105b is, for example, a cylindrical body made of metal, and fixes the optical fiber 102 to the housing 103.
  • the light receiving element 107 is formed of, for example, a photodiode, receives the stray light L3 that is a part of the above-described stray light, and outputs a current signal corresponding to the intensity of the received light to the electric wire 108.
  • the electric wire 108 is connected to the monitor device 1004 as shown in FIG.
  • the monitoring device 1004 has a function of receiving the current signal and monitoring the intensity of the laser beam L1 based on the current signal. Further, the monitor device 1004 has a function of outputting a predetermined control signal to the laser light source 1001 based on the intensity of the monitored laser light L1.
  • FIG. 14 is a diagram showing the input and output states of the laser beam, and is a diagram of the optical fibers 101 and 102 in FIG. 13 viewed from the negative direction of the z-axis.
  • the optical fiber 101 is input from the laser light source 1001, and outputs the guided laser light L1 from the end face 101c.
  • the end face 101c is inclined with respect to the optical axis OX1.
  • the laser light L1 output from the end face 101c travels in a direction inclined from the optical axis OX1 in a plane parallel to the yz plane due to a difference in refractive index between the core portion 101a and the space in the housing 103. It is assumed that the beam profile P1 of the laser beam L1 has a Gaussian shape.
  • the end face 101c and the end face 102c are non-parallel, and are separated by an appropriate distance (for example, 100 ⁇ m or less in the optical axis).
  • the core diameter of the optical fiber 102 is larger than the core diameter at the end face 101c of the optical fiber 101.
  • the laser light L1 output from the end face 101c is input to the core portion 102a of the end face 102c with low loss.
  • the laser light L1 is input in a direction inclined with respect to the end face 102c at a position separated by a distance D from the optical axis OX2 of the optical fiber 102.
  • the laser beam L1 output from the end face 101c is immediately before or immediately after input to the core portion 102a of the end face 102c at a position separated from the optical axis OX2 of the optical fiber 102 with respect to the optical axis OX2 of the optical fiber 102. It is inclined.
  • the optical fiber 102 which is a multimode optical fiber, guides the laser beam L1, the Gaussian beam profile component guided as a meridional beam from the laser beam L1 and the donut guided as a skew beam from the laser beam L1.
  • a beam profile component of the shape is generated.
  • the laser beam L2 output from the optical fiber 102 becomes a laser beam having a top hat shape beam profile P2 by mixing the meridional light beam and the skew light beam. That is, the optical fiber 102 functions as an optical fiber that converts a beam profile.
  • the laser beam L1 output from the end face 101c enters the core 102a of the end face 102c in a direction inclined with respect to the end face 102c at a position (offset position) apart from the optical axis OX2 of the optical fiber 102.
  • offset position the position apart from the optical axis OX2 of the optical fiber 102.
  • efficient beam profile conversion can be performed by the optical fiber 102.
  • the beam profile converter 100 does not use a special optical fiber or an additional special optical element, and is realized with a simple configuration.
  • the core diameter of the optical fiber 102 is at least 1.5 times larger than the core diameter at the end face 101c of the optical fiber 101, the loss is lower and the beam profile conversion can be performed with the shorter optical fiber 102. it can.
  • the optical axis OX1 and the optical axis OX2 are made to coincide with each other, and the end face 101c and the end face 102c are made non-parallel, so that the laser light L1 is separated from the optical axis OX2 at the end face.
  • An input state of inputting in a direction inclined with respect to 102c is realized.
  • the configuration of the beam profile converter 100 can be modified so that the above-described input state is realized.
  • the optical axis OX1 and the optical axis OX2 do not have to match, or the optical axis OX1 and the optical axis OX2 may be non-parallel.
  • the beam profile of the laser light L2 can be adjusted.
  • a top hat shape close to a Gaussian shape or a top hat shape close to a donut shape can be used.
  • the top hat shape is a profile similar to or substantially similar to the shape of a super Gaussian having an order m of 3 or more.
  • the configuration in which the beam profile converter 100 is included in the catheter 8 has been described, but the laser device 1000 is not limited to this. That is, the position where the beam profile converter 100 is provided may be between the connection unit 1003 and the laser light source 1001. As described above, since the beam profile converter 100 is provided closer to the laser light source 1001 than the connection unit 1003, even when the catheter 8 is disposable, the beam profile converter 100 can be reused.
  • Modifications 2 to 5 of Modification 1 of the above embodiments can be configured.
  • a further modification will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 15 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification 2 of each embodiment.
  • the end face 101c of the optical fiber 101 which is obliquely cut, and the end face 102c of the optical fiber 102 are fusion-spliced.
  • the optical axis (not shown) of the optical fiber 101 and the optical axis OX2 of the optical fiber 102 are separated at the fusion splicing surface in the y direction.
  • the end face 101c and the end face 102c are parallel, but the optical axis of the optical fiber 101 and the optical axis OX2 of the optical fiber 102 are mutually inclined in a plane parallel to the yz plane.
  • the beam profile converter 100A an input state in which the laser beam L1 is input in a direction inclined with respect to the end face 102c at a position separated from the optical axis OX2 is realized. Therefore, in the beam profile converter 100A, similar to the beam profile converter 100, effects such as a simple configuration, low cost, and efficiency can be obtained.
  • the reflected return light enters the cladding of the optical fiber on the input side, which causes the resin or the like to generate heat. Therefore, in order to suppress heat generation of the resin or the like, it is desirable to provide a heat radiating portion on the fusion bonding portion side in the coating portion of the optical fiber on the input side.
  • the heat radiating section is formed by applying heat radiating silicone, for example.
  • FIG. 16 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification 3 of each embodiment.
  • the beam profile converter 100B includes an optical fiber 101B and an optical fiber 102B.
  • the optical fiber 101B which is the first optical fiber, includes a core 101Ba having the same configuration as the corresponding element in the optical fiber 101, and a clad 101Bb.
  • the optical fiber 101B has an end face 101Bc as a first end face.
  • the end face 101Bc is orthogonal to the optical axis (not shown) of the optical fiber 101B extending in the z direction, and is parallel to the xy plane.
  • the optical fiber 102B as the second optical fiber includes a core 102Ba and a clad 102Bb having the same configuration as the corresponding elements in the optical fiber 102.
  • the optical fiber 102B has an end face 102Bc as a second end face.
  • the end face 102Bc is parallel to the x axis and is inclined with respect to the optical axis OX2B of the optical fiber 102B extending in the z direction. That is, the optical fiber 102B is a so-called obliquely cut one.
  • the end face 101Bc and the end face 102Bc are non-parallel.
  • the optical axis of the optical fiber 101B is parallel to the optical axis OX2B of the optical fiber 102B, but is separated in the y direction.
  • the optical fiber 101B outputs the guided laser light L1 from the end face 101Bc.
  • the laser beam L1 output from the end face 101Bc travels in the z direction.
  • the laser beam L1 output from the end face 101Bc is input to the core 102Ba of the end face 102Bc at a position separated from the optical axis OX2B.
  • the end face 102Bc is inclined with respect to the z-axis.
  • the laser light L1 input from the end face 102Bc is inclined in a direction parallel to the yz plane from the optical axis OX2B on the end face 102Bc. input.
  • the laser light L1 output from the optical fiber 101B is parallel to the optical axis OX2B of the optical fiber 102B until immediately before being input to the core 102Ba, but the end face 102Bc at a position separated from the optical axis OX2B of the optical fiber 102B.
  • the light After being input to the core portion 102Ba of the optical fiber 102B, the light is refracted in a direction inclined with respect to the optical axis OX2B of the optical fiber 102B.
  • the optical fiber 102B functions as an optical fiber for converting the beam profile, and outputs the laser light L2.
  • the beam profile converter 100B can perform beam profile conversion efficiently and at low cost with a simple configuration.
  • the configuration of the beam profile converter 100B may be modified so that the optical axis of the optical fiber 101B and the optical axis OX2B are not parallel.
  • the beam profile of the laser beam L2 can be adjusted.
  • FIG. 17 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification 4 of each embodiment.
  • the beam profile converter 100C of Modification 4 includes an optical fiber 101B and an optical fiber 102, and has a configuration in which a triangular prism 111 is arranged between an end face 101Bc of the optical fiber 101B and an end face 102c of the optical fiber 102.
  • the optical fiber 101B outputs the guided laser light L1 from the end face 101Bc.
  • the laser light L1 output from the end face 101Bc travels in the z direction and is input to the triangular prism 111.
  • the triangular prism 111 is an example of an optical element that refracts the laser light L1, and refracts the laser light L1 so that the traveling direction of the laser light L1 is in a direction inclined from the z-axis in a plane parallel to the yz plane.
  • the laser light L1 is input to the core portion 102a of the end face 102c of the optical fiber 102 at a position separated from the optical axis OX2, and is inclined at the end face 102c from the optical axis OX2 in a plane parallel to the yz plane. Enter in the direction.
  • the optical fiber 102 outputs the laser beam L2 whose beam profile has been converted.
  • the beam profile converter 100C can perform the beam profile conversion efficiently and at low cost with a simple configuration, similarly to the case of the beam profile converter 100.
  • the triangular prism 111 may be provided in contact with the end face 102c of the optical fiber 102.
  • the laser light L1 output from the end face 101Bc of the optical fiber 101B is parallel to the optical axis OX2 of the optical fiber 102 until immediately before being input to the triangular prism 111, but is refracted by the triangular prism 111 and the end face 102c
  • the triangular prism 111 may be provided in contact with the end face 101Bc of the optical fiber 101B. Even in this case, the laser light L1 is input in a direction inclined from the optical axis OX2 immediately after being input to the core portion 102a of the end face 102c.
  • FIG. 18 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of a main part of a beam profile converter according to Modification Example 5 of each embodiment.
  • the beam profile converter 100D according to the fifth modification has a configuration in which the triangular prism 111 in the configuration of the beam profile converter 100C according to the fourth modification is replaced with a lens 112 that is an example of an optical element that refracts the laser beam L1.
  • the lens 112 is disposed between the end faces 101Bc and 102c such that the optical axis OX3 does not coincide with either the optical axis of the optical fiber 101B or the optical axis OX2 of the optical fiber 102.
  • the laser beam L1 output from the end face 101Bc is converted by the lens 112 into a direction in which the traveling direction of the laser beam L1 is inclined from the z-axis in a plane parallel to the yz plane.
  • the laser light L1 is input to the core portion 102a of the end face 102c of the optical fiber 102 at a position separated from the optical axis OX2, and is inclined at the end face 102c from the optical axis OX2 in a plane parallel to the yz plane. Enter in the direction.
  • the optical fiber 102 outputs the laser beam L2 whose beam profile has been converted.
  • the beam profile converter 100D can perform beam profile conversion efficiently and at low cost with a simple configuration, similarly to the case of the beam profile converter 100.
  • the lens 112 may be provided in contact with the end face 102c of the optical fiber 102.
  • the laser light L1 output from the end face 101Bc of the optical fiber 101B is parallel to the optical axis OX2 of the optical fiber 102 until immediately before being input to the lens 112, but is refracted by the lens 112 and the core of the end face 102c.
  • the lens 112 may be provided in contact with the end face 101Bc of the optical fiber 101B. Even in this case, the laser light L1 is input in a direction inclined from the optical axis OX2 when the laser light L1 is input to the core portion 102a of the end face 102c.

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Abstract

光プローブにおいて、複数の光源から導入される複数の波長の光を伝搬する光ファイバ(7)と、前記複数の波長のうち第１の波長のレーザ光を透過し、かつ前記複数の波長のうち第２の波長の光を反射する反射部(11)と、前記光ファイバの先端側に設けられ、前記反射部を透過した前記第１の波長のレーザ光の進行方向を、当該反射部を透過する前の進行方向に対して異なる方向に変更する進行方向変更部(12)と、を備えるように構成した。

Description

光プローブ、医療用レーザプローブ、および焼灼装置
　本発明は、光プローブ、医療用レーザプローブ、および焼灼装置に関する。
　特許文献１には、医療用デバイスとして用いられるレーザ装置について、生体の血管内に挿入される挿入部材（カテーテル）の内部に、焼灼用レーザ光を伝搬するための光ファイバが挿通されている構成の光プローブが開示されている。この光プローブは、カテーテルを血管に挿入した状態で、光ファイバの先端側部分を鉤形に湾曲させている曲げ構造を有する。そのため、この医療用デバイスでは、カテーテルを血管に挿入した状態において光ファイバの先端面からレーザ光を出射することによって、カテーテルの挿入方向に対して側方に位置する血管壁を焼灼することができる。
特開２０１５－０７３７０４号公報
　ところで、レーザ光を照射するレーザ装置としては、医療用の焼灼装置に適用される場合に限らず、工業用のレーザ加工装置に適用される場合もある。工業用の場合も、医療用の血管と同様に細い管の内部に光プローブが挿入された状態で光ファイバの先端面からレーザ光を出射するように構成される。そして、上述したような光ファイバを用いたレーザ装置や焼灼装置では、所望のレーザ加工や医療的に適切な処置（焼灼）を行うために、光ファイバの先端面から所望の強度でレーザ光が出射される必要がある。途中でファイバが折れた場合、折れた点で光が漏れるため、所望の強度が得られない、漏れた光で健全な箇所にダメージを与える等の問題が生じる。これを防ぐには、光ファイバの折れを検知できる構成であることが望まれる。
　しかしながら、特許文献１に記載の構成では、曲げ構造を有する光ファイバについて、途中で光ファイバが折れていても折れを確認できない。
　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、その目的は、細径の管内など挿入方向に対して側方に位置する照射対象に向けてレーザ光を照射できるとともに、光ファイバの折れ検知に適用することが可能な光プローブ、医療用レーザプローブ、および焼灼装置を提供することにある。
　上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明の一態様に係る光プローブは、複数の光源から導入される複数の波長の光を伝搬する光ファイバと、前記光ファイバに設けられ、前記複数の波長のうち第１の波長のレーザ光を透過し、かつ前記複数の波長のうち第２の波長の光を反射する反射部と、前記光ファイバの先端側に設けられ、前記反射部を透過した前記第１の波長のレーザ光の進行方向を、当該反射部を透過する前の進行方向に対して異なる方向に変更する進行方向変更部と、を備え、前記進行方向変更部は、前記光ファイバの先端側の部分が曲がった構造を有する曲げ構造により構成され、前記反射部は、前記曲げ構造よりも前記光ファイバの基端側に設けられていることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記光プローブと、血管内に挿入されるカテーテルと、を備え、前記光ファイバは、血管内に挿通可能なサイズを有し、かつ前記カテーテルの内部に挿入され、前記第１の波長のレーザ光は、焼灼用レーザ光であり、前記第２の波長の光は、折れ検知用のモニタ光であり、前記進行方向変更部は、前記焼灼用レーザ光を前記光ファイバの先端面から血管壁に向けて照射することを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記反射部は、前記光ファイバに形成されたファイバブラッググレーティングであることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記反射部は、前記光ファイバに形成されたスリット内に設けられた反射膜であることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記光ファイバを保護するための保護材を備え、前記反射膜は、前記保護材によって前記光ファイバに固定されていることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記反射部は、前記光ファイバの先端面に設けられた反射膜であり、前記進行方向変更部は、前記先端面に対して前記光ファイバの延在方向で前方に設けられた側方照射機構により構成され、前記側方照射機構は、前記先端面から出射された前記レーザ光の進行方向を前記光ファイバの延在方向に対して所定角度に傾いた方向に反射する反射面を含むことを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記光ファイバの保護材に設けられた光透過部材を備え、前記側方照射機構の前記反射面によって反射された光は、前記光透過部材を透過することを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記反射部は、前記第２の波長に加え、前記第１の波長、前記第２の波長と異なる第３の波長を反射するように構成されることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記第３の波長の光は、曲げ量を推定する用のモニタ光であり、前記進行方向変更部は、前記焼灼用レーザ光を前記光ファイバの先端面から血管壁に向けて照射することを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記第３の波長は、８００ｎｍ～２０００ｎｍであることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る医療用レーザプローブは、前記第２の波長は、４００ｎｍ～８００ｎｍであることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記医療用レーザプローブと、前記光ファイバに導入される複数の波長の光を発する複数の光源と、前記複数の光源と前記光ファイバとを光学的に接続する合波器と、前記反射部によって反射された前記第２の波長の光の反射光をモニタするモニタ部と、前記医療用レーザプローブと前記合波器とを接続する接続部と、を備え、前記光源は、前記焼灼用レーザ光を発生する焼灼用光源と、前記モニタ光を発生するモニタ用光源と、を含むことを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記接続部は、前記医療用レーザプローブおよび前記合波器から着脱可能であり、交換が可能な部品に構成されていることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記接続部は、空間結合によって構成されていることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記接続部を通過するレーザ光のパワーは、１００Ｗ以下であることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記接続部を通過するレーザ光のパワーは、１Ｗ～３０Ｗであることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記反射部は、前記第２の波長に加え、前記第１の波長、前記第２の波長と異なる第３の波長を反射し、前記モニタ部は、前記反射部によって反射された前記第２の波長の光および前記第３の波長の光の反射光をモニタし、前記複数の光源は、前記モニタ光を発生するモニタ用光源を含むことを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記第２および第３の波長の光のパワーは、５ｍＷ以下であることを特徴とする。
　本発明の一態様に係る焼灼装置は、前記第２および第３の波長の光のパワーは、１ｍＷ以下であることを特徴とする。
　本発明によれば、細径の管内など挿入方向に対して側方に位置する照射対象に向けて適切にレーザ光を照射できるとともに、光ファイバの折れを検知することが可能になるという効果を奏する。
図１は、実施形態１に係るレーザ装置を模式的に示す構成図である。 図２は、光ファイバの先端側の部分を説明するための断面図である。 図３は、実施形態１の変形例１を説明するための断面図である。 図４は、実施形態１の変形例２を説明するための断面図である。 図５は、実施形態１の変形例３を説明するための断面図である。 図６は、実施形態１の変形例４を説明するための断面図である。 図７は、実施形態２に係るレーザ装置に含まれる光ファイバの先端側の部分を説明するための断面図である。 図８は、実施形態２の変形例１を説明するための断面図である。 図９は、実施形態２の変形例２を説明するための断面図である。 図１０は、実施形態２の変形例３を説明するための断面図である。 図１１は、各実施形態の変形例を説明するための断面図である。 図１２は、各実施形態の変形例１におけるレーザ装置の概略構成を示す模式図である。 図１３は、ビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。 図１４は、レーザ光の出入力状態を示す図である。 図１５は、各実施形態の変形例２におけるビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。 図１６は、各実施形態の変形例３におけるビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。 図１７は、各実施形態の変形例４におけるビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。 図１８は、各実施形態の変形例５における係るビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。
　以下、添付図面を参照しながら、本発明の実施形態を詳細に説明する。なお、本発明は、以下に説明する実施形態に限定されるものではない。また、図面の記載においては、同一または対応する要素には適宜同一の符号を付している。
（実施形態１）
　図１は、実施形態１に係るレーザ装置を模式的に示す構成図である。実施形態１に係るレーザ装置１は、医療用のレーザ焼灼装置として用いることが可能に構成されており、焼灼用光としてのレーザ光を含む複数の波長の光を同一の光ファイバで伝搬するレーザ装置である。
　このレーザ装置１では、複数の波長の光を同一の光ファイバで伝搬し、モニタ光（モニタ用光ＴＬ２）を反射部１１で反射し、焼灼用レーザ光（焼灼用光ＴＬ１）は反射部１１を透過して先端側の曲げ部１２で光の進行方向を曲げて出射するように構成されている。
　図１に示すように、レーザ装置１は、第１の光源である焼灼用ＬＤ２と、第２の光源であるモニタ用ＬＤ３とを備える。なお、ＬＤはレーザダイオードのことである。
　焼灼用ＬＤ２は焼灼用光ＴＬ１を出力する光源である。焼灼用光ＴＬ１は、いわゆる「生体の窓」と呼ばれる波長帯域の光、すなわち６５０ｎｍ～１４００ｎｍ近傍の赤から近赤外の波長帯域の光である。焼灼用光ＴＬ１について、好適には波長９８０ｎｍの光を用いる。また、焼灼用ＬＤ２は出力が０．１Ｗ以上のものである。焼灼用ＬＤ２について好適には出力が１Ｗ以上のものを用いる。
　モニタ用ＬＤ３はモニタ用光ＴＬ２を出力する光源である。モニタ用光ＴＬ２は、折れ検知用のモニタ光である。このモニタ用光ＴＬ２は可視光波長帯域～近赤外波長帯域を含む範囲の波長であり、１６００μｍ以下の波長となる。具体的には、モニタ用光ＴＬ２は、４００ｎｍ～８００ｎｍであり、最適解として６００ｎｍ～６５０ｎｍの短波長であることが好ましい。好適には可視光波長帯域に含まれる波長６３５ｎｍまたは波長６５０ｎｍのモニタ光を用いる。曲げ損失による影響が少ないため、モニタ用光ＴＬ２は短波長のほうが好ましい。一方で、４００ｎｍよりも短い波長にすると光ファイバの耐久性などに不安があるため、モニタ用光ＴＬ２は４００ｎｍ以上であることが好ましい。
　また、モニタ用ＬＤ３は出力が５ｍＷ以下のものである。モニタ用ＬＤ３について好適には装置（接続部６での）出力が１ｍＷ以下のものを用いる。すなわち、モニタ用光ＴＬ２のパワーは５ｍＷ以下であり、好適には１ｍＷ以下である。これにより、アイセーフを考慮したモニタ用光ＴＬ２となる。またモニタ用ＬＤ３は複数の異なる波長が出力されるように構成されてもよい。例えば、モニタ用ＬＤ３として複数の波長の異なる光を出力するＬＤをまとめてモニタ用ＬＤ３として利用してもよい。複数のＬＤの出力は図示しない合波器であらかじめ合波（合成）してもよく、あるいは複数のＬＤの出力が直接合波器４に入力されてもよい。
　焼灼用ＬＤ２およびモニタ用ＬＤ３は合波器４の入力側に接続されている。合波器４は、焼灼用ＬＤ２から出力された焼灼用光ＴＬ１とモニタ用ＬＤ３から出力されたモニタ用光ＴＬ２とを合波（合成）するものである。この合波器４は、例えば波長分割多重（ＷＤＭ）カプラ、光コンバイナ、タップカプラ、空間結合光学系などにより構成されている。また、図１には示さないが、複数台の合波器４を接続してもよい。例えば、複数台の合波器４として、二台の光コンバイナを二段に重ねて２ｂｙ１や３ｂｙ１での利用が可能である。あるいは、複数台の合波器４として、光コンバイナとタップカプラの組み合わせでの利用が可能である。この場合、タップカプラの合成比は好適には８０：２０以上の比であり、例えば９０：１０、９５：５、９９：１を設定可能である。
　合波器４の出力側には、反射光ＲＬをモニタするための取出部として機能するタップカプラ（ＴＡＰ）５が接続されている。タップカプラ５の入力部には合波器４からの出力が入力される。タップカプラ５の出力部には接続部６を介して光ファイバ７が光学的に接続されている。このタップカプラ５は、反射光ＲＬをモニタするために必要な構成であって、反射光ＲＬを取り出すためのタップカプラ（モニタ光受光用タップカプラ）として機能する。例えば、タップカプラ５は非対称タップカプラであり、合成比は８０：２０以上で、好適には合成比９０：１０、９５：５、９９：１に設定可能である。さらに好適にはタップカプラ５は合成比９９：１に設定される。
　接続部６は、光プローブ１０を交換可能にするための構成である。タップカプラ５と光ファイバ７との間に接続部６が設けられている。光プローブ１０は、接続部６よりも先端側の光ファイバ７を含む構成であり、その光ファイバ７に設けられた反射部１１および曲げ部１２を含むものである。
　レーザ装置１が医療用のレーザ焼灼装置である場合、光プローブ１０はカテーテル８の内部に挿通されて、血管の内部に挿入される。光プローブ１０とカテーテル８とが医療用レーザプローブを構成している。このカテーテル８は使い捨て部品である。光プローブ１０も使い捨て部品である。そこで、光プローブ１０およびカテーテル８を使い捨てるため、光ファイバ７をタップカプラ５に対して着脱可能にするために接続部６が設けられている。つまり、使い捨て側のカテーテル８と再使用側の装置との接続が接続部６によって行われる。例えば、接続部６では通常のファイバの接続に使用するコネクタ（ＦＣコネクタ、ＳＣコネクタ、ＳＭＡコネクタ、ＳＴコネクタなど）のほかに、レンズによる空間結合によって装置と光ファイバ７とが接続されてもよい。つまり、接続部６は、接続端面（コネクタ端面）を有するコネクタや、レンズを有する空間結合部によって構成される。接続部６がコネクタからなる場合、接続端面に微細な異物が侵入しているとレーザ光によって発火する恐れがあるが、接続部６が空間結合によって構成された場合には、これを抑制することができる。また、接続部６は、タップカプラ５に加えて、光ファイバ７に対しても着脱可能に構成されている。これにより、光プローブ１０では、接続部６を光ファイバ７から取り外して交換することができる。
　また、接続部６を通過するレーザ光のパワーは、１００Ｗ以下である。好適には、接続部６を通過するレーザ光のパワーは１Ｗ～３０Ｗである。つまり、接続部６を通過する焼灼用光ＴＬ１のパワーは１００Ｗ以下であり、好適には１Ｗ～３０Ｗである。これにより、接続部６が空間結合部からなる場合、空間結合部での劣化や発火を抑制することができる。さらに、接続部６について、空間結合部の最適波長は、焼灼用光ＴＬ１の波長と略等しくするように設定されている。これにより、レーザ光の外部への漏れを極力少なくすることができ、接続部６の信頼性を高めることができる。
　光ファイバ７は、焼灼用ＬＤ２から出力された焼灼用光ＴＬ１およびモニタ用ＬＤ３から出力されたモニタ用光ＴＬ２を伝搬する光ファイバであり、長手方向に延在している。この光ファイバ７には、反射機能を有する反射部１１と、光の進行方向を変更する機能（進行方向変更機能）を有する曲げ部１２と、が設けられている。反射機能は光ファイバ７内を伝搬する光の一部を長手方向の基端側に反射する機能である。光の進行方向変更機能は反射部１１を透過した光の進行方向を、当該反射部１１を透過する前の進行方向に対して異なる方向に変更する機能である。
　反射部１１は、焼灼用光ＴＬ１を透過し、かつモニタ用光ＴＬ２を反射する。すなわち、反射部１１は少なくとも一つの波長の光を反射し、かつ少なくとも一つの波長を透過する部材により構成されている。例えば、反射部１１はＦＢＧ（ファイバブラッググレーティング）や反射膜により構成される。反射部１１の反射率はフレネル反射率よりも大きい。例えば、光ファイバ７の折れ検知に用いる場合には、反射部１１の反射率が４０％以上となる。このように、反射部１１を光ファイバ７の先端側の部分に設けることによって通光状態のモニタを行うことが可能となる。
　曲げ部１２は、光ファイバ７の先端側の部分に設けられている。この曲げ部１２は反射部１１よりも先端側の位置で、反射部１１を透過した焼灼用光ＴＬ１の進行方向を、当該反射部１１を透過する前の進行方向に対して異なる方向に変更する。つまり、実施形態１では、反射部１１を透過した焼灼用光ＴＬ１の進行方向を、反射部１１を透過する前の進行方向に対して異なる方向に変更する進行方向変更部として、曲げ部１２を備える。
　例えば、図２に示すように、曲げ部１２は、光ファイバ７の先端側の部分が湾曲した構造を有する曲げ構造により構成される。光プローブ１０では曲げ構造よりも基端側に、ＦＢＧからなる反射部１１が設けられていることになる。ＦＢＧからなる反射部１１は光ファイバ７に形成されている。この光ファイバ７はコアとクラッドとクラッドの外周部に形成されたファイバ被膜とを備える。光ファイバ７のコアおよびクラッドはガラス等の公知の構成材料により構成されている。そして、光ファイバ７は曲げ構造からなる曲げ部１２よりも先端側に設けられた先端面７ａから焼灼用光ＴＬ１を出射する。
　また、反射部１１によって反射されたモニタ用光ＴＬ２は、反射光ＲＬとして光ファイバ７の基端側に向けて戻るように伝搬し、光ファイバ７の基端側から接続部６およびタップカプラ５を介してモニタＰＤ９に入力される。
　モニタＰＤ９は、反射部１１で反射した光をモニタするための受光部である。ＰＤはフォトダイオードのことである。このモニタＰＤ９を含むモニタ部によって、反射されたモニタ用光ＴＬ２に基づくモニタが可能となる。例えば、反射部１１がＦＢＧにより構成される場合、温度などＦＢＧでモニタできることはたいていモニタ可能である。また、モニタＰＤ９は複数設置されてもよく、モニタ用ＬＤ３から出力された波長の異なる光をそれぞれモニタされるように構成されてもよい。例えばモニタＰＤ９とタップカプラ５の間に、ＷＤＭカプラを入れて光を分波する、あるいはタップカプラを入れて光を分波し、分波した後にバンドパスフィルタを入れることで、特定の波長の光がモニタＰＤ９に入力されるように構成される。
　図２に示すように、反射部１１がＦＢＧにより構成された光プローブ１０では、反射部１１を曲げ部１２よりも基端側に設けている。光プローブ１０の先端部２１に曲げ部１２が設けられ、光プローブ１０の中間部２２に反射部１１が設けられる。中間部２２は先端部２１よりも基端側に位置する。曲げ部１２は光ファイバ７の先端側の部分が湾曲した形状を有する曲げ構造によって構成されているので、モニタ用光ＴＬ２がその曲げ部１２による曲げ損失の影響を受けないようにするために、曲げ部１２よりも基端側の光ファイバ７にＦＢＧが形成されている。ＦＢＧからなる反射部１１では、モニタ用光ＴＬ２を基端側に反射し、焼灼用光ＴＬ１を先端側に透過する。
　また、曲げ構造からなる曲げ部１２は、光ファイバ７の保護材３１によって湾曲形状に保持されている。特に、図２に示す曲げ部１２の形状では、反射部１１よりも先端側の部分が長手方向に対して交差する方向で一方向に湾曲した後に他方向に向けて再び湾曲している。そして、光ファイバ７の先端面７ａは、光プローブ１０の延在方向に対して所定の傾斜角θに傾斜した方向に向けて焼灼用光ＴＬ１を照射することができるように形成されている。この傾斜角θは１０度～１７０度の範囲内であることが好ましい。この傾斜角θに設定されることによって、カテーテル８を血管内に挿入した際、先端面７ａから血管壁に向けて焼灼用光ＴＬ１を好適に出射することができる。また、保護材３１は、樹脂、プラスチック、セラミック等の材料により構成されている。
　以上説明した通り、実施形態１によれば、医療用の焼灼装置として血管内に挿入されるカテーテル８に挿通される光プローブ１０を対象として、光ファイバ７の折れを検知することができるとともに、焼灼用光ＴＬ１を挿入方向に対して側方に位置する血管壁に向けて出射することができる。
　実施形態１の光プローブ１０では、カテーテル８の挿入方向に対して側方に位置する照射対象に向けて焼灼用光ＴＬ１を出射するために、光ファイバ７の先端側に曲げ構造を有するとともに、モニタ用光ＴＬ２を反射部１１で基端側に反射する。これにより、反射部１１で反射された反射光ＲＬをモニタすることによって光ファイバ７の折れ検知が可能になる。さらに、反射部１１を曲げ部１２よりも基端側に設けることによって、反射光ＲＬの曲げ損失を低減でき、光ファイバ７の折れを適切に検知することができる。
　このように、実施形態１のレーザ装置１では、モニタ用光ＴＬ２の曲げロスが少ないため、接続部６が正常に接続されている状態において、反射光ＲＬの強度低下は全て光ファイバ７の折れによるものと判定することができる。これにより、光ファイバ７のひびなど、光ファイバ７が折れたか否かが検知しにくい場合であっても反射光ＲＬのモニタで検知することができる。さらに、接続部６を備えるレーザ装置１について、反射光ＲＬをモニタすることによって接続部６での異常な脱落も検知することが可能になる。この場合、接続部６の異常として、コネクタ端面の汚れなど、コネクタ端面の異常も検知できる。
（実施形態１の変形例）
　ここで、図３から図６を参照して、実施形態１の変形例について説明する。なお、図３から図６には、各変形例における光プローブ１０の構成が模式的に示されている。
　図３は、実施形態１の変形例１を説明するための断面図である。図３に示すように、実施形態１の変形例１では、曲げ部１２の曲げ構造が長手方向に対して交差する方向で一方向に湾曲し続けている。反射部１１はＦＢＧにより構成されている。光ファイバ７は反射部１１よりも先端側の部分が長手方向に対して交差する方向で一方向に湾曲し続けて先端面７ａに至る形状に構成されている。このように、曲げ部１２が光ファイバ７の曲げ構造により構成される場合には、その曲げ構造は上述した図２に示す形状に限定されない。つまり、光ファイバ７が曲げ構造により構成される曲げ部１２を有する場合であっても、曲げ部１２を経由して光ファイバ７の先端面７ａから出射される焼灼用光ＴＬ１が所望の強度を確保できる程度の曲げ形状であれば、その曲がり方は特に限定されない。
　このように構成された変形例１によれば、中間部２２に反射部１１として反射膜を形成後、その先端側の先端部２１を対象に光の伝搬方向を所定方向に変えるための曲げ構造（曲げ部１２）を形成する場合、そのプロセス時に生じた損傷の有無をモニタすることが可能である。これにより、正常な光プローブ１０と、曲げ構造の形成時に損傷した光プローブとの区別が可能になる。
　図４は、実施形態１の変形例２を説明するための断面図である。図４に示すように、実施形態１の変形例２では、反射部１１が反射膜により構成されている。光プローブ１０の中間部２２には、光ファイバ７に長手方向に対して直交する面に沿ってスリット７ｂが形成されている。スリット７ｂは光ファイバ７のコア７１およびクラッド７２に形成されている。このスリット７ｂ内に反射部１１として反射膜が設けられている。この反射部１１としての反射膜は金属膜や誘電体多層膜等で構成されている。また、図４に示す例では、スリット７ｂ内の反射膜はファイバ被膜３２によって光ファイバ７に固定されている。このように、中間部２２にスリット７ｂおよび反射膜からなる反射部１１が設けられた光プローブ１０では、その先端部２１に上述した曲げ構造を有する曲げ部１２を設けることが可能である。
　図５は、実施形態１の変形例３を説明するための断面図である。図５に示すように、実施形態１の変形例３では、光プローブ１０の中間部２２において、反射膜からなる反射部１１がファイバ被膜３２よりも大きく形成されている。この反射膜が保護材３３によって光プローブ１０に固定されている。保護材３３はファイバ被膜３２の外周部の一部を覆うようにして設けられている。このように、光プローブ１０の中間部２２に反射膜を設ける場合には、保護材３３によって反射部１１の形成箇所を保護してもよい。この保護材３３は、樹脂、プラスチック、セラミック等の材料により構成される。
　図６は、実施形態１の変形例４を説明するための断面図である。図６に示すように、実施形態１の変形例４では、光プローブ１０の中間部２２において、ファイバ被膜３２が分断されている。ファイバ被膜３２が分断されている箇所に、光ファイバ７の保護材３３が設けられているとともに、反射膜を設けるためのスリット７ｂが光ファイバ７に形成されている。スリット７ｂ内に設けられた反射膜は保護材３３によって光ファイバ７に固定されている。保護材３３は光ファイバ７のクラッド７２の外周部分を覆うように設けられている。このように、光プローブ１０の中間部２２であってもファイバ被膜３２の一部を剥いた状態で反射膜を形成することができる。そして、ファイバ被膜３２を剥いた部分を保護材３３によって保護することができる。
（実施形態２）
　次に、実施形態２に係る光プローブ１０について説明する。実施形態２では、光プローブ１０に含まれる反射部１１と曲げ部１２の構成が実施形態１とは異なる。レーザ装置１のうち光プローブ１０以外の構成、例えば接続部６よりも基端側の構成については、実施形態２でも実施形態１と同様である。なお、実施形態２の説明では、実施形態１と同様の構成については説明を省略し、その参照符号を引用する。
　図７は、実施形態２に係る光プローブ１０を説明するための断面図である。図７に示すように、実施形態２の光プローブ１０では、光ファイバ７の先端面７ａに反射部１１が設けられている。この反射部１１は反射膜により構成されている。実施形態２では、反射部１１を透過した焼灼用光ＴＬ１の進行方向を、反射部１１を透過する前の進行方向に対して異なる方向に変更する進行方向変更部として、側面照射機構４０が設けられている。
　側面照射機構４０は、反射膜からなる反射部１１に対して先端面７ａの前方（先端側）に配置された反射面４１を有する。反射面４１は、光ファイバ７の延在方向に対して所定の傾斜角θだけ傾けて形成されている。これにより、先端面７ａから出射された焼灼用光ＴＬ１であって、反射膜からなる反射部１１を透過した焼灼用光ＴＬ１が、長手方向に対して側方に向けて側面照射機構４０によって照射される。また、反射膜としての反射部１１は、公知の蒸着や化学気相堆積（ＣＶＤ）法等によって先端面７ａに設けられている。なお、この反射膜は別途作製され、接着剤や粘着材等にて先端面７ａに貼付されることで設けられてもよい。
　実施形態２では、光プローブ１０に含まれる光ファイバ７が直線形状に延びており、その先端面７ａに反射膜が設けられている。反射膜からなる反射部１１で反射されたモニタ用光ＴＬ２は、反射光ＲＬとして光プローブ１０の基端側に向けて戻るように伝搬する。
　以上説明した通り、実施形態２によれば、光プローブ１０の先端部２１に側面照射機構４０を備えるため、光ファイバ７の延在方向に対して側方に向けて焼灼用光ＴＬ１を照射することができる。また、光ファイバ７の先端面７ａに反射膜からなる反射部１１が一体形成されているので、反射膜で反射したモニタ用光ＴＬ２の戻り光（反射光ＲＬ）をモニタすることができる。加えて、反射膜からなる反射部１１が光ファイバ７の先端面７ａに一体形成されているので、先端面７ａと反射部材とを離して配置した構造よりも簡素かつ小型な構造となる。さらに、光プローブ１０を構成する光ファイバ７が曲げ構造を有さないため、光プローブ１０の径を細くでき、カテーテル８の径を細くすることが可能である。
（実施形態２の変形例）
　ここで、図８から図１０を参照して、実施形態２の変形例について説明する。なお、図８から図１０には、各変形例における光プローブ１０の構成が模式的に示されている。
　図８は、実施形態２の変形例１を説明するための断面図である。図８に示すように、側面照射機構４０は、その先端側に設けられた保持部３１ａによって保護材３１に固定されている。保持部３１ａは保護材３１の一部によって構成されている。また、保持部３１ａを有する保護材３１によって出射窓４２が形成されている。出射窓４２は、側面照射機構４０の反射面４１によって反射された焼灼用光ＴＬ１が通過する部分を形成している。
　図９は、実施形態２の変形例２を説明するための断面図である。図９に示すように、保持部３１ａによって形成された出射窓４２には、焼灼用光ＴＬ１を透過する光透過部材５０が設けられている。この光透過部材５０と保護材３１とによって、側面照射機構４０が光プローブ１０の内部に収容されている。
　図１０は、実施形態２の変形例３を説明するための断面図である。図１０に示すように、側面照射機構４０を備える構成でも、反射部１１はＦＢＧにより構成されている。図１０に示す変形例３は、図７に示す実施形態２の構成について反射膜からなる反射部１１を、ＦＢＧからなる反射部１１に変更したものである。つまり、図８に示す変形例１の構成について反射膜からなる反射部１１を、図１０に示すＦＢＧからなる反射部１１に変更した構成の変形例３とすることもできる。同様に、図９に示す変形例２の構成について反射膜からなる反射部１１を、図１０に示すＦＢＧからなる反射部１１に変更した構成の変形例３であってもよい。
（各実施形態の変形例）
　図１１は、各実施形態の変形例を説明するための断面図である。図１１に示すように、変形例の光プローブ１０として、光ファイバ７の先端面７ａに反射膜からなる反射部１１が一体形成されているとともに、その光ファイバ７の先端側部分は湾曲した曲げ構造により構成された曲げ部１２を有する構造に構成されてもよい。
　また、上述した各実施形態および各変形例のうち、先端面７ａに反射膜からなる反射部１１が設けられた構成以外のものは、光ファイバ７の先端が円錐形状に構成され、光ファイバ７から円環状のビームとして焼灼用光ＴＬ１を出射するように構成されてもよい。円環状のビームであれば前方側面に向けて焼灼用光ＴＬ１を照射することが可能である。つまり、光ファイバ７の円錐形状の先端が進行方向変更機能を発揮することになる。一例として、図４に示す中間部２２に有する光プローブ１０は、曲げ構造に代えて、光ファイバ７の先端を円錐形状に構成してもよい。
　また、上述した各実施形態および各変形例は、モニタ用ＬＤ３から出力される、モニタ用光ＴＬ２とは別の波長のモニタ用光ＴＬ３を利用して、光ファイバ７の曲げ量を推定することもできる。モニタ用ＬＤ３は、折れ検知用のモニタ光（モニタ用光ＴＬ２）と、曲げ量を推定するためのモニタ光（モニタ用光ＴＬ３）とを出力する。すなわち、モニタ用光ＴＬ３のパワーは５ｍＷ以下であり、好適には１ｍＷ以下である。これにより、アイセーフを考慮したモニタ用光ＴＬ３となる。このとき反射部１１は少なくともモニタ用光ＴＬ２およびモニタ用光ＴＬ３を反射するように構成され、焼灼用光ＴＬ１は透過するように構成される。さらに、モニタ用光ＴＬ３は、８００ｎｍ～２０００ｎｍであり、最適解として１３００ｎｍ～１６００ｎｍの長波長であることが好ましい。曲げ検知のための波長は、長波長のほうが曲げに敏感となり、検知感度が上がる。
　また、好適には光ファイバ７の折れを検知する波長は、光ファイバ７の曲げ量を推定する波長よりも短い。したがってモニタ用光ＴＬ２の波長はモニタ用光ＴＬ３の波長よりも短いことが好ましい。
　光ファイバ７の曲げ量の推定は次の手順で行う。まず、モニタＰＤ９によって、光プローブ１０が体内に挿入される前にモニタ用光ＴＬ３の強度を測定しておき、次に体内に光プローブ１０を挿入したときのモニタ用光ＴＬ３の光強度をモニタしておく。体内で光プローブ１０が曲がるたびに光ファイバ７の曲げによる損失が増加していくため、モニタ用光ＴＬ３の光強度は減少していく。この減少割合をモニタＰＤ９によりモニタすることで光ファイバ７の曲げ量を推定することが可能になる。一般に光ファイバ７の曲げによる損失は波長が長いほど大きくなるため、モニタ用光ＴＬ２の光強度はモニタ用光ＴＬ３の光強度に比べて変化しない。このためモニタ用光ＴＬ２では光ファイバ７の曲げによる損失に影響されずに、光ファイバ７の折れを検知することができる。
　反射部１１が少なくともモニタ用光ＴＬ２およびモニタ用光ＴＬ３を反射するように構成される場合、反射部１１は単一の反射材で構成されてもよく、あるいは複数の反射材で構成されてもよい。例えば反射部１１が単一の広帯域を反射する反射膜で構成されてもよく、あるいはＦＢＧと反射膜を組み合わせることで複数の波長を反射するように構成されてもよい。
　またモニタ用光ＴＬ３の反射率は光ファイバ７の曲げによる減衰量が測定できる程度でよい。したがってモニタ用光ＴＬ３の反射率が１％以上であってもよく、モニタ用光ＴＬ３の反射率はフレネル反射率と同程度でもよい。すなわちモニタ用光ＴＬ３の反射部として光ファイバ７の先端側の断面でのフレネル反射を利用してもよい。
　また、変形例のレーザ装置１は、２つ以上の光コンバイナを用いて、複数の焼灼用レーザ光を集光してもよい。この変形例のレーザ装置１は、１つ以上の焼灼用レーザダイオード（焼灼用ＬＤ２）と、２つ以上の光コンバイナ（合波器４）とを備えており、光コンバイナ同士が直列に接続（カスケード接続）されている。つまり、焼灼用ＬＤ２の出力側が、１つの光コンバイナ（第１の合波器４）の入力側に接続されているとともに、当該１つの光コンバイナの出力側が、別の光コンバイナ（第２の合波器４）の入力側に接続されてもよい。この場合、合波器４を構成する光コンバイナは、Ｎ：１光コンバイナであり、好ましくは２：１光コンバイナである。この光コンバイナは、複数の焼灼用光ＴＬ１を合波（合成）するものであり、エンドカップル型またはサイドカップル型のコンバイナである。
　さらに、上述したように複数の焼灼用ＬＤ２を備える場合には、上記１つの光コンバイナ（第１の合波器４）の入力側に複数の焼灼用ＬＤ２を接続してもよい。あるいは、上記１つの光コンバイナ（第１の合波器４）の入力側には、１つの焼灼用レーザダイオード（第１の焼灼用ＬＤ２）を接続し、上記別の光コンバイナ（第２の合波器４）の入力側には、別の焼灼用レーザダイオード（第２の焼灼用ＬＤ２）および上記１つの光コンバイナの出力側（第１の合波器４の出力側）を接続してもよい。
（変形例１）
　また、各実施形態のさらに別の変形例として、レーザ装置１は、ビームプロファイル変換器を備えてもよい。ビームプロファイル変換器は、照射（出射）するビームのプロファイルを、入射するビームのプロファイルとは異なるものに変換する装置である。例えば、レーザ装置１は、カテーテル８の内部において、反射部１１と曲げ部１２との間にビームプロファイル変換器を備えた構成とすることが可能である。なお、この説明では、ビームプロファイル変換器を備えるレーザ焼灼装置を、各実施形態の変形例１と記載して説明する。
　ここで、ビームプロファイル変換器の構成例について、図１２～図１４を参照して説明する。図１２は、各実施形態の変形例１におけるレーザ装置の概略構成を示す模式図である。この変形例１におけるレーザ装置１０００は、レーザ光源１００１と、出力光ファイバ１００２と、接続部１００３と、モニタ装置１００４と、カテーテル８とを備えている。カテーテル８は、カテーテル本体８１と、光学素子８２と、ビームプロファイル変換器１００とを備えている。ビームプロファイル変換器１００は、少なくとも光ファイバ１０１と、光ファイバ１０２と、筐体１０３とを備えている。
　レーザ光源１００１は、光ファイバレーザ等のレーザ光源を備えており、焼灼用のレーザ光Ｌ１（焼灼用光ＴＬ１）を出力光ファイバ１００２へ出力する。出力光ファイバ１００２はシングルモード光ファイバまたはマルチモード光ファイバである。出力光ファイバ１００２は、接続部１００３を介して、ビームプロファイル変換器１００の光ファイバ１０１と光学的に接続している。これにより、レーザ光源１００１は、光ファイバ１０１にレーザ光Ｌ１を出力することができる。なお、接続部１００３は、上述した接続部６と同様の構成であってよい。
　カテーテル８において、カテーテル本体８１は樹脂等の可撓性を有する材料からなる。カテーテル本体８１は、レーザ光の透過性に優れた材質からなるレーザ光出力窓８１ａを有していてもよい。なお、説明のために、図１２ではカテーテル本体８１を透明に表している。ビームプロファイル変換器１００の少なくとも一部である、光ファイバ１０１の一部と光ファイバ１０２と筐体１０３とは、カテーテル本体８１のルーメンに挿入されている。また、光学素子８２は、カテーテル本体８１のルーメン内においてレーザ光出力窓８１ａの近傍に配置されており、ビームプロファイル変換器１００の光ファイバ１０２と光学的に接続している。
　図１３は、ビームプロファイル変換器１００の主要部の概略構成を示す模式図である。ビームプロファイル変換器１００は、光ファイバ１０１、光ファイバ１０２、筐体１０３に加え、フェルール１０４、ファイバ固定部材１０５ａ，１０５ｂ、樹脂１０６、受光素子１０７、および電線１０８を備えている。
　第１光ファイバである光ファイバ１０１は、コア部１０１ａと、クラッド部１０１ｂとを備えるシングルモードまたはマルチモードの光ファイバである。光ファイバ１０１は、例えばステップインデックス型やグレーテッドインデックス型のマルチモード光ファイバであるが、特に限定はされない。光ファイバ１０１は、例えばコア径が１０５μｍ、クラッド径が１２５μｍ、開口数（ＮＡ）が０．１５であるが、特には限定されない。
　光ファイバ１０１は、第１端面としての端面１０１ｃを有している。端面１０１ｃは、ｘ軸と平行であり、コア部１０１ａの中心軸であってｚ方向に延びる光ファイバ１０１の光軸ＯＸ１に対して傾斜している。すなわち、光ファイバ１０１は、いわゆる斜めカットされたものである。光ファイバ１０１は、導波したレーザ光Ｌ１を端面１０１ｃから出力する。
　第２光ファイバである光ファイバ１０２は、コア部１０２ａと、クラッド部１０２ｂとを備えるマルチモード光ファイバである。光ファイバ１０２は、例えばステップインデックス型やグレーテッドインデックス型のマルチモード光ファイバであるが、特に限定はされない。光ファイバ１０２のコア径は光ファイバ１０１の端面１０１ｃにおけるコア径よりも大きく、例えば１．５倍以上大きい。光ファイバ１０２は、例えばコア径が４００μｍ、クラッド径が４４０μｍ、ＮＡが０．２２であるが、特には限定されない。
　光ファイバ１０２は、第２端面としての端面１０２ｃを有している。端面１０２ｃは、コア部１０２ａの中心軸であってｚ方向に延びる光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２と直交しており、ｘｙ平面と平行である。なお、コア部１０２ａは、端面１０２ｃにおいて露出した状態であっても、端面１０２ｃの面にさらにレンズや透過膜等が設けられた状態等であってもよい。また、端面１０２ｃは、平面状に限定されず、凸面状や凹面状等の非平面状でもよい。光ファイバ１０２は、光ファイバ１０１の端面１０１ｃから出力されたレーザ光Ｌ１が端面１０２ｃのコア部１０２ａに入力され、レーザ光Ｌ１を導波する。導波したレーザ光Ｌ１は、レーザ光Ｌ２として光学素子８２に出力される。光学素子８２は、レーザ光Ｌ２を集光し、光路を屈曲させて、カテーテル本体８１のレーザ光出力窓８１ａから出力させる。
　ここで、光ファイバ１０１の端面１０１ｃにおけるクラッド直径Φ1と、光ファイバ１０２の端面１０２ｃにおけるコア直径Φ2とにおいて、端面１０１ｃから出力した光の光ファイバ１０２の端面１０２ｃへの入力位置と光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２との距離Ｄは、以下の（１）式で表されるのが好ましい。
　（Φ2－Φ1）／２＞Ｄ≧Φ1／２　…（１）
　具体的に、光ファイバ１０１の端面１０１ｃにおけるクラッド直径Φ1が１２５μｍ、光ファイバ１０２のコア直径が４００μｍである場合、（１）式は、（４００－１２５）／２＝１３５．５＞Ｄ≧１２５／２＝６２．５となる。したがって、光軸からの距離Ｄは、６２．５μｍ以上１３５．５μｍ以下が好ましいことになる。
　筐体１０３は、例えば円筒体であり、光ファイバ１０１の端面１０１ｃを含む端部と、光ファイバ１０２の端面１０２ｃを含む端部とを収容する。また、筐体１０３は、レーザ光Ｌ１のうち光ファイバ１０２のコア部１０２ａに結合されなかった成分である迷光を遮蔽、吸収し、外部に漏洩させない機能を有する。筐体１０３は、吸収した迷光により発生した熱を効率よく放熱するために、アルミニウム等の熱伝導率が高い材料からなることが好ましい。
　フェルール１０４は、例えばジルコニアからなる円筒体であり、光ファイバ１０１が挿通固定されており、一端側が端面１０１ｃと面一になるように斜めカットされている。ファイバ固定部材１０５ａは、例えば金属からなる円筒体であり、フェルール１０４を介して光ファイバ１０１を筐体１０３に固定している。樹脂１０６はフェルール１０４とファイバ固定部材１０５ａとを固着している。ファイバ固定部材１０５ｂは、例えば金属からなる円筒体であり、光ファイバ１０２を筐体１０３に固定している。光ファイバ１０１と光ファイバ１０２とが筐体１０３に固定されることによって、光ファイバ１０１と光ファイバ１０２との相対的な位置関係が固定される。この変形例１では、光ファイバ１０１の光軸ＯＸ１と光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２とは一致している。
　受光素子１０７は、例えばフォトダイオードで構成されており、上述した迷光の一部である迷光Ｌ３を受光し、その受光強度に応じた電流信号を電線１０８に出力する。電線１０８は、図１２に示すようにモニタ装置１００４に接続されている。モニタ装置１００４は、電流信号を受信し、電流信号に基づいてレーザ光Ｌ１の強度をモニタする機能を有する。また、モニタ装置１００４は、モニタしたレーザ光Ｌ１の強度に基づいて、レーザ光源１００１に所定の制御信号を出力する機能を有する。
　図１４は、レーザ光の出入力状態を示す図であり、図１３の光ファイバ１０１，１０２をｚ軸の負の方向から見た図である。光ファイバ１０１は、レーザ光源１００１から入力され、導波したレーザ光Ｌ１を端面１０１ｃから出力する。端面１０１ｃは光軸ＯＸ１に対して傾斜している。その結果、コア部１０１ａと筐体１０３内の空間との屈折率差により、端面１０１ｃから出力したレーザ光Ｌ１は、ｙｚ面と平行な面内において光軸ＯＸ１から傾斜した方向へ進行する。なお、レーザ光Ｌ１のビームプロファイルＰ１は、ガウシアン形状であるとする。
　端面１０１ｃと端面１０２ｃとは非平行であり、適正な距離（例えば、光軸において１００μｍ以下）だけ離間している。また、光ファイバ１０２のコア径は光ファイバ１０１の端面１０１ｃにおけるコア径よりも大きい。その結果、端面１０１ｃから出力されたレーザ光Ｌ１は、端面１０２ｃのコア部１０２ａに、低損失で入力される。レーザ光Ｌ１は、入力される際に、光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２から距離Ｄだけ離間した位置において、端面１０２ｃに対して傾斜した方向へ入力する。この場合、端面１０１ｃから出力したレーザ光Ｌ１は、光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２から離間した位置において端面１０２ｃのコア部１０２ａに入力する直前もその直後も、光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２に対して傾斜している。
　マルチモード光ファイバである光ファイバ１０２がレーザ光Ｌ１を導波する間に、レーザ光Ｌ１から、メリディオナル光線として導波するガウシアン形状のビームプロファイルの成分と、スキュー（ｓｋｅｗ）光線として導波するドーナツ形状のビームプロファイルの成分とが発生する。その結果、光ファイバ１０２が出力するレーザ光Ｌ２は、メリディオナル光線とスキュー光線とが混合し、トップハット形状のビームプロファイルＰ２を有するレーザ光となる。すなわち、光ファイバ１０２はビームプロファイルを変換する光ファイバとして機能する。
　このとき、端面１０１ｃから出力したレーザ光Ｌ１が、光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２から離間した位置（オフセットした位置）において、端面１０２ｃのコア部１０２ａに、端面１０２ｃに対して傾斜した方向へ入力するようにすることで、スキュー光線が比較的短い導波距離でより一層発生する。その結果、光ファイバ１０２で効率的にビームプロファイル変換を行うことができる。さらには、これにより、大口径であるか、ＮＡが大きいために比較的高価な光ファイバ１０２の使用長を短くできるので、低コストで効率的なビームプロファイル変換器１００を実現できる。また、ビームプロファイル変換器１００は、特殊な光ファイバや追加の特殊な光学素子を不使用であり、簡易な構成で実現されるものである。また、好ましくは、光ファイバ１０２のコア径が光ファイバ１０１の端面１０１ｃにおけるコア径よりも１．５倍以上大きければ、より低損失であり、より短い光ファイバ１０２でビームプロファイル変換を行うことができる。
　また、このような簡易な構成、低コスト、効率的なビームプロファイル変換器１００は、一般的に使用毎に廃棄されるカテーテル８に適用することで、低コストのカテーテル８を実現することができる。
　なお、このビームプロファイル変換器１００では、光軸ＯＸ１と光軸ＯＸ２とを一致させ、端面１０１ｃと端面１０２ｃとを非平行にすることで、レーザ光Ｌ１が光軸ＯＸ２から離間した位置で、端面１０２ｃに対して傾斜した方向へ入力する入力状態を実現している。ただし、ビームプロファイル変換器１００の構成は、上述した入力状態が実現されるように変形することができる。例えば、光軸ＯＸ１と光軸ＯＸ２とを一致させなくてもよいし、光軸ＯＸ１と光軸ＯＸ２とを非平行にしてもよい。
　また、端面１０１ｃの光軸ＯＸ１に対する傾斜角度や、端面１０１ｃと端面１０２ｃとの距離、コア部１０１ａのコア径および屈折率とコア部１０２ａのコア径および屈折率との組み合わせを適宜調整することによって、メリディオナル光線の成分とスキュー光線の成分との比を調整し、レーザ光Ｌ２のビームプロファイルを調整することができる。例えば、ガウシアン形状に近いトップハット形状としたり、ドーナツ形状に近いトップハット形状としたりすることもできる。なお、トップハット形状とは、次数ｍが３以上のスーパーガウシアン形状と相似形または略相似形のプロファイルとする。スーパーガウシアンのフィールドＵは以下の式で表される。なお、ω０はスポット半径、ｒは中心からの距離である。
　Ｕ＝ｅｘｐ［－（ｒ／ω０）ｍ］
　また、変形例１では、ビームプロファイル変換器１００がカテーテル８に含まれる構成について説明したが、レーザ装置１０００はこれに限定されない。つまり、ビームプロファイル変換器１００を設ける位置は、接続部１００３とレーザ光源１００１との間であってもよい。このように、ビームプロファイル変換器１００が接続部１００３よりもレーザ光源１００１側に設けられていることにより、カテーテル８を使い捨てた場合でも、ビームプロファイル変換器１００を再利用することが可能になる。
　また、上述した各実施形態の変形例１の更なる変形例（変形例２～５）を構成することができる。更なる変形例について、図１５～図１８を参照して説明する。
（変形例２）
　図１５は、各実施形態の変形例２におけるビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。この変形例２のビームプロファイル変換器１００Ａでは、斜めカットされた光ファイバ１０１の端面１０１ｃと、光ファイバ１０２の端面１０２ｃとが融着接続されている。このとき、融着接続面において光ファイバ１０１の光軸（不図示）と光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２とはｙ方向において離間している。これにより、端面１０１ｃと端面１０２ｃとは平行になるが、光ファイバ１０１の光軸と光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２とはｙｚ平面と平行な面内において互いに傾斜している。
　ビームプロファイル変換器１００Ａでは、レーザ光Ｌ１が光軸ＯＸ２から離間した位置で、端面１０２ｃに対して傾斜した方向へ入力する入力状態を実現している。したがって、ビームプロファイル変換器１００Ａでは、ビームプロファイル変換器１００と同様に、簡易な構成、低コスト、効率的という効果が得られる。
　ここで、互いに外径が異なる光ファイバを融着させる場合、反射戻り光が入力側の光ファイバのクラッドに入射することによって、樹脂等が発熱する原因になる。そこで、樹脂等の発熱を抑制するために、入力側の光ファイバの被覆部における融着部側に放熱部を設けることが望ましい。放熱部は、例えば放熱シリコーンが塗布されて構成される。
（変形例３）
　図１６は、各実施形態の変形例３におけるビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。ビームプロファイル変換器１００Ｂは、光ファイバ１０１Ｂおよび光ファイバ１０２Ｂを備える。
　第１光ファイバである光ファイバ１０１Ｂは、光ファイバ１０１における対応する要素と同様の構成のコア部１０１Ｂａと、クラッド部１０１Ｂｂとを備える。光ファイバ１０１Ｂは、第１端面としての端面１０１Ｂｃを有している。端面１０１Ｂｃは、ｚ方向に延びる光ファイバ１０１Ｂの光軸（不図示）と直交しており、ｘｙ平面と平行である。
　第２光ファイバである光ファイバ１０２Ｂは、光ファイバ１０２における対応する要素と同様の構成のコア部１０２Ｂａと、クラッド部１０２Ｂｂとを備える。光ファイバ１０２Ｂは、第２端面としての端面１０２Ｂｃを有している。端面１０２Ｂｃは、ｘ軸と平行であり、ｚ方向に延びる光ファイバ１０２Ｂの光軸ＯＸ２Ｂに対して傾斜している。すなわち、光ファイバ１０２Ｂは、いわゆる斜めカットされたものである。また、端面１０１Ｂｃと端面１０２Ｂｃとは非平行である。また、光ファイバ１０１Ｂの光軸と光ファイバ１０２Ｂの光軸ＯＸ２Ｂとは平行であるが、ｙ方向において離間している。
　ビームプロファイル変換器１００Ｂでは、光ファイバ１０１Ｂは、導波したレーザ光Ｌ１を端面１０１Ｂｃから出力する。端面１０１Ｂｃから出力したレーザ光Ｌ１は、ｚ方向に進行する。
　光ファイバ１０２Ｂのコア径は光ファイバ１０１Ｂのコア径よりも大きいので、端面１０１Ｂｃから出力されたレーザ光Ｌ１は、端面１０２Ｂｃのコア部１０２Ｂａに、光軸ＯＸ２Ｂから離間した位置において入力される。ここで、端面１０２Ｂｃはｚ軸に対して傾斜している。その結果、コア部１０２Ｂａと筐体１０３内の空間との屈折率差により、端面１０２Ｂｃから入力したレーザ光Ｌ１は、端面１０２Ｂｃにおいて、ｙｚ面と平行な面内において光軸ＯＸ２Ｂから傾斜した方向へ入力する。すなわち、光ファイバ１０１Ｂから出力したレーザ光Ｌ１は、コア部１０２Ｂａに入力される直前までは光ファイバ１０２Ｂの光軸ＯＸ２Ｂと平行であるが、光ファイバ１０２Ｂの光軸ＯＸ２Ｂから離間した位置において端面１０２Ｂｃのコア部１０２Ｂａに入力した後は、光ファイバ１０２Ｂの光軸ＯＸ２Ｂに対して傾斜した方向に屈折することになる。これにより、ビームプロファイル変換器１００Ｂでは、ビームプロファイル変換器１００の場合と同様に、光ファイバ１０２Ｂが、ビームプロファイルを変換する光ファイバとして機能し、レーザ光Ｌ２を出力する。その結果、ビームプロファイル変換器１００Ｂは簡易な構成で、低コストかつ効率的にビームプロファイル変換を行うことができる。
　なお、レーザ光Ｌ１が光軸ＯＸ２Ｂから離間した位置で、端面１０２Ｂｃに対して傾斜した方向へ入力する入力状態が実現されればよい。したがって、ビームプロファイル変換器１００Ｂの構成を変形して、光ファイバ１０１Ｂの光軸と光軸ＯＸ２Ｂとを非平行にしてもよい。
　また、端面１０２Ｂｃの光軸ＯＸ２Ｂに対する傾斜角度や、端面１０１Ｂｃと端面１０２Ｂｃとの距離、コア部１０１Ｂａのコア径および屈折率とコア部１０２Ｂａのコア径および屈折率との組み合わせを適宜調整することによって、レーザ光Ｌ２のビームプロファイルを調整することができる。
（変形例４）
　図１７は、各実施形態の変形例４におけるビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。変形例４のビームプロファイル変換器１００Ｃは、光ファイバ１０１Ｂおよび光ファイバ１０２を備え、光ファイバ１０１Ｂの端面１０１Ｂｃと光ファイバ１０２の端面１０２ｃとの間に、三角プリズム１１１を配置した構成を有する。
　ビームプロファイル変換器１００Ｃでは、光ファイバ１０１Ｂは、導波したレーザ光Ｌ１を端面１０１Ｂｃから出力する。端面１０１Ｂｃから出力したレーザ光Ｌ１は、ｚ方向に進行し、三角プリズム１１１に入力する。三角プリズム１１１は、レーザ光Ｌ１を屈折させる光学素子の一例であり、レーザ光Ｌ１の進行方向がｙｚ面と平行な面内においてｚ軸から傾斜した方向になるように屈折させる。その結果、レーザ光Ｌ１は、光ファイバ１０２の端面１０２ｃのコア部１０２ａに、光軸ＯＸ２から離間した位置において入力され、かつ端面１０２ｃにおいて、ｙｚ面と平行な面内で光軸ＯＸ２から傾斜した方向へ入力する。これにより、光ファイバ１０２は、ビームプロファイル変換されたレーザ光Ｌ２を出力する。その結果、ビームプロファイル変換器１００Ｃでは、ビームプロファイル変換器１００の場合と同様に、簡易な構成で、低コストかつ効率的にビームプロファイル変換を行うことができる。
　なお、三角プリズム１１１は、光ファイバ１０２の端面１０２ｃに接して設けられてもよい。この場合、光ファイバ１０１Ｂの端面１０１Ｂｃから出力したレーザ光Ｌ１は、三角プリズム１１１に入力される直前までは光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２と平行であるが、三角プリズム１１１によって屈折されて、端面１０２ｃのコア部１０２ａに入力する際には光軸ＯＸ２に対して傾斜している。また、三角プリズム１１１は、光ファイバ１０１Ｂの端面１０１Ｂｃに接して設けられてもよい。この場合であっても、レーザ光Ｌ１は、端面１０２ｃのコア部１０２ａに入力した直後に光軸ＯＸ２から傾斜した方向に入力される。
（変形例５）
　図１８は、各実施形態の変形例５における係るビームプロファイル変換器の主要部の概略構成を示す模式図である。変形例５のビームプロファイル変換器１００Ｄは、変形例４のビームプロファイル変換器１００Ｃの構成において、三角プリズム１１１を、レーザ光Ｌ１を屈折させる光学素子の一例であるレンズ１１２に置き換えた構成を有する。
　レンズ１１２は、光軸ＯＸ３が光ファイバ１０１Ｂの光軸および光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２のいずれとも一致しないように、端面１０１Ｂｃと端面１０２ｃとの間に配置されている。これにより、ビームプロファイル変換器１００Ｃの場合と同様に、端面１０１Ｂｃから出力したレーザ光Ｌ１は、レンズ１１２によって、レーザ光Ｌ１の進行方向がｙｚ面と平行な面内においてｚ軸から傾斜した方向になるように屈折させられる。その結果、レーザ光Ｌ１は、光ファイバ１０２の端面１０２ｃのコア部１０２ａに、光軸ＯＸ２から離間した位置において入力され、かつ端面１０２ｃにおいて、ｙｚ面と平行な面内で光軸ＯＸ２から傾斜した方向へ入力する。これにより、光ファイバ１０２は、ビームプロファイル変換されたレーザ光Ｌ２を出力する。その結果、ビームプロファイル変換器１００Ｄでは、ビームプロファイル変換器１００の場合と同様に、簡易な構成で、低コストかつ効率的にビームプロファイル変換を行うことができる。
　なお、レンズ１１２は、光ファイバ１０２の端面１０２ｃに接して設けられてもよい。この場合、光ファイバ１０１Ｂの端面１０１Ｂｃから出力したレーザ光Ｌ１は、レンズ１１２に入力される直前までは光ファイバ１０２の光軸ＯＸ２と平行であるが、レンズ１１２によって屈折されて、端面１０２ｃのコア部１０２ａに入力する際には光軸ＯＸ２に対して傾斜している。また、レンズ１１２は光ファイバ１０１Ｂの端面１０１Ｂｃに接して設けられてもよい。この場合であっても、レーザ光Ｌ１は、端面１０２ｃのコア部１０２ａに入力された時点で光軸ＯＸ２から傾斜した方向に入力される。
　１　レーザ装置
　２　焼灼用ＬＤ
　３　モニタ用ＬＤ
　４　合波器
　５　タップカプラ（ＴＡＰ）
　６　接続部
　７　光ファイバ
　７ａ　先端面
　８　カテーテル
　１０　光プローブ
　１１　反射部
　１２　曲げ部
　２１　先端部
　２２　中間部
　３１　保護材
　３１ａ　保持部
　３２　ファイバ被膜
　３３　保護材
　４０　側面照射機構
　４１　反射面
　４２　出射窓

Claims (19)

  1. 　複数の光源から導入される複数の波長の光を伝搬する光ファイバと、
    　前記光ファイバに設けられ、前記複数の波長のうち第１の波長のレーザ光を透過し、かつ前記複数の波長のうち第２の波長の光を反射する反射部と、
    　前記光ファイバの先端側に設けられ、前記反射部を透過した前記第１の波長のレーザ光の進行方向を、当該反射部を透過する前の進行方向に対して異なる方向に変更する進行方向変更部と、
    　を備え、
    　前記進行方向変更部は、前記光ファイバの先端側の部分が曲がった構造を有する曲げ構造により構成され、
    　前記反射部は、前記曲げ構造よりも前記光ファイバの基端側に設けられている
    　ことを特徴とする光プローブ。
  2. 　請求項１に記載の光プローブと、
    　血管内に挿入されるカテーテルと、を備え、
    　前記光ファイバは、血管内に挿通可能なサイズを有し、かつ前記カテーテルの内部に挿入され、
    　前記第１の波長のレーザ光は、焼灼用レーザ光であり、
    　前記第２の波長の光は、折れ検知用のモニタ光であり、
    　前記進行方向変更部は、前記焼灼用レーザ光を前記光ファイバの先端面から血管壁に向けて照射する
    　ことを特徴とする医療用レーザプローブ。
  3. 　前記反射部は、前記光ファイバに形成されたファイバブラッググレーティングであることを特徴とする請求項２に記載の医療用レーザプローブ。
  4. 　前記反射部は、前記光ファイバに形成されたスリット内に設けられた反射膜であることを特徴とする請求項２に記載の医療用レーザプローブ。
  5. 　前記光ファイバを保護するための保護材を備え、
    　前記反射膜は、前記保護材によって前記光ファイバに固定されていることを特徴とする請求項４に記載の医療用レーザプローブ。
  6. 　前記反射部は、前記光ファイバの先端面に設けられた反射膜であり、
    　前記進行方向変更部は、前記先端面に対して前記光ファイバの延在方向で前方に設けられた側方照射機構により構成され、
    　前記側方照射機構は、前記先端面から出射された前記レーザ光の進行方向を前記光ファイバの延在方向に対して所定角度に傾いた方向に反射する反射面を含む
    　ことを特徴とする請求項２に記載の医療用レーザプローブ。
  7. 　前記光ファイバの保護材に設けられた光透過部材を備え、
    　前記側方照射機構の前記反射面によって反射された光は、前記光透過部材を透過する
    　ことを特徴とする請求項６に記載の医療用レーザプローブ。
  8. 　前記反射部は、前記第２の波長に加え、前記第１の波長、前記第２の波長と異なる第３の波長を反射するように構成される
    　ことを特徴とする請求項２から７のうちのいずれか一項に記載の医療用レーザプローブ。
  9. 　前記第３の波長の光は、曲げ量を推定する用のモニタ光であり、
    　前記進行方向変更部は、前記焼灼用レーザ光を前記光ファイバの先端面から血管壁に向けて照射する
    　ことを特徴とする請求項８に記載の医療用レーザプローブ。
  10. 　前記第３の波長は、８００ｎｍ～２０００ｎｍであることを特徴とする請求項８または９に記載の医療用レーザプローブ。
  11. 　前記第２の波長は、４００ｎｍ～８００ｎｍであることを特徴とする請求項２から１０のうちのいずれか一項に記載の医療用レーザプローブ。
  12. 　請求項２に記載の医療用レーザプローブと、
    　前記光ファイバに導入される複数の波長の光を発する複数の光源と、
    　前記複数の光源と前記光ファイバとを光学的に接続する合波器と、
    　前記反射部によって反射された前記第２の波長の光の反射光をモニタするモニタ部と、
    　前記医療用レーザプローブと前記合波器とを接続する接続部と、
    　を備え、
    　前記光源は、
    　前記焼灼用レーザ光を発生する焼灼用光源と、
    　前記モニタ光を発生するモニタ用光源と、を含む
    　ことを特徴とする焼灼装置。
  13. 　前記接続部は、前記医療用レーザプローブおよび前記合波器から着脱可能であり、交換が可能な部品に構成されている
    　ことを特徴とする請求項１２に記載の焼灼装置。
  14. 　前記接続部は、空間結合によって構成されていることを特徴とする請求項１２に記載の焼灼装置。
  15. 　前記接続部を通過するレーザ光のパワーは、１００Ｗ以下であることを特徴とする請求項１２から１４のうちのいずれか一項に記載の焼灼装置。
  16. 　前記接続部を通過するレーザ光のパワーは、１Ｗ～３０Ｗであることを特徴とする請求項１２から１５のうちのいずれか一項に記載の焼灼装置。
  17. 　前記反射部は、前記第２の波長に加え、前記第１の波長、前記第２の波長と異なる第３の波長を反射し、
    　前記モニタ部は、前記反射部によって反射された前記第２の波長の光および前記第３の波長の光の反射光をモニタし、
    　前記複数の光源は、前記モニタ光を発生するモニタ用光源を含む
    　ことを特徴とする請求項１２から１６のうちのいずれか一項に記載の焼灼装置。
  18. 　前記第２および第３の波長の光のパワーは、５ｍＷ以下であることを特徴とする請求項１７に記載の焼灼装置。
  19. 　前記第２および第３の波長の光のパワーは、１ｍＷ以下であることを特徴とする請求項１７または１８に記載の焼灼装置。
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