JP5628011B2 - レーザ治療装置 - Google Patents

Description

本発明は、患者の組織に治療用のレーザ光を照射して治療を行うレーザ治療装置に関する。

患者の組織に治療用レーザ光を照射し、治療を行うレーザ治療装置が知られている。例えば、特許文献１に示される眼科用レーザ治療装置（光凝固装置）では、患者眼の眼底等に治療用レーザ光を照射し、レーザ光のエネルギによって照射部位を熱凝固する。この装置では、設定された照射時間（パルス幅）でレーザ光源への印加電流を制御することにより、レーザ光源をパルス駆動して治療レーザ光を出射させる構成とされている。治療レーザ光のパルス幅は、例えば、１０ミリ秒〜３秒の間で設定され、出力（パワー）は１００ｍＷ〜８００ｍＷ）の間で設定される。また、近年では、レーザ光源（基本波レーザ光源）として、ファイバレーザ光源を用いるものが提案されている（例えば、特許文献２参照）。

特開２０１０−１５４９７８号公報 特開２００７−１１７５１１号公報

ところで、印加電流の制御によりレーザ光源をパルス駆動する場合、１つのレーザパルスにサージパルスが発生する。サージパルスとは、レーザ光源の立ち上がり時に瞬間的にレーザ出が大きく発生する一過性のパルスを言う。特に、ファイバレーザを用いた装置では、サージパルスのピーク出力が高い傾向が見られる。このような現象は、ファイバレーザが、他のレーザ光源と比較して、ゲインが高いことに依っている。サージパルスのピーク出力が設定されたレーザ出力値を大幅に上回る場合、設定された治療レーザ光のエネルギ量（パルス幅と出力の積）に対して上ぶれしてしまう問題がある。また、瞬間的に高い出力のレーザ光が患部に照射されることにより患者が痛痒を感じやすい問題がある。である。

本発明は、上記従来技術の問題点に鑑み、設定されたレーザ出力値を大幅に上回るような治療レーザ光のサージパルスを抑制して好適に治療を行えるレーザ治療装置を提供することを技術課題とする。

上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。
（１） 基本波レーザ光を出射するレーザ光源と、前記レーザ光源への印加電流を制御して、設定されたパルス幅の基本波レーザ光を出射させるようにレーザ光源をパルス駆動するレーザ光源駆動手段と、前記レーザ光源からの基本波レーザ光を高調波レーザ光に変換する波長変換素子と、患者眼に照射される高調波レーザ光の出力の設定信号を入力する出力設定手段と、波長変換された高調波レーザ光を患者眼に導光して照射する照射光学系と、を備えるレーザ治療装置において、
前記波長変換素子での波長変換効率を変更するために前記波長変換素子の温度を調節する温度調節ユニットと、
前記レーザ光源から出射されるレーザ光の出力範囲の下限を所定の出力閾値とするように前記レーザ光源駆動手段の駆動を制御すると共に、前記出力設定手段で設定された出力の高調波レーザ光が得られるように前記温度調節ユニットの駆動を制御する制御手段と、
を備えることを特徴とする。
（２） （１）のレーザ治療装置において、前記制御手段は、前記出力設定手段で設定された出力が所定の低出力以上の場合は、前記波長変換素子での波長変換効率が所定の効率以上となるように前記温度調節ユニットを駆動すると共に、設定された出力値に基づいて前記レーザ光源駆動手段の駆動を制御し、設定された出力値が前記所定の低出力より低い場合は、前記レーザ光源から出射されるレーザ光の出力範囲の下限を所定の出力閾値とするように前記レーザ光源駆動手段の駆動を制御すると共に、設定された出力に基づいて前記波長変換素子での波長変換効率を前記所定の効率から低下するように前記温度調節ユニットの駆動を制御することを特徴とする。
（３） （１）又は（２）のレーザ治療装置において、前記所定の低出力は、サージパルスの影響が実質的に少ないものとして設定された前記基本波レーザ光の出力閾値と前記波長変換素子による所定の変換効率とを乗じた値として設定されていることを特徴とする。
（４） （２）又は（３）のレーザ治療装置は、前記波長変換素子の温度変化に対する波長変換効率データを記憶するメモリを備え、前記制御手段は、設定された出力値が前記所定の低出力より低い場合、前記所定の出力閾値と前記メモリに記憶された波長変換効率データとに基づき、高調波レーザ光の出力が設定された出力値となるように前記温度調節ユニットの駆動を制御することを特徴とする。
（５） （１）〜（４）の何れかのレーザ治療装置において、前記レーザ光源はファイバレーザであることを特徴とする。

本発明によれば、設定されたレーザ出力値を大幅に上回るような治療レーザ光のサージパルスを抑制して好適に治療を行える。

本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。本実施形態では、レーザ治療装置として、患者眼の眼底等の光凝固治療を行う眼科用レーザ治療装置を例に挙げる。図１は眼科用レーザ治療装置の光学系及び制御系の概略構成図である。

眼科用レーザ治療装置１００は、大別して、レーザ光源ユニット１０が配置された本体部１００Ａと、治療レーザ光を患者眼へと照射する照射光学系８０が配置されたデリバリ部１００Ｂ（レーザ照射ユニット）であって、患者眼を観察するスリットランプに取り付けられたデリバリ部１００Ｂと、レーザ光源ユニット１０からのレーザ光をデリバリ部１００Ｂに配置された照射光学系８０に導光する導光用のファイバ（マルチモードファイバ）５０を含む導光光学系と、を備える。本体部１００Ａとデリバリ部１００Ｂは、個別のユニットであり、離れた位置に置かれて使用される。ファイバ５０は、離れた位置に置かれた本体部１００Ａとスリットランプデリバリ部１００Ｂを光学的に繋ぐ役割を持つ。

本体部１００Ａは、治療レーザ光を出射するレーザ光源ユニット１０と、治療レーザ光の出力、照射時間等の治療レーザ光の照射条件、装置の必要な設定・操作を行う操作ユニット２０、装置全体を制御する制御ユニット３０を備える。デリバリ部１００Ｂが取り付けられるスリットランプは、患者眼を照明する照明ユニット６０、観察光学系としての双眼の顕微鏡ユニット７０を備える。

本体部１００Ａに配置されたレーザ光源ユニット１０は、レーザ光源としてのファイバレーザ１１と波長変換素子１３とを組み合せて、基本波レーザ光の第２高調波の波長のレーザ光（第２高調波レーザ光）を得る（出射させる）ＳＨＧ（Second Harmonic Generation）レーザの構成とする。本実施形態では、近赤外光の基本波を、治療に適した可視光（中波長〜長波長領域）のレーザ光に波長変換する構成とする。ファイバレーザ１１は、励起光源１１ａ及び励起光源１１ａに接続され共振器（励起光を発振させる）となるファイバ１１ｂと、を備えている。レーザ光源ユニット１０は、入射レーザ光（基本波レーザ光）をその第２高調波（レーザ光）に変換する波長変換素子１３と、ファイバレーザ１１から出射されたレーザ光を波長変換素子１３に集光する集光光学系としてのレンズ１２と、波長変換素子１３を透過したレーザ光を波長により分割するダイクロイックミラー１４ａ、波長変化されなかったレーザ光を吸収するダンパ１４ｂ、第２高調波レーザ光の一部をパワーモニタ１５ｂへ反射させるビームスプリッタ１５ａと、第２高調波レーザ光を遮断する安全シャッタ１６と、エイミング光源１７ｂから出射されたエイミング光の光軸をレーザ光の光軸と同軸とするためのダイクロイックミラー１７ａと、レーザ光をファイバ５０の入射端に集光する結合光学系としてのレンズ１８と、を備える。

励起光源１１ａは、レーザダイオードとされ、ファイバ１１ｂは、土類金属等の特定の元素がドーピングされたシングルモードファイバとされる。ファイバレーザ１１からは、近赤外域のレーザ光、例えば、波長１０６４ｎｍの赤外レーザ光（基本波レーザ光）が出射される。波長変換素子１３は、非線形結晶から作製された擬似位相整合素子であり、基本波レーザ光の波長に合わせて分極反転周期が決定されている。ここでは、波長変換素子１３は、波長１０６４ｎｍのレーザ光の第２高調波である波長５３２ｎｍのレーザ光（第２高調波レーザ光、治療レーザ光）を得る構成とする。治療レーザ光としては、可視光領域で中長波長（緑色〜赤色）の領域が用いられることが好ましい。ダイクロイックミラー１４ａは、可視光を透過し、赤外光を反射する特性を持ち、波長変換された可視のレーザ光と波長変換されなかった赤外のレーザ光を分離する機能を有する。ビームスプリッタ１５ａは、光軸上のレーザ光を僅かに反射する（例えば、５％）特性を有する。パワーモニタ１５ｂは、第２高調波レーザ光（治療レーザ光）の出力を検出（モニタ）し、制御ユニット３０へと送る。パワーモニタ１５ｂには、フォトダイオード等の受光素子、イメージセンサ等の撮像素子が用いられる。ダイクロイックミラー１７ａは、エイミング光の波長のレーザ光を反射し、治療レーザ光を透過する特性を持ち、エイミング光と治療レーザ光を同軸とする役割を持つ。エイミング光源１７ｂは、治療レーザ光の照射位置が術者に確認できるように、エイミング光として適した波長のレーザ光を出射するレーザダイオードとされる。エイミング光源１７ｂは、可視レーザ光を出射する構成とする。ダイクロイックミラー１７ａで、エイミング光と治療レーザ光とが合波されたレーザ光は、レンズ１８を介してファイバ５０へと入射される。ダイクロイックミラー１４ａで反射された赤外レーザ光は、ダンパ１４ｂへと導かれ吸収される。ミラー１５ａとミラー１７ａとの間には、安全シャッタ１６が置かれており、安全シャッタ１６の光路へ挿入されることにより、レーザ光源ユニット１０からの治療レーザ光の出射が遮断される。

レーザ光源ユニット１０は、波長変換素子１３の温度を調節し、波長変換素子１３によって基本波レーザ光からその第２高調波レーザ光へ波長変換される際の変換効率を調節するための温度調節ユニット４０を備える。温度調節ユニット４０は、温度調節素子としてのペルチェ素子４１と、ペルチェ素子４１の駆動素子（駆動ユニット、駆動回路、ドライバ）４２を有する。ペルチェ素子４１は、波長変換素子１３に接触して配置され、駆動素子４２の駆動に基づいて波長変換素子１３に対して加熱（加温）と吸熱（吸温）ができる。ペルチェ素子４１は、効率的に波長変換素子１３に対して加熱等できるように、波長変換素子１３の一側面（例えば、底面）を覆うような大きさとされている。駆動素子４２は、設定された温度にペルチェ素子４１を維持する制御回路を有している。波長変換素子１３による波長変換の効率が最も高い温度は、波長変換素子１３の分極反転周期、サイズ等によって定められる。

操作ユニット２０は、治療レーザ光を照射するトリガ信号を入力するためのフットスイッチ２１、入出力手段であるタッチパネル式のモニタ２２、を備える。モニタ２２の操作により術者はグラフィカルに照射条件等の設定と確認ができる。モニタ２２には、治療レーザ光のパルス幅（照射時間）を設定するパルス幅設定部２３、治療レーザ光の出力を設定する出力設定部２４、を備える。パルス幅設定部２３は、現在設定（選択）されているパルス幅を表示する表示部２３ａ、パルス幅を短くする設定信号を入力するスイッチ２３ｂ、パルス幅を長くするための設定信号を入力するスイッチ２３ｃ、を備える。同様に、出力設定部２４は、現在設定（選択）されている出力（治療レーザ光の出力）を表示する表示部２４ａ、出力を低くする設定信号を入力するスイッチ２４ｂ、出力を高くするための設定信号を入力するスイッチ２４ｃ、を備える。

制御ユニット３０は、装置の統合・制御・判定等を行うユニットであり、励起光源１１ａ、パワーモニタ１５ｂ、安全シャッタ１６、駆動素子４２、フットスイッチ２１、モニタ２２、メモリ３１が接続される。メモリ３１には、照射条件、励起光源１１ａの出力閾値（詳細は後述する）等が記憶される。

次に、デリバリ部１００Ｂの構成を説明する。スリット光を投光する照明ユニット６０は、可視光を出射する照明光源、コンデンサレンズ、照明用のスリット光を得るためのスリット板、投光レンズ、分割ミラーを備える。照明ユニット６０には、各光学素子により照明光学系が構成される。照明ユニット６０から出射されたスリット光は、コンタクトレンズＣＬを介して患者眼の眼底に投光される。

双眼の顕微鏡ユニット７０は、対物レンズ、変倍用のレンズを切り替え配置する変倍光学系、治療レーザ光の反射光から術者眼ＯＥを保護する保護フィルタ、光路を折り曲げる正立プリズム群、光量調整用の視野絞り、接眼レンズを備える。顕微鏡ユニット７０は、照明された患者眼ＰＥの眼底からの反射光を術者眼ＯＥへと導光する。顕微鏡ユニット７０には、各光学素子により観察光学系が構成される。

照射光学系８０は、レンズ８１、レーザ光のスポットサイズを変更するために光軸に沿って移動可能なズームレンズ（変倍光学系）８２、対物レンズ８３、反射ミラー８４、を備える。照射光学系８０により、ファイバ５０の出射端面の像を所定のスポットサイズとしてターゲットである患者組織（ここでは、患者眼ＰＥの眼底）に結像される。なお、本実施形態では、ファイバ５０のコア径は、５０μｍとし、照射光学系８０により、結像倍率（眼底でのスポットサイズ）を１〜２０倍の間で変更させる構成とする。

次に、レーザ光源ユニット１０から出射されるレーザ光の出力制御について説明する。図２は、ファイバレーザ１１がパルス駆動されたときの出力の時間的変化を示す模式的グラフである。図３は、波長変換素子の温度と変換効率との関係を示す図である。

本実施形態では、以下に説明するファイバレーザ１１の出力の特性と、波長変換素子１３の温度調節による波長変換効率の特性とに基づいて、最終的な治療レーザ光（第２高調波レーザ光）の出力を設定する構成としている。出力設定部２４において設定されて出力値に基づいて、励起光源１１ａの出力（駆動電流値）と、駆動素子４２によるペルチェ素子４１の温度とを制御し、波長変換素子１３の波長変換効率を制御して、治療レーザ光の出力を制御する構成としている。

図２に示すグラフは、横軸が時間、縦軸が基本波レーザ光の出力（光パワー）である。図２では、説明の簡便のため、励起光源１１ａに印加する駆動電流を３つのパターン（駆動電流Ｉａ、Ｉｂ、Ｉｃ）に分け、それぞれの駆動電流に対する出力値の経時変化を模式的に示している。駆動電流の関係としては、Ｉａ＜Ｉｂ＜Ｉｃとする。駆動電流は、例えば、数Ａ〜十数Ａ（例えば、１〜８Ａ）程度である。グラフでは、出力が、駆動電流を印加してから定常状態（ｔｓｓ以降）になるまでの時間を示している。３パターンのプロットとしては、駆動電流Ｉａを時刻ｔａにおいて印加したときのプロットＢａ、駆動電流Ｉｂを時刻ｔｂにおいて印加したときのプロットＢｂ、駆動電流Ｉｃを時刻ｔｃにおいて印加したプロットＢｃ、を示している。それぞれのプロットでは、駆動電流が印加されてから極短い時間（立ち上がり時間）において、急峻な一過性の出力の変化（パルス）がみられる。立ち上がり時間は、数μｓ〜数十μｓ（例えば、５〜１０μｓ）程度である。本明細書では、これらのパルスをサージパルス（Ｓａ〜Ｓｃ）と呼ぶものとする。各プロットは、サージパルスが発生した後、それぞれ設定されている駆動電流に対応する出力値へと向かう（出力が安定する）。 駆動電流が低い（設定出力が低い）プロットＢａにおいて、サージパルスＳａのピーク（の出力値）は、プロットＢａの定常状態の出力よりも高い。また、プロットＢｂにおいて、サージパルスＳｂのピークは、プロットＢｂの定常状態の出力とほぼ同じである。また、駆動電流が高い（設定出力が高い）プロットＢｃにおいて、サージパルスＳｃのピークは、プロットＢｃの定常状態の出力よりも低い。

このように、励起光源１１ａに印加する駆動電流に応じて、駆動電流に対応する定常状態の出力に比べて各サージパルスのピークの出力が異なることがわかる。具体的には、サージパルスは、励起光源１１ａの駆動電流が高くなると、基本波レーザ光の出力（定常状態での出力）に埋もれる傾向がみられる。言い換えると、傾向として、励起光源１１ａを駆動する出力が高い（基本波レーザ光の出力が高い）程、サージパルスの影響が少ない基本波レーザ光が得られることとなる。

本実施形態において、サージパルスの影響が少ない基本波レーザ光の駆動電流の閾値（出力閾値）は、サージパルスのピークが定常状態の出力とほぼ同じになるときの駆動電流Ｉｂとする。従って、励起光源１１ａを駆動する際に、駆動電流Ｉｂ以上の電流を印加することにより、サージパルスの影響が少ない基本波レーザ光を得ることができる。

次に、波長変換効率について説明する。図３のグラフでは、横軸が温度、縦軸が第２高調波レーザ光の出力を示している。グラフでは、定常状態において、基本波レーザ光を波長変換素子１３に入射させたときに、温度変化に対する波長変換後の第２高調波レーザ光の出力をプロットしている。グラフでは、波長変換素子１３に入射する基本波レーザ光の出力を前述のように、駆動電流（Ｉａ〜Ｉｃ）とした３つのパターンでプロットしている。グラフでは、駆動電流Ｉａの場合をプロットＨａ、駆動電流Ｉｂの場合をプロットＨｂ、駆動電流Ｉｃの場合をプロットＨｃ、としている。本実施形態では、ファイバレーザ１１から出射される基本波レーザ光の波長等の特性と、波長変換素子１３の分極反転周期等の特性に基づき、波長変換素子１３において波長変換効率が最も高い波長変換素子１３の温度Ｔｍが定まる。温度Ｔｍとしては、室温より高く、装置１００の他の部材、ユニット等に悪影響が少ない温度帯として設定されることが好ましい。温度Ｔｍは、５０〜６０度程度で設定されることが好ましい。

グラフにおいて、それぞれのプロット（Ｈａ〜Ｈｃ）の形状は、温度Ｔｍを中心（ピーク）とした単峰性のほぼ左右対称な形状をしており、ここでは、ガウシアン（ガウス分布）に近似している。各プロットは、入射する基本波レーザ光の出力に応じて、第２高調波レーザ光の出力が異なっており、基本波レーザ光の出力（励起光源１１ａの駆動電流）に正比例している。本実施形態では、波長変換素子１３が温度Ｔｍのときの変換効率を最大変換効率とし、例えば、１５％とする（詳細は後述する）。

それぞれのプロットは単峰性であるため、波長変換素子１３の温度を温度Ｔｍからずらす（温度を上げる又は下げる）ことにより、波長変換効率が低下する。従って、駆動素子４２の駆動により設定温度を変更することで、波長変換効率を制御（設定）できる。また、ピークが高いプロットほど、僅かな温度変化によって、波長変換効率が急激に低下する傾向がある。このため、励起光源１１ａの駆動電流（基本波レーザ光の出力）を高い値とした上で、波長変換素子１３の温度を温度Ｔｍからずらすことにより、効率的に波長変換効率を制御することができる。この温度変化の範囲は、ペルチェ素子４１の分解脳（設定温度のステップ）及び駆動素子４２に設定分解能によって定められる。各駆動電流において、温度変化に対する波長変換効率の関係はメモリ３１に記憶されている。

次に、サージパルスの影響が少ない第２高調波レーザ光（治療レーザ光）を得る設定について説明する。

制御ユニット３０は、出力設定部２４の設定信号に基づいて、以下のようにレーザ光源ユニット１０（励起光源１１ａ及び駆動素子４２）を制御する。制御ユニット３０は、励起光源１１ａへ印加する駆動電流を直接変調してファイバーレーザ１１をパルス駆動する際、ファイバーレーザ１１から出射する基本波レーザ光の出力範囲の下限を所定の出力閾値ＰＳ（図２の例における駆動電流Ｉｂの出力）以上とする。ここで、波長変換素子１３の波長変換効率が所定の高変換効率ＨＥのとき（好ましくは、最大変換効率のとき）を基準にして、出力閾値ＰＳと効率ＨＥとを乗じた出力をＰＳＨとする。そして、制御ユニット３０は、出力設定部２４により設定された治療レーザ光の出力値（以下、設定出力Ｓｐａとする）が出力ＰＳＨ以上のときは、波長変換素子１３で波長変換された治療レーザ光（第２高調波レーザ光）の出力が設定出力Ｓｐａとなるように、ファイバーレーザ１１への印加電流を制御する。一方、設定出力Ｓｐａが出力ＰＳＨを下回るときは、制御ユニット３０は、基本波レーザ光が出力閾値ＰＳとなるように（又は出力閾値ＰＳを上回るように）ファイバーレーザ１１を駆動すると共に、治療レーザ光（第２高調波レーザ光）の出力が設定出力Ｓｐａとなるように、温度調節ユニット４０の駆動を制御し、波長変換素子１３の波長変換効率を効率ＨＥより低い値に変化させる。言い換えると、基本波レーザ光を出力閾値ＰＳ以上で出射させ、波長変換素子１３の変換効率を変更することで、第２高調波レーザ光を設定された出力Ｓｐａとする。

以下、出力設定部２４での設定出力Ｓｐａを７５０ｍＷ、４５０ｍＷ，３００ｍＷとした場合を例に挙げ、波長変換素子１３の温度調節の手法を説明する。ここでは、波長変換素子１３の変換効率ＨＥが最大変換効率の１５％であり、サージパルスの出力閾値ＰＳ（駆動電流Ｉｂに相当）が３．０Ｗであるとする。出力ＰＳＨは４５０ｍＷとなる。

第２高調波レーザ光の設定出力Ｓｐａを７５０ｍＷとする場合、波長変換素子１３の波長変換効率は１５％であるため、基本波レーザ光の出力として５．０Ｗが必要となる。５．０Ｗは出力閾値ＰＳよりも高いため、ファイバレーザ１１の制御において、サージパルスの影響が少ない。この場合、制御ユニット３０は、温度調節ユニット４０による温度調節を温度Ｔｍとし、変換効率ＨＥが１５％となるようにすると共に、５．０Ｗの基本波レーザ光が出射されるようにファイバレーザ１１の駆動を制御する。すなわち、設定出力Ｓｐａが出力ＰＳＨより高いので、制御ユニット３０は、ファイバーレーザ１１への印加電流を制御することによって、設定出力Ｓｐａとなる第２高調波レーザ光を得る。

また、設定出力Ｓｐａを４５０ｍＷとする場合、基本波レーザ光として３．０Ｗが必要となる。３．０Ｗは出力閾値ＰＳであるため、ファイバレーザ１１の制御において、サージパルスの影響が少ない。このため、制御ユニット３０は、３．０Ｗの基本波レーザ光が出射されるようにファイバレーザ１１の駆動を制御し、変換効率ＨＥが１５％となるように温度調節ユニット４０による温度調節を温度Ｔｍとする。

一方、設定出力Ｓｐａを３００ｍＷとする場合、基本波レーザ光として２．０Ｗが必要となる。しかしながら、２．０Ｗは、出力閾値ＰＳ（３．０Ｗ）よりも小さいため、サージパルスの影響を受けている基本波レーザ光が出射されることとなる。そこで、制御ユニット３０は、基本波レーザ光の出力を出力閾値ＰＳとして出射させ、波長変換素子１３の変換効率を低下させて、所期する出力である３００ｍＷの第２高調波レーザ光を得る構成とする。すなわち、制御ユニット３０は、設定出力Ｓｐａが出力ＰＳＨより低いので、基本波レーザ光の出力を出力閾値ＰＳである３．０Ｗとし、温度調節ユニット４０（駆動素子４２）の駆動を制御することによって波長変換素子１３の温度を調節し、変換効率を１５％から１０％に低下させ、３００ｍＷの出力の第２高調波レーザ光を得る。波長変換素子１３の温度制御による波長変換効率の関係は、メモリ３１に記憶されている。制御ユニット３０は、波長変換効率が１０％となるように温度調節ユニット４０っを駆動して波長変換素子１３の温度を制御する。

以上のように設定出力Ｓｐａが３００ｍＷのように低出力であっても、サージパルスの影響が少ない第２高調波レーザ光を得ることができる。治療において、サージパルスの影響が少ない第２高調波レーザ光が患者の組織に照射されることで、過剰な痛み等が軽減できる。また、設定された出力に基づく、第２高調波レーザ光のエネルギ量（出力とパルス幅の積）と、実際に照射される第２高調波レーザ光のエネルギ量の差が小さくできる。

また、出力の低い第２高調波レーザ光を得る際に、励起光源１１ａを出力閾値ＰＳで駆動することにより、励起光源１１ａを出力閾値ＰＳよりも高い出力で駆動する場合に比べて、励起光源１１ａの駆動で消費される電力をできるだけ抑えることができる。

以上のような構成を備える装置において、手術時の動作を説明する。術者は手術に先立ち、治療レーザ光の照射条件の設定を行う。装置１００の電源を入れると、モニタ２２のパルス幅設定部２３の表示部２３ａ及び出力設定部２４の２４ａに現在の照射条件が表示される。術者は、スイッチ２３ｂ、２３ｃを操作して所期するパルス幅を設定する。また、術者は、スイッチ２４ｂ、２４ｃを操作して所期する治療レーザ光の出力値を設定する。設定されたパルス幅と出力は、メモリ３１に記憶される。制御ユニット３０は、設定された出力に応じて、リアルタイムに駆動素子４２を駆動し、波長変換素子１３の変換効率を調節する。これにより、温度調節ユニット４０による出力設定の追従性（設定値に対して波長変換効率を変更するまでの速度）を早くできる。

出力が設定されると、制御ユニット３０は、励起光源１１ａを駆動する。このとき、制御ユニット３０は、設定出力Ｐｓａが所定の出力ＰＤＨ（実施例では、４５０ｍＷ）以上のときは、パワーモニター１５ｂにて第２高調波レーザ光の出力を確認し、第２高調波レーザ光の出力が設定出力Ｐｓａとなるように、ファイバレーザ１１の励起光源１１ａに印加する駆動電流を制御する。また、制御ユニット３０は、設定出力Ｐｓａが所定の出力ＰＤＨ（４５０ｍＷ）を下まわるときは、励起光源１１ａを出力閾値ＰＳ（駆動電流Ｉｂ）で駆動すると共に、設定出力Ｐｓａに応じて第２高調波レーザ光の出力が設定出力Ｓｐａとなるように、温度調節ユニット４０の駆動を制御し、波長変換素子１３の波長変換効率を低下させる。なお、このときも、第２高調波レーザ光の出力はパワーモニター１５ｂにて確認されるので、パワーモニター１５ｂによるモニタ結果に基づいて励起光源１１ａに印加する駆動電流を制御し、第２高調波レーザ光の出力を微調整する。

装置１００の設定が終わると、術者は患者眼を観察及びスポットの位置合せを行う。照明ユニット６０を操作し、照明光によって眼底を照明する。眼底は顕微鏡ユニット７０を通して観察される。術者は、図示なきスイッチによりエイミング光源１７を点灯し、スポット径を調整して、所望のスポットサイズとする。照射光学系８０を介して患者眼ＰＥの眼底に照射される。術者はエイミング光の患部への位置合わせを行った後、フットスイッチ２１を押して治療レーザ光の照射を行う。

このとき、制御ユニット３０は、安全シャッタ１９を光路から外し、励起光源１１ａを駆動する。励起光が入射されたファイバ１１ｂからは赤外の基本波レーザ光が出射（発振）され、基本波レーザ光は、温度調節ユニット４０により設定温度に調節されている波長変換素子１３により可視の治療レーザ光に変換され、ファイバ５０へと入射される。ファイバ５０から出射された治療レーザ光は、レンズ８１、ズームレンズ８２、対物レンズ８３、反射ミラー８４、コンタクトレンズＣＬを介して患者眼ＰＥの眼底へと照射される。このとき、治療レーザ光は、サージパルスの影響が少ないレーザ光とされている。

なお、以上の説明では、サージパルスの影響が少ない基本波レーザ光の出力閾値ＰＳとして、サージパルスのピークの出力が定常状態での出力と同じ程度のものとしたが、これに限るものではない。治療において、サージパルスの影響が実質的に少ない基本波レーザ光であれば、サージパルスのピークの出力が、定常状態での出力を超えていてもよい。具体的には、サージパルスのピークが設定された出力の定常状態よりも高くても、患者が痛み等の不快感を感じない（又は気にならない）程度の範囲であればよい。

また、以上の説明では、励起光源１１ａの駆動を出力閾値以上として駆動し、出力閾値の駆動においては、波長変換効率を調節して、所期する第２高調波レーザ光を得る構成としたが、これに限るものではない。励起光源１１ａを出力閾値ＰＳよりも高い出力のレーザ光を出射するように駆動し、波長変換効率を低下させて、所期する第２高調波レーザ光を得る構成としてもよい。

また、励起光源１１ａ（ファイバレーザ１１）の出力を出力閾値ＰＳ以上の一定値（例えば、１０Ｗ等の高出力）とし、波長変換素子１３の波長変換効率の調節によって、所期する出力の第２高調波レーザ光を得る構成してもよい。例えば、前述の設定（第２高調波レーザ光の出力設定：７５０ｍＷ，４５０ｍＷ，３００ｍＷ）において、何れの場合も基本波レーザ光の出力は、５．０Ｗとする。出力を７５０ｍＷとする場合には波長変換効率を１５％とし、出力を４５０ｍＷとする場合には波長変換効率を９％とし、出力を３００ｍＷとする場合には波長変換効率を６％とする。

また、以上の説明では、基本波レーザ光を出射するレーザ光源としてファイバレーザを挙げたが、レーザ光源としては、固体レーザ、半導体レーザ等の何れのレーザ光源であってもよい。また、以上の説明では、赤外レーザ光を可視レーザ光に変換する構成としたが、これに限るものではない。可視光を紫外光に変換する構成としてもよいし、赤外光を赤外光に変換する構成としてもよい。

また、以上の説明では、患者眼の眼底に治療レーザ光（第２高調波レーザ光）を照射する装置を例に挙げたが、患者の組織に治療レーザ光を照射・導光して治療する装置であれば、本発明は、何れの装置でも適用できる。

眼科用レーザ治療装置の光学系及び制御系の概略構成図である。 ファイバレーザがパルス駆動されたときの出力の時間的変化を示す模式的グラフである。 波長変換素子の温度と変換効率との関係を示す図である。

１０ レーザ光源ユニット
１１ ファイバレーザ
１３ 波長変換素子
２０ 操作ユニット
２４ 出力設定部
３０ 制御ユニット
３１ メモリ
４０ 温度調節ユニット
４１ ペルチェ素子
５０ ファイバ

Claims (5)

1. 基本波レーザ光を出射するレーザ光源と、前記レーザ光源への印加電流を制御して、設定されたパルス幅の基本波レーザ光を出射させるようにレーザ光源をパルス駆動するレーザ光源駆動手段と、前記レーザ光源からの基本波レーザ光を高調波レーザ光に変換する波長変換素子と、患者眼に照射される高調波レーザ光の出力の設定信号を入力する出力設定手段と、波長変換された高調波レーザ光を患者眼に導光して照射する照射光学系と、を備えるレーザ治療装置において、
   前記波長変換素子での波長変換効率を変更するために前記波長変換素子の温度を調節する温度調節ユニットと、
   前記レーザ光源から出射されるレーザ光の出力範囲の下限を所定の出力閾値とするように前記レーザ光源駆動手段の駆動を制御すると共に、前記出力設定手段で設定された出力の高調波レーザ光が得られるように前記温度調節ユニットの駆動を制御する制御手段と、
   を備えることを特徴とするレーザ治療装置。
2. 請求項１のレーザ治療装置において、前記制御手段は、前記出力設定手段で設定された出力が所定の低出力以上の場合は、前記波長変換素子での波長変換効率が所定の効率以上となるように前記温度調節ユニットを駆動すると共に、設定された出力値に基づいて前記レーザ光源駆動手段の駆動を制御し、設定された出力値が前記所定の低出力より低い場合は、前記レーザ光源から出射されるレーザ光の出力範囲の下限を所定の出力閾値とするように前記レーザ光源駆動手段の駆動を制御すると共に、設定された出力に基づいて前記波長変換素子での波長変換効率を前記所定の効率から低下するように前記温度調節ユニットの駆動を制御することを特徴とするレーザ治療装置。
3. 請求項１又は２のレーザ治療装置において、前記所定の低出力は、サージパルスの影響が実質的に少ないものとして設定された前記基本波レーザ光の出力閾値と前記波長変換素子による所定の変換効率とを乗じた値として設定されていることを特徴とするレーザ治療装置。
4. 請求項２又は３のレーザ治療装置は、前記波長変換素子の温度変化に対する波長変換効率データを記憶するメモリを備え、前記制御手段は、設定された出力値が前記所定の低出力より低い場合、前記所定の出力閾値と前記メモリに記憶された波長変換効率データとに基づき、高調波レーザ光の出力が設定された出力値となるように前記温度調節ユニットの駆動を制御することを特徴とするレーザ治療装置。
5. 請求項１〜４の何れかのレーザ治療装置において、前記レーザ光源はファイバレーザであることを特徴とするレーザ治療装置。

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