JPH1033549A - レーザプローブ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 生体硬組織の蒸散においてレーザプローブが
備える光ファイバ出射端面の損傷を小さくする。 【解決手段】 レーザ光発生源１３は波長が１．０μｍ
〜５．５μｍ、かつ出射エネルギが１ｍＪ〜２５００ｍ
Ｊであるパルス状のレーザ光を発生させ、導光路１４を
介して接触型のハンドピース１５に導かれる。使用者
は、ハンドピース１５の先端に着脱自在に取付られたプ
ローブ１６の光ファイバ９の出射端面１７を生体硬組織
表面に接触させる。光ファイバ９は、コア２５とクラッ
ド２６との間にクラッドの屈折率よりも屈折率が低い中
間層が介在され、コア２５の屈折率が中心軸線から周囲
に向かって大きくなる屈曲率分布を示す。ハンドピース
１５に導かれたレーザ光は、このようなプローブ１６の
光ファイバ９を通過して出射端面１７から出射され、患
部に照射されてその部分の生体硬組織を蒸散させる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、術者が把持するレ
ーザハンドピースの先端部に装着され、たとえば骨など
の硬組織の患部に接触させてレーザ光を照射するために
用いられるレーザプローブに関する。

【０００２】

【従来の技術】レーザ治療では、患部へのレーザ光の照
射は、各種の医療分野において上皮、筋、神経などの軟
組織の蒸散、切開、凝固、止血、ならびに骨、歯牙など
の硬組織の蒸散などを目的として用いられている。軟組
織の凝固および止血には、たとえばＮｄ：ＹＡＧ固体レ
ーザが用いられる。石英およびサファイアで形成された
円錐形のレーザプローブ先端部においてレーザ光を集光
させ、該レーザ光を生体軟組織に照射して蒸散、切開、
凝固、および止血などの治療をしている。

【０００３】一方、硬組織の治療のためのレーザ治療装
置として、波長２．９４μｍのＥｒ：ＹＡＧ固体レーザ
を用いるレーザ治療装置であって、光ファイバを備える
レーザプローブをハンドピースの先端部に着脱自在に装
着して、ハンドピースに導光されたレーザ光をレーザプ
ローブの光ファイバから出射する装置が知られている。
この装置では、生体硬組織の患部に該レーザ光を照射し
て、硬組織を蒸散して治療している。

【０００４】一般に光ファイバは、コアとクラッドとジ
ャケットとの３重構造を有する。内側の芯に当たるコア
の屈折率は、コアを覆うクラッドの屈折率よりも高い。
これらのコアおよびクラッドをジャケットが覆って保護
している。また光ファイバは、コアの断面半径方向の屈
折率分布において、該方向で屈折率が一様なステップ型
光ファイバと、該方向でコア中心部からクラッドに近付
くにつれて屈折率が除々に減少するグレーテッド型光フ
ァイバとの２種類のファイバに大別することができる。
ステップ型光ファイバでは、光がコアとクラッドとの境
界で全反射してファイバ内を伝搬するのに対し、グレー
テッド型光ファイバでは、光がコア内を蛇行しながら伝
搬する。このようなステップ型光ファイバの出射端から
出射されるレーザ光の照射面におけるエネルギ密度分布
は、光ファイバの中心軸線の延長線付近を中心として、
ガウス分布となることが多い。すなわち、光ファイバの
中心軸線の延長上近傍のエネルギ密度が大きく、コアと
クラッドとの境界の延長上近傍のエネルギ密度が小さく
なる。

【０００５】上述した生体硬組織用のレーザ治療装置に
用いられる従来技術のレーザプローブには、主にこのよ
うなステップ型光ファイバが使用されている。このよう
なステップ型光ファイバを用いたレーザプローブは、５
分程連続パルスでレーザ光の照射を行うと、その出射端
面が損傷剥離して、硬組織の蒸散効率が低下する。また
損傷剥離が生じることによって、プローブの耐久性が極
めて低い。これらのことは以下の理由で生じると考えら
れる。

【０００６】レーザ治療装置では、レーザ光は、レーザ
光発生源からレーザ光導光手段の導光用ファイバを介し
てハンドピース本体に導光された後、該導光用ファイバ
と中心光軸線が一致したレーザプローブの光ファイバに
入射される。このとき、導光手段の導光用ファイバ内で
は、該レーザ光はたとえばその中心軸線近傍ほどエネル
ギが高くなるように導光されている。このような導光用
ファイバからレーザ光が導かれる従来のレーザプローブ
の光ファイバには、レーザ光のエネルギ分布を変化させ
て均一にする機能がない。したがって、このレーザ光を
そのまま前述したレーザプローブの光ファイバに入射す
ると、光ファイバの出射端面でのレーザ光のエネルギ密
度は、コア中心部がコア周辺部よりも大きくなる。これ
によって、出射端面のコアの中心部が剥離して損傷が起
こり、プローブの耐久性を低下させている。

【０００７】さらに、上述した硬組織用レーザ治療装置
では、生体硬組織の蒸散を行うとき、上述したように主
にステップ型の従来の光ファイバを用いたレーザプロー
ブをハンドピース本体の先端部に取付け、該レーザプロ
ーブを生体硬組織に接触させてレーザ光を照射する。こ
のとき、蒸散した生体硬組織の成分であるリン、硫黄お
よびカルシウムなどの有機質成分がレーザプローブの光
ファイバの出射端面に付着する。

【０００８】レーザプローブの光ファイバの出射端面に
上記有機物成分が付着していると、その付着物にレーザ
光が吸収されることによる熱によって、出射端が高温に
なる。同時に、該出射端面に有機物成分が付着すること
によって、コアの主材質である石英ガラス（ＳｉＯ₂）
の融点が低下する。これによって、レーザプローブの光
ファイバの出射端が石英ガラスの融点以下の温度で溶解
し、レーザプローブの出射端面が剥離して損傷する。こ
の損傷は、特にエネルギ密度が集中するコアの中心軸線
近傍で激しく進行する。そのうえ、上述したように該レ
ーザ治療装置で生体硬組織を治療するとき、患部には水
が霧状に供給されることが多い。このとき、レーザプロ
ーブの光ファイバの出射端面で熱応力が生じて、さらに
出射端面が剥離損傷しやすくなる。

【０００９】図１７は、前述した従来技術のレーザプロ
ーブの光ファイバ１を示す断面図であって、前述した従
来技術のレーザ治療装置に取付けて生体硬組織に対して
連続して２０〜３０秒間パルスでレーザ光を照射して蒸
散させた後の光ファイバ１の出射端部の状態を示す断面
図である。なお、便宜上ジャケットは省略する。光ファ
イバ１は、コア４とクラッド５とを有し、このような光
ファイバ１を有するレーザプローブを備えるレーザ治療
装置に取付けて生体硬組織に対して連続パルスでレーザ
光を照射して蒸散させると、たとえば図１７に示すよう
に、光ファイバ１は２０〜３０秒間の間で二点鎖線で示
す使用前の出射端面６からコア４が削られ、出射端面２
が後退する。このようにコア４が削られると、出射端面
２の形状が凹状になり平坦でなくなるので、出射端面２
でレーザ光が散乱され、また患部との間に隙間が生じ
る。これによって、生体硬組織の単位時間当たりの蒸散
量が大きく低下し、患部を治療することができなくな
る。

【００１０】レーザプローブの光ファイバ１は、たとえ
ば２０〜３０秒間連続パルスで生体硬組織の蒸散を行う
と、平均して約３割程蒸散能力が低下するので、均等に
蒸散効率を維持しながら蒸散を連続して行うことが困難
となる。該レーザ治療装置において蒸散能力を保つに
は、光ファイバ１を備えるレーザプローブを頻繁に新し
いものと交換する必要がある。

【００１１】特開平２−２９７９８６号公開公報には、
レーザ発生装置から出力されたレーザビーム強度がガウ
ス分布を示すレーザ光を、均一なレーザビーム強度のレ
ーザ光に変換し、伝送して照射する照射装置が開示され
ている。この照射装置では、レーザ発生装置とレーザを
伝送する導光用ファイバとの間に多面プリズムが介在さ
れる。たとえば縦横方向にそれぞれガウス分布を示すレ
ーザ光は、多面プリズムを通過させることによって、強
度分布が均一化される。上述した照射装置では、レーザ
発生装置から出力されたレーザ光の強度を均一化するこ
とができるけれども、レーザプローブの光ファイバ出射
端において、光ファイバ内の屈折率などに起因するレー
ザ強度分布の不均一化を回避することが困難である。

【００１２】さらにまた、他の従来技術として、光ファ
イバを用いたレーザプローブによってレーザ光を患部へ
照射する眼科用のレーザ治療装置が知られている。該レ
ーザ治療装置は、波長０．５１４μｍのパルス状のアル
ゴンレーザを用い、網膜の眼内光凝固のために用いられ
る。該装置でレーザ照射を行って治療すると、レーザプ
ローブの光ファイバの出射端から被照射面へ均一なエネ
ルギ密度でレーザ光を照射できるので、過凝固および未
凝固が生じにくい。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】上述したレーザ治療装
置においてレーザ光の照射対象である眼は生体軟組織で
あるので、眼内光凝固用のレーザ光は、生体硬組織蒸散
用のレーザ光と比較して、その照射エネルギレベルを示
すパルスの尖頭値（パルス高さ）が約１０００分の１程
度と低い。このようなレーザ光を上述した従来技術の光
ファイバから成るレーザプローブを介して出射させると
き、該レーザ光のエネルギが低くレーザプローブの光フ
ァイバの出射端面への影響が殆ど無いので、光ファイバ
の出射端面の損傷は生じない。一方、前述したように、
硬組織の蒸散に用いられる高出力レーザを出射するレー
ザプローブに関しても、光ファイバの出射端面の損傷に
よって耐久性が低いため、従来から光ファイバの出射端
面の損傷をなくして耐久性を向上させることができる硬
組織用のレーザプローブが求められている。

【００１４】本発明の目的は、生体硬組織の蒸散におい
て光ファイバの出射端面の損傷を少なくして、耐久性が
向上された光ファイバを備える生体硬組織治療用のレー
ザプローブを提供することである。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明は、レーザ光発生
源から発振される波長が１．０μｍ〜５．５μｍ、出射
エネルギが１ｍＪ〜２５００ｍＪ、パルス幅が１ｎ秒〜
９ｍ秒、およびパルス周期が１ｐｐｓ〜２００ｐｐｓの
パルスレーザ光を、レーザ光導光手段によってハンドピ
ースに導光し、このハンドピースの先端部に着脱自在に
設けられ、コアと、このコアの外周面上に形成されるク
ラッドとを有する光ファイバを備える硬組織用レーザプ
ローブにおいて、前記光ファイバは、コアの中心部の屈
折率がその周囲のコアの屈折率よりも低い屈折率分布を
有することを特徴とするレーザプローブである。

【００１６】本発明のレーザプローブは、たとえば生体
硬組織の蒸散を行うレーザ治療装置のハンドピースに取
付け使用する。このレーザ治療装置では、レーザ光発生
源で発生させたレーザ光をレーザ光導光手段によってハ
ンドピースに導く。レーザプローブは光ファイバを備
え、このレーザプローブはハンドピースの先端に取付け
られる。ハンドピースに導かれたレーザ光は、レーザプ
ローブの光ファイバに入射され、光ファイバを通過して
その出射端から生体硬組織の治療すべき患部に対して照
射される。レーザ光を生体硬組織に対して照射すると、
生体硬組織に含まれる水分が加熱され急激に蒸発する。
このとき生体硬組織を構成するリン、カルシウムおよび
硫黄などの生体硬組織成分が水とともに蒸散する。

【００１７】このとき蒸散する生体硬組織成分は、レー
ザ光が出射される光ファイバの出射端面に付着する。生
体硬組織成分が光ファイバの出射端面に付着すると、光
ファイバの出射端面が曇りレーザ光の照射を妨げるだけ
でなく、有機質成分である生体硬組織成分が光ファイバ
の出射端面に付着すると、光ファイバのコアを形成する
石英ガラス（ＳｉＯ₂ ）の融点が低下する。

【００１８】たとえば従来の光ファイバを通過して、そ
の出射端面からレーザ光が出射されるとき、その出力は
光ファイバ内の屈折率によって、光ファイバの中心部で
高く周辺部で低いガウス分布のエネルギ密度分布を示
す。ゆえに、光ファイバの出射端面において、中心部が
周辺部よりもエネルギ密度が大きく発熱しやすい。した
がって、生体硬組織成分が付着した光ファイバの出射端
面はその中央部から凹状に損傷し剥離する。これによっ
て、光ファイバの出射端面が均一な平面ではなくなり、
光ファイバの出射端面においてレーザ光が散乱されて蒸
散能力が低下する。

【００１９】本発明の生体硬組織治療用のレーザプロー
ブが備える光ファイバは、コアの外周部をクラッドで覆
う構成を有する。コアは、中心部の屈折率がその周囲の
屈折率よりも低い屈折率分布を有する。このような光フ
ァイバのコアにレーザ光を入射させたとき、出射される
レーザ光のエネルギ密度分布はコア半径方向で実質上均
一になる。したがって、コア全面に対応する範囲におけ
る光ファイバを通過して出射されるレーザ光のエネルギ
密度分布を限りなく均一化することができる。このレー
ザプローブの光ファイバの出射端面では、従来技術の光
ファイバに生じたエネルギの中心軸線近傍への局部集中
が生じない。また、光ファイバの出射端面に生体硬組織
成分が付着したときにも光ファイバの出射端面全体が実
質上均一に発熱して損耗する。したがって、このレーザ
治療装置で生体硬組織の蒸散を行うとき、レーザプロー
ブの光ファイバの出射端面に生体硬組織成分が付着して
も、光ファイバの出射端面の中央部から凹状の剥離損傷
が生じることを防止することができる。また損傷が生じ
た光ファイバの出射端面においても、光ファイバの出射
端面の全面にわたって実質上均一に損傷が生じるので、
レーザプローブの光ファイバの出射端面の局部的な発熱
に起因する蒸散能力の低下を防ぐことができる。

【００２０】従来技術の光ファイバを備えるレーザプロ
ーブを取付けたハンドピースを有するレーザ治療装置で
は、レーザプローブの光ファイバの出射端面の剥離損傷
の進行速度が大きいために、レーザプローブの損耗速度
が大きい。このレーザプローブを用いた該レーザ治療装
置で予め定める蒸散能力を保つには、レーザプローブを
頻繁に新しいものと交換する必要があったが、本発明の
レーザプローブを取付けたレーザ治療装置では、レーザ
プローブの光ファイバの出射端面で凹状損傷が生じにく
い。レーザ光のエネルギの大きさによっては、光ファイ
バの出射端面の損傷はまったく無い。これによって、レ
ーザプローブの損耗速度が従来技術の装置と比較して小
さくなり、レーザプローブの交換回数を減少させること
ができる。

【００２１】レーザ光のエネルギレベルを生体硬組織の
蒸散を行うことができ、かつレーザプローブの光ファイ
バの出射端面の過度な発熱を生じさせない程度に選ぶ
と、光ファイバの出射端面の損傷が殆ど生じないように
することができる。このようなレーザ光のエネルギは、
従来技術にある眼のような生体軟組織の凝固に用いられ
るレーザ治療装置のレーザ光のエネルギと比較して高
い。本発明のレーザ治療装置のレーザプローブは、この
高エネルギのレーザ光の照射に用いても、光ファイバの
出射端面の剥離損傷を防止することができる。

【００２２】生体軟組織を治療する従来技術のレーザ治
療装置では、レーザプローブの耐久性は考慮されていな
い。本発明のレーザプローブは、光ファイバの出射端面
の剥離損傷を防止する目的で、該レーザプローブの光フ
ァイバの出射端面におけるエネルギ分布を実質上均一化
させている。また生体軟組織の治療に使用されるアルゴ
ンレーザからのレーザ光は、波長が０．５１４μｍであ
りエネルギレベルも低いので、このレーザ光を生体硬組
織に照射しても生体硬組織を全く蒸散させることができ
ない。したがって、従来のレーザ治療装置のレーザと本
件のレーザとは、出射するレーザ光の種類もレーザの作
用、効果も異なる。

【００２３】本発明のレーザプローブが取付けられるハ
ンドピースを有するレーザ治療装置では、照射されるレ
ーザ光は、波長が１．０μｍ〜５．５μｍであり、生体
硬組織の蒸散に適している。出射エネルギは１ｍＪ〜２
５００ｍＪであり、レーザ光のパルス幅が１ｎ（ナノ）
秒〜９ｍ（ミリ）秒でパルス周期が１ｐｐｓ〜２００ｐ
ｐｓであるパルス状にレーザを出力するレーザ発生源か
らのレーザにおいて、生体硬組織の蒸散を行うことがで
きて、かつ光ファイバの出射端面を剥離損傷しにくいレ
ベルが選ばれる。このようなエネルギレベルのレーザ光
を選ぶことによって、さらにレーザプローブの損耗速度
を格段に小さく、または０にすることができる。

【００２４】また本発明の前記光ファイバは、コアとク
ラッドとの間にクラッドの屈折率よりも低い屈折率を有
する中間層を有し、クラッドの屈折率がコアの中心部の
屈折率よりも低く、コアと中間層との界面および中間層
とクラッドとの界面において、屈折率が急峻に変化する
屈折率分布を有することを特徴とする。

【００２５】本発明によれば、前記光ファイバは、コア
とクラッドとの間に中間層を有する３層構造を有する。
クラッドの屈折率はコアの中心部の屈折率よりも低く、
中間層の屈折率はクラッドの屈折率よりも低い。光ファ
イバ全体の屈折率分布は、コアと中間層との境界面およ
び中間層とクラッドとの境界面において、屈折率が急峻
に変化する。

【００２６】前述したように、生体硬組織の治療のため
のレーザ治療装置に用いられるレーザ光は、レーザプロ
ーブの光ファイバの出射端面に至るとき、コアの断面の
半径方向のエネルギ密度分布が均一であることが好まし
い。コアとクラッドとの間に中間層を介在させると、中
間層との境界部分に対応する位置において、光ファイバ
のコア通過後のレーザ光のエネルギ密度が急峻に変化す
る。ゆえに、中間層およびクラッドに対応する部分にエ
ネルギが漏れることを防止することができる。したがっ
て、光ファイバの出射端面から出力されるレーザ光のエ
ネルギの損失が少なくなるので、光ファイバのコアに入
射するレーザ光のエネルギレベルを、損失がなくなった
分だけ小さくすることができる。

【００２７】また本発明の前記光ファイバのコアは、コ
アの中心部の濃度よりも周辺部の濃度が小さい濃度分布
でＧｅＯ₂が添加されたＳｉＯ₂から成り、前記光ファイ
バの中間層は，フッ素が添加されたＳｉＯ₂から成り、
前記光ファイバのクラッドは、ＳｉＯ₂単体から成るこ
とを特徴とする。

【００２８】本発明に従えば、前記レーザプローブは、
ＳｉＯ₂ （石英ガラス）から形成される。ＳｉＯ₂ は、
添加物を添加することによって、その屈折率を容易に変
化させることができる。コア、中間層、およびクラッド
に添加される添加物は、前述した屈折率の大小関係を形
成するように選ばれる。

【００２９】たとえばコアには、屈折率を増加させる添
加物であるＧｅＯ₂ が添加される。中間層には、屈折率
を減少させる添加物であるフッ素が添加される。クラッ
ドは、ＳｉＯ₂単体のままである。これによって、屈折
率は、コア、クラッド、中間層の順で小さくなる。また
コアは、その内部で添加物の添加濃度分布が、中心部の
濃度よりも周辺部の濃度が小さくなるように形成され
る。添加物濃度を中心軸からの距離に応じて変化させる
ことによって、コア内部で屈折率を連続して変化させる
ことができる。

【００３０】上述した添加物は、現在一般的に使用され
る光ファイバにも用いられており、入手が容易である。
このような材質で実現される光ファイバを備えたレーザ
プローブをレーザ治療装置のハンドピースに取付けて生
体硬組織の蒸散を行うと、光ファイバの出射端面の損傷
剥離を低減させることができる。

【００３１】また本発明の前記光ファイバのコアの直径
は０．２ｍｍ〜３．０ｍｍであり、前記レーザ光の波長
が２．７μｍ〜３．２μｍであることを特徴とする。

【００３２】本発明に従えば、上述したレーザ光の波長
範囲は、水の光吸収波長域の極大値近傍の範囲に含まれ
るので、この条件を満たすレーザ光は、生体硬組織の蒸
散に特に適している。これらの波長のレーザ光を使用す
ることによって、蒸散効率を向上させて、生体硬組織を
早く蒸散させることができる。また、該光ファイバのコ
アの直径が小さいので、細径および狭部の患部に容易に
レーザ光を照射させることができる。したがって、この
ようなレーザ光を、前記構成の光ファイバのコアに入射
するとき、光ファイバの出射端面の剥離損傷の発生を極
めて小さくまたは０とすることができる。

【００３３】また本発明の前記光ファイバは、出射端面
のコアの中心部に凹部を設けたことを特徴とする。

【００３４】本発明に従えば、上述した光ファイバの出
射端面は、コアの中心部が凹状に形成される。このよう
な形状を有する光ファイバを備えたレーザプローブを上
述したレーザ治療装置のハンドピースに取付けて生体硬
組織の蒸散を行うと、光ファイバの出射端面でレーザ光
が規則的に半径方向外方に分散されて、レーザ光をより
広範囲に照射することができて、しかもほぼ均一な深さ
で生体硬組織の蒸散を行うことができる。

【００３５】

【発明の実施の形態】図１（１）は、本発明の第１実施
形態であるレーザ治療装置１１の構成を示すブロック図
である。レーザ治療装置１１は、たとえば骨である生体
組織の硬組織の蒸散、切開、および止血に用いられる。
レーザ治療装置１１は、レーザ光発生源１３、導光路１
４およびハンドピース１５を含んで構成される。

【００３６】レーザ光発生源１３で発生されたレーザ光
は、導光路１４を介してハンドピース１５に導かれる。
ハンドピース１５の先端には、レーザプローブ１６が着
脱自在に取付けられる。すなわち、ハンドピース１５
は、ハンドピース本体１０とレーザプローブ１６とから
成り、ハンドピース本体１０にレーザプローブ１６が装
着されている。レーザ治療装置（以下、「治療装置」と
略記する場合がある）１１の使用者は、ハンドピース１
５に取付けられるレーザプローブ（以下、「プローブ」
と略記する場合がある）１６の出射端面１７をレーザ光
を照射すべき患部に接触させる。ハンドピース１５に導
かれたレーザ光はプローブ１６を通過して出射端面１７
から出射され、患部に照射される。患部表面には、たと
えば水が霧状に供給されて水の薄膜が形成されることが
望ましい。

【００３７】図１（２）はプローブ１６の光ファイバ９
の構造を示す部分断面図であって、軸線を含む一仮想平
面で部分的に切断した拡大断面図である。プローブ１６
は光ファイバ９より形成されている。プローブ１６の光
ファイバ９は、プローブ１６の出射端面となる光ファイ
バ９の出射端面１７と入射端面との断面形状が合同であ
る円柱状の部材である。光ファイバ９の入射端面１９の
中心軸線２０と出射端面１７の中心軸線１８とは、同一
の直線と一致する。

【００３８】生体硬組織は多くの水を含む。このような
生体硬組織に波長１．０μｍ〜５．５μｍのレーザ光を
照射すると、レーザ光が水に瞬間的に吸収される。吸収
された光エネルギは水分子の熱振動となり、水の温度を
上昇させて瞬間的に蒸発させる。これによって、生体硬
組織は水を失い、硬組織が分解し、蒸散して、該硬組織
に穿孔ができる。このような過程を経て、その生体硬組
織が蒸散される。

【００３９】レーザ光発生源１３は、レーザ光を予め定
めるパルス幅およびパルス周期でパルス出力する。該レ
ーザ光の予め定めるパルス幅は、たとえば１ｎ（ナノ）
秒〜９ｍ（ミリ）秒である。該レーザ光の予め定めるパ
ルス周期は、たとえば１ｐｐｓ〜２００ｐｐｓ（pulse
per second）である。該レーザ光発生源１３で発生され
るレーザ光の許容波長範囲は１．０μｍ〜５．５μｍで
ある。かつこのレーザ光がプローブ１６の出射端面１７
から出力されるときの単一パルス当たりの出射エネルギ
の許容レベルは１ｍＪ〜２５００ｍＪである。

【００４０】なお、パルス幅はノーマルパルスで２０〜
３０μ（マイクロ）秒から９ｍ（ミリ）秒の範囲が可能
で、ＡＯＱスイッチ（Acousto-Optical Q-switch）で変
調すると２０〜３０ｎ（ナノ）秒まで可能であり、また
ＥＯＱスイッチ（Electro-Optical Q-switch）で変調す
ると１ｎ（ナノ）秒まで可能である。

【００４１】このように、レーザ治療装置１１では、患
部に照射されるレーザ光のパルス幅は、１ｎ（ナノ）秒
〜９ｍ（ミリ）秒の範囲で選ばれる。たとえばパルス幅
が１ｎ（ナノ）秒未満であるパルス状のレーザ光を患部
に照射したとき、１パルスで同じエネルギの光を照射し
ようとすると、そのパルスの高さ（尖頭値）が大きくな
る。この場合、１パルス当たりの蒸散深さが深くなり、
患部を所望とする深さ以上に蒸散させてしまうことがあ
る。さらにまた、尖頭値が大きくなると、光ファイバ９
の出射端面１７での熱衝撃が大きくなり、プローブ１６
の耐久性が低下する可能性がある。

【００４２】これとは逆に、パルス幅が９ｍ（ミリ）秒
より大きいパルスでレーザ光を患部に照射したとき、生
体軟組織の切開における切開能力、および止血能力など
が向上される可能性があるが、生体硬組織の蒸散におい
て蒸散された硬組織の表層に溶解が生じ、治療されてい
る患者が感じる痛みが生じることがある。また、１パル
ス分のレーザ光における熱影響が大きくなるので、硬組
織表面の熱変性層が大きくなることがあり、患部に対し
て熱影響が及ぼされることがある。

【００４３】また、照射されるレーザ光のパルス周期
は、上述したように１〜２００ｐｐｓに選ばれる。パル
ス周期が１ｐｐｓ未満であるとき、周期が０ｐｐｓに極
めて近くなるので、レーザ光を照射する意味がなくな
る。また、パルス周期が２００ｐｐｓよりも大きいと
き、生体硬組織に対する蒸散速度が向上するが、レーザ
光発生装置が大型化し、装置のコストが増大する。さら
に、生体硬組織の蒸散において、患部への熱影響が生じ
る事がある。

【００４４】このような事情から、上述したレーザ治療
装置１１では、パルス幅が１ｎ（ナノ）秒〜９ｍ（ミ
リ）秒であって、パルス周期が１ｐｐｓ〜２００ｐｐｓ
であるレーザ光を用いることが好ましい。

【００４５】図２は、光の波長と消散長さとの関係を示
すグラフである。消散長さは、水表面からレーザ光を入
射させたとき、水表面からレーザ光のエネルギが１／１
０に低下する位置までの長さである。すなわち波長が
１．０μｍ〜５．５μｍの許容波長範囲内であるレーザ
光は、その他の波長のレーザ光と比較して、水を含む生
体硬組織の表面から硬組織内部方向に対してレーザ光の
影響が浸透する深さが浅い。したがって、生体硬組織に
おいてレーザ光を照射した部分の表面だけが、レーザ光
のエネルギが与えられて蒸散される。波長５．５μｍを
越えるレーザ光は、生体硬組織を形成する炭酸カルシウ
ムおよびリンに対する吸収効率が高く、硬組織が炭化す
るので、生体硬組織の治療に使用することは実質的に困
難である。

【００４６】前述した１．０μｍ〜５．５μｍの許容波
長範囲の波長を出力するレーザ光発生源１３として、た
とえばＥｒ：ＹＡＧ（エルビウム：イットリウム・アル
ミニウム・ガーネット）固体レーザが挙げられる。Ｅ
ｒ：ＹＡＧ固体レーザから出力されるレーザ光の波長
は、２．９４μｍである。また、波長２．７９μｍのレ
ーザ光を出力するＥｒ：ＹＳＧＧ（エルビウム：イット
リウム・スカンジウム・ガリウム・ガーネット）固体レ
ーザが用いられてもよい。

【００４７】これらのレーザ光発生源からのレーザ光の
波長は、許容波長範囲のうちで水の光吸収波長域の極大
値を含む範囲（図２の範囲Ｗ１）である２．７μｍ〜
３．２μｍの波長範囲に含まれる。本発明のレーザ治療
装置で生体硬組織の蒸散を行うとき、図２の範囲Ｗ１に
示す特に波長が２．７μｍ〜３．２μｍのこのようなレ
ーザ光発生源を用いることによって、水分に対する吸収
特性の最も高い範囲を利用して、効率的な治療を行うこ
とができる。

【００４８】また、前記許容波長範囲の波長を出力する
レーザ光発生源１３として、他にたとえばＨｏ：ＹＡＧ
（ホロミウム：イットリウム・アルミニウム・ガーネッ
ト）固体レーザが挙げられる。Ｈｏ：ＹＡＧ固体レーザ
から出力されるレーザ光の波長は、２．０９μｍであ
る。また、波長２．０８μｍのレーザ光を出力するＨ
ｏ：ＹＳＧＧ（ホロミウム：イットリウム・スカンジウ
ム・ガリウム・ガーネット）固体レーザが用いられても
よい。さらにまた、波長２．０１μｍのレーザ光を出力
するＴｈ：ＹＡＧ（ソリウム：イットリウム・アルミニ
ウム・ガーネット）固体レーザが用いられてもよい。ま
た、波長１．７５μｍ〜２．５μｍのレーザ光を出力す
るコバルトバナジウムフルオライド固体レーザが用いら
れてもよい。さらにまた、波長１．５４μｍのレーザ光
を出力するＥｒ：ＧＬＡＳＳ（エルビウム：ガラス）固
体レーザが用いられてもよい。また、波長１．０６０μ
ｍのレーザ光を出力するＮｄ：ＧＬＡＳＳ（ネオジウ
ム：ガラス）固体レーザが用いられてもよい。さらにま
た、波長１．０６４μｍのレーザ光を出力するＮｄ：Ｙ
ＡＧ（ネオジウム：イットリウム・アルミニウム・ガー
ネット）固体レーザが用いられてもよい。

【００４９】また、１．０μｍ〜５．５μｍであり許容
波長範囲の波長を出力することができるレーザ光発生源
であれば、上述した固体レーザ以外のその他の構成を有
するレーザ発生源を用いてもよい。たとえば、波長５．
３μｍのＣＯレーザであるような気体レーザ発生源を用
いてもよい。上述した図２のグラフにおいて、実線１９
上の白丸ｐ１〜ｐ９は、ルビーレーザ、Ｎｄ：ＹＡＧ固
体レーザ、Ｅｒ：ＧＬＡＳＳ固体レーザ、Ｈｏ：ＹＳＧ
Ｇ固体レーザ、Ｈｏ：ＹＡＧ固体レーザ、Ｅｒ：ＹＳＧ
Ｇ固体レーザ、Ｅｒ：ＹＡＧ固体レーザ、ＣＯレーザ、
およびＣＯ₂レーザである各レーザ光発生源から出力さ
れるレーザ光の波長をそれぞれ示す。

【００５０】上述した許容波長範囲のレーザ光は、生体
硬組織の蒸散、切開、および止血などの治療行為に適し
ている。たとえば上述した許容波長範囲のうち、特に
２．７μｍ〜３．２μｍ（図２のＷ１参照）である波長
範囲に含まれる波長のレーザ光は、水の光吸収波長域の
極大値を含む範囲と一致する。このようなレーザ光は水
を含んだ生体硬組織に対する蒸散効率が高く、特に骨な
どの硬組織を早く蒸散させるのに適している。

【００５１】導光路１４は、たとえば前述した許容波長
範囲のレーザ光を可及的に少なくして導光することがで
きる光ファイバで実現される。また、中空状の部材およ
び反射鏡から成り、反射鏡によってレーザ光の光路を屈
曲させつつ部材内の中空部分を通過させる多関節マニピ
ュレータが用いられてもよい。

【００５２】図３は、プローブ１６を形成する光ファイ
バ９とレーザ光の照射対象である生体硬組織２１との接
触状態を示す拡大図である。レーザ治療装置１１を用い
て生体硬組織の蒸散を行うとき、使用者は、ハンドピー
ス１５を保持して、プローブ１６を形成する光ファイバ
９の出射端面１７を生体硬組織２１の表面に接触させ
る。このとき、光ファイバ９を生体硬組織２１表面に対
してほぼ垂直となるように接触させる。これによって、
レーザ発生源１３で発生され、導光路１４を介してハン
ドピース１５に導かれたレーザ光は、光ファイバ９のコ
ア２５を通過し、生体硬組織２１の表面に照射され、二
点鎖線２２で示すように生体硬組織２１表面からその内
部に浸透する。

【００５３】プローブ１６は、レーザ光の出射端部１７
から出射後のエネルギ密度がコアに対応する範囲で実質
上均一となる光ファイバ９より形成されている。たとえ
ばプローブ１６の光ファイバ９は、図３に示すように、
コア２５、中間層２６およびクラッド２７を含んで構成
される。

【００５４】該光ファイバ９は、円筒状のコア２５の外
周側に、中間層２６が形成され、さらにその外周側にク
ラッド２７が形成される。コア２５、中間層２６および
クラッド２７は、コア２５の中心軸線２９に直交する仮
想平面から見て同心円状に形成される。コア２５の材質
の屈折率ｎ１は、コア２５内部で中心軸線２９から遠ざ
かるほど大きくなる。クラッドの材質の屈折率ｎ２は、
コア２５の中心軸線２９近傍の材質の屈折率ｎ１ｃより
も小さい。また、中間層２６の材質の屈折率ｎ３は、ク
ラッドの材質の屈折率ｎ２よりも小さい。

【００５５】コア２５、中間層２６およびクラッド２７
は、それぞれ添加物質が添加された石英ガラス（ＳｉＯ
₂）によって形成される。添加物質は、ＳｉＯ₂の屈折率
を増加または減少させて制御するためのものである。屈
折率を増加させることができる添加物質は、たとえばＧ
ｅＯ₂、ＴｉＯ₂、Ｐ₂Ｏ₅、Ａｌ₂Ｏ₃である。屈折率を減
少させることができる添加物質は、たとえばフッ素
（Ｆ）、Ｂ₂Ｏ₃である。これら添加物質のＳｉＯ₂に対
する添加濃度を増加させるほど、ＳｉＯ₂単体の屈折率
と比較して、屈折率を増加または減少させることができ
る。

【００５６】図４（１）は、本発明の図３のプローブ１
６を形成する光ファイバ９の中心軸線２９に垂直な半径
方向での屈折率分布を示すグラフである。該グラフは、
プローブ１６の中心軸線２９からの距離を横軸とし、各
位置での材質の屈折率を縦軸とする。この屈折率分布
は、断面方向で中心軸線２９を中心として線対称とな
り、該グラフ上では左右に対称な変化を示す。中心軸線
２９を中心として半径ｒ１の円内の範囲にあるコア２５
の屈折率ｎ１は、中心軸線２９上での屈折率ｎ１ｃを基
準として、中心軸線２９から離れるほど大きくなり、コ
ア２５と中間層２６との境界面で急激に低下する。

【００５７】中心軸線２９を中心とした半径ｒ３の円よ
りも外側で半径ｒ２の円より内側である範囲にあるクラ
ッド２７の屈折率ｎ２は、コア２５の中心軸線２９上の
屈折率ｎ１ｃよりも小さい。中心軸線２９を中心とした
半径ｒ１の円より外側で半径ｒ３の円より内側である範
囲にある中間層２６の屈折率ｎ３は、クラッド２７の屈
折率ｎ２よりも小さい。中間層２６の屈折率ｎ３とクラ
ッド２７の屈折率ｎ２との差は、コア２５の中心軸線２
９上での屈折率ｎ１ｃとクラッド２７の屈折率ｎ２との
差よりも小さい。

【００５８】図４（２）は、本発明の図４（１）に示す
屈折率分布を示す光ファイバ９に入射されて通過したレ
ーザ光の出射後のエネルギ密度分布を示すグラフであ
る。出射後のレーザ光のエネルギ密度は、コア２５の中
心軸線２９の位置を中心として分布し、コア２５に対応
する距離（−ｒ１）以上（＋ｒ１）未満の範囲ではエネ
ルギ密度レベルがほぼ均一であり最大値Ｅｍａｘとな
る。また、上述したコア２５に対応する範囲外では、エ
ネルギ密度レベルは最小値Ｅｍｉｎなる。コア２５と中
間層２６との界面部分に対応する部分において、エネル
ギ密度レベルは急激に低下するので、エネルギの漏れが
少ない。

【００５９】図３に示すプローブ１６を形成する光ファ
イバ９のコア２５の材質としては、ＧｅＯ₂が添加され
たＳｉＯ₂が選ばれる。中間層２６の材質としては、フ
ッ素が添加されたＳｉＯ₂が選ばれる。さらにクラッド
２７の材質としては、単体のＳｉＯ₂ が選ばれる。コア
２５、中間層２６およびクラッド２７の材質は、前述し
た屈折率の大小関係を満たすならば、他の材料が選ばれ
てもよい。たとえば、コア２５の材質として、Ｂ₂Ｏ₃が
添加されたＳｉＯ₂を用いてもよい。

【００６０】このような光ファイバ９は、図４（１）と
同じ屈折率分布を示すファイバ母材から形成される。た
とえば、最初に中心のコア２５の母材を形成する。コア
２５の母材は、まずＶＡＤ(Vapour phase Axial Deposi
tion；気相軸付け法）を用いて図５（１）に示す屈曲率
分布を示す透明母材を生成し、この母材の外周部をプラ
ズマ炎によってエッチングする。これによって、図５
（２）に示す屈曲率分布を示すコア２５の母材が生成さ
れる。コア２５の母材の材質は、たとえばＧｅＯ が添加
されたＳｉＯ₂である。コア２５の母材の屈曲率分布
は、母材内部において屈折率がほぼ均一であり、母材と
外部物質との境界面において屈折率が急峻に変化する。

【００６１】このようにして得られたコア２５の母材の
外側周囲に、たとえば外付けＣＶＤ（Chamical Vapor D
eposition；化学的気相堆積）法を用いて、中間層２６
の原料を積層し堆積させて、中間層２６の母材を形成す
る。この中間層２６の母材の材質は、たとえばフッ素が
添加されたＳｉＯ₂ である。さらに中間層２６の母材の
外側周囲に、クラッド２７の母材が、中間層２６の母材
と同様の手法によって生成され、ファイバ母材となる。

【００６２】レーザ発生源１３をＥｒ：ＹＡＧ固体レー
ザとした図１のレーザ治療装置１１のハンドピース１５
に図３で示す構造の光ファイバ９を備えた本発明のプロ
ーブ１６を取付け、生体硬組織にレーザ光を照射させ
て、プローブ１６の耐久性を確認した。以下にその手順
および結果を詳細に説明する。

【００６３】この確認動作においてプローブ１６に備え
られた光ファイバ９のコア２５は、ＧｅＯ₂ が添加され
たＳｉＯ₂ で実現される。さらにこの光ファイバ９に
は、クラッド２７の外周面にジャケットを構成する第１
および第２皮膜が形成される。第１皮膜の材料はシリコ
ン材である。第２皮膜の材質はナイロン系の高分子また
はテフロン（ポリテトロフルオロエチレン）系の高分子
である。このような第１および第２皮膜から成るジャケ
ットによって、コア２５、中間層２６およびクラッド２
７が保護されている。

【００６４】この確認動作では、このような光ファイバ
９よりなるプローブ１６を、ハンドピース１５の先端に
取付け、その出射端面１７を生体硬組織の表面に垂直に
接触させる。この状態において、１パルス当たり予め定
めるエネルギのレーザ光を連続して照射する。蒸散対象
となる生体硬組織２１は、牛骨である。レーザ光の連続
照射時間は、照射開始から生体硬組織２１に照射された
レーザ光のパルス数から換算される。たとえば繰り返し
周波数を１０ｐｐｓ（pulse per second）とするとき、
予め定めるパルス幅のパルスのレーザ光が１秒間に１０
回照射されることになる。

【００６５】確認動作として、まず前述した本発明のレ
ーザプローブ１６を備えたレーザ治療装置１１を用い、
Ｅｒ：ＹＡＧ固体レーザを用いて、１パルス当たりのレ
ーザ光のエネルギが１００ｍＪであり繰り返し周波数が
１０ｐｐｓであるレーザ光（以後、「１００ｍＪ×１０
ｐｐｓのレーザ光」と略称する）を、予め定める方向に
予め定める速度で移動される生体硬組織２１に連続照射
する。これによって生体硬組織２１のレーザ光の照射位
置は、たとえば１パルス分のレーザ光が照射されるたび
に変更され、１パルス分のレーザ光の照射のたびに生体
硬組織２１の新たな部分が蒸散されて欠損し、蒸散部分
が形成される。上述したように生体硬組織２１に該レー
ザ光を連続照射すると、照射位置の経時移動に応じて、
生体硬組織２１上に複数の蒸散部分が形成されることに
なる。

【００６６】図６は、本発明の図３のプローブ１６を取
付けた図１のレーザ治療装置１１を用いて生体硬組織２
１に対してレーザ光の連続照射を開始する前に、このエ
ネルギにおける初期の蒸散状態を確認するために、生体
硬組織２１ａに１パルス分のレーザ光を照射することに
よって形成された生体硬組織２１ａの蒸散部分３１ａの
拡大部分断面図である。図７は、該治療装置１１を用い
てレーザ光の連続照射を行ったとき、照射開始から３０
分経過後において１パルス分のレーザ光を照射したこと
によって形成された生体硬組織２１ｂの蒸散部分３１ｂ
の拡大部分断面図である。

【００６７】図６および図７に示される生体硬組織２１
ａ，２１ｂを比較する。生体硬組織２１ａには、レーザ
光の連続照射する前のプローブ１６を用いて１パルス分
のレーザ光が照射され、該レーザ光が照射された範囲が
欠球状に蒸散されて、欠球状の蒸散部分３１ａが形成さ
れる。生体硬組織２１ｂには、レーザ光を３０分間連続
照射した後のプローブ１６を用いて１パルス分のレーザ
光が照射され、該レーザ光が照射された範囲が欠球状に
蒸散されて、欠球状の蒸散部分３１ｂが形成される。こ
れら２つの蒸散部分３１ａ，３１ｂを比較すると、その
形状、面積および深さがほとんど変化していないことが
わかる。また、各蒸散部分３１ａ，３１ｂの表面の粗さ
もほとんど変化していないことが分かる。したがって、
３０分間の連続照射において、治療装置１１の蒸散能力
に変化がない。

【００６８】治療装置１１の蒸散能力は、プローブ１６
を形成する光ファイバ９の出射端面１７に凹状の剥離損
傷が生じると低下するので、上述した条件のレーザ光を
３０分間連続照射した後でも蒸散能力が変化しないこと
から、該条件のレーザ光を照射するときには出射端面１
７に損傷がないと考えられる。前述の条件でレーザ光を
３０分間生体硬組織２１に照射したプローブ１６を形成
する光ファイバ９の出射端面１７を確認すると、くもり
状の汚れの付着が見られる以外は使用前の出射端面１７
の状態とほぼ等しく、出射端面の剥離損傷は見られな
い。

【００６９】図１７に示す従来技術の光ファイバ１より
なるプローブから、蒸散対象である生体硬組織に対し１
００ｍＪ×１０ｐｐｓのパルス状のレーザ光を、生体硬
組織に対して該硬組織を予め定める方向に予め定める速
度で移動させながら５分間連続照射する。このような条
件でレーザ光を５分間連続照射させた後の光ファイバ１
の出射端面２は、図８に示すように凹状に損傷した。こ
の損傷は、光ファイバ１のコア４の中心に近づくほど深
くなる。このとき、出射端面２は石英ガラス（Ｓｉ
Ｏ₂）が完全に溶解状になっていた。

【００７０】上述の結果から、従来技術の光ファイバ１
よりなるプローブを光ファイバ９よりなるプローブ１６
に代えた治療装置１１に取付け１００ｍＪ×１０ｐｐｓ
のレーザ光を照射させたとき、５分間の連続照射で蒸散
能力が半分以下となるので、実際の生体硬組織の治療に
用いることができなくなることがわかる。したがって、
本発明のプローブ１６をレーザ治療装置１１のプローブ
として使用するとき、該プローブ１６の代わりに従来技
術のプローブを用いたときと比較して、蒸散能力の低下
を押えてプローブの交換頻度を低減させることができ
る。

【００７１】本実施形態のプローブ１６の他の例とし
て、図９に示すように、予めコア２５の中央部が凹状に
抉られた形状の出射端面３３を有する光ファイバ３４よ
りなるプローブが考えられる。該光ファイバ３４よりな
るプローブを光ファイバ９よりなるプローブ１６の代わ
りに治療装置１１に取付けて生体硬組織の蒸散を行わせ
るとき、レーザ照射光が出射端から分散して生体硬組織
２１の蒸散部分の底面を、実線３５に示すような広範囲
な平坦な形状とすることができる。この光ファイバ３４
よりなるプローブの出射端面３３は、実線で示すように
円錐状に抉られた形状となっていても良いし、２点鎖線
３３ａで示すように椀状に抉られた形状となっていても
良い。

【００７２】図１０は、レーザ治療装置１１のハンドピ
ース１５に取付けられる本発明の第２実施形態であるプ
ローブが備える光ファイバ８１を示し、軸線を含む一仮
想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。本実
施形態の光ファイバ８１を備えるプローブを除くレーザ
治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同
様の構成を有する。本実施形態のプローブを形成する光
ファイバ８１は第１実施形態のプローブ１６を形成する
光ファイバ９と類似の構成を有し、対応する部分には同
一の符号を付し、詳細な説明は省略する。

【００７３】本実施形態のプローブを形成する光ファイ
バ８１は第１実施形態のプローブ１６を形成する光ファ
イバ９と同じ断面構造であり、コア２５、中間層２６、
クラッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置
される。光ファイバ８１は、入射端面８３から出射端面
８５までの断面形状および大きさが等しい円柱状の部材
である。また、光ファイバ８１は該光ファイバ８１の長
手方向に、その軸線を含む一仮想平面上で湾曲してい
る。したがって、一直線状の入射端面の中心軸線８４と
出射端面８５の中心軸線８６は曲部Ｒで湾曲して接続さ
れて、一本の曲線となっている。レーザ光は、該曲線に
沿って中心軸線８４の延長線上から湾曲して出射端に導
かれ、一直線状の中心軸線８６にほぼ沿う方向に出射さ
れる。照射されるレーザ光のエネルギ分布は、出射端面
８５におけるコア２５の面積に対応する範囲内で実質上
均一になる。

【００７４】レーザ光を照射すべき患部には、レーザ光
をその表面に直交する法線方向から照射することが望ま
しい。第１実施形態のプローブ１６を取付けたハンドピ
ース１５は、レーザ光を照射する方向とハンドピース１
５の中心軸線とが同一方向を向いている。したがって、
たとえば患部がハンドピース１５を自在に動かしにくい
狭い場所にあるとき、レーザ光の照射方向を患部表面の
法線方向とすることが困難となることがある。このと
き、本実施形態の光ファイバ８１を備えるプローブを取
付けたハンドピース１５を用いると、レーザ光の照射方
向８６ａが、ハンドピース１５の中心軸線と一致する入
射端面８３の中心軸線８４から角度θだけ方向変換され
るので、レーザ光を患部表面の法線方向から照射するこ
とが容易となる。このような光ファイバ８１よりなるプ
ローブを取付けたハンドピース１５は、たとえば見にく
い所および体腔内の狭い場所の患部に対してレーザ光を
照射するときに好適に用いられる。

【００７５】図１１は、レーザ治療装置１１のハンドピ
ース１５に取付けられる本発明の第３実施形態であるプ
ローブが備える光ファイバ９１を示し、軸線を含む一仮
想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。本実
施形態の光ファイバ９１よりなるプローブを除くレーザ
治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同
様の構成を有する。本実施形態の光ファイバ９１よりな
るプローブは第１実施形態のプローブ１６と類似の構成
を有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説
明は省略する。

【００７６】本実施形態のプローブが備える光ファイバ
９１は第１実施形態のプローブ１６よりなる光ファイバ
９と同じ断面構造であり、コア２５、中間層２６、クラ
ッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置され
る。光ファイバ９１は、入射端面９３から長手方向中央
部までが、その断面形状および大きさが等しい円柱状の
部材で実現され、中央部から出射端面９５までが、断面
形状が相似しその大きさが出射端面９５に近づくほど小
さくなる略円錐状の部材で実現される。入射端面９３の
中心軸線９４と出射端面９５の中心軸線９６とは同一の
仮想直線と一致する。このように光ファイバ９１は、そ
の長手方向中央部から出射端に至るまでに光ファイバ９
１の直径が小さくなる。この光ファイバ９１は、たとえ
ば長手方向中央部から出射端までの部分において、その
界面９７の法線と中心軸線９４との成す角度θ１がこの
光ファイバ９１の臨界角以上となり、入射光が界面９７
での全反射しながら出射端まで伝搬するように形成され
る。これによって、レーザ光の減衰量は小さくなる。

【００７７】このような光ファイバ９１の入射端面９３
からコア２５に入射したレーザ光は、出射端面９５から
出射されるときには絞られて光の密度が増大する。出射
されるレーザ光のエネルギ分布は、出射端面におけるコ
ア２５の面積に対応する範囲内で均一とされる。これに
よって、出射後のレーザ光のエネルギ密度が中心軸線の
延長線付近において該対応する範囲でさらに均一に高く
なり、蒸散効率が増加する。また、照射面積が第１実施
形態のプローブ１６よりも小さくなり、細かい作業がし
やすくなる。

【００７８】図１２は、レーザ治療装置１１のハンドピ
ース１５に取付けられる本発明の第４実施形態であるプ
ローブの光ファイバ１０１を示し、軸線を含む一仮想平
面で部分的に切断した拡大部分断面図である。本実施形
態の光ファイバ１０１よりなるプローブを除くレーザ治
療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様
の構成を有する。本実施形態のプローブを形成する光フ
ァイバ１０１は第１および第３実施形態のプローブ１６
をそれぞれ形成する光ファイバ９，９１と類似の構成を
有し、対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明
は省略する。

【００７９】本実施形態のプローブを形成する光ファイ
バ１０１は第１実施形態のプローブ１６を形成する光フ
ァイバ９と同じ断面構造であり、コア２５、中間層２
６、クラッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に
配置される。光ファイバ１０１は、入射端面１０３から
出射端面１０５までが、断面形状が相似しその大きさが
出射端面１０５に近づくほど小さくなる略円錐状の部材
で実現される。入射端面１０３の中心軸線１０４と出射
端面１０５の中心軸線１０６とは同一の仮想直線と一致
する。このように光ファイバ１０１は、その入射端面１
０３から出射端面１０５に至るまでに光ファイバ１０１
の直径が小さくなる。このような光ファイバ１０１を備
えたハンドピース１５では、出射端面１０５から出射さ
れるレーザ光の密度が該面のコアの面積に対応する範囲
で均一に増大し、蒸散効率が増加する。また照射面積が
第１実施形態のプローブ１６よりも小さいので、細かい
作業がしやすい。

【００８０】この光ファイバ１０１は、たとえばその界
面１０７の法線と中心軸線１０４との成す角度θ２が、
この光ファイバ１０１の臨界角以上となり、入射光が界
面１０７で全反射しながら出射端まで伝搬するように形
成される。また、光ファイバ１０１の入射端面１０３か
ら出射端面１０５までの長さが第３実施形態のプローブ
の光ファイバ９１の長さと等しく、入射端面９３，１０
３および出射端面９５，１０５がそれぞれ合同であると
き、光ファイバ１０１の界面１０７の法線と中心軸線１
０４との角度θ２はプローブ９１の界面９７の法線と中
心軸線９１の角度θ１よりも小さい。これによって、第
３実施形態のプローブ９１を用いたときと比較してレー
ザ光の減衰量がさらに小さくなる。

【００８１】図１３は、レーザ治療装置１１のハンドピ
ース１５に取付けられる本発明の第５実施形態であるプ
ローブを形成する光ファイバ１１１を示し、軸線を含む
一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図である。
本実施形態の光ファイバ１１１ｂよりなるプローブを除
くレーザ治療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置
１１と同様の構成を有する。本実施形態のプローブを形
成する光ファイバ１１１は第１〜第３実施形態のプロー
ブ１６をそれぞれ形成する光ファイバ９，８１，９１と
類似の構成を有し、対応する部分には同一の符号を付
し、詳細な説明は省略する。

【００８２】本実施形態のプローブの光ファイバ１１１
は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバ９と同じ断
面構造および材質であり、コア２５、中間層２６、クラ
ッド２７がこの順で中心軸線側から同心円状に配置され
る。光ファイバ１１１は、入射端面１１３から長手方向
中央部までが円柱状の部材であり、長手方向中央部から
出射端面１１５までが略円錐状の部材で実現される。こ
の光ファイバ１１１は、その軸線を含む一仮想平面上で
長手方向に湾曲しており、その入射端面１１３の中心軸
線１１４と出射端面１１５の中心軸線１１６とが、該仮
想平面上で交差する。このように光ファイバ１１１が湾
曲しているので、レーザ光はハンドピース１５の中心軸
線１１４の延長線から湾曲して出射端に導かれ、中心軸
線１１６の延長線に沿った方向に照射される。これによ
って、たとえばハンドピース１５を自在に動かしにくい
狭い所にある患部に容易にレーザ光を照射することがで
きるとともに、照射するレーザ光を出射端面１１５のコ
アの面積に対応する範囲で実質上均一に絞り蒸散効率を
高めることができる。

【００８３】図１４（１）は、レーザ治療装置１１のハ
ンドピース１５に取付けられる本発明の第６実施形態で
あるプローブを形成する光ファイバ１２１を示し、軸線
を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図で
ある。図１４（２）は、光ファイバ１２１の出射端面１
２５の拡大正面図である。本実施形態の光ファイバ１２
１を備えるプローブを除くレーザ治療装置１１の構成
は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構成を有する。
本実施形態のプローブの光ファイバ１２１は第１実施形
態のプローブ１６の光ファイバ９と類似の構成を有し、
対応する部分には同一の符号を付し、詳細な説明は省略
する。

【００８４】本実施形態の光ファイバ１２１は第１実施
形態のプローブ１６の光ファイバ９と同じ断面構造で同
じ材質であり、コア２５、中間層２６、クラッド２７が
この順で中心軸線側から同心円状に配置される。光ファ
イバ１２１は、入射端面１２３から長手方向中央部付近
までが円柱状の部材であり、該中央部よりも出射端面１
２５近傍に至るほど断面形状が順次的に円形から楕円形
状に変化する部材で実現される。入射端面１２３の中心
軸線１２４と出射端面１２５の中心軸線１２６とは同一
の仮想直線と一致する。このように光ファイバ１２１
は、その入射端面１２３と出射端面１２５との形状が異
なる。照射されるレーザ光のエネルギ分布は、出射端面
１２５のコアの面積に対応する範囲で実質上均一とな
る。このような光ファイバ１２１よりなるプローブを備
えるハンドピース１５では、楕円形状の照射端面の楕円
の短軸方向にプローブを移動することによって、１回の
走査でのレーザ光の照射範囲が第１実施形態のプローブ
１６を備えるハンドピース１５の照射範囲よりも大きく
なるので、少ない操作回数でより広い面積の患部を効率
的に蒸散することができる。

【００８５】図１５（１）は、レーザ治療装置１１のハ
ンドピース１５に取付けられる本発明の第７実施形態で
あるプローブを形成する光ファイバ１３１を示し、軸線
を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図で
ある。図１５（２）は、光ファイバ１３１の出射端面１
３５をＡ−Ａ方向から見た拡大正面図である。本実施形
態の光ファイバ１３１よりなるプローブ以外のレーザ治
療装置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様
の構成を有する。本実施形態のプローブの光ファイバ１
３１は第１および第２実施形態のプローブ１６の光ファ
イバ９，８１と類似の構成を有し、対応する部分には同
一の符号を付し、詳細な説明は省略する。この光ファイ
バ１３１は図１０の湾曲した光ファイバ８１と同様に湾
曲しており、出射端が幅広の縦長の楕円形に形成されて
いる。

【００８６】本実施形態のプローブの光ファイバ１３１
は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバと同じ断面
構造および材質であり、コア２５、中間層２６、クラッ
ド２７がこの順で中心軸線側から略同心円状に配置され
る。光ファイバ１３１は、入射端面１３３から長手方向
中央部までが円柱状の部材であり、長手方向中央部から
出射端面１３５までが断面形状が円状から楕円形状に順
次的に変化する部材で実現される。この光ファイバ１３
１は、その軸線を含む一仮想平面上で長手方向に湾曲し
ており、該仮想平面上でその入射端面１３３の中心軸線
１３４と出射端面１３５の中心軸線１３６とが交差す
る。図１５（２）に示すように、この光ファイバ１３１
の出射端は、出射端面１３５の形状が該仮想平面に平行
な長軸線１３７を有する偏平な楕円形であるように形成
される。図１５（１）における一仮想平面は図１５を記
す紙面と同一であり、図１５（２）では、該仮想平面に
平行な方向を矢符１３８で示す。

【００８７】このように光ファイバ１３１が鍬状に湾曲
しているので、レーザ光はハンドピース１５の一直線状
の中心軸線１３４の延長線から湾曲して出射端へ導か
れ、中心軸線１３６に沿う方向に向かって、出射端面１
３５のコアの面積と対応した範囲内で均一に照射され
る。これによって、たとえば歯周ポケットであるよう
な、ハンドピースを自在に動かしにくい狭い場所におい
て、プローブの照射端面の短軸方向に走査させることに
よって比較的広い面積を有する患部を効率良く蒸散する
ことができる。

【００８８】図１６（１）は、レーザ治療装置１１のハ
ンドピース１５に取付けられる本発明の第８実施形態で
あるプローブを形成する光ファイバ１４１を示し、軸線
を含む一仮想平面で部分的に切断した拡大部分断面図で
ある。図１６（２）は、光ファイバ１４１の出射端面１
４５をＢ−Ｂ方向から見た正面図である。本実施形態の
光ファイバ１４１を備えるプローブ以外のレーザ治療装
置１１の構成は、図１のレーザ治療装置１１と同様の構
成を有する。本実施形態のプローブの光ファイバ１４１
は第１および第８実施形態のプローブ１６の光ファイバ
９，１３１と類似の構成を有し、対応する部分には同一
の符号を付し、詳細な説明は省略する。この光ファイバ
１４１は図１５の湾曲した光ファイバ１３１と同様に湾
曲し、出射端が幅広の横長の楕円形に形成されている。

【００８９】本実施形態のプローブの光ファイバ１４１
は第１実施形態のプローブ１６の光ファイバ９と同じ断
面構造および材質であり、コア２５、中間層２６、クラ
ッド２７がこの順で中心軸線側から略同心円状に配置さ
れる。光ファイバ１４１は、入射端面１４３から長手方
向中央部までが円柱状の部材であり、長手方向中央部か
ら出射端面１４５までが断面形状が円状から楕円形状に
順次的に変化する部材で実現される。この光ファイバ１
４１は、その軸線を含む一仮想平面上で長手方向に湾曲
しており、該仮想平面上でその入射端面１４３の中心軸
線１４４と出射端面１４５の中心軸線１４６とが交差す
る。図１６（２）に示すように、この光ファイバ１４１
の出射端は、出射端面１４５の形状が該一仮想平面に垂
直な長軸線１４７を有する横長の偏平な楕円形であるよ
うに形成される。図１６（１）における一仮想平面は第
７実施形態の仮想平面と等しく、図１６（２）では該仮
想平面に平行な方向を矢符１４８で示す。

【００９０】このように光ファイバ１４１が湾曲してい
るので、レーザ光はハンドピースの一直線状の中心軸線
１４４の延長線から湾曲して出射端へ導かれ、出射端面
１４５のコアの面積と対応した範囲内で実質上均一に照
射される。これによって、たとえば臼歯であるような、
ハンドピース１５を自在に動かしにくい狭い場所におい
てプローブの照射端面の短軸方向に走査することによっ
て１回の操作で比較的広い面積を有する患部を効率良く
蒸散することができる。

【００９１】また、第７および第８実施形態に示すプロ
ーブの光ファイバ１３１，１４１の他の例として、長手
方向に湾曲し出射端面が楕円形状の光ファイバであっ
て、出射端面の楕円の長軸線と湾曲した光ファイバの軸
線を含む一仮想平面とが交差する光ファイバが挙げられ
る。この光ファイバの出射端は、その出射端面を該面の
法線方向からみるとき、図１６（２）に示すように、光
ファイバ１３１，１４１の出射端面１３５，１４５の長
軸線１３７，１４７と該仮想平面との成す角度の中間の
角度で、このプローブの出射端面の長軸線が該仮想平面
と交わるように形成される。また、この出射端面は、２
点鎖線１５１で示す長軸線の傾きが右上がりの楕円形状
であっても良いし、２点鎖線１５２で示す左上がりの楕
円形状のいずれであっても良い。さらに該出射端面の長
軸線と仮想平面との成す角度は、０度および９０度以外
であればどのような角度であっても良い。

【００９２】また、上述した第１〜第８実施形態のレー
ザ治療装置１１に用いられるプローブは、たとえばコア
の直径が０．２ｍｍ〜３．０ｍｍである光ファイバより
形成される。上述した各実施形態のうち、第４、第６〜
第８実施形態の装置に用いられるプローブに関しては、
その入射端面におけるコアの直径が上述した０．２ｍｍ
〜３．０ｍｍである光ファイバが用いられる。

【００９３】たとえばコア直径が０．２ｍｍ未満の光フ
ァイバをプローブとするとき、細径および狭部の患部に
対してだけしかレーザ光を照射することができない。ま
た、コア直径が３．０ｍｍより大きい光ファイバをプロ
ーブにするとき、レーザ光発生装置を大型化する必要が
生じる。ゆえに、装置のコストが増大する。このような
事情から、上述した各実施形態のレーザ治療装置では、
コアの直径が０．２ｍｍ〜３ｍｍである光ファイバをプ
ローブにすることが好ましい。

【００９４】さらにまた、該レーザ治療装置では、上述
したようにプローブの光ファイバ出射端面においてレー
ザ光のエネルギレベルが上述した１ｍＪ〜２５００ｍＪ
の範囲であることが好ましい。たとえばエネルギレベル
が５ｍＪ〜２５００ｍＪであるレーザ光は、コアの直径
が０．２ｍｍ〜３．０ｍｍである光ファイバをプローブ
としたレーザ治療装置で生体硬組織の蒸散に充分なエネ
ルギを有する。エネルギレベルを２５００ｍＪよりも大
きいレーザ光を生体硬組織の蒸散に使用しても、エネル
ギレベルが２５００ｍＪであるときと比較して組織ダメ
ージが大きくなる。さらに、レーザ光のエネルギレベル
が１ｍＪ以下であるとき、生体硬組織の蒸散に充分なエ
ネルギを得ることができない。

【００９５】第１、第２、第４〜第８実施形態のプロー
ブの光ファイバ９，８１，９１，１１１，１２１，１３
１，１４１は、それぞれ入射端面近傍の形状が等しく、
出射端面近傍の形状だけが異なるので、この出射端面の
形状に応じた互換性がある。これらプローブの光ファイ
バ入射端面の直径が等しいとき、このプローブをハンド
ピース１５に取付けるための取付部材を同一の構造とし
て取付ることができる。こうすることによって、これら
のプローブを同一のレーザ治療装置１１のハンドピース
１５に取付けることができる。また、これらの実施形態
のレーザ治療装置１１に備えられる光ファイバは、非接
触型のプローブとして用いてもよい。さらにまた、光フ
ァイバ９，８１，９１，１１１，１２１，１３１，１４
１は、エネルギレベルを実質上均一にすることができる
ものであれば、中間層２６が形成されない構成の光ファ
イバであってもよい。さらに、第２〜第８実施形態のプ
ローブの光ファイバ８１，９１，１１１，１２１，１３
１，１４１の出射端面は、コアの中心がけずられた凹状
の形状に成形してもよい。

【００９６】また各実施形態のレーザ治療装置では骨以
外のたとえば歯牙および軟骨などの他の硬組織を蒸散さ
せることができる。さらにまた、上述したレーザ治療装
置は、レーザ光の波長およびエネルギを変更して、生体
軟組織の切開、蒸散、止血を行う装置としてもよい。

【００９７】

【発明の効果】以上のように本発明によれば、レーザプ
ローブの光ファイバは、そのコアの断面の半径方向で、
中心部が小さく周辺部が大きい屈曲率分布を示す。この
光ファイバのコアを通過したレーザ光は、コアに対応す
る範囲でエネルギ密度分布が実質上均一となる。この光
ファイバを備えたレーザプローブをレーザ治療装置のハ
ンドピースに取付けて生体硬組織の蒸散を行わせると
き、出射端面でエネルギの局部集中が生じないので、光
ファイバの出射端面に硬組織成分が付着しても、出射端
面が凹状に損傷し剥離することを防止することができ
る。したがって、光ファイバの損耗速度を従来技術のレ
ーザプローブと比較して著しく低減させることができ
る。

【００９８】したがって、このレーザプローブを取り付
けたレーザ治療装置では、レーザ治療装置に取付けられ
るレーザプローブの交換回数を減少させても、蒸散能力
を保つことができるので、レーザ治療装置のメンテナン
スが容易となり、消耗品の数を減少させることができ
る。

【００９９】さらに、このレーザプローブから出射され
るレーザ光は、波長が１．０μｍ〜５．５μｍであって
出射エネルギが１ｍＪ〜２５００ｍＪである。また該レ
ーザ光は、パルス幅が１ｎ（ナノ）秒〜９ｍ（ミリ）秒
であり、パルス周期が１〜２００ｐｐｓであるパルス状
に患部に照射される。このようなレーザ光は、生体硬組
織の蒸散などに適している。またこのレーザ光を該レー
ザプローブを通過して患部に照射させるとき、光ファイ
バの出射端面の剥離損傷の発生を極めて小さく、または
０とすることができる。

【０１００】また本発明によれば、前記光ファイバは、
同心円状に内側からコア、中間層、クラッドの３層構造
を有する。光ファイバ全体の屈折率分布は、コア周辺
部、コア中心部、クラッド、中間層の順で小さくなる。
光ファイバは、この構造を有することによって、該光フ
ァイバを通過するレーザ光のエネルギ密度を、コアに対
応する領域内で均一に集約させて、中間層より外側に漏
らさない。したがって、光ファイバのコアに入射された
レーザ光のエネルギを、コアに対応する範囲に集中させ
ることができるので、入射するレーザ光のエネルギレベ
ルを低減させることができる。

【０１０１】さらにまた本発明によれば、前記光ファイ
バのコアはＧｅＯ₂ が添加されたＳｉＯ₂で形成され
る。中間層は、フッ素が添加されたＳｉＯ₂で形成さ
れ、クラッドはＳｉＯ₂で形成される。また、コア内部
では、ＧｅＯ₂の添加濃度が中央部から周辺部に向けて
小さくなる。このように本発明のレーザプローブの光フ
ァイバは、従来から用いられる添加物を添加して屈折率
を制御したＳｉＯ₂ で形成されるので、実現が容易であ
る。また、このような材質で実現される光ファイバを備
えたレーザプローブを生体硬組織の治療用のレーザ治療
装置のハンドピースに取付けて生体硬組織の蒸散を行う
と、レーザプローブを形成する光ファイバの出射端面の
損傷剥離を低減させることができる。

【０１０２】また本発明によれば、前記光ファイバのコ
アの直径は０．２ｍｍ〜３．０ｍｍであり、細径および
狭部の患部に対して容易にレーザ光を照射することがで
きる。また、レーザ光の波長は、水の吸収特性の極大値
に近く生体硬組織に対して蒸散効率が高い２．７μｍ〜
３．２μｍに選ばれるので、効率的な治療を行うことが
できる。

【０１０３】また本発明によれば、前記光ファイバの出
射端面はコア中央部を凹状の形状に形成される。このよ
うな出射端面を有する光ファイバをレーザプローブにす
るとき、レーザ光が出射端部で拡散し生体硬組織をより
広範囲に蒸散することができる。これによって、レーザ
光が照射される範囲を均一に蒸散させることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施形態であるレーザ治療装置１
１の構成を示すブロック図およびプローブ１６の部分断
面図である。

【図２】レーザ光の波長と消散長さとの関係を示すグラ
フである。

【図３】プローブ１６の光ファイバ９とレーザ光の照射
対象である生体硬組織２１との接触状態を示す図であ
る。

【図４】図３のプローブ１６に用いられる光ファイバ９
の屈折率分布を示すグラフ、およびこの光ファイバ９に
入射されたレーザ光の出射後のエネルギ密度分布を示す
グラフである。

【図５】図３のプローブ１６の光ファイバ９の透明母材
の屈折率分布とコアの母材の屈折率分布とを示すグラフ
である。

【図６】本発明のプローブ１６の光ファイバ９を通過し
て照射される（１００ｍＪ×１０ｐｐｓ）のレーザ光を
用いた生体硬組織の蒸散の時間的変化を確認するため
に、連続照射する前に１パルスの該レーザ光を照射した
後の生体硬組織２１ａの拡大部分断面図である。

【図７】本発明のプローブ１６の光ファイバ９を通過し
て照射される（１００ｍＪ×１０ｐｐｓ）のレーザ光を
用いた生体硬組織の蒸散の時間的変化を確認するため
に、該レーザ光を３０分間連続照射した後に１パルスの
レーザ光を照射した生体硬組織２１ｂの拡大部分断面図
である。

【図８】従来技術のプローブの光ファイバ１を通過して
照射される（１００ｍＪ×１０ｐｐｓ）のレーザ光を用
いた生体硬組織の蒸散の時間的変化を確認するために、
該レーザ光を５分間連続照射した後の従来技術のプロー
ブの光ファイバ１ａの出射端の拡大断面図である。

【図９】第１実施形態の他の例であり、蒸散部分の底面
の形状が平坦となるレーザ照射装置に備えられるプロー
ブの光ファイバ３４の出射端を示す拡大断面図である。

【図１０】本発明の第２実施形態であるレーザ治療装置
のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ８
１を示す拡大部分断面図である。

【図１１】本発明の第３実施形態であるレーザ治療装置
のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ９
１を示す拡大部分断面図である。

【図１２】本発明の第４実施形態であるレーザ治療装置
のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
０１を示す拡大部分断面図である。

【図１３】本発明の第５実施形態であるレーザ治療装置
のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
１１を示す拡大部分断面図である。

【図１４】本発明の第６実施形態であるレーザ治療装置
のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
２１を示す拡大部分断面図、およびその出射端面１２５
の拡大正面図である。

【図１５】本発明の第７実施形態であるレーザ治療装置
のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
３１を示す拡大部分断面図、およびその出射端面１３５
の拡大正面図である。

【図１６】本発明の第８実施形態であるレーザ治療装置
のハンドピースに取付けられるプローブの光ファイバ１
４１を示す拡大部分断面図、およびその出射端面１４５
の拡大正面図である。

【図１７】従来技術のレーザ治療装置のプローブの光フ
ァイバ１を示す拡大断面図である。

【符号の説明】

９，８１，９１，１０１，１１１，１２１，１３１，１
４１ 光ファイバ １１ レーザ治療装置 １３ レーザ光発生源 １４ 導光路 １５ ハンドピース １６ プローブ １７，８５，９５，１０５，１１５，１２５，１３５，
１４５ 出射端面 ２１ 生体硬組織 ２５ コア ２６ 中間層 ２７ クラッド

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 レーザ光発生源から発振される波長が
   １．０μｍ〜５．５μｍ、出射エネルギが１ｍＪ〜２５
   ００ｍＪ、パルス幅が１ｎ秒〜９ｍ秒、およびパルス周
   期が１ｐｐｓ〜２００ｐｐｓのパルスレーザ光を、レー
   ザ光導光手段によってハンドピースに導光し、このハン
   ドピースの先端部に着脱自在に設けられ、コアと、この
   コアの外周面上に形成されるクラッドとを有する光ファ
   イバを備える硬組織用レーザプローブにおいて、 前記光ファイバは、コアの中心部の屈折率がその周囲の
   コアの屈折率よりも低い屈折率分布を有することを特徴
   とするレーザプローブ。
2. 【請求項２】 前記光ファイバは、 コアとクラッドとの間にクラッドの屈折率よりも低い屈
   折率を有する中間層を有し、 クラッドの屈折率がコアの中心部の屈折率よりも低く、 コアと中間層との界面および中間層とクラッドとの界面
   において、屈折率が急峻に変化する屈折率分布を有する
   ことを特徴とする請求項１記載のレーザプローブ。
3. 【請求項３】 前記光ファイバのコアは、コアの中心部
   の濃度よりも周辺部の濃度が小さい濃度分布でＧｅＯ₂
   が添加されたＳｉＯ₂から成り、 前記光ファイバの中間層は，フッ素が添加されたＳｉＯ
   ₂から成り、 前記光ファイバのクラッドは、ＳｉＯ₂単体から成るこ
   とを特徴とする請求項２記載のレーザプローブ。
4. 【請求項４】 前記光ファイバのコアの直径は０．２ｍ
   ｍ〜３．０ｍｍであり、 前記レーザ光の波長が２．７μｍ〜３．２μｍであるこ
   とを特徴とする請求項１記載のレーザプローブ。
5. 【請求項５】 前記光ファイバは、出射端面のコアの中
   心部に凹部を設けたことを特徴とする請求項１〜４のい
   ずれかに記載のレーザプローブ。