CN103596520A

CN103596520A - 齿科用治疗装置

Info

Publication number: CN103596520A
Application number: CN201280027064.XA
Authority: CN
Inventors: 粟津邦男; 石井克典; 秋草直大; 枝村忠孝; 菅博文
Original assignee: Hamamatsu Photonics KK; Osaka University NUC
Current assignee: Hamamatsu Photonics KK; Osaka University NUC
Priority date: 2011-06-01
Filing date: 2012-05-17
Publication date: 2014-02-19
Anticipated expiration: 2032-05-17
Also published as: WO2012165162A1; JP5849307B2; DE112012002328T5; CN103596520B; US10166086B2; JP2012249762A; US20140030671A1

Abstract

本发明提供一种可以更可靠地低侵袭地进行齿科治疗的齿科用治疗装置。齿科用治疗装置（10A）具备：输出具有5.7μm～6.6μm的波段的波长的激光（L）的激光光源（11）、脉冲驱动激光光源并且控制从激光光源输出的脉冲状的激光的脉冲宽度和重复频率中的至少一者的控制部（12）、以及用于将从激光光源输出的光照射到包含蛀牙部位（21）的牙齿（20）的照射光学系统（13）。在该齿科治疗装置中，控制部通过控制脉冲状的激光的脉冲宽度和重复频率中的至少一者，来选择性地对蛀牙部位（21）进行切削。

Description

齿科用治疗装置

技术领域

本发明涉及一种齿科用治疗装置。

背景技术

近年来，被蛀的牙齿即所谓的虫牙，利用以空气涡轮为代表的旋转切削器或波长2.94μm的Er︰YAG激光来进行处理。这样的技术不能分离不被蛀的健全的部位与蛀牙部位。因此，虫牙治疗有受齿科医师的技术左右的倾向。因此，要求可选择性地加工蛀牙部位的低侵袭治疗技术。作为这样的技术之一，已知有利用差频产生（DFG：Difference-Frequency Generation）方式的中红外波长可变激光（以下称为DFG激光）的非专利文献1和非专利文献2记载的技术。差频产生方式是指，通过将2种波长λ₁,λ₂入射至非线性光学晶体来满足相位整合条件，从而产生波长λ₃的光的方法。在非专利文献1的DFG激光中，采用AgGaS₂（硫镓银）作为非线性光学晶体，分别采用Nd︰YAG激光（波长λ₁：1.064μm）、Cr︰forsterite激光（波长λ₂：1.15～1.36μm）作为DFG泵光、信号光。这在非专利文献2中也是同样的。

现有技术文献

非专利文献

非专利文献1：佐伯将之、其他5位，“利用波长6μm波带脉冲激光的龋齿的选择的治疗技术的开发”，电气学会研究会资料（光量子器件研究会生物医学应用），OQD-10-025,2010,P31-34。

非专利文献2：佐伯将之、石井克典、吉川一志、保尾谦三、山本一世、栗津邦男，“利用波长6.02μm纳秒脉冲激光的脱灰象牙质的选择的切削”，日本激光齿学会杂志,2011,22,P16-20。

发明内容

发明所要解决的技术问题

在非专利文献1所记载的技术中，以脉冲宽度5ns和重复频率10Hz这样的驱动条件输出激光，因而成为蛀牙部位的切削速度也快而切削非常容易产生的条件。因此，反而有损伤口腔内的软组织等的可能性。

因此，本发明的目的在于，提供一种更可靠地可以低侵袭地进行齿科治疗的齿科用治疗装置。

解决问题的技术手段

本发明的一个侧面所涉及的齿科用治疗装置，具备：输出具有5.7μm～6.6μm的波段的波长的激光的激光光源、脉冲驱动激光光源并且控制从激光光源输出的脉冲状的激光的脉冲宽度和重复频率中的至少一者的控制部、以及用于将从激光光源输出的光照射到包含蛀牙部位的牙齿的照射光学系统。在该齿科用治疗装置中，控制部通过控制脉冲状的激光的脉冲宽度和重复频率中的至少一者来选择性地对上述蛀牙部位进行切削。

在该结构中，由于使用具有5.7μm～6.6μm的波段的波长的激光的激光光源，因此进一步减少例如对健全部位的影响，并且可以选择性地对蛀牙部位进行切削。此外，控制部脉冲驱动激光光源，并控制脉冲状的激光的脉冲宽度和重复频率中的至少一者。通过该控制，改变切削条件（例如切削速度），因而可以进一步选择性地对蛀牙部位进行切削。其结果，能够更可靠地低侵袭进行齿科治疗。

上述控制部能够在以比脉冲状的激光的照射区域的热缓和时间短的脉冲宽度和比与热缓和时间相对应的重复频率慢的重复频率驱动激光光源的第1模式与比上述热缓和时间长的脉冲宽度和比与上述热缓和时间相对应的重复频率快的重复频率驱动激光光源的第2模式之间，切换激光光源的控制。

在以上述第1模式驱动激光光源的情况下，进行抑制热的作用的切削。另一方面，在以第2模式驱动激光光源的情况下，容易向从激光光源输出的脉冲状的激光的照射区域外扩散热。例如，若激光照射在牙龈等口腔内软组织，则有时该软组织会被切除。在这种情况下，产生出血，但若上述热扩散造成照射区域周边到达一定的温度以上，则会使软组织凝固，得到止血效果。因此，例如，在第1模式下，切削蛀牙部位时，即使损伤蛀牙部位周边的软组织，也能够通过切换到第2模式来止住从软组织的出血。

上述激光光源可以是量子级联激光。通过利用量子级联激光，能够谋求齿科用治疗装置的小型化。

发明的效果

根据本发明，能够提供一种可以更可靠地低侵袭地进行齿科治疗的齿科用治疗装置。

附图说明

图1表示一个实施方式所涉及的齿科用治疗装置的一个例子的概略结构的示意图。

图2是表示实验装置的概略结构的示意图。

图3是波段5.70μm～6.55μm中0.05μm间隔的各波长的健全齿试样和蛀齿试样的切削形态的图表。

图4（a）是表示健全齿试样的照射痕的图。图4（b）是表示蛀齿试样的照射痕的图。

图5是表示对两层构造试样照射激光的情况的实验结果的图。

图6（a）是表示照射了波长5.7μm的激光的试样的照射痕截面的图，图6（b）是表示照射了波长10.6μm的激光的试样的照射痕截面的图。

图7是表示其他实施方式所涉及的齿科用治疗装置的一个例子的概略结构的示意图。

具体实施方式

以下，参照附图说明本发明的实施方式。在附图的说明中，相同的要素用相同的符号表示，省略重复的说明。附图的尺寸比率与说明的内容不必一致。

图1是表示一个实施方式所涉及的齿科用治疗装置的一个例子的概略结构的示意图。在图1中，也示意地表示用齿科用治疗装置10A进行治疗的“蛀齿20”。蛀齿20是具有被蛀的部位（以下单单称为“蛀牙部位”）21的牙齿，是所谓的虫牙。

齿科用治疗装置10A具有输出激光的激光光源11、控制激光光源11的驱动的控制部12、以及用于将从激光光源11输出的激光L照射到作为治疗对象的蛀齿20的照射光学系统13。在图1中，仅表示齿科用治疗装置10A的主要部分。齿科用治疗装置10A可以是对蛀牙部位21进行切削加工的牙齿的加工装置。

激光光源11是输出具有波段5.7μm～6.6μm内的波长的激光的量子级联激光。量子级联激光是利用半导体量子阱构造中的次能带间的电子迁移来生成光的单极型的光导波型半导体元件。作为量子级联激光的激光光源11具备半导体基板和形成在半导体基板上的活性层而构成。激光光源11具有彼此相对的前侧端面11a和后侧端面11b，由前侧端面11a和后侧端面11b构成光谐振器。对于激光光源11的谐振器构造（前侧端面11a和后侧端面11b），能够由两端面裂开而形成。量子级联激光的结构和动作是已知的（例如，记载在日本特开2004-247492号公报、日本特开2005-039045号公报、以及日本特开2008-177366号公报等），省略进一步的详细说明。

控制部12通过对激光光源11施加电压来脉冲驱动激光光源11。在这种情况下，从激光光源11输出的激光L是脉冲状的激光L（以下，单单称为“脉冲激光L”）。控制部12通过使施加于激光光源11的电压的施加状态变化，能够控制从激光光源11输出的脉冲激光L的脉冲宽度和重复频率。从激光光源11输出的脉冲激光L的波长的一个例子是5.75μm。脉冲宽度的例子是10ns～1ms，重复频率的例子是500Hz～2MHz。

照射光学系统13可以具有可以对从激光光源11输出的脉冲激光L进行导波的光纤14、用于将从激光光源11输出的脉冲激光L入射到光纤14的一端的入射透镜系统15、以及用于将从光纤14的另一端输出的脉冲激光L照射到蛀齿20的聚光透镜系统16。照射光学系统13的结构不限于使用光纤14的结构，只要是可以将从激光光源11输出的激光L照射到治疗对象的结构即可。例如，在照射光学系统13中，也可以利用多关节导光路作为用于对光进行导光的导光路。

上述激光光源11和照射光学系统13为了谋求光轴调整这样的光学的条件的最适合化而进行组合。具有波段5.7μm～6.6μm内的波长的脉冲激光L的照射位置的确认等，能够与作为医疗用而使用的波长10.6μm的医疗用碳酸气体激光的情况相同。

在上述结构中，从由控制部12驱动的激光光源11输出的具有5.7μm～6.6μm的波段的波长的脉冲激光L经入射透镜系统15而入射到光纤14。入射到光纤14的脉冲激光L在光纤14中传播而从光纤14的另一端出射。从光纤14的另一端出射的脉冲激光L被聚光透镜系统16聚光，照射到蛀齿20的蛀牙部位21。齿科医生通过观察蛀齿20，并且操作照射光学系统13，能够对蛀牙部位21照射脉冲激光L。

在齿科用治疗装置10A中，通过使用具有上述波段内的波长的脉冲激光L，如由后述的实验例1所示，能够将治疗区域局限在要治疗的部分（病变组织）即“蛀牙部位21”。这样的空间的相互作用区域的限制被认为是蛀牙部位21与不感染蛀牙细菌的健全部位（以下称为“健全部位”）22的硬度所引起的差。此时，不能够利用相较于蛀牙部21被健全部位22吸收的波长（9～10μm波带）。活体组织在中红外波段具有来自分子振动的特征的吸收图案，特别地，来自蛋白质的氨基结合的吸收带即与氨基I（吸收带的中心波长为6.1μm）和氨基II（吸收带的中心波长为6.45μm）相对应的波长被活体软组织强烈地吸收。可以认为，在蛀牙中，由于蛀牙细菌而使蛀牙部位21的性质从健全部位22改变，从而利用上述吸收的切削反应更容易产生。因此，通过利用从激光光源11输出的脉冲激光L，进一步降低对健全部位22的影响并且可以进行蛀牙部位21的切削。

此外，通过控制脉冲激光L的脉冲状态，可以控制脉冲激光L与脉冲激光L的照射区域的时间的相互作用。在齿科用治疗装置10A中，通过控制部12控制从激光光源11输出的脉冲激光L的脉冲宽度和重复频率。因此，通过控制脉冲宽度和重复频率，可以调整切削条件例如切削速度。

如上述那样，在齿科用治疗装置10A中，由于可以在空间上和时间上控制脉冲激光L与其照射区域的相互作用，因此可以进行低侵袭治疗。例如，即使蛀牙部位21位于牙龈G（参照图1）这样的软组织的附近，通过一边观察蛀牙部位21一边控制脉冲激光L的脉冲宽度等的脉冲状态，从而只要调整切削速度，便能够以不损伤软组织的方式治疗。

另外，具有波段5.7μm～6.6μm的波长的中红外光对活体组织产生热的作用。该热的作用可以通过控制脉冲宽度（相互作用时间）和重复频率来调整。

在热的作用中，热缓和时间是重要的。例如，对波段5.7μm～6.6μm的激光的活体组织的热缓和时间为μs量级。因此，通过照射脉冲宽度为ns量级（～约10μs为止）并且重复频率约为1～1000Hz的脉冲激光L，能够一边抑制热效应一边切削蛀牙部位21。

另一方面，在照射脉冲宽度为μs～ms量级并且重复频率为1000Hz以上的脉冲激光L的情况下，脉冲激光L能够对该照射区域赋予适合于熔解·凝固的热效应的强的相互作用。具体而言，由于波段5.7μm～6.6μm的波长的光有效地被蛋白质吸收，因此可以进行软组织的切除。另外，若是满足比脉冲激光L的照射区域的热缓和时间长的脉冲宽度和短的脉冲间隔的条件，则热会向照射区域外扩散。若由于该扩散所引起的加热效应而使温度达到60℃以上，则软组织的凝固也是可能的。再者，软组织的切除周边的凝固能够使血管闭塞而带来止血效果。这从与作为医疗用而使用的碳酸气体激光的比较而可以被理解。即，在考虑活体组织的吸收特性的情况下，例如波段5.7μm～6.6μm内的波长5.75μm的吸收系数为约500cm^-1。该数值与相对于作为医疗用而使用的碳酸气体激光的波长10.6μm的吸收系数（约600cm^-1）大致相同。在各种各样的诊疗科中利用了碳酸气体激光的凝固止血能力。因此，吸收特性与碳酸气体激光类似的波长的光（例如，波长5.75μm的光）如上述那样能够进行软组织切除和凝固止血。

出于以上所述的事实，具有作为脉冲宽度和重复频率的可变机构的控制部12的齿科用治疗装置10A，除了蛀齿20的蛀牙部位21的切削以外还可以适用于软组织的切除和止血等。由于齿科用治疗装置10A也可以止血，因此，在软组织附近的蛀牙部位21的切削中，即使损伤软组织而从软组织出血，通过提高脉冲激光L的重复频率，也可以进行止血。因此，通过齿科用治疗装置10A，能够得到最佳的治疗效果。

另外，由于齿科用治疗装置10A用一台进行蛀牙部位21的切削并且也可以进行止血等，因此为了止血等不需要使用其他装置。因此，齿科医生可以有效地利用治疗处置室内来进行牙齿的治疗。

此外，由于量子级联激光具有发光层多级连接的级联构造，因此能够输出更高功率的光。因此，通过采用量子级联激光作为激光光源11，使蛀牙部位21等能够被更可靠地切削。此外，量子级联激光利用量子阱构造次能带间迁移来输出具有波段5.7μm～6.6μm波长的光，因而例如与利用差频产生方式的激光装置相比激光光源11更小型化。因此，如上述那样，齿科医生可以有效地利用治疗处置室内来进行牙齿的治疗。

以下，基于实验结果来更具体地说明齿科用治疗装置10A的作用效果。为了实验的说明而例示了波长和脉冲状态等的实验条件，但本发明不限定于以下所例示的波长和脉冲状态等。

首先，使用图2说明实验装置。图2是表示实验装置的概略结构的示意图。

实验装置30具有输出激光的光源部31、载置试样S的三维工作台32、将从光源部31输出的激光聚光于载置在三维工作台32的试样S的抛物面镜33、将从光源部31输出的激光反射到抛物面镜33的平面镜34、以及配置在光源部31与平面镜34之间且调节激光的光量的衰减器35。抛物面镜33的焦点距离为约5cm。就利用该实验装置30的实验例1～4进行说明。

（实验例1）

在实验例1中，准备龋齿的健全象牙质作为健全齿试样S1，并且准备用乳酸水溶液处理了龋齿象牙质的脱灰象牙质作为蛀齿试样S2。分别将健全齿试样S1和蛀齿试样S2作为试样S设置在三维工作台32。实验例1的光源部31成为与非专利文献1所记载的结构同样的结构的DFG激光。

在实验例1中，从光源部31照射5.70～6.55μm的波段内的规定波长的激光。规定波长是在上述波段中0.05μm间隔的波长。照射条件如下所述：

·脉冲宽度：5ns

·重复频率：10Hz

·平均功率密度：20W/cm²

·照射时间：1秒

用扫描型显微镜观察照射了脉冲激光的健全齿试样S1和蛀齿试样S2的照射痕。图3是波段5.70μm～6.55μm中0.05μm间隔的各波长的健全齿试样S1和蛀齿试样S2的切削形态的图表。

如图3所示，在实验的波段内与健全齿试样S1相比蛀齿试样S2切削量更多。因此，波段5.70μm～6.55μm的波长的激光对健全部位（或健全齿）是低侵袭的，可以选择性地治疗蛀牙部位（或蛀齿）。特别地，可以被理解为具有波长5.75μm～5.85μm的激光的对健全部位的低侵袭性优良。

（实验例2）

与实验例1同样地，准备健全齿试样S1和蛀齿试样S2。在实验例2中，光源部31具有输出波长5.75μm的激光的量子级联激光及其控制部。在这种情况下，实验例2的实验装置30与包含平面镜34和抛物面镜33作为照射光学系统13的齿科用治疗装置10A相对应。

在实验例2中，分别将健全齿试样S1和蛀齿试样S2作为试样S载置在三维工作台32，并将从光源部31输出的脉冲激光分别照射在健全齿试样S1和蛀齿试样S2。脉冲激光的照射条件如下所述：

·脉冲宽度：500ns

·重复频率：1kHz

·平均功率密度：500W/cm²

·照射时间：2秒

用扫描型显微镜观察照射了脉冲激光的健全齿试样S1和蛀齿试样S2的照射痕。

图4（a）是表示健全齿试样的照射痕的图。图4（b）是表示蛀齿试样的照射痕的图。从图4（a）和图4（b）观察到，与健全齿试样S1相比蛀齿试样S2切削量更多。另外，在没有被观察到切削的健全齿试样S1的表面也没有观察到裂纹。因此，可以被理解为，通过使用可以输出波长5.75μm的激光的量子级联激光，对健全部位（或健全齿）是低侵袭的且可以选择性地治疗蛀牙部位（或蛀齿）。

（实验例3）

在实验例3中，准备在健全齿试样部上层叠了用乳酸水溶液处理了龋齿象牙质的蛀齿试样部的两层构造试样S4。除了将试样替代为两层构造试样S4方面以外，在与实验例2同样的条件下，将来自光源部31的脉冲激光照射到两层构造试样S4。对两层构造试样S4，从蛀齿试样部侧照射脉冲激光。照射了脉冲激光后，通过光学显微镜观察照射痕截面。

图5是表示照射痕截面的图。在图5中，虚线表示蛀牙·健全边界。从图5可以理解，在蛀牙·健全边界切削停止。因此，波长5.75μm的激光也在实验上表示出在蛀牙部位反应而在健全部位不反应。

（实验例4）

在实验例4中，准备鸡胸肉作为活体软组织试样S5，将活体软组织试样S5载置在三维工作台32上。然后，与实验例2,3的情况同样地从包含量子级联激光的光源部31输出波长5.75μm的脉冲激光，将该脉冲激光照射到活体软组织试样S5。照射条件如下所述：

·脉冲宽度：500ns

·重复频率：1kHz

·平均功率密度：2500W/cm²

·照射时间：5秒

接着，将光源部31替代为医疗用碳酸气体激光装置（株式会社森田制作所Lezawin CH S），从光源部31输出波长10.6μm的激光，将该激光以连续波（CW）照射到活体软组织试样S5。照射条件如下所述：

·平均功率密度：2500W/cm²

·照射时间：5秒

如上述那样，对照射了从量子级联激光输出的波长5.75μm的激光的活体软组织试样S5、以及照射了从医疗用碳酸气体激光装置输出的波长10.6μm的激光的活体软组织试样S5各自的照射痕截面，施以一般的组织学评价办法即苏木精·伊红染色并进行观察。

图6（a）是表示照射了波长5.75μm的激光的试样的照射痕截面的图，图6（b）是表示照射了波长10.6μm的激光的试样的照射痕截面的图。

比较图6（a）和图6（b）的话，使用了量子级联激光的情况的切开作用与使用了医疗用碳酸气体激光的情况类似。在图6（a）和图6（b）的两者中均产生了凝固和碳化，但图6（a）的程度较小。因此，从适度的凝固且不产生过剩的碳化这样的观点看，图1所示的激光光源11的结构在临床上可能更优越。可以认为，量子级联激光的短脉冲·高重复频率这样的脉冲构造对凝固·碳化的差异有效。由于通过脉冲宽度和重复频率的可变机构（控制部12）能够控制切开作用与凝固止血作用的平衡，因此图1所示那样的具备激光光源11和控制部12的齿科用治疗装置10A也能够进行高精度的软组织切除。

图7是表示其他实施方式所涉及的齿科用治疗装置的概略结构的示意图。图7所示的齿科用治疗装置10B在控制部40具备模式切换部41的方面与图1所示的齿科用治疗装置10A不同。除了控制部40以外的结构，与图1的情况同样，因而省略这些构成要素的说明。

控制部40所具有的模式切换部41将从激光光源11输出的规定波长（例如波长5.75μm）的脉冲激光L的脉冲状态在切削模式（第1模式）与止血模式（第2模式）进行切换。具体而言，在切削模式中，控制部40以可以进行蛀牙部位21的切削的脉冲宽度和重复频率，驱动量子级联激光即激光光源11。在止血模式中，控制部40以可以进行软组织的止血的脉冲宽度和重复频率，驱动量子级联激光即激光光源11。

切削模式和止血模式各自的脉冲宽度和重复频率根据脉冲激光L的照射区域的热缓和时间进行规定。具体而言，在切削模式中，控制部40以比热缓和时间短的脉冲宽度和比与热缓和时间相对应的重复频率慢的重复频率，驱动激光光源11。另外，在止血模式中，控制部40以比热缓和时间长的脉冲宽度和比与热缓和时间相对应的重复频率快的重复频率驱动激光光源11。例如，将活体相对于波段5.7～6.6μm的光的热缓和时间设为μs量级的情况下的切削用的脉冲宽度和重复周期的例子分别是5ns～1μs和1～1kHz。另外，将活体相对于波段5.7～6.6μm的光的热缓和时间设为μs量级的情况下的止血用的脉冲宽度和重复周期的例子可以分别为1μs以上和1kHz以上，或者可以设为占空比50%以上。

齿科用治疗装置10B的结构除了控制部40具备模式切换部41的方面以外，与齿科用治疗装置10A的结构同样，因而齿科用治疗装置10B能够具有与齿科用治疗装置10A同样的作用效果。再者，通过控制部40的模式切换部41能够切换切削模式与止血模式，因而容易进行切削情况与止血情况的切换。因此，即使在用切削模式进行切削等中存在从蛀牙部位21周边的软组织（例如牙龈G）产生出血的情况下，也能够更可靠且更快地实施止血处置。

以上，说明了本发明的实施方式，本发明不限定于上述实施方式，在不偏离发明的主旨的范围内可以进行各种变更。

例如，激光光源不限于量子级联激光，激光光源只要是输出波段5.70μm～6.60μm内的波长的激光并且可以通过控制部控制脉冲宽度和重复频率的光源即可。控制部控制脉冲宽度和重复频率，但只要控制脉冲宽度和重复频率中的至少一者即可。

符号的说明

10A,10B…齿科用治疗装置、11…激光光源、12…控制部、20…具有蛀牙部位的牙齿、21…蛀牙部位、40…控制部、41…模式切换部。

Claims

1.一种齿科用治疗装置，其特征在于，

具备：

激光光源，输出具有5.7μm～6.6μm的波段的波长的激光；

控制部，脉冲驱动所述激光光源，并且控制从所述激光光源输出的脉冲状的激光的脉冲宽度和重复频率中的至少一者；以及

照射光学系统，用于将从所述激光光源输出的光照射到包含蛀牙部位的牙齿，

所述控制部通过控制所述脉冲状的激光的所述脉冲宽度和所述重复频率中的至少一者，来选择性地对所述牙齿所包含的蛀牙部位进行切削。

2.如权利要求1所述的齿科用治疗装置，其特征在于，

所述控制部，在以比所述脉冲状的激光的照射区域的热缓和时间短的脉冲宽度和比与所述热缓和时间相对应的重复频率慢的重复频率驱动所述激光光源的第1模式、与比所述热缓和时间长的脉冲宽度和比与所述热缓和时间相对应的重复频率快的重复频率驱动所述激光光源的第2模式之间，切换所述激光光源的控制。

3.如权利要求1或2所述的齿科用治疗装置，其特征在于，

所述激光光源是量子级联激光。