ES2620231T3 - Sistema láser dental - Google Patents

Abstract

Un sistema para tratar tejido duro, comprendiendo el sistema: un generador de haz láser para generar un haz láser de CO2 excitado por radiofrecuencia (RF) con una tasa de repetición mayor que 0,5 kHz y que tiene una región focal y una región no focal; un componente óptico para dirigir el haz láser a una superficie expuesta del tejido duro; y un controlador de haz láser para controlar al menos un parámetro de haz láser para producir una energía de pulso, de manera que al menos una parte de la superficie expuesta del tejido duro se elimine por ablación, utilizando la energía de pulso en una región no focal del haz láser, en el que: un primer parámetro de haz láser es la longitud de onda y el controlador está adaptado para controlar la longitud de onda en un intervalo de 9 μm a 10 μm.

Description

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

DESCRIPCION

Sistema laser dental Campo de la invencion

La presente invencion se refiere a sistemas para eliminar podredumbre, cortar, perforar o conformar tejido duro, eliminar y cortar tejido blando, modificar tejido duro para la inhibicion de caries y modificar las condiciones superficiales de tejido duro para ayudar en la adhesion a tejido duro. La presente invencion se aplica a tejidos bucales, endas y dientes, por ejemplo, a tejido bucal humano o animal, endas y dientes y otros materiales biologicos.

Antecedentes de la invencion

Un diente tiene tres capas. La capa mas externa es el esmalte, que es la mas dura y forma una capa protectora para el resto del diente. La capa intermedia, que es el grueso del diente, esta constituida por la dentina y la capa mas interna es la pulpa. El esmalte y la dentina tienen una composicion similar y son aproximadamente 85 % de mineral, hidroxiapatita carbonatada, mientras que la pulpa contiene vasos y nervios que son sensibles a la presion y a la temperatura. En esta aplicacion de perforacion o contorneado o acondicionamiento del esmalte y la dentina, interesa la sensibilidad de la pulpa a la temperatura. Un aumento en la temperatura de 5,5 °C puede conllevar un dano permanente de la pulpa del diente.

A lo largo de los ultimos 10 a 15 anos, se han efectuado investigaciones para definir parametros laser que permitan la eliminacion, perforacion, contorneado o acondicionamiento del esmalte y la dentina de un diente, siendo procesos de eliminacion todos ellos, sin calentar la pulpa. Idealmente, los pulsos laser debenan vaporizar el esmalte y la dentina, convirtiendo la masa en gas con un mmimo residuo de energfa residual en la dentina que caliente la pulpa.

Se ha considerado el uso de laseres en odontologfa desde la introduccion del laser. Las aplicaciones iniciales consistieron en laseres dentales utilizados para perforar y cortar. Inicialmente se usaron pulsos de alta densidad de energfa, pero estos pulsos podfan danar potencialmente la pulpa del diente o el tejido blando, asf que se exploraron configuraciones de pulsos de menor energfa. Con pulsos de energfa con menor potencia de pico se usaban tiempos de pulso mas largos, que afectaban negativamente al esmalte del diente.

Se exploraron varias interacciones de longitud de onda laser, del UV al Infrarrojo lejano, para entender las eficiencias de acoplamiento optico. Se descubrio que el acoplamiento optico era cntico, estando el mayor acoplamiento en los intervalos de longitud de onda de 2,7 - 3,0 pm y 9,3 - 9,6 pm. Al considerar la reflectancia, se descubrio que el intervalo de 9,3 - 9,6 pm se acoplaba hasta 3 veces mejor que cualquier otro intervalo de longitud de onda.

Habiendo identificando la longitud de onda de acoplamiento mas eficaz, quedaba por determinar el tiempo y el umbral para la ablacion de tejido duro. La investigacion ha mostrado que el tiempo de relajacion termica de tejido duro es de 1 a 2 ps con un umbral de energfa de ablacion de aproximadamente 5 mJ (milijulios).

Reconociendo la necesidad de pulsos laser en el intervalo de longitud de onda de 9,3 a 9,6 pm con anchos de pulso de microsegundos y energfas de pulso de 5 a 15 mJ, se adoptaron laseres TEA (de excitacion atmosferica transversal) excitados por CC. Dado que los laseres TEA tienen una longitud de pulso muy corta, es decir, cientos de nanosegundos, los laseres TEA se modificaron para operar con pulsos largos y formas de pulso modificadas. Ademas, se estudio un laser de CW (onda continua) de RF (Radiofrecuencia), pero su longitud de pulso mas corta era de tan solo 50 ps, de modo que los pulsos calentaban el tejido duro considerablemente mas que los anchos de pulso mas cortos.

Hasta la fecha, los laseres de CO2 de CW excitados por RF que buscan la mayor eficiencia de componentes de RF con respecto a componentes opticas, tfpicamente operan de aproximadamente 9.332 Pa a 13.332 Pa (70 a 100 Torr) y las longitudes laser mas cortas producidas son tfpicamente de 50 ps. La presion de gas tfpica para un laser de CO2 excitado por RF, utilizado en la tecnica anterior, es de aproximadamente 10.665 Pa (u 80 Torr). Los laseres TEA de CO2 que operan a presion atmosferica producen pulsos de 9,3 a 9,6 pm a longitudes de pulso de cientos de nanosegundos. Los laseres TEA generalmente no operan con un funcionamiento sellado, no tienen largas vidas utiles operativas o altas tasas de repeticion de pulsos y son caros de envasar. Mientras que un laser TEA de “pulso largo” puede fabricarse para producir los parametros optimos de pulsacion laser de CO2, los laseres TEA son mas grandes y mas caros que los laseres excitados por Rf y, por lo tanto, no son una combinacion ideal para una aplicacion laser (en la que el tamano y el coste son cnticos). Ninguno de los enfoques hasta la fecha, ha producido, por tanto, un conjunto completo de parametros optimos en un formato comercialmente aceptable para trabajar de manera eficaz con el esmalte y la dentina, sin calentar la pulpa.

La ablacion de tejido duro dental con un laser de dioxido de carbono de pulsos de microsegundos se describe en el documento de Shlomo Assa et al “Ablation of dental hard tissues with a microsecond pulsed carbon dioxide laser

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

operating at 9.3-[mu]m with an integrated scanner’, Proceedings of SPIE, vol. 6843, 7, paginas 684308-684308-7, publicado el .

Sumario de la invencion

La invencion se define en el conjunto de reivindicaciones adjunto. Los metodos mencionados de aqu en adelante, no forman parte de la invencion.

La invencion se refiere a la generacion de un haz laser para tratar un tejido duro.

El haz laser puede tener uno o mas de entre: una longitud de onda en un intervalo de aproximadamente 9 pm a aproximadamente 10 pm, una longitud de pulso en un intervalo de hasta aproximadamente 30 ps, una fluencia de hasta aproximadamente 50 J/cm, una tasa de repeticion de hasta 4 kHz, y un diametro nominal de hasta aproximadamente 2000 pm. En algunas realizaciones, el haz laser del metodo para tratar tejido duro incluye pulsos laser tales que una energfa de pulso asociada con cada pulso se encuentre en un intervalo de hasta aproximadamente 30 mJ.

En algunas realizaciones, el haz laser del metodo para tratar tejido duro se genera mediante un laser de CO2. El laser de CO2 puede operar con un gas en un intervalo de aproximadamente 34.663 Pa a aproximadamente 79993.4 Pa (de 260 a 600 Torr) y el gas puede ser un gas 12C(18O)2 o un gas 12C(16O)2.

En algunas realizaciones, el haz laser se dirige a la superficie expuesta del tejido duro utilizando una grna de ondas hueca. El posicionamiento de la grna de ondas hueca con respecto a la superficie expuesta del tejido duro puede controlarse manual o roboticamente. El haz laser puede moverse con respecto a la superficie expuesta del tejido duro para eliminar gradualmente la parte de la superficie expuesta del tejido duro. En algunas realizaciones, una parte remanente del tejido duro no presenta carbonizacion sustancial alguna. El tejido duro se elimina a una tasa de hasta aproximadamente 0,5 g/s, o a una tasa volumetrica de hasta aproximadamente 1,7 cm3/s. El tejido duro puede eliminarse por vaporizacion explosiva.

En algunas realizaciones, el metodo para tratar tejido duro incluye dirigir un flujo flrndico a la superficie expuesta del tejido duro. El flujo flrndico puede seleccionarse del grupo que consiste en un fluido, un gas, y combinaciones de los mismos. El flujo flrndico puede adaptarse para contribuir o bien a controlar la temperatura del tejido duro, o bien a reducir la redeposicion de material eliminado sobre la superficie expuesta del tejido duro, o bien a ambas. El flujo flrndico puede dirigirse a la superficie expuesta del tejido duro con un angulo de incidencia en un intervalo de aproximadamente cero grados a aproximadamente 90 grados. El tejido duro tratado mediante el metodo puede ser hueso, dentina, esmalte dental o una combinacion de los mismos.

En algunas realizaciones, la superficie expuesta del tejido duro a la que el haz laser esta dirigida durante un unico pulso tiene un area en seccion transversal de hasta aproximadamente 0,03 cm2. En algunas realizaciones, dirigir el haz laser incluye suministrar una secuencia de pulsos durante hasta aproximadamente tres minutos. El haz laser puede dirigirse a la superficie expuesta del tejido duro con un angulo de incidencia de hasta aproximadamente 90 grados. Dirigir el haz laser puede incluir enfocar el haz laser usando una lente que tenga una longitud focal y posicionar la superficie expuesta del tejido duro con respecto a la lente, a una distancia ligeramente inferior a la distancia focal. En algunas realizaciones, dirigir el haz laser incluye modificar el haz laser usando un sistema optico, de manera que un perfil del haz laser modificado sea no Gaussiano.

De conformidad con otro aspecto, se proporciona un sistema para tratar tejido duro, incluyendo el sistema un generador de haz laser para generar un haz laser con una tasa de repeticion mayor que aproximadamente 0,5 kHz. El sistema tambien incluye un componente optico para dirigir el haz laser a una superficie expuesta del tejido duro y un controlador de haz laser para controlar al menos un parametro de haz laser, de manera que se elimine al menos una parte de la superficie expuesta del tejido duro sin aumentar sustancialmente la temperatura del tejido adyacente.

Los parametros de haz laser pueden ser uno o mas de: una longitud de onda en un intervalo de aproximadamente 9 pm a aproximadamente 10 pm, una longitud de pulso en un intervalo de hasta aproximadamente 30 ps, una fluencia de hasta aproximadamente 50 J/cm2, una tasa de repeticion de hasta 4 kHz, un diametro nominal de hasta aproximadamente 2000 pm y una energfa de pulso en un intervalo de hasta aproximadamente 30 mJ.

El generador de haz laser del sistema para tratar tejido duro puede ser un generador de haz laser de CO2. El generador de haz laser de CO2 puede operar con un gas en un intervalo de aproximadamente 34.663 Pa a aproximadamente 79993.4 Pa (de 260 a 600 Torr), y el gas puede ser gas 12C(18O)2 o gas 12C(16O)2.

En algunas realizaciones, el componente optico del sistema para tratar tejido duro incluye una grna de ondas hueca. El sistema para tratar tejido duro puede incluir una pieza de mano para posicionar manualmente la grna de ondas hueca con respecto a la superficie expuesta del tejido duro. En algunas realizaciones, el sistema incluye un controlador robotico para posicionar la grna de ondas hueca con respecto a la superficie expuesta del tejido duro. El controlador robotico puede configurarse para mover el haz laser con respecto a la superficie expuesta del tejido duro

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

para eliminar gradualmente la parte de la superficie expuesta del tejido duro.

En algunas realizaciones, el tejido duro se elimina a una tasa de hasta aproximadamente 0,5 g/s, o a una tasa volumetrica de hasta aproximadamente 0,17 cm3/s. El tejido duro puede eliminarse por vaporizacion explosiva. Una parte remanente del tejido duro puede no presentar carbonizacion sustancial alguna.

En algunas realizaciones, el sistema para tratar tejido duro incluye un dispensador de fluido para dirigir un flujo flrndico a la superficie expuesta del tejido duro. El flujo flrndico dispensado por el dispensador de fluido puede ser un fluido, un gas o combinaciones de los mismos. El flujo flrndico puede adaptarse para contribuir o bien a controlar la temperatura del tejido duro, o bien a reducir la redeposicion de material eliminado sobre la superficie expuesta del tejido duro, o bien a ambas. El dispensador de fluido puede dirigir el flujo flrndico a la superficie expuesta del tejido duro con un angulo de incidencia en un intervalo de aproximadamente cero grados a aproximadamente 90 grados. El tejido duro puede ser hueso, dentina, esmalte dental o una combinacion de los mismos.

En algunas realizaciones, el controlador de haz laser del sistema para tratar tejido duro configura el haz laser como una secuencia de pulsos durante hasta aproximadamente tres minutos. La superficie expuesta del tejido duro a la que puede dirigirse el haz laser durante un unico pulso pude tener un area en seccion transversal de hasta aproximadamente 0,03 cm2.

En algunas realizaciones, el componente optico esta configurado para dirigir el haz laser a la superficie expuesta del tejido duro con un angulo de incidencia de hasta aproximadamente 90 grados. El componente optico puede incluir una lente que tenga una longitud focal para enfocar el haz laser, de manera que la superficie expuesta del tejido duro con respecto a la lente este a una distancia ligeramente inferior a la longitud focal. En algunas realizaciones, el componente optico modifica el haz laser, de manera que un perfil del haz laser modificado sea no Gaussiano.

Descripcion de los dibujos

La presente invencion se volvera mas evidente a la vista de los dibujos adjuntos y de la descripcion detallada adjunta. Las realizaciones descritas en la misma se proporcionan a modo de ejemplo y no a modo de limitacion, en donde numeros de referencia semejantes se refieren al mismo elemento o a uno similar. Los dibujos no estan necesariamente a escala, poniendo en su lugar el enfasis en ilustrar aspectos de la invencion. En los dibujos:

La FIG. 1 es un diagrama de bloques de una realizacion de un sistema laser dental, de conformidad con aspectos de la presente invencion.

La FIG. 2 es un diagrama de flujo de una realizacion de emision de energfa optica laser a partir de un sistema laser dental de CO2, de conformidad con aspectos de la presente invencion.

La FIG. 3 es una tabla de parametros laser tfpicos y de parametros de rendimiento tfpicos del sistema dental de conformidad con la presente invencion.

La FIG. 4 describe la absorcion de radiacion por el esmalte del diente a varias longitudes de onda y anchos de pulso.

La FIG. 5 es una tabla de los parametros laser y parametros de rendimiento medidos durante el funcionamiento de un sistema laser experimental de conformidad con la presente invencion.

La FIG. 6 describe las tasas de eliminacion de esmalte del diente en peso, correspondientes al tratamiento, usando haces laser con diferentes parametros, de conformidad con la presente invencion.

La FIG. 7 presenta una tabla de las tasas de eliminacion del esmalte del diente en diferentes molares que corresponden a un conjunto de parametros laser de conformidad con la presente invencion.

La FIG. 8 muestra las temperaturas observadas por varios termopares durante el tratamiento usando el sistema experimental de conformidad con la presente invencion.

La FIG. 9 describe rendimientos relativos de un ejemplo de sistema laser de acuerdo con la presente invencion, y sistemas convencionales.

Descripcion detallada

A continuacion, se describiran aspectos de la presente invencion mediante realizaciones ilustrativas de conformidad con los mismos y con referencia a los dibujos adjuntos. Durante la descripcion de estas realizaciones, tfpicamente se omiten, por razones de concision, descripciones detalladas de elementos, funciones o configuraciones bien conocidos.

Debe entenderse que, cuando se hace referencia a un elemento como que esta “sobre” o “conectado” o “acoplado” a

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

otro elemento, puede encontrarse directamente sobre o conectado o acoplado al otro elemento o puede haber elementos intermedios presentes. Por otro lado, cuando se hace referencia a un elemento como “directamente sobre” o “directamente conectado” o “directamente acoplado” a otro elemento, no hay elementos intermedios presentes. Otros terminos empleados para describir la relacion entre elementos debenan interpretarse de manera similar (por ejemplo, “entre” frente a “directamente entre”, “adyacente” frente “directamente adyacente”, etc.).

La terminologfa utilizada en este documento tiene por objeto describir modos de realizacion particulares y no pretende constituir una limitacion de la invencion. Tal y como se usan en el presente documento, las formas en singular “un”, “una”, y “el/la”, pretenden incluir tambien las formas en plural, a no ser que el contexto indique claramente lo contrario. Ademas, debe entenderse que los terminos “comprende”, “comprendiendo”, “incluye” y/o “incluyendo”, cuando se usan en este documento, especifican la presencia de caractensticas, etapas, operaciones, elementos y/o componentes establecidos, pero no excluyen la presencia o adicion de una o mas caractensticas, etapas, operaciones, elementos, componentes y/o grupos de los mismos.

Con respecto a los sistemas laser dentales, se ha determinado que la longitud de onda con mayor absorcion en hidroxiapatita se encuentra en el intervalo de 9,3 a 9,6 pm y el tiempo de relajacion termica de la hidroxiapatita es un maximo de 2 ps en el intervalo de longitud de onda de 9,3 a 9.6 pm. Por lo tanto, los parametros de pulso ideales para eliminar la hidroxiapatita parecen ser una energfa de 9,3 a 9,6 pm en un formato de menos de 50 ps. De conformidad con una realizacion preferente, se proporciona un laser que produce un haz que tiene parametros de pulso para eliminar hidroxiapatita usando una energfa de longitud de onda de 9,3 a 9,6 pm en un formato de menos de 50 ps.

La energfa de 9,3 a 9,6 pm tfpicamente se produce usando un laser de CO2 con una mezcla de gas de laser de 12C(18O)2, una optica de resonador con longitud de onda selectiva, dispositivos de longitud de onda intracavidad, mas caros, o una combinacion de los tres. De conformidad con la presente invencion, los pulsos de 50 ps se producen con un tiempo rapido de subida y bajada del pulso, que se efectua por presion del gas de laser. Para producir pulsos con longitudes de menos de o iguales a 50 ps, se usa una presion de gas de al menos aproximadamente 34.663 Pa (o aproximadamente 260 Torr).

De acuerdo con una realizacion preferente, un laser de gas CO2, o bien en formato de grna de ondas o bien de resonador en placa, relleno con un gas que esta en un intervalo de aproximadamente 34.700 Pa a aproximadamente 80.000 Pa (o aproximadamente 260 - 600 Torr), se excita por RF para su uso en todas las aplicaciones dentales. Un intervalo de aproximadamente 34.700 Pa a aproximadamente 80.000 Pa (o aproximadamente 260 - 600 Torr) puede ser preferible en muchas aplicaciones dentales. Ya que la grna de ondas y los resonadores en placa en general son conocidos en la tecnica, no se tratan en detalle en este documento.

En algunas realizaciones, la presion puede estar en un intervalo de aproximadamente 37.330 - 73.327 Pa (o aproximadamente 280- 550 Torr), o de aproximadamente 39.996 - 66.661 Pa (o aproximadamente 300-500 Torr), aproximadamente 42.663 - 59.995 Pa (o aproximadamente 320 - 450 Torr), aproximadamente 45.329 - 53.328 Pa (o aproximadamente 340 - 400 Torr), a modo de ejemplo.

El laser puede operarse en modo de CW o pulsado para aplicaciones de corte y perforacion, respectivamente. Las fuentes de alimentacion de CC y RF estan configuradas para ayudar en operaciones de CW de baja potencia, a la par que se soporta un funcionamiento de pulsos de alta potencia de pico. La salida laser esta acoplada a un sistema de suministro de haz para suministrar la energfa optica al paciente. El laser proporciona la longitud de onda de energfa de 9,3 a 9,6 pm, con un tiempo rapido de subida y bajada de pulso (por ejemplo, no mas de aproximadamente 50 ps, y tfpicamente no mas de 20 ps), de funcionamiento sellado, con altas tasas de repeticion en un envase pequeno y fiable.

La FIG. 1 muestra una realizacion para un sistema laser dental 100 de acuerdo con aspectos de la presente invencion. En la realizacion de la FIG. 1, se proporciona una fuente de alimentacion 10 de CC, que rectifica como alimentacion de entrada de CA (no mostrada). En una realizacion preferente, la fuente de alimentacion 10 de CC comprende una seccion 12 de onda continua (CW) de CC y una seccion 14 pulsada de CC. La seccion 12 de CC esta dimensionada para hacer funcionar el laser para aplicaciones de CW, tal como para cortar tejidos blandos, y la seccion 14 de CC de potencia de pico suministra la energfa de pico para aplicaciones pulsadas, tales como modificacion de tejidos duros o hueso.

El elemento 20 es una fuente de alimentacion de radiofrecuencia (RF) para convertir la energfa de CC en energfa de RF en un intervalo de 40 a 125 MHz. El elemento es un laser 30 de CO2 con la energfa de RF como entrada y una energfa optica de 9,3 a 9,6 pm como salida, mediante un acoplador 32 de salida. Y el elemento es un aparato 40 de suministro de haz, que suministra la energfa optica del laser al elemento que representa la boca 50 de un paciente.

El laser 30 de CO2 en esta realizacion incluye un espejo 34 retrovisor y un area 36 de descarga laser. El espejo 34 dirige la energfa optica a traves del area 36 de descarga laser. El acoplador 32 de salida acopla el haz fuera del laser. En este caso, el laser es un laser de gas, de modo que el acoplador de salida acopla el haz fuera del laser sin dejar que se salga el gas de laser. El laser 30 de CO2 tambien incluye un vaso de presion 38 de gas laser que se

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

rellena con un gas a una presion en un intervalo de aproximadamente 34.700 Pa a aproximadamente 80.000 Pa (o aproximadamente 260 - 600 Torr).

La energfa laser de salida se proporciona al aparato 40 de suministro de haz, donde puede dirigirse hacia un objetivo, tal como la boca de un paciente. En esta realizacion, el aparato 40 de suministro de haz puede incluir espejos planos o curvados o una combinacion configurada para orientar la salida de energfa optica desde el laser de CO2.

En este ejemplo de configuracion, el sistema laser 100 dental puede operar tanto en funcionamiento de CW a baja potencia, por ejemplo, < 10 vatios, para cortar encfas y tejido bucal, como en un funcionamiento pulsado de alta potencia de pico, por ejemplo, > 5 mJ de energfa de pulso a anchos de pulso de 1 a 50 ps hasta 10 kHz. El laser 30 de CO2 puede operar a longitudes de onda de entre 9 y 11pm. El sistema laser 100 preferentemente proporciona un funcionamiento pulsado de alta potencia de pico a la longitud de onda ideal de absorcion para la hidroxiapatita en tejidos duros dentales. Los anchos de pulso y la energfa de pulso, idealmente estan adaptadas para la ablacion de hidroxiapatita, dejando muy poco calor residual en el diente para que no dane la pulpa incluso en un funcionamiento de hasta 10 kHz.

La FIG. 2 muestra detalles de un metodo para emitir energfa optica laser desde un sistema laser dental de CO2. El metodo 200 incluye proporcionar una fuente de alimentacion de corriente continua (CC) en la etapa 210, proporcionando una fuente de alimentacion de radiofrecuencia (RF) acoplada a la fuente de alimentacion de CC en la etapa 220, rellenar un laser de CO2 de gas a una presion en un intervalo predeterminado de presion (por ejemplo, de aproximadamente 34.700 Pa a aproximadamente 80.000 Pa (o aproximadamente 260 - 600 Torr) en la etapa 230, y orientar la salida de energfa optica laser desde el laser de CO2 a un paciente que usa un sistema de suministro de haz 240.

La FIG. 3 es una tabla que enumera un numero de parametros operativos de laser tfpicos y los asocia con parametros de rendimiento del sistema dental, que se exponen en mas detalle, mas adelante. Se proporcionan valores para condiciones mmimas y maximas, asf como condiciones nominales contempladas para su uso con varias realizaciones y en varias aplicaciones de la invencion. Cabe destacar que los valores mmimos y maximos no son lfmites y que los valores reales pueden ser menores o mayores en un 10 % o 20 % o mas del intervalo total para cada parametro.

De manera mas espedfica, un tejido duro, tal como el esmalte y dentina de un diente, comprende agua y minerales. Si bien se han efectuado estudios exhaustivos sobre el laser dental en las bandas de absorcion del agua y mineral del tejido duro, las investigaciones estaban enfocadas a la eficiencia de absorcion. Las practicas dentales estan principalmente interesadas en la velocidad de corte y la resolucion. Basandose en los resultados de eficiencia de investigaciones anteriores, se ha desarrollado un ejemplo de sistema laser dental con la flexibilidad de cambiar el ancho de pulso y los niveles de potencia medios en la banda de absorcion del mineral del tejido duro para mejorar la eficacia del corte, como se describe detalladamente mas adelante en el Ejemplo.

Cortar o perforar tejido duro en un diente equivale principalmente a retirar la capa externa mas dura del tejido, el esmalte. El esmalte es un compuesto biologico, que por lo general contiene en volumen, aproximadamente 12 % de agua, aproximadamente 85 % de minerales (hidroxiapatita carbonatada) y aproximadamente 3 % de protemas y lfpidos. En consecuencia, puede obtenerse una alta eficacia cortando o perforando el 85 % de mineral que constituye el esmalte. Se ha demostrado que el contenido de mineral del esmalte dental presenta un pico de absorcion (8000 cm-1) a 9,6 pm, absorbiendo radiacion electromagnetica hasta diez veces mas que a 10,6 pm u otras longitudes de onda laser en la region visible u otra region de IR. En el ejemplo del sistema descrito en el Ejemplo, se uso un laser de 9,4 pm como “prueba de concepto” dado que en la actualidad hay un laser comercialmente disponible con una longitud de onda de cerca de 9,6 pm. La FIG. 4 muestra que la diferencia de absorcion a 9,4 pm y 9,6 pm no es significativa.

Resulta deseable que los parametros de laser para la ablacion de tejido duro dental, en concreto la duracion de pulso y la longitud de onda del laser, se seleccionen de manera que se puedan obtener tasas de ablacion practicas a la vez que se reduce la energfa residual, ER y su deposicion en el diente. La energfa residual puede ser la energfa dirigida por un haz laser al tejido duro (por ejemplo, el esmalte del diente) que no provoca la ablacion de tejido, pero en su lugar, se absorbe en el tejido circundante. En general, la absorcion de radiacion en el esmalte es heterogenea debido a la inherente microestructura del esmalte. Como resultado, el mecanismo de ablacion vana con la naturaleza del absorbedor primario en el que se absorbe la radiacion laser. Por ejemplo, la absorcion en agua resulta en la ablacion transmitida por agua y la absorcion en el grueso de las varillas de esmalte conlleva la fusion y vaporizacion explosiva. Como se ha descrito anteriormente, la absorcion a 9,6 pm se produce en el contenido mineral de la varilla de esmalte, tfpicamente provocando una vaporizacion explosiva, como se explica mas adelante. Dado que el esmalte del diente incluye aproximadamente un 85 % de minerales, la eficiencia de la ablacion de esmalte es normalmente elevada en o cerca de la longitud de onda de absorcion del mineral 9,6 pm.

Debido a la fuerte absorcion de radiacion de la longitud de onda del laser de CO2, la energfa laser normalmente se deposita en una capa de absorcion muy fina en la superficie del tejido duro (por ejemplo, el esmalte del diente). Esto

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

puede tener como resultado una fuerte acumulacion de presion interna en un pequeno volumen de tejido duro. Si el tiempo de aumento de presion es mas corto que el tiempo de relajacion termica del tejido (por ejemplo, el tiempo durante el cual el calor generado en el tejido duro se disipa), la presion finalmente supera la resistencia a la traccion final del tejido provocando que los tejidos se desgarren en una microexplosion localizada, tambien denominada vaporizacion explosiva. El exceso de calor se expulsa junto con los residuos calientes de la ablacion y de este modo se elimina del tejido. Por consiguiente, en la vaporizacion explosiva, puede evitarse el dano termico al tejido circundante. Los laseres de CO2 pueden ser adecuados para una vaporizacion explosiva, porque su longitud de onda se absorbe fuertemente en el componente mineral (hidroxiapatita) del tejido oseo, de manera que un pequeno volumen de tejido puede calentarse extremadamente rapido.

Como se ha descrito anteriormente, la vaporizacion explosiva puede producirse cuando el tiempo de aumento de presion es mas corto que el tiempo de relajacion termica del tejido. Debido a la naturaleza de la vaporizacion explosiva, la energfa laser incidente o bien es consumida y expulsada en el proceso de ablacion, o bien es absorbida en el tejido en forma de calor, o de energfa residual ER. La energfa residual puede provocar el calentamiento del tejido circundante (por ejemplo, tejido interno del diente) en oposicion a la eliminacion de tejido duro. Por lo tanto, minimizando la ER puede aumentarse la eficiencia de ablacion.

Una duracion de pulso o longitud de pulso deseada puede ser del orden del tiempo de relajacion para conduccion de calor axial (JZ) de la energfa depositada en la superficie del tejido. Para duraciones de pulsos laser sustancialmente mas largas que JZ, la energfa laser puede alejarse de la superficie de esmalte transmitiendose a la pulpa interior del diente durante el pulso de laser, lo que resulta en un calentamiento superficial ineficiente. Si la duracion del pulso es demasiado corta, sin embargo, la densidad de energfa necesaria para provocar una vaporizacion explosiva podna ser demasiado alta, probablemente provocando la generacion de un plasma en la estela de material extirpado que protege la superficie y reduce la eficiencia de la ablacion.

El tiempo de relajacion termica de la energfa laser depositada en el esmalte a una longitud de onda de aproximadamente 9,6 pm es de aproximadamente 1 ps. Por lo tanto la eficiencia de la ablacion de tejido duro usando una longitud de onda de radiacion en o cerca de la longitud de onda de absorcion del mineral 9,6 pm, puede aumentarse usando pulsos de aproximadamente 1 ps de duracion. En un experimento, la energfa residual mas baja se anoto con una longitud de onda de 9,6 pm, usando una longitud de pulso de 5 ps y una fluencia de 15 J/cm2 (descrita mas adelante) donde menos del 25 % de la energfa incidente se absorbio como energfa residual.

A traves de pulsos de corta duracion puede aumentarse la eficiencia de ablacion, disminuyendo la cantidad de energfa residual absorbida, cuanto mas larga es la longitud de pulso mas bajo el coste por vatio de potencia laser media. Por lo tanto, resulta beneficioso seleccionar una longitud de pulso que pueda disminuir simultaneamente la cantidad de energfa residual absorbida y el coste por vatio de la potencia laser. Por consiguiente, es importante entender la energfa residual, ER, en funcion de la longitud de pulso. Los pulsos laser mas cortos, por ejemplo, 520 ps, extirpan a un umbral de ablacion significativamente mas bajo y dejan una energfa residual mas baja que los pulsos laser mas largos, los cuales pueden obtener mayores tasas de ablacion por pulso. Las longitudes de pulso de menos de o iguales a 20 ps con fluencias de 10 J/cm2 o mas conllevan una baja energfa residual y una alta eficiencia de corte. Longitudes de pulso mas largas, por ejemplo, mas largas de 20 ps, pueden conllevar mayores tasas de ablacion por pulso, pero una mayor energfa residual y una menor eficiencia de ablacion. Longitudes de pulso mas cortas, por ejemplo, de 5 a 20 ps de duracion, pueden tener una mayor eficiencia de ablacion y menos energfa residual, pero pueden tener como resultado menores tasas de ablacion por pulso. El ciclo de trabajo (es decir, la longitud de pulso dividida por el tiempo total entre pulsos puede variarse como se desee. Vease la FIG. 3 para valores tfpicos de ciclo de trabajo.

Ademas de la longitud de onda de absorcion y de la longitud de pulso requerida para una alta eficiencia de ablacion, la velocidad de calentamiento de la varilla de esmalte del tejido duro, que desemboca en una vaporizacion explosiva, generalmente depende de la densidad de la energfa de pulso, comunmente denominada fluencia. En otras palabras, la energfa total suministrada a un sitio diana por un pulso laser puede expresarse como el producto de la fluencia y el area del sitio en tratamiento. Un umbral, es decir, una minima exposicion a la radiacion $esima (J/cm2) es teoricamente necesaria para inducir una microexplosion de ablacion en un sitio de tratamiento provocando una acumulacion de presion suficiente. Sin embargo, teniendo en cuenta las perdidas debido a la difusion o reflexion de radiacion, la fluencia real que es necesario dirigir hacia el esmalte puede ser mayor que el mmimo teorico. Por ejemplo, para acumular la energfa necesaria en la capa de absorcion del tejido duro para alcanzar el umbral teorico de energfa, podna ser necesario que la energfa se acumule lo bastante rapido para compensar perdidas por difusion termica. Por consiguiente, hay un umbral mmimo requerido de fluencia. Por ejemplo, los umbrales de ablacion son de aproximadamente 0,5 y 3 J/cm2 para 9,6 pm y 10,6 pm, respectivamente, tras corregir las perdidas de reflectancia. Una fluencia deseable esta por encima del umbral de vaporizacion explosiva, pero es una que minimiza la energfa residual, ER, lo que conlleva una alta eficiencia de ablacion. Considerando el tiempo de relajacion de 1 ps y el umbral de ablacion de 0,5 J/cm2, se produce una baja energfa residual en una realizacion a una longitud de pulso de 5 ps y a una fluencia de 15 J/cm2. La tasa de ablacion de esmalte puede saturarse por encima de 25 J/cm2, y, por tanto la fluencia deseable generalmente esta entre aproximadamente 1 y aproximadamente 25 J/cm2. Cabe destacar, sin embargo, que pueden usarse fluencias mas altas, de hasta 50 J/cm2. Pueden usarse fluencias inferiores a 1 J/cm2, por ejemplo, para horadar la superficie del esmalte a fin de aumentar la union de una capa de

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

recubrimiento o revestimiento.

Generalmente, la velocidad de ablacion de tejido duro depende de la media de potencia laser usada. La potencia laser media puede expresarse como el producto de potencia por pulso y el numero de pulsos, o potencia por pulso multiplicado por la tasa de repeticion de pulso. Pulsos mas largos, por ejemplo, mas largos de 25 ps de duracion, puede extirpar mas material por pulso, pero los pulsos mas cortos, por ejemplo, mas cortos de 20 ps de duracion, son mas eficientes para extirpar tejido duro dental. Asumiendo potencias medias similares, las tasas de ablacion pueden determinarse por el producto de la ablacion por pulso y la tasa de repeticion de pulso. Por lo tanto las longitudes de pulso mas cortas con niveles menores de energfa residual pueden conllevar una mayor eficacia de corte dental, dado que hay mas pulsos por segundo, una mayor tasa de repeticion, puede utilizarse para la misma potencia media. Sin preocupaciones practicas, mayores potencias medias conllevan tasas de ablacion mas rapidas del sistema laser. Pero, una potencia laser media mas alta puede conllevar mayores costes del producto y la mano humana limita la eficiencia de la exploracion por encima de tasas de repeticion de aproximadamente 1 a 2 kHz. Pueden emplearse tasas de hasta 4 kHz. Asimismo, los sistemas roboticos controlados por ordenador pueden emplearse ventajosamente, para controlar con precision la aplicacion y localizacion del haz laser en el tejido duro, por ejemplo, para cortar un contorno a fin de recibir una corona o empaste preformado.

Un sistema dental experimental con una longitud de onda de 9,3 pm uso anchos de pulso de 35 a 75 ps con fluencias de 1 a 6 J/cm2 y tasas de repeticion de hasta 400 Hercios. Este sistema laser dental, con un escaner integrado, era eficaz para cortar tejido duro dental sustancialmente sin aumento de temperatura, pero cortaba muy lentamente. Las largas longitudes de pulso y la baja fluencia conllevaban velocidades de corte que no son deseables para el uso clmico general, y no son significativamente mejores que los sistemas de perforacion convencionales que usan fresas dentales rotatorias.

Muchos sistemas laser dentales conocidos operan haciendo explotar el agua en el tejido duro a longitudes de onda de 2,7 a 3,0 pm. Cortar tejido duro mediante la absorcion de agua se denomina ablacion “termo-mecanica” o “mediada por agua”. Durante el rapido calentamiento, el agua confinada inercialmente puede crear enormes presiones subestructurales que pueden conllevar la eliminacion explosiva de la matriz mineral circundante. Varios estudios sobre la ablacion de tejido duro a la longitud de onda de radiacion A de o cerca de 3,0 pm indican que se eyectan grandes partfculas a gran velocidad, lo que respalda fuertemente el mecanismo del proceso de explosion mediada por agua. Un sistema laser dental con 2,78 pm de longitud de onda, comercialmente disponible opera con anchos de pulso relativamente largos de 140 ps, una fluencia de 32 a 60 J/cm2 y tiene una tasa de repeticion de hasta 50 Hercios. La energfa de pulso relativamente alta de este sistema requiere una baja tasa de repeticion correspondiente a un nivel de potencia media equivalente. Las longitudes de pulso mas largas y las energfas de pulso mas altas asociadas, tambien conlleva una mayor energfa residual, ER, en el diente.

Ejemplo

Se construyo un sistema laser dental experimental para operar a una longitud de onda de 9,4 pm con anchos de pulso de aproximadamente 5 a 20 ps, una fluencia de aproximadamente 4 a 15 J/cm2 y tasas de repeticion de aproximadamente 250 a 2000 Hercios. Los parametros de este sistema laser dental, tales como longitud de onda, ancho de pulso, fluencia y tasa de repeticion proporcionan un nivel medio de potencia sustancialmente similar al sistema comercial, lo que permite una comparacion del rendimiento de los dos sistemas.

Se usaron muestras de molares humanos extirpados para hacer un ablacion de esmalte sobre los mismos usando este sistema experimental. Los molares se almacenaron en lejfa de uso domestico, y se limpiaron a mano con alcohol isopropflico. Los molares se montaron por los laterales de los mismos, o por las rafces, en yeso de Paris. Se crearon orificios de termopar con brocas con punta de diamante y sierras usando fluido de corte soluble en agua. Los molares perforados se aclararon manualmente con agua del grifo para eliminar el fluido de corte. La preparacion minima de los molares fue deliberada para imitar las aplicaciones en la consulta de un dentista.

Las muestras de molares se irradiaron con un laser de placa Coherent Diamond™ 225i excitado con una fuente de alimentacion de RF modelo n.° D64/84 RF con un filtro Amp/LC de Coherent de Bloomfield, CT. El laser contiene componentes de correccion de haces opticos de modo que la calidad del haz se especifique a un M2 de 1,3. El haz laser se dirigio a traves de y se modulo con un conmutador AO, modelo n.° AGM-4010AJ1MD con una fuente de alimentacion de RF modelo n.° E41277, ambos de IntraAction Corporation de Bellwood, IF. Los pulsos laser modulados se suministraron a traves de un brazo articulado, modelo n.° PFATA1042 de Faser Mechanisms de Novi, MI. El laser se enfoco a un tamano de punto de 169 pm de diametro, usando una lente FF plano/esferica de 78 mm. Algunos de los molares se montaron en yeso de Paris por los laterales de modo que las pruebas de corte se realizaron sobre la cara relativamente plana del molar eliminando la diferencia de geometna de las distintas zonas cuspidales de los molares.

Los molares se hidrataron durante el corte mediante un Nebulizador CoolMist Portamist modelo n.° 60M12 usando aire comprimido a 930,79 KPa (135 psi). El angulo de nebulizacion era de aproximadamente 45° con respecto al angulo de corte, siendo el angulo de corte (es decir, el angulo de incidencia del haz laser) de casi 90°, es decir, vertical o perpendicular a la superficie de corte. Debe entenderse, sin embargo, que estos angulos son ilustrativos y

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

los angulos de corte distintos a 90° y los angulos de nebulizacion distintos a 45° tambien se encuentran dentro del alcance de la invencion.

El tiempo de subida del pulso laser se calculo para que fuese de 75 js, de modo que todos los pulsos de laser se iniciaran para 75 js. Entonces el conmutador Ao se activo para crear anchos de pulso de 5 a 20 js sin tiempo de subida o bajada. Coherent comprobo en fabrica la potencia media del laser 225i, y la confirmaron en la configuracion final tanto con un modelo n.° FL-3OOA-LP-SH como con un modelo n.° F-150A-SH-V1-ROHS de Ophir conectados a un visor de medicion de potencia optica Ophir Nova, numero de serie n.° 44797. Se usaron duraciones de pulso de 5, 10, 15, y 20 js con tasas de repeticion de 250, 500, 1000 y 1500 Hercios para cortar el esmalte de los molares. Los parametros laser y de rendimiento de este sistema, tal y como se midieron durante la operacion, se presentan en una tabla de la FIG. 5.

Algunos de los molares humanos extrafdos se montaron con sus rafces montadas en yeso de Pans. Se tallaron los dientes por las cuspides molares donde la geometna vana y el grosor del esmalte es mayor. Los molares se hidrataron como se ha descrito anteriormente. Se uso la optica laser y la disposicion de suministro de haz descritas anteriormente, salvo que se empleo una longitud de pulso de 20 js y una tasa de repeticion de 2 kHz.

Se montaron termopares en varias ubicaciones de los molares para medir la elevacion de temperatura en varias ubicaciones del interior de los molares. Se monto un termopar a traves de la rafz del molar. Tres termopares adicionales se montaron debajo, en y encima de la lmea de esmalte respectivamente. Se usaron termopares aislados prefabricados, del tipo K Chromel-Alumel, cable de 1,27 mm (0,05”) de diametro, con un conector miniatura de tipo K para medir la temperatura. Los termopares se montaron en los orificios perforados con un buen contacto termico y se mantuvieron en su sitio con epoxi termicamente conductora, Resin Technology Group, Pieza n.° DPO12209-1. Las tensiones de los termopares se convirtieron a temperatura, usando un Modulo de Termopar Fluke 80TK, modelo n.° FLU890TK montado directamente en un voltfmetro digital Fluke de la serie 77. Se uso la misma disposicion optica que se ha descrito anteriormente, utilizando longitudes de pulso de 20 js con tasas de repeticion de 2 kHz, cortando continuamente durante tres minutos.

Dos molares adicionales se montaron por la rafz en yeso de Pans y se cortaron con el mismo sistema optico y se hidrataron como se ha descrito anteriormente. Se uso una longitud de pulso de 20 js y una tasa de repeticion de 2 kHz para el corte de estos dos molares.

Se cortaron dieciseis molares para medir la velocidad de eliminacion de esmalte en volumen. La FIG. 6 describe la tasa de eliminacion para los dieciseis molares, donde cada molar se corta usando una combinacion unica de longitud de pulso y tasa de repeticion (por ejemplo, 5 js y 250 Hz, 5 js y 1,5 kHz, 15 js y 250 Hz, 15 js y 1 kHz, 20 js y 1,5 kHz, etc.). La FIG. 6 tambien muestra la velocidad media de corte en peso usando un sistema convencional, tal como el laser dental de erbio. Las velocidades de corte obtenibles, proyectadas, que se obtuvieron por interpolacion lineal tambien se muestran en la FIG. 6.

Ademas de los parametros de haz laser (por ejemplo, longitud de pulso, tasa de repeticion, energfa de pulso, fluencia en el foco, etc.) las variables que pueden influir en la velocidad de corte del esmalte incluyen la planitud del lateral de los molares, el tiempo transcurrido desde que se extrajo un molar y la estabilidad de la punta de corte del sistema laser manual. Cuando se usa una tasa de repeticion de pulso de aproximadamente 1 kHz o superior, puede usarse una exploracion de la region diana del tejido duro. Dirigir de manera sustancialmente estable un haz laser a la direccion diana puede influir en la velocidad de corte. En general, sin embargo, este sistema experimental era aproximadamente cinco veces mas rapido que los sistemas conocidos, incluyendo los sistemas Er:YAG y Er:YSGG que tienen tasas de eliminacion volumetricas de aproximadamente 0,31 y 0,33 cm3/min.

Se cortaron cinco molares para medir la velocidad de eliminacion de esmalte en volumen. Estos molares se irradiaron con un haz laser configurado para suministrar pulsos con una longitud de pulso de 20 js, una tasa de repeticion de 2 kHz, una energfa de pulso de 9,7 mJ, y una fluencia en el foco de 21 J/cm2. La tfpica densidad media del esmalte, por ejemplo, hidroxiapatita carbonatada, es de 2,94 g/cm3. Las tasas de eliminacion (en peso) se enumeran en la tabla que se presenta en la FIG. 7.

El tamano del punto (es decir, el area de la region en tratamiento) y el perfil de energfa sobre el tamano del punto son tambien unos parametros importantes. Por ejemplo, incluso con una menor fluencia, se obtuvieron elevadas velocidades de corte en un tamano de punto con aproximadamente 250 jm de diametro, lo que puede producir una fluencia de aproximadamente 10 J/cm2 en comparacion con un menor tamano de punto (por ejemplo, de 169 jm de diametro), produciendo una fluencia de aproximadamente 20 J/cm 2 Una de las razones de la velocidad de corte aumentada con una fluencia menor es la distribucion de energfa a traves del tamano del punto. Cuando se usa una lente plano/convexa, el perfil de energfa centrada en el punto puede ser Gaussiano, es decir, una cantidad sustancial de energfa de pulso se suministra en o cerca del punto focal de la lente, que normalmente es un area cerca del centro del punto. Se suministra una cantidad de energfa comparativamente pequena en el area restante del punto. En algunos casos, la energfa suministrada en la region focal del punto puede estar por encima del umbral de ablacion, mientras que la suministrada en la region no focal puede estar por debajo del umbral de ablacion. La energfa en las “alas del perfil Gaussiano del pulso de energfa” (es decir, la energfa dirigida a las regiones no focales)

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

que esta por debajo de la ene^a de ablacion puede absorberse como ene^a residual que provoca un calentamiento no deseado del tejido.

Por tanto, cortar cuando el esmalte esta posicionado sustancialmente en el foco puede producir pequenos crateres por debajo de la superficie de corte. Posicionando el esmalte ligeramente por encima del foco, puede reducirse la cantidad de energfa suministrada en o cerca de la region focal, y, en consecuencia, se consume menos energfa en la ablacion de partes de esmalte por debajo de la superficie de corte. De manera correspondiente puede disponerse de mas energfa de pulso para la ablacion en la region no focal del tamano de punto, obteniendo sustancialmente de este modo una ablacion uniforme en el punto diana. Tambien pueden usarse opticas asfericas adaptativas de conformacion de haces para crear una distribucion de energfa en el foco de “cresta plana” o “cresta de sombrero”, de manera que se suministra relativamente menos energfa de pulso cerca de la region focal y se pueda suministrar relativamente mas energfa en la region no focal del punto, de modo que se utilice sustancialmente toda la energfa de pulso para extirpar la superficie del tejido duro. Como alternativa o de manera adicional, puede usarse una optica adaptativa para modificar la distribucion optica del pulso de energfa para que sea no Gaussiano, manteniendo sustancialmente la energfa en todo el punto por encima del umbral de ablacion, reduciendo de ese modo la cantidad de energfa residual consumida.

El rendimiento de este sistema de acuerdo con la presente invencion se comparo con el de un sistema comercial. Se produjo una carbonizacion en el diente cuando se uso el sistema comercial. A pesar de que este ejemplo de sistema corto el esmalte del diente aproximadamente cinco veces mas rapido que el sistema comercial, el corte usando este ejemplo de sistema no provoco ningun aumento sustancial de temperatura del tejido adyacente, y nada de carbonizacion. Por otra parte, debido a las mayores longitudes de pulso y a la mayor energfa de pulso, el sistema comercial era menos preciso en comparacion con el sistema de ejemplo. Es posible que las mayores energfas de pulso del sistema comercial hayan afectado tambien a la textura del diente. Por ejemplo, en la parte inferior de un diente cortado usando el sistema comercial, una seccion de esmalte se separo y levanto de la dentina. La separacion puede haber sido causada por el calentamiento no deseable del esmalte, que se expande termicamente mas rapido que la dentina y podna separarlo mecanicamente de la misma. Por consiguiente, la presente invencion proporciona tasas de eliminacion mas altas combinadas con una ubicacion de eliminacion mas precisa, produciendo un sistema de tratamiento dental mucho mas adecuado que aquellos que hay disponibles en la actualidad.

Para medir el calentamiento del tejido interno de los molares provocado por este ejemplo de sistema, se cortaron cuatro molares con termopares montados en los mismos como se ha descrito anteriormente. En un primer molar el termopar se situo en la camara del nervio. En un segundo molar el termopar se situo por debajo de la lmea de esmalte. En un tercer molar el termopar se situo en la lmea de esmalte. En un cuarto molar el termopar se situo por encima de la lmea de esmalte.

El perfil de temperatura de los cuatro molares se muestra en la FIG. 8. En un termopar montado aproximadamente 2 mm por encima de la camara del nervio, al principio del tratamiento, la temperatura de la camara del nervio del molar cayo debido al efecto de conveccion de la nebulizacion de agua sobre el molar y luego subio ligeramente alcanzando tan solo sustancialmente la temperatura inicial. Los molares in vivo se encuentran a mayor temperatura y la nebulizacion de agua tendra un efecto refrigerante aun mas significativo sobre dichos molares. En general, resulta deseable que el procedimiento no aumente sustancialmente la temperatura del material remanente. Por ejemplo, una temperatura local de hasta aproximadamente 5 °C puede ser adecuada, como lfmite superior para el aumento de temperatura en la pulpa. Generalmente se prefieren valores de aumento de temperatura mas bajos, para proporcionar mayor comodidad al paciente (por ejemplo, de hasta aproximadamente 1-3° C).

Los experimentos de corte tal y como se han descrito anteriormente muestran que el sistema laser del ejemplo puede cortar al menos tan rapido como la fresa de una pieza de mano rotatoria dental y mucho mas rapido que los sistemas laser dentales convencionales. Las tasas de corte correspondientes a este sistema ejemplar de acuerdo con la invencion, un sistema convencional de fresa de perforacion, y un sistema laser dental convencional se muestran en la FIG. 9.

Si bien en lo que antecede se ha descrito lo que se considera que es el mejor modo y/o otras realizaciones preferidas, debe entenderse que pueden realizarse varias modificaciones en las mismas y que la invencion o invenciones pueden implementarse de diversas maneras y en diversas realizaciones, y que pueden aplicarse en numerosas aplicaciones, solo algunas de las cuales se han descrito en este documento. Por ejemplo, es posible que el laser y el sistema laser descritos se usen en otras aplicaciones (no dentales), tales como el corte y contorneado de huesos. Con las siguientes reivindicaciones se pretende reivindicar aquello que se ha descrito literalmente y todos sus equivalentes, incluyendo todas las modificaciones y variaciones que se engloban dentro del ambito de cada reivindicacion.

Claims (15)

1. 5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   40

   45

   50

   55

   60

   REIVINDICACIONES

   1. Un sistema para tratar tejido duro, comprendiendo el sistema:

   un generador de haz laser para generar un haz laser de CO2 excitado por radiofrecuencia (RF) con una tasa de repeticion mayor que 0,5 kHz y que tiene una region focal y una region no focal; un componente optico para dirigir el haz laser a una superficie expuesta del tejido duro; y

   un controlador de haz laser para controlar al menos un parametro de haz laser para producir una energfa de pulso, de manera que al menos una parte de la superficie expuesta del tejido duro se elimine por ablacion, utilizando la energfa de pulso en una region no focal del haz laser, en el que:

   un primer parametro de haz laser es la longitud de onda y el controlador esta adaptado para controlar la longitud de onda en un intervalo de 9 pm a 10 pm.
2. 2. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el al menos un parametro de haz laser seleccionado del grupo que consiste en: (i) una fluencia de hasta 50 J/cm2; (ii) una tasa de repeticion de hasta 4 kHz; (iii) un diametro nominal de haz laser de hasta 2000 pm; (iv) un area en seccion transversal de hasta 0,03 cm2; (v) una secuencia de pulsos durante hasta tres minutos; y (vi) un perfil del haz laser que es no Gaussiano.
3. 3. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el generador de haz laser de CO2 opera con un gas en un intervalo de 260 Torr a 600 Torr (aproximadamente de 34663 Pa a 79993 Pa).
4. 4. El sistema de la reivindicacion 3, en el que el gas se selecciona del grupo que consiste en un gas 12C(18O)2 y un gas 12C(16O)2.
5. 5. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el componente optico comprende una grna de ondas hueca.
6. 6. El sistema de la reivindicacion 5, que ademas comprende una pieza de mano para posicionar manualmente la grna de ondas hueca con respecto a la superficie expuesta del tejido duro.
7. 7. El sistema de la reivindicacion 5, que ademas comprende un controlador robotico para posicionar manualmente la grna de ondas hueca con respecto a la superficie expuesta del tejido duro.
8. 8. El sistema de la reivindicacion 7, en el que el controlador robotico esta configurado para mover el haz laser con respecto a la superficie expuesta del tejido duro para eliminar gradualmente la parte de la superficie expuesta del tejido duro.
9. 9. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el controlador esta adaptado para controlar el al menos un parametro de haz laser de manera que una parte remanente del tejido duro no presente carbonizacion.
10. 10. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el controlador esta adaptado para controlar el al menos un parametro de haz laser de manera que el tejido duro se elimine a al menos una de entre: (i) una tasa de hasta 0,5 g/s; y (ii) una tasa volumetrica de hasta 1,7 cm3/s.
11. 11. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el tejido duro se elimina por vaporizacion explosiva.
12. 12. El sistema de la reivindicacion 1, que ademas comprende un dispensador de fluido para dirigir un flujo flrndico a la superficie expuesta del tejido duro con un angulo de incidencia en un intervalo de 65 grados a 90 grados, seleccionandose el flujo de fluido del grupo que consiste en un fluido, un gas y combinaciones de los mismos, y estando adaptado para al menos uno de:

    contribuir a controlar la temperatura del tejido duro; y

    contribuir a reducir la redeposicion de material eliminado sobre la superficie expuesta del tejido duro.
13. 13. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el controlador de haz laser esta adaptado para controlar al menos un parametro de haz laser cuando el haz laser se dirige a al menos uno de entre hueso, dentina y esmalte dental.
14. 14. El sistema de la reivindicacion 1, en el que el componente optico comprende una lente que tiene una longitud focal para enfocar el haz laser.
15. 15. El sistema de la reivindicacion 1, en el que la energfa de pulso comprende un intervalo de hasta 30 mJ.