ES2937388T3 - Sistema para el tratamiento preventivo del tejido duro dental con un láser - Google Patents

Abstract

Esta divulgación se refiere a varios sistemas y métodos relacionados con el tratamiento preventivo basado en láser de un tejido dental; por ejemplo, para evitar que un paciente forme caries. En algunos casos, un sistema de tratamiento basado en láser puede generar un pulso de rayo láser con un perfil de fluencia en un sitio de tratamiento que da como resultado un aumento en la resistencia al ácido del tejido o la eliminación del carbonato del tejido, sin derretir ni extirpar el tejido. . En algunos casos, el sistema de tratamiento basado en láser puede dirigir el rayo láser a varios lugares dentro de un sitio de tratamiento de acuerdo con un patrón temporal y/o espacial, lo que da como resultado un aumento en la resistencia al ácido del tejido o la eliminación de carbonato del tejido. tejido, sin derretir o ablacionar el tejido. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema para el tratamiento preventivo del tejido duro dental con un láser

Antecedentes

La caries dental se causa por bacterias. Las bacterias convierten azúcares, tales como glucosa, fructosa y sacarosa, en ácidos, tales como láctico, butírico y acético. El ácido nacido de bacterias con el tiempo descompone el tejido duro dental en un proceso conocido como desmineralización. Desafortunadamente, el tratamiento para la caries dental, o cavidades, se conoce experimentalmente por la mayoría de los lectores. Por lo tanto, se entiende por la mayoría de los lectores por qué es deseable evitar 'tener caries'.

La investigación académica ha demostrado que los láseres se pueden usar para hacer que el tejido duro dental sea más resistente a la formación de caries y la disolución ácida en general. Durante más de veinte años, la investigación sobre el esmalte dental ha demostrado que el tratamiento con láser reduce la velocidad de disolución ácida. Estos hallazgos se han corroborado por estudios in vivo e in situ. Por ejemplo, el trabajo hecho por el Dr. Peter Rechmann et al. en la Universidad de California en San Francisco y publicado en 2011 encontró una inhibición de la desmineralización del 87% durante 12 semanas para el esmalte de pacientes tratados con un láser de 9,6 micras. Debido a la cantidad y calidad de la investigación relacionada con este tema, la premisa: que los tratamientos específicos con láser inhiben la formación de caries ahora se considera ampliamente incontrovertible en la comunidad de investigación dental.

La erosión dental se define como la disolución ácida del tejido duro dental por ácidos no formados por bacterias intraorales. Las principales causas de la erosión dental incluyen: bebidas ácidas y reflujo ácido. A diferencia de las caries, el tratamiento de la erosión dental es menos ampliamente conocido. También, a diferencia de las caries, es más probable que el tratamiento de la erosión dental impacte en otros aspectos de la vida del paciente. El tratamiento con fluoruro se puede usar para retardar la erosión dental, pero a menudo con resultados mixtos. El tratamiento más efectivo para la erosión dental normalmente se prescribe con cambios en el estilo de vida, por ejemplo, la abstinencia prolongada de beber bebidas ácidas, tales como refrescos y zumos. Los cambios en el estilo de vida son difíciles de acometer por la mayoría de los pacientes y son prácticamente imposibles para algunos pacientes con erosión dental. Por ejemplo, un sumiller que sufre de erosión dental por mantener repetidamente vino ácido en la boca no puede hacer los cambios de estilo de vida necesarios para tratar su erosión dental sin un cambio de carrera. Se desea, por lo tanto, un tratamiento dental que retarde la erosión dental e inhiba la formación de caries.

La técnica anterior relevante incluye los documentos US2003/170586A1, US2002/164291A1, EP2030591A1 y US2014/093843A1.

Los documentos US2003/170586A1 y US2002/164291A1 describen un método y aparato para tratar tejido duro dental para resistir la disolución ácida sin causar daño a la superficie del diente usando una fuente de láser de onda continua que opera en el intervalo de longitud de onda de IR visible cercano de 400-810 nm. El haz de láser se puede mover manualmente usando una pieza de mano.

El documento EP2030591 describe métodos y en un sistema de láser IR que incluye un láser de CO2 pulsado para blanqueamiento de dientes cosméticamente. Un agente de blanqueamiento se aplica a los dientes que luego se calienta dirigiendo un haz de láser pulsado colimado al agente de blanqueamiento. La longitud de onda y el intervalo de fluencia se controlan para evitar calentar el tejido duro dental. El documento US2014/093843A1 describe un aparato de láser que incluye un láser de CO2 pulsado y el método correspondiente para formar una textura en la superficie del diente mediante ablación para mejorar la adhesión del material al diente.

Compendio

Según un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para tratar un tejido duro dental para resistir la disolución ácida, como se define en la reivindicación 1. Las características preferidas y/u opcionales se exponen en las reivindicaciones dependientes.

En algunas realizaciones del aspecto anterior, la modificación de la superficie incluye fusión y/o ablación. La fusión y/o la ablación se pueden determinar mediante una inspección visual de una superficie tratada al menos uno de 200X, 500X y 1000X aumentos. La resistencia a la disolución ácida se puede determinar mediante al menos uno de un desafío ácido y un estudio de ciclos de pH. El desafío ácido puede incluir usar al menos uno de ácido cítrico, ácido acético y ácido láctico. En algunos casos, la cantidad de carbonato superficial se puede medir mediante al menos uno de reflectancia FTIR, FTIR-ATR, espectroscopía Ramen y XRD. En algunos casos, el perfil de fluencia puede incluir además un perfil gaussiano, un perfil casi gaussiano y/o un perfil de sombrero de copa. En algunos casos, el controlador está adaptado para controlar la duración de un pulso, una potencia de entrada de láser promedio y/o una potencia de salida de láser promedio, para controlar la energía del pulso.

En algunas realizaciones del aspecto anterior, la temperatura de la superficie inicial está en un intervalo de 20 a 40 grados Celsius. En algunos casos, el primer pulso de láser tiene una duración de pulso en un intervalo de 0,1 a 100 microsegundos. En algunos casos, el primer pulso de láser tiene una energía del pulso en un intervalo de 0,05 a 100 mJ. La ubicación inicial puede tener un ancho en un intervalo de 0,1 a 10 milímetros. En algunos casos, el período de enfriamiento es de al menos 500 microsegundos. En algunos casos, una o más ubicaciones intermedias no se superponen a la ubicación inicial. En algunos casos, la una o más ubicaciones intermedias se superponen a la ubicación inicial en no más de una cantidad umbral especificada, que puede ser una función de al menos uno de la energía del pulso de láser y el ancho de haz de láser. La temperatura elevada es al menos igual a un umbral de temperatura más bajo definido como una temperatura que causa al menos uno de (i) un aumento mínimo en la resistencia a la disolución ácida del tejido duro dental y (ii) una disminución mínima en la cantidad de carbonato de la superficie del tejido duro dental.

En algunas realizaciones, el sistema comprende además un sistema de fluidos para dirigir un fluido para que fluya a al menos uno de sobre y a través del tejido duro dental.

En diversas realizaciones, el fluido puede incluir aire, nitrógeno, agua, un líquido, fluoruro y/o un fluido comprimible. El sistema puede incluir además un elemento de expansión de fluidos. En algunos casos, el sistema incluye un controlador de fluidos que controla el sistema de fluidos de manera que el fluido se dirija a al menos uno de sobre y a través del tejido duro dental de manera asíncrona o concurrente con el pulso de láser. En algunos casos, el sistema incluye un controlador de flujo para ajustar un caudal del fluido suficiente para disminuir la temperatura de la superficie de la ubicación a una temperatura disminuida mientras que no se dirija ningún pulso de haz de láser hacia la ubicación, en donde la suma de la temperatura disminuida y la cantidad de aumento de temperatura es como máximo igual a la temperatura elevada. En algunos casos, el fluido puede incluir aire comprimido y el caudal está en un intervalo de 1 litro estándar por minuto (SLPM) a 100 litros estándar por minuto (SLPM). El sistema de fluidos puede incluir una fuente de vacío adaptada para generar un diferencial de presión negativa que hace que el fluido fluya a través del tejido duro dental.

En otra realización, el sistema puede incluir un sensor de energía de láser adaptado para medir una energía de al menos una parte de la pluralidad de pulsos de láser; y en donde el controlador está adaptado para controlar la fuente de láser en respuesta a la energía medida, de manera que cada uno de la pluralidad de pulsos de haz de láser tenga el perfil de fluencia en el foco.

En diversas realizaciones, el sensor de energía de láser puede incluir un sensor de arseniuro de indio, un sensor de telururo de mercurio y cadmio, una termopila, un fotodiodo y/o un fotodetector. El sistema puede incluir además un captador de haces adaptado para dirigir la parte de la pluralidad de pulsos de láser hacia el sensor de energía de láser. El captador de haces puede incluir un filtro de densidad neutra reflectante, un espejo parcialmente transmisivo y/o un combinador de haces. El captador de haces se puede seleccionar en base a un umbral de daño del sensor de energía de láser. En algunos casos, el controlador se puede adaptar para controlar el ancho del haz de láser en el foco y el estrechamiento del haz de láser según la energía de láser por pulso. En algunos casos, el controlador está adaptado para controlar (i) la potencia del láser y/o (ii) la duración del pulso, según el ancho del haz de láser en el foco.

En diversas realizaciones, la energía medida puede incluir (i) una parte de energía de cada pulso de haz de láser y/o (ii) sustancialmente toda la energía de cada pulso de haz de láser.

En algunas realizaciones, el sistema incluye un sistema de administración de tratamiento posterior adaptado para aplicar una solución de tratamiento posterior al tejido duro dental. En diversas realizaciones, la solución de tratamiento posterior puede incluir peróxido de hidrógeno, fluoruro, quitosano, xilitol, calcio y/o fosfato.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 muestra un sistema de láser dental adecuado para el tratamiento de resistencia a la disolución ácida (ADR), según algunas realizaciones;

La Fig. 2 representa gráficamente los efectos de la temperatura sobre el contenido de carbonato del esmalte dental humano;

La Fig. 3A ilustra los resultados de la temperatura modelados para un molar humano que se somete a un pulso de láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 3B ilustra el contenido de carbonato medido del esmalte tratado con parámetros del láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 4A ilustra los resultados de la temperatura modelados para un molar humano que se somete a un pulso de láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 4B ilustra el contenido de carbonato medido del esmalte tratado con parámetros del láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 5 ilustra los resultados de la temperatura modelados para un molar humano que se somete a un pulso de láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 6A ilustra los resultados de la temperatura modelados para un molar humano que se somete a un pulso de láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 6B ilustra el contenido de carbonato medido del esmalte tratado con parámetros del láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 7A ilustra los resultados de la temperatura modelados para un molar humano que se somete a un pulso de láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 7B ilustra un sistema óptico para la resistencia a la disolución ácida (ADR) según alguna realización;

La Fig. 7C ilustra el contenido de carbonato medido del esmalte tratado con parámetros del láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 7D ilustra el contenido de carbonato medido del esmalte tratado con parámetros del láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 7E ilustra un molar humano tratado con láser de ADR después de que se somete a un desafío erosivo, según algunas realizaciones;

La Fig. 7F comprende un gráfico que muestra la resistencia a la disolución ácida para tratamientos con láser según algunas realizaciones;

La Fig. 7G comprende un gráfico de profundidades de erosión para muestras molares humanas tratadas y no tratadas con láser de ADR después de que se sometan a un desafío erosivo según algunas realizaciones;

La Fig. 8A representa una imagen microscópica de esmalte humano molido calentado a alrededor de 400 grados Celsius;

La Fig. 8B representa una imagen microscópica de esmalte humano molido calentado a alrededor de 900 grados Celsius;

La Fig. 8C representa una imagen microscópica de esmalte humano molido calentado a alrededor de 1200 grados Celsius;

La Fig. 9A representa una imagen de microscopio de esmalte molido tratado con una pluralidad de pulsos de láser dirigidos a una única ubicación, según algunas realizaciones;

La Fig. 9B representa gráficamente un perfil de fluencia, que indica un umbral de fluencia superior y un umbral de fluencia inferior, según algunas realizaciones;

La Fig. 10A representa una imagen de microscopio de esmalte molido tratado con una pluralidad de pulsos de láser dirigidos a una única ubicación, según algunas realizaciones;

La Fig. 10B representa gráficamente un perfil de fluencia, que indica un umbral de fluencia superior y un umbral de fluencia inferior, según algunas realizaciones;

La Fig. 10C comprende diagramas de cajas para una fluencia de umbral de desincrustación y una fluencia de umbral de fusión según algunas realizaciones;

La Fig. 11 simboliza un patrón de láser de 7 ubicaciones, según algunas realizaciones;

La Fig. 12 representa una imagen de microscopio de esmalte molido tratado con láser con señales visuales que indican un mayor calentamiento, según algunas realizaciones;

La Fig. 13 representa gráficamente la diferencia en la eliminación de carbonato para dos conjuntos de parámetros del láser que tienen diferentes separaciones, según algunas realizaciones;

La Fig. 14 representa gráficamente la temperatura del esmalte modelada en función del tiempo de enfriamiento después de un pulso de láser, según algunas realizaciones;

La Fig. 15 simboliza un patrón de 49 ubicaciones y una secuencia de patrones según algunas realizaciones;

La Fig. 16A muestra una radiografía de un molar humano que tiene un termopar asegurado en su cámara pulpar; La Fig. 16B representa gráficamente el aumento de la temperatura pulpar durante el tratamiento con y sin enfriamiento por aire según algunas realizaciones;

La Fig. 17 ilustra un esquema de un sistema de administración de fluidos, según algunas realizaciones;

La Fig. 18 ilustra un esquema de otro sistema de administración de fluidos, según algunas realizaciones;

La Fig. 19A muestra un molar humano seccionado al que se le ha aplicado un colorante según algunas realizaciones;

La Fig. 19B muestra un molar humano seccionado con un colorante aplicado que se ha sometido a un tratamiento con láser en alrededor de la mitad de su superficie, según algunas realizaciones.

La Fig. 20 muestra un dibujo de un sensor de salida de láser para operación en bucle cerrado, según algunas realizaciones;

La Fig. 21A muestra un sistema óptico que comprende un sensor de láser integrado, según algunas realizaciones; La Fig. 21B muestra un sensor de láser integrado, según algunas realizaciones;

La Fig. 22 muestra una señal de láser y una señal de desencadenamiento de láser relacionadas con un sensor de láser integrado, según algunas realizaciones;

La Fig. 23A muestra un circuito relacionado con un sensor de láser integrado, según algunas realizaciones;

La Fig. 23B muestra una señal de láser y una señal de desencadenamiento de láser relacionadas con un sensor de láser integrado, según algunas realizaciones; y,

La Fig. 24 muestra una señal de láser y una señal de desencadenamiento de láser relacionadas con un sensor de láser integrado, según otra realización.

Descripción detallada

Definición de los problemas a ser resueltos

Actualmente, a pesar de más de veinte años de investigación científica que demuestran la eficacia del tratamiento preventivo con láser, no existe ningún producto o procedimiento que haga uso de un láser para inhibir la formación de caries o la erosión dental. Las razones de esto son múltiples e incluyen:

1. ) Tamaño del láser

Los láseres más útiles para el tratamiento dental preventivo son los láseres de dióxido de carbono o TEA, que típicamente son grandes. Los consultorios dentales típicamente son pequeños. Algunos son demasiado pequeños para alojar físicamente los láseres usados en gran parte de la investigación temprana, incluso sin un paciente, un dentista y un asistente dental en la habitación.

2. ) Alcance terapéutico

El calentamiento de la superficie debe producir temperaturas de la superficie generalmente dentro de un intervalo terapéutico que esté por encima de un umbral de tratamiento inferior y por debajo de un umbral de fusión/ablación superior para que sea eficaz. Esta especificación algunas veces usa el término “modificación de la superficie” para describir la fusión y/o ablación del tejido dental; por ejemplo, si los parámetros de tratamiento dan como resultado que se exceda el umbral de fusión/ablación superior. Como se usa en esta especificación, la modificación de la superficie no se refiere a ninguna modificación observable o medible de la superficie de un tejido dental; más bien, solamente se refiere a la fusión y/o ablación del tejido dental. Por ejemplo, la eliminación de carbonato de la superficie de un tejido dental puede ser observable o medible, pero no se consideraría una “modificación de la superficie”, según se define ese término en esta especificación, a menos que el tejido dental se fundiese o extirpase. Típicamente, los láseres de dióxido de carbono producen un haz de láser que tiene un perfil de energía gaussiano o casi gaussiano. El resultado de lo cual es que la densidad de energía dentro del haz de láser varía a lo largo de la sección transversal del haz, la densidad de energía más alta que está en el centro del haz. Y, la densidad de energía más baja está en la periferia del haz. Esta es la razón por la que es posible que un único pulso de láser tenga densidades de energía (fluencias locales) que estén por debajo, dentro y por encima del intervalo terapéutico. Gran parte de la investigación se ha centrado en la “fluencia [global]” requerida para el tratamiento. La fluencia global es el área total del haz dividida por la energía total del pulso. La densidad de energía no constante del haz de láser produce un calentamiento variable en la superficie del diente, causando tratamientos menos efectivos y/o fusión/ablación de la superficie (es decir, una modificación de la superficie, como se define en esta especificación). Esta es generalmente la razón por la que los artículos de investigación sobre los efectos de la resistencia a los ácidos de los láseres sobre el esmalte dental, que incluyen imágenes microscópicas de la superficie tratada, mostrarán cierto grado de fusión o ablación de la superficie dental.

3. ) Velocidad de tratamiento

El tratamiento calienta la superficie externa del diente. Este calentamiento requiere tiempos de tratamiento más prolongados que una visita al dentista típica, con el fin de evitar el sobrecalentamiento y la necrosis del tejido pulpar dentro del diente. Por ejemplo, un artículo titulado “Rational choice of laser conditions for inhibition of caries progression” escrito por John Featherstone et al. sugiere que se deberían seleccionar velocidades de repetición de alrededor de 10 Hz para evitar el calentamiento pulpar. Featherstone continúa sugiriendo “que se debería usar un mínimo de 10 pulsos para cada tratamiento [ubicación]”, y que “25 pulsos era lo óptimo”. Por lo tanto, el tratamiento de una única ubicación del diente, que puede tener menos de 1 mm de diámetro, llevará entre 1 y 2,5 segundos. Aproximar el área de la superficie de un molar humano a partir de una caja de cinco lados de dimensiones 10 mm por 10 mm por 5 mm produce un área de la superficie de alrededor de 300 mm2. Un punto de tratamiento con láser de 1 mm de diámetro tiene un área de alrededor de 0,8 mm2. Ignorar el problema de empaquetado circular asociado con el tratamiento de una superficie completa con puntos tratamiento circular, y suponer que no se superpongan los puntos de tratamiento, requiere alrededor de 375 ubicaciones de tratamiento por molar. A una velocidad de 1 a 2,5 segundos por ubicación tratar completamente un único molar completamente expuesto, llevaría entre 6 y 16 minutos. Por lo tanto, no es factible tratar todas las superficies de esmalte expuestas en la boca de un paciente, o incluso solo las superficies oclusales, durante una visita dental regular dados estos ajustes del láser.

4.) Indicación de tratamiento con láser

El tratamiento con láser no produce cambios visibles en la superficie de un diente tratado. Por lo tanto, un médico está mal preparado para reconocer qué regiones han sido tratadas y qué regiones no han sido tratadas. Como el tratamiento con láser se localiza en regiones irradiadas por el haz de láser, cualquier ubicación que no haya sido irradiada por el haz de láser permanecerá sin tratar y será susceptible al ácido. Asegurar que un procedimiento sea eficaz es un requisito importante de un procedimiento médico y de un dispositivo médico. Sin un medio para diferenciar tejido duro dental tratado de no tratado, no es posible asegurar que todos los tratamientos serán efectivos.

Por lo tanto, se necesita un sistema y un método de tratamiento basado en láser que aborde los problemas mencionados anteriormente para tratar más eficazmente la erosión dental y prevenir la caries dental. A continuación se describe un sistema y método de tratamiento basado en láser que aborda estos problemas.

Selección de parámetros del láser

Los problemas N° 1.) Tamaño del láser y N° 2.) Intervalo terapéutico anteriores se abordan en gran medida a través de una selección adecuada de los parámetros del láser.

Haciendo referencia a la Fig. 1, se muestra un sistema de láser dental, 100, ejemplar, tal como un Solea de Convergent Dental de Needham, MA. En algunas realizaciones, el sistema de láser dental, 100, puede extirpar tejidos duros dentales, como esmalte, dentina y hueso, así como tejidos blandos dentales a una velocidad clínicamente viable. Por ejemplo, el Solea está aprobado por la FDA para preparaciones de cavidades, así como para procedimientos que requieren la ablación de tejido blando y óseo. El sistema de láser dental, 100, comprende: un carro, 102, que aloja un láser (no mostrado). Un brazo articulado, 104, dirige internamente un haz de láser desde el carro, 102, a una pieza de mano, 106. Durante el tratamiento, el haz de láser se dirige además fuera de un extremo distal de la pieza de mano, 106, y hacia el tejido dental. El médico puede interactuar con el sistema de láser dental, 100, a través de una pantalla táctil, 108, y un pedal, 110. El sistema de láser dental, 100, comprende un láser de dióxido de carbono isotópico (Coherent E-150i) que tiene una potencia promedio máxima especificada de alrededor de 150 vatios y tiene una longitud de onda de alrededor de 9,35 micras. Este láser en este tamaño de paquete se ha demostrado en el mercado que está dimensionado apropiadamente para consultorios dentales. No obstante, es probable que aún sea ventajoso que un tratamiento preventivo con láser se aloje en un paquete más pequeño para su uso en quirófanos higienistas.

Featherstone et al. concluyó en su artículo titulado “Mechanism of Laser Induced Solubility Reduction of Dental Enamel” que “las fluencias [de láser] que causaron la pérdida completa de carbonato de la superficie coincidieron con una inhibición óptima de la caries”. Se ha encontrado repetidamente que la eliminación de carbonato (típicamente medida por FTIR) del esmalte se correlaciona con el esmalte que tiene una mayor resistencia a los ácidos. Una teoría ampliamente aceptada postula que: es la falta de carbonato (que se sabe que es especialmente soluble en ácido) lo que hace que la superficie de esmalte reducida en carbonato sea más resistente. El carbonato se elimina del tejido duro dental a través de calentamiento. Haciendo referencia a la Fig. 2, se midió el carbonato (mediante FTIR-ATR) en un molar humano molido antes y después de que se colocase dentro de un horno y se calentase. Un gráfico, 200, muestra el carbonato eliminado en porcentaje a lo largo de un eje vertical, 202, y la temperatura del horno en grados Celsius a lo largo de un eje horizontal, 204. Una primera prueba, 206, y una segunda prueba, 208, están incluidas ambas en el gráfico, 200. Los resultados mostrados en el gráfico, 200, corroboran investigaciones tempranas que muestran que el esmalte comienza una pérdida de carbonato a alrededor de 300 °C o 400 °C, y pierde casi todo el carbonato a temperaturas por encima de unos 800 °C o 900 °C.

Con el fin de comprender mejor cómo un pulso de láser calienta el esmalte dental, se ha creado un modelo matemático, que modela la temperatura del esmalte dental a medida que se somete a calentamiento de un pulso de láser. El modelo se pretende que describa exhaustivamente todos los fenómenos significativos relacionados con la temperatura que ocurren dentro del esmalte durante el pulso de láser. El modelo se derivó de principios básicos que incluyen: la ley de absorción de Beer, la ley de enfriamiento de Newton y la ley de conducción de Fourier. El modelo asume además que el láser tiene un perfil de energía gaussiano y una potencia pico constante durante el pulso. Los coeficientes relacionados con la absorbancia, la reflectividad, etc. se tomaron de las fuentes más recientes. El modelo se puede ejecutar en Matlab R2016a, que se incluye como Apéndice A de la Solicitud de Patente Provisional de EE. UU. N° 62/505.450. Las Figs. 3A, 4A, 5, 6A y 7A ilustran los resultados del modelo. Las Figs. 3B, 4B, 6B y 7B son gráficos de absorbancia FTIR que indican el carbonato eliminado de los ajustes del láser en base a los resultados modelados.

La utilidad del modelo se verificó comparando la temperatura del esmalte predicha por el modelo en diversos parámetros del láser, y el contenido de carbonato de las muestras de esmalte después de que se someten a tratamiento en estos parámetros del láser con un Coherent E-150i. Específicamente, se encontró empíricamente que los parámetros del láser de: una longitud de onda de 9,35 micras, una duración de pulso de 1 microsegundo, una potencia pico de 500 W y un diámetro de haz de 1/e2 en el foco de 0,39 milímetros producen de manera fiable una eliminación de carbonato de más del 40% con poco o nada de fusión de la superficie. En la Fig. 3A se muestra un gráfico, 300, que detalla los resultados del modelo para un único pulso de láser en estos parámetros. Haciendo referencia a la Fig. 3A, un eje de temperatura vertical, 302, representa la temperatura en grados Celsius, un eje radial, 304, dirigido desde la parte superior izquierda hacia la parte inferior derecha representa la distancia desde el centro de un haz de láser gaussiano, y un eje de profundidad, 306, dirigido desde la parte inferior izquierda a la parte superior derecha representa la profundidad en el esmalte. Se puede ver a partir de la Fig. 3A que la temperatura más alta ocurre en el centro del haz de láser y en la superficie del esmalte. La temperatura disminuye radialmente desde el centro del haz de láser según el perfil de energía gaussiano del haz de láser. La temperatura también disminuye con una mayor profundidad en el esmalte. El modelo informa de: una temperatura de la superficie pico de 958 grados Celsius, una temperatura de la superficie promedio sobre la superficie irradiada de 591 grados Celsius, y una profundidad máxima a una temperatura mayor que 400 grados Celsius de 3 micras. Haciendo referencia de nuevo a la Fig. 2, se puede ver que a alrededor de 600 grados Celsius, la cantidad de carbonato eliminado en el horno es de alrededor del 40%. La Fig. 3B muestra espectros para el esmalte de control antes del tratamiento, 308, y el esmalte que se ha sometido a tratamiento, 310, con los siguientes parámetros: una longitud de onda de 9,35 micras, un patrón escaneado de 19 ubicaciones con 0,2 mm entre ubicaciones adyacentes, una duración de pulso de 1,6 microsegundos y un ancho de haz de 0,39 mm. El carbonato aparece en los gráficos de absorbancia FTIR como dos picos entre 1500 cm-1 y 1400 cm-1. Un pico más grande de alrededor de 1000 cm-1 se usa como referencia en un cálculo para la eliminación de carbonato. El cálculo para la eliminación de carbonato se muestra a continuación:

^ c a r b ,treat

A

_ ^ r e f ,treat

%eliminado “ 1 - Z

^ c a r b ,ctrl

A

^ r e f ,ctrl

O simplificado (suponiendo que el carbonato siempre se elimina, no se añade),

_^ A _{r e f J re a t} A_{^c a rb , ctrl}

%eliminado _

A_{^ c a r b J r e a} A _{t^ r e f ,ctrl}

Donde Acarb,treat es el área bajo los picos de carbonato para una muestra tratada, Aref,treat es el área bajo el pico de referencia para la muestra tratada, Acarb,ctrl es el área bajo los picos de carbonato para una muestra no tratada y Aref ctrl es el área bajo el pico de referencia para la muestra no tratada. Haciendo referencia a la Fig. 3B, alrededor del 60% del carbonato se ha eliminado y no se observó fusión de la superficie. Es posible predecir aproximadamente usando este modelo qué parámetros se necesitan para producir resultados similares con diferentes láseres o parámetros del láser.

Un láser de CO2 Coherent C30 es mucho más pequeño que el E-150i y tiene: una longitud de onda de 9,35 micras y una potencia pico de alrededor de 35 W. El láser C30 se puede alojar en un paquete de sobremesa, limitando de este modo el espacio que ocupa en un consultorio dental. Antes del modelado, no era inmediatamente reconocible que un láser tan pequeño como el C30 se pudiera usar de manera fiable para el tratamiento preventivo. El modelo matemático se usó para determinar los parámetros del láser que producen un resultado modelado similar al del Coherent E-150i anterior. Haciendo referencia a la Fig. 4A, el modelo predice un ancho de pulso de 9 microsegundos y un diámetro de haz de 0,261/e2 para producir: una temperatura de la superficie pico de 983 grados Celsius, una temperatura de la superficie promedio dentro del diámetro del haz de 606 grados Celsius, y una profundidad máxima que tiene una temperatura mayor que 400 grados Celsius de 4 micras. Un gráfico, 400, que tiene un eje de temperatura, 402, un eje radial, 404, y un eje de profundidad, 406 se muestra en la Fig. 4A. Con el fin de demostrar la utilidad del C30, se desarrolló un patrón de láser escaneado de 49 ubicaciones en respuesta a los resultados del modelo anterior. Las 49 ubicaciones están dispuestas en una disposición de paquete hexagonal y las ubicaciones adyacentes están separadas 0,15 mm. Los patrones de láser escaneados se explican con más detalle a continuación. Usando el láser C30, con el patrón descrito anteriormente, una duración de pulso de 9 microsegundos y un ancho de haz de 0,26 dio como resultado que se eliminó alrededor del 50% del carbonato de una muestra de esmalte bovino. Los espectros FTIR de la muestra de esmalte bovino sin tratar, 408, y tratada, 410, se muestran en la Fig. 4B.

Según algunas realizaciones, se usa un láser de CO2 que tiene una longitud de onda de alrededor de 10,6 micras. De nuevo, el modelo matemático se usa para guiar la selección de parámetros y predecir el rendimiento. Se modela un láser de 10,6 micras que tiene una potencia de pico de 100 W, tal como un Coherent C50, y los resultados se representan en la Fig. 5. Un gráfico, 500, tiene un eje de temperatura, 502, un eje radial, 504 y un eje de profundidad, 504. Un ancho de haz de 0,39 mm y una duración de pulso de 20 microsegundos da como resultado: una temperatura de la superficie pico de 966 grados Celsius, una temperatura de la superficie promedio dentro del diámetro del haz de 595 grados Celsius y una profundidad máxima que tiene una temperatura mayor que 400 grados Celsius de 14 micras. Se debería observar que el láser de 10,6 micras penetra más profundamente en el esmalte y, por lo tanto, requiere más energía para tratar la misma superficie. La energía total suministrada al diente se estima en 2 mJ por pulso. Un E-150i de longitud de onda de 9,35 micras que tiene el mismo ancho de haz y parámetros que dan como resultado temperaturas de la superficie similares administra solamente un estimado de 0,4 mJ por pulso. Sin embargo, el E-150i solamente trata a una profundidad de alrededor de 3 micras, mientras que el láser de longitud de onda de 10,6 micras trata a una profundidad de alrededor de 14 micras.

Volviendo de nuevo al láser E-150i, algunas realizaciones requieren que el E-150i sea pulsado con duraciones de pulso mayores que 5 microsegundos. Suponiendo que la potencia pico del E-150i sea de 300 W a 5 microsegundos, un ancho de haz de 0,6 mm produce resultados modelados de: una temperatura de la superficie pico de 976 grados Celsius, una temperatura de la superficie promedio dentro del ancho de haz de 600 grados Celsius, y una profundidad máxima con una temperatura mayor que 400 grados Celsius de 4 micras. En la Fig. 6A se muestra un gráfico, 600, de los resultados modelados de estos parámetros. El diagrama, 600, incluye un eje de temperatura, 602, un eje radial, 604 y un eje de profundidad, 606. Se usó un E-150i que produce pulsos de láser que tienen un ancho de haz de 0,66 mm y duraciones de pulso de 4,6 y 6,6 microsegundos para tratar esmalte bovino. El ancho de haz de 0,66 mm es lo suficientemente grande que el haz de láser no se escaneó en un patrón, en su lugar los pulsos de láser se dirigieron a una única ubicación. Se eliminó aproximadamente el 41% del carbonato en el esmalte usando las duraciones de pulso de 4,6 microsegundos, y se eliminó aproximadamente el 50% del carbonato en el esmalte usando las duraciones de pulso de 6,6 microsegundos. La Fig. 6B muestra espectros FTIR para esmalte bovino no tratado, 608, esmalte bovino tratado con un pulso de 4,6 microsegundos, 610, y esmalte bovino tratado con un pulso de 6,6 microsegundos, 612.

En algunas realizaciones, los parámetros se modifican para permitir que el E-150i emita pulsos en pulsos de láser que tienen una duración de pulso de 10 microsegundos. Por ejemplo, operar el E-150i con una duración de pulso de aproximadamente 10 microsegundos da como resultado una potencia pico de alrededor de 300 W. Según el modelo matemático, un tamaño de punto de alrededor de 0,79 mm da como resultado: una temperatura de la superficie pico de 974 grados Celsius, una temperatura de la superficie promedio dentro del ancho de haz de 598 grados Celsius y una profundidad máxima con una temperatura mayor que 400 grados Celsius de 4 micras. La Fig. 7A ilustra un gráfico, 700, que tiene un eje de temperatura, 702, un eje radial, 704 y un eje de profundidad, 706.

En la Fig. 7B se muestra un sistema óptico, 708, usado para producir un foco, 710, que tiene un ancho 1/e2 de entre 0,65 mm y 0,85 mm. Comenzando en la esquina superior derecha de la hoja, una fuente de láser, 712, (por ejemplo, Coherent E-150i) genera un láser, 714. Una óptica de corrección, 716, corrige la divergencia de un eje del láser, 713. Una óptica de corrección, 716, ejemplar, es una lente cilíndrica plano-convexa de ZnS que tiene un radio de curvatura de 544,18 mm y está situada a 160 mm de una cara distal, 718, de la fuente de láser, 712. Se puede usar una óptica de colimación, 720, para enfocar lentamente el láser, 714. Una óptica de colimación, 720, ejemplar, es una lente plano-convexa de ZnS que tiene una curvatura de alrededor de 460 mm y está situada a alrededor de 438 mm de la cara distal, 718, de la fuente de láser, 712. En algunas realizaciones, un brazo articulado, 722, se usa para dirigir el láser, 714. Una óptica de enfoque, 724, se sitúa después del brazo articulado, 722. En algunas realizaciones, la óptica de enfoque, 724, es una lente plano-convexa de ZnSe que tiene un radio de curvatura de alrededor de 280,5 mm (por ejemplo, N° de referencia LA7228-G de Thorlabs) situado a alrededor de 1802 mm de la cara distal, 718, de la fuente de láser, 712. Un sistema de guía de haz, 726, tal como galvanómetros de dos ejes, está situado debajo del haz de la óptica de enfoque, 724. Una pieza de mano, 728, también está situada después de la óptica de enfoque, 724, y dirige el láser, 714, hacia una región de tratamiento. En algunas realizaciones, el foco 710 está situado a alrededor de 240 mm de la óptica de enfoque 724 y a alrededor de 15 mm fuera de la pieza de mano 728.

En referencia a las Fig. 7C, 7F y 7G, el E-150i se usa con un ancho de haz de 0,82 mm en el foco, una duración de pulso de 8 uS, un patrón escaneado de 7 ubicaciones con una separación de 0,35 mm y una velocidad de repetición de 200 Hz. Una muestra de esmalte humano se movió enfrente del patrón de láser escaneado en una pletina motorizada durante dos pasadas a 3,0 mm/S. La Fig. 7C muestra un gráfico FTIR, 740, de esmalte humano antes, 742, y después del tratamiento con estos parámetros, 744. Se encontró que el carbonato eliminado fue de alrededor del 50%.

En referencia a la Fig. 7D y 7F, el E-150i se usa con un ancho de haz de 0,82 mm en el foco, una duración de pulso de 10uS, un patrón escaneado de 7 ubicaciones con una separación de 0,35 mm y una velocidad de repetición de 200 Hz. Una muestra de esmalte humano se movió enfrente del patrón de láser escaneado en una pletina motorizada durante dos pasadas a 3,0 mm/S. La Fig. 7D muestra un gráfico FTIR, 750, de esmalte humano antes, 752, y después del tratamiento con estos parámetros, 754. Se encontró que el carbonato eliminado fue de alrededor del 75%. La única diferencia en los parámetros del láser entre los tratamientos mostrados en la Fig. 7C y 7D es la duración del pulso, 8uS y 10uS respectivamente. Se puede ver que las muestras que se tratan con los parámetros de 10uS tenían más carbonato eliminado que la muestra tratada con los parámetros de 8uS.

Con el fin de demostrar la resistencia a los ácidos, los métodos y los resultados de una prueba que utiliza una realización se describen con referencia a la Fig. 7E-G. Se trataron una serie de muestras de molares humanos como se describió anteriormente con pulsos tanto de 8 como de 10 microsegundos. Luego, las muestras se enmascararon con esmalte de uñas y se colocaron en un desafío erosivo durante 30 minutos. El desafío erosivo tenía parámetros que comprendían: Temperatura: 35 grados Celsius, pH: 3.6 (tampón de Citrato), ácido: ácido cítrico 0,052 M y agitación: barra de agitación a 150 RPM. Después del desafío erosivo, se eliminaron las muestras y se usó acetona para eliminar el esmalte de uñas. Un microscopio 3d (Hirox RH-2000 con un objetivo 1000x) se usó para medir las profundidades de la superficie erosionada. La Fig. 7E muestra una imagen de una superficie de muestra, 760. Una superficie enmascarada, 762, no muestra signos de erosión. Una superficie (de control) sin tratar, 764, muestra una erosión pronunciada. Y, una superficie tratada, 766, muestra solamente una ligera erosión. La resistencia a la erosión, %res¡stenc¡a, se calculó en base a las diferencias de altura entre: las superficies de control, 764 y enmascarada, 762, Dcontrol, y las superficies de control, 764, y tratada, 766, Deferencia.

D_diferencia

%resistencia “

D_control

La Fig. 7F contiene un gráfico, 770, que muestra la resistencia a los ácidos, 772, en un eje vertical para ambos parámetros 8uS, 774 y 10uS, 776. Las barras de error en el gráfico, 770, representan un intervalo de confianza del 95% para la resistencia a los ácidos. Una hipótesis nula, H0, que es: el tratamiento con láser no afecta a la disolución del ácido se aborda en referencia a la Fig. 7G. La Fig. 7G contiene un gráfico, 780, de muestras erosionadas tratadas con los parámetros del láser de 8uS. El gráfico tiene un eje vertical, 782, de profundidad erosionada en micras. El gráfico, 780, muestra tres profundidades diferentes: 1.) Dcontrol, 784, entre las superficies de control, 764 y enmascarada, 762, 2.) Deferencia, 786, entre las superficies de control, 764 y tratada, 766, y 3.) Dtratada, 788, entre las superficies tratada, 766, y enmascarada, 762. Las barras de error en la Fig. 7G representan de nuevo un intervalo de confianza del 95%. Como se puede ver en el gráfico 780, la profundidad de la superficie tratada, 788, y la profundidad de la superficie de control, 784, no se superponen. Por lo tanto, se demuestra que la hipótesis nula, H0, es falsa en la medida que hay una confianza mayor que el 95% de que la media de profundidad de la superficie tratada, 788, y la media de profundidad de la superficie de control, 784, sean diferentes.

La descripción relacionada con las Figs. 3A, 4A, 5, 6A y 7A se resume en la Tabla 1 a continuación.

Tabla 1: Diferentes parámetros del láser que producen resultados de la temperatura de esmalte similares

La descripción relacionada con las Figs. 3B, 4B, 6B, 7C y 7D se resume en la Tabla 2 a continuación.

Tabla 2: Diferentes parámetros del láser que producen resultados de eliminación de carbonato similares

La descripción relacionada con la Fig. 7F se resume en la Tabla 3 a continuación.

Tabla 3: Diferentes parámetros del láser que producen resultados de erosión de ácido similares

El esmalte plano molido cuando se calienta se puede ver bajo un microscopio que tiene “escamas”. Se cree que estas escamas son varillas de esmalte o agrupaciones de varillas de esmalte. El esmalte molido se colocó en un horno y se calentó. Se encontró que las “escamas” comenzaron a presentarse a temperaturas de alrededor de 400 grados Celsius, véase la Fig. 8A. A temperaturas de alrededor de 900 grados Celsius, las “escamas” cubren casi por completo la superficie, véase la Fig. 8B. A temperaturas de alrededor de 1200 grados Celsius comienza a presentarse fusión de la superficie, véase la Fig. 8C. Las “escamas” solamente están presentes bajo aumento en muestras de esmalte molido. En las muestras no molidas, no se presentan “escamas”, probablemente porque la superficie exterior del esmalte dental no es un agregado de varillas de esmalte, sino que, en su lugar, es una capa más homogénea de esmalte. El efecto de “desincrustación” se correlaciona bien con la eliminación de carbonato. Las “escamas” comienzan a presentarse a temperaturas en las que el carbonato comienza a ser eliminado, y la “desincrustación” se completa en gran medida a temperaturas en las que el carbonato se elimina en gran medida. Debido a que se ha demostrado repetidamente que la eliminación de carbonato se correlaciona con la resistencia a los ácidos, la presencia de “escamas” en el esmalte molido puede ser una señal visual para un tratamiento eficaz in vitro.

El uso de señales visuales de una superficie tratada puede informar nuestra comprensión de los umbrales de densidad de energía. Por ejemplo, se usó un láser E-150i para producir 10 pulsos en una única ubicación usando los siguientes parámetros: ancho de haz de 0,66 mm, velocidad de repetición de 200 Hz y una duración de pulso de 10,6 microsegundos que produce un pulso de energía de 3,28 mJ. Se irradió una muestra de esmalte bovino y se observó con un aumento de 200X. Una imagen de la muestra se muestra en la Fig. 9A. Tres círculos están presentes en la Fig. 9A. Un círculo externo, 902, estima una demarcación entre efectos de la superficie leves y sin efectos de la superficie. Un círculo medio, 904, estima una demarcación que tiene una “desincrustación” casi completa o completa dentro del círculo medio y una desincrustación pequeña o incompleta fuera del círculo medio. Finalmente, un círculo interno, 906, estima una demarcación entre la fusión dentro del círculo interno y la no fusión fuera del círculo interno. Haciendo referencia a la Fig. 9B, dada la energía del pulso y el ancho de haz de láser y suponiendo un perfil de energía gaussiano y se puede estimar un perfil de densidad de energía, 908. El perfil de densidad de energía, 908, muestra una relación entre una fluencia local, en J/cm2, sobre un eje vertical, 910, y una distancia radial, en micras, desde el centro del haz de láser, 912, sobre un eje horizontal, 914. Trazar un diámetro de círculo medio, 918, y un diámetro de círculo interno, 916, centrados en el perfil de densidad de energía, 908, proporciona una estimación de a qué fluencia local ocurre un efecto de la superficie. Por lo tanto, se puede estimar a partir de la Fig. 9B que las fluencias de “desincrustación”, 920, completas están entre alrededor de 0,8 J/cm2 y alrededor de 1,6 J/cm2. Según algunas realizaciones, el intervalo de fluencias de “desincrustación”, 920, representa un intervalo de fluencia terapéutica entre una fluencia de umbral inferior (o una fluencia terapéutica inferior) representada por una fluencia local en el círculo medio, 918, y una fluencia de umbral superior representada por una fluencia local en el círculo interno, 916.

El proceso anterior se repitió con un láser E-150i que se usó para producir 10 pulsos en una única ubicación usando los siguientes parámetros: ancho de haz de 0,66 mm, velocidad de repetición de 200 Hz y una duración de pulso de 12,6 microsegundos que produce un pulso de energía de 3,87 mJ. Se irradió una muestra de esmalte bovino y se observó con un aumento de 200X. En la Fig. 10A se muestra una imagen de la muestra. Tres círculos están presentes en la Fig. 10A. Un círculo externo, 1002, estima una demarcación entre efectos de la superficie leves y sin efectos de la superficie. Un círculo medio, 1004, estima una demarcación que tiene una desincrustación casi completa o completa dentro del círculo medio y una desincrustación pequeña o incompleta fuera del círculo medio. Finalmente, un círculo interno, 1006, estima una demarcación entre la fusión dentro del círculo interno y sin fusión fuera del círculo interno. Haciendo referencia a la Fig. 10B, dada la energía del pulso y el ancho de haz de láser y suponiendo un perfil de energía gaussiano, se puede estimar un perfil de densidad de energía, 1008. El perfil de densidad de energía, 1008, muestra una relación entre una fluencia local, en J/cm2, sobre un eje vertical, 1010, y una distancia radial, en micras, desde un centro del haz de láser, 1012, sobre un eje horizontal, 1014. Trazar un diámetro de círculo medio, 1016, y un diámetro de círculo interno, 1018, centrados en el perfil de densidad de energía, 1008, proporciona una estimación a qué fluencia local ocurre un efecto de la superficie. Por lo tanto, se puede estimar a partir de la Fig. 10B que las fluencias de desincrustación completas, 1020, en referencia a una realización descrita en referencia a las Figs. 10A-10B, y como se define en la invención, están entre alrededor de 0,7 J/cm2 y alrededor de 1,5 J/cm2. Este experimento se ha ejecutado una serie de veces (n = 35), con múltiples: láseres de 9,35 micras, anchos de haz, energías de pulso, velocidades de repetición y número de pulsos de láser. La Fig. 10C muestra un diagrama de caja, que tiene una fluencia local en mJ/micra2 a lo largo de un eje vertical, 1028. Un umbral de “desincrustación”, 1030, tiene un valor mediano de alrededor de 0,7 J/cm2. Y, un umbral de fusión, 1032, tiene un valor mediano de alrededor de 1,5 J/cm2 y un valor de filamento inferior mayor que 1,1 J/cm2. Dados estos hallazgos, los láseres de 9,35 micras típicamente comienzan a mostrar “desincrustación” en un umbral de fluencia local de alrededor de 0,7 J/cm2, y comienza a ocurrir una fusión a fluencias locales de alrededor de 1,5 J/cm2. Y, de manera general, ningún láser de 9,35 micras produce fusión a fluencias locales por debajo de 1,1 J/cm2. Estas estimaciones se pueden hacer para láseres de otras longitudes de onda, tales como 9,6, 10,2 y 10,6 micras. En algunas realizaciones, las estimaciones de fluencia local derivadas de señales visuales ayudan en la selección de parámetros, y pueden abordar específicamente el problema N° 2.) Alcance terapéutico. En algunas realizaciones, se puede encontrar un intervalo terapéutico entre una fluencia de umbral inferior, en la que generalmente ocurre el tratamiento, y una fluencia de umbral superior por encima de la cual pueden ocurrir resultados no deseados. Por ejemplo, en algunas realizaciones, la duración del pulso (o la energía del pulso) y el ancho de haz de láser se seleccionan con el fin de producir un perfil de fluencia que tiene una fluencia local máxima (situada en el centro de un haz de láser) por debajo de un umbral de fluencia de fusión mínimo (por ejemplo, 1,1J/cm2), mientras que se mantiene alguna parte del perfil de fluencia por encima de una fluencia terapéutica inferior (por ejemplo, 0,7 J/cm2).

El sistema de láser logra el intervalo de fluencia terapéutica descrito anteriormente definiendo un ancho de haz usando una o más ópticas y usando un controlador para controlar una energía del pulso de los pulsos de haz de láser en base al ancho de haz definido, de manera que la fluencia resultante esté dentro del intervalo terapéutico. Como se describió anteriormente, el intervalo de fluencia terapéutica es difícil de lograr y es altamente dependiente de un control preciso y basado en principios de diversos parámetros del láser. En algunos casos, con el fin de lograr el intervalo de fluencia terapéutica, los parámetros del láser generalmente se deben controlar con el objetivo de lograr el intervalo de fluencia terapéutica. Por ejemplo, en un sistema en el que la energía del pulso se controla en base a un ancho de haz definido, la fluencia terapéutica solamente se puede lograr si es un objetivo del sistema. En otras palabras, justo debido a que un sistema de láser convencional pueda controlar la energía del pulso, no significa que pueda controlar la energía del pulso para lograr el intervalo de fluencia terapéutica, particularmente si el sistema no tiene motivos para operar dentro del intervalo de fluencia terapéutica. Por ejemplo, no sería obvio para el experto en la técnica modificar un sistema de láser capaz de controlar la energía del pulso, pero que opera fuera del intervalo de fluencia terapéutica (por ejemplo, por encima del umbral superior para realizar fusión/ablación, es decir, una modificación de la superficie según se define ese término en la presente memoria), de manera que opere dentro del intervalo de fluencia terapéutica, porque operar dentro del intervalo de fluencia no es un objetivo de tal sistema.

Referido a lo anterior, la incorporación del escaneo de haz de láser a través del uso de un sistema de guía de haz permite que el haz de láser se dirija a diferentes áreas en la zona de tratamiento. Se describen ejemplos de un sistema de guía de haz en la Solicitud de Patente de EE. UU. N° 13/603.165 y 62/332.586. El escaneo con haz de láser permite que se traten con el láser áreas más grandes de lo que sería posible con un único punto enfocado. Además, el escaneo asegura que una mayor parte de la superficie se irradie uniformemente, con fluencias terapéuticas. Un patrón se usa para definir parámetros asociados con el escaneo, por ejemplo, intervalo de salto, o el tiempo entre un punto y otro en un patrón de láser; tiempo de permanencia, o el tiempo pasado en un único punto en el patrón; geometría, o las ubicaciones de todos los puntos en un patrón; y secuencia de puntos, o la lista de puntos sucesivos a los que se dirige el haz. Los parámetros asociados con el uso de un láser pulsado con un sistema de guía de haz se describen en detalle en la Solicitud de Patente de EE. UU. N° 14/172.562. Un sistema de guía de haz ejemplar, emplea escáneres como galvanómetros y un controlador para controlar el sistema de guía de haz, así como una fuente de láser. Un controlador ejemplar es el controlador Maestro 3000 de Lamnark Controls de Acton, MA.

Un sistema de láser pulsado que no tenga un sistema de guía de haz o capacidades de escaneo puede pulsar el láser a través del uso de dos parámetros: ancho de pulso y valor de repetición. Un controlador adecuado para controlar una fuente de láser es un generador de señal. Estudios previos realizados en la Universidad de California en San Francisco y en otros lugares han demostrado que el tejido duro dental que se trata con un láser de 9,3 micras tiene un tiempo de relajación térmica de alrededor de 2uS. Este valor sirve para ayudar a definir los límites deseables para el parámetro de ancho de pulso. Sin embargo, se ha hecho poco trabajo para definir intervalos adecuados para los parámetros asociados con la guía de haz o el escaneo del haz de láser durante el tratamiento del tejido duro dental.

Un patrón de 7 ubicaciones, 1100, dispuesto en un patrón hexagonal según algunas realizaciones se ilustra en la Fig. 11. Existe una separación, 1102, entre ubicaciones adyacentes. El patrón hexagonal es ventajoso en algunas realizaciones porque mantiene una única separación entre todos los puntos adyacentes, minimizando el número de parámetros requeridos para definir el patrón. Como se mencionó anteriormente, en algunas realizaciones, la separación, 1102, se selecciona en base a la fluencia local con un pulso de láser o señales visuales. Según algunas realizaciones, se usa un láser E-150i con: un ancho de haz de 0,9 mm, una duración de pulso de 18,6 microsegundos, una velocidad de repetición de 200 Hz y un patrón hexagonal de 7 ubicaciones que tienen una separación de 0,45 mm. En la Fig. 12 se muestra una superficie de esmalte molido después del tratamiento con láser en los parámetros anteriores. La Fig. 12 muestra la superficie, 1200, con un aumento de 200X. Se puede ver que toda la superficie está parcialmente “desincrustada”, pero que están presentes marcas de luz, 1202. En la Fig. 12 se muestran cuatro círculos, 1104, como diámetros estimados para cuatro marcas de luz. Se encontró un diámetro de círculo promedio de alrededor de 0,17 mm. Las marcas de luz se cree que son señales visuales que representan un mayor calentamiento (y un tratamiento más efectivo) en la superficie de la muestra. Un ancho de fluencia terapéutica es un ancho, o diámetro, sobre el cual la fluencia local está por encima de un umbral terapéutico inferior. Haciendo referencia a la Fig. 12, el ancho de la fluencia terapéutica corresponde al diámetro de círculo promedio de alrededor de 0,17 mm. En respuesta, se seleccionó un patrón hexagonal de 19 ubicaciones de alrededor del mismo tamaño total que el patrón de 7 ubicaciones que tiene una separación de ubicaciones de 0,17 mm en base al ancho de fluencia terapéutica. La Fig. 13 contiene un gráfico, 1300, que muestra mediciones de eliminación de carbonato tanto para el patrón separado de 0,45 mm, 1302, como para el patrón separado de 0,17 mm, 1304, mientras que todos los demás parámetros del láser se mantuvieron constantes. Se puede apreciar a partir de la Fig. 13 que se elimina más carbonato por el patrón separado de 0,17 mm que por el patrón separado de 0,45 mm. Por lo tanto, es ventajoso en algunas realizaciones separar las ubicaciones escaneadas según las señales visuales en una muestra de esmalte molido.

En algunas realizaciones, se selecciona una separación entre ubicaciones adyacentes en un patrón de láser escaneado basada de acuerdo con: el ancho de haz de láser, una fluencia de umbral inferior y una fluencia de umbral superior. Manteniendo la energía del pulso constante y seleccionando el ancho de haz para asegurar que la fluencia local máxima no exceda la fluencia de umbral superior, se puede hacer usando una ecuación a continuación:

donde E es la energía del pulso, ® es la mitad del ancho de haz e lo < Ifusión. Existe un ancho de fluencia terapéutica dentro de un radio, r, donde l(r) > Itreat. l(r), o fluencia local en un radio dado, se puede estimar como:

La proporción de ancho de fluencia terapéutica al ancho de haz, o r/®, se puede estimar según:

Por ejemplo, volviendo de nuevo a la Fig. 10C, donde la fluencia de umbral inferior, Itreat, es 0,7 (J/cm2), y la fluencia de umbral superior, Ifusión, y la fluencia local máxima, lo, son 1,1 (J/cm2), la proporción del ancho de haz, 2w, que está por encima de la fluencia de umbral inferior es de alrededor del 47,5%. Por lo tanto, la separación entre ubicaciones adyacentes debería ser menor que 0,475 * ancho de haz para asegurar un tratamiento uniforme de una superficie.

Otra manifestación del problema N° 2.) Alcance terapéutico no se relaciona con la densidad de energía de un pulso de láser, sino con un número de pulsos de láser dirigidos hacia una única ubicación. Si cada pulso de láser calienta la ubicación y cada pulso posterior actúa sobre la ubicación mientras que tiene una temperatura elevada, entonces la fusión de la superficie puede llegar a ser una función del número de pulsos que actúan en una ubicación. Según la invención, una pluralidad de pulsos de láser que irradian una única ubicación no eleva la temperatura de la superficie en la única ubicación con cada pulso sucesivo. En su lugar, cada uno de la pluralidad de pulsos de láser irradia la única ubicación una vez que la temperatura de la superficie es de alrededor de una temperatura de la superficie inicial antes de un primer pulso de láser. De este modo, cada pulso de láser, independientemente del número de pulsos de láser precedentes, elevará la temperatura de la superficie de manera similar al primer pulso de láser. Dicho de otra forma, cada pulso de láser elevará la temperatura de la superficie a una temperatura de la superficie elevada, que es similar a la temperatura de la superficie elevada resultante del primer pulso de láser. El modelo matemático descrito anteriormente se modificó con el fin de estimar la cantidad de tiempo necesaria para que la temperatura de la superficie vuelva a la temperatura inicial después de un pulso de láser. A continuación se describe una estimación de ejemplo de esta cantidad de tiempo.

El modelo se ejecutó con: una potencia pico de 500 W, una duración de pulso de 1 microsegundo y un ancho de haz de 0,385 milímetros. Una temperatura de la superficie inicial es de 35 grados Celsius y la temperatura ambiente es de 20 grados Celsius. Las temperaturas resultantes se encontraron después de 0,1, 1, 10, 100, 1000 y 10000 microsegundos, véase la Tabla 4 a continuación:

Tabla 4: Temperaturas de esmalte modeladas después de un pulso de láser

El contenido de la Tabla 3 se muestra en un gráfico, 1400, en la Fig. 14. La temperatura se muestra en grados Celsius a lo largo de un eje vertical, 402. El tiempo después del pulso de láser se muestra en órdenes de magnitud de microsegundos a lo largo de un eje horizontal, 404. El gráfico, 1400, incluye puntos de datos de temperatura de la superficie pico, 1406, puntos de datos de temperatura de punto promedio, 1408, una línea de tendencia de temperatura de la superficie pico, 1410, y una línea de tendencia de temperatura de punto promedio, 1412. Se registran a continuación ecuaciones y valores de R al cuadrado para las líneas de tendencia:

Tpico = -203,4 * n 752,93 R2 = 0,957

Tavg = -121,91 * n 465,7 R2 = 0,9568

Donde Tpico es la temperatura de la superficie pico, n es órdenes de magnitud de un microsegundo donde el tiempo, t = 1x10n, y Tavg es la temperatura de la superficie de punto promedio. En base a las líneas de tendencia, la temperatura de la superficie de punto promedio alcanza los 40 grados Celsius después de alrededor de 103492 microsegundos, o 3,1 mS. Y la temperatura de la superficie pico alcanza los 40 grados Celsius después de alrededor de 103505 microsegundos, o alrededor de 3,2 mS. Por lo tanto, en algunas realizaciones, transcurren al menos 3,2 mS entre pulsos de láser dirigidos a una única ubicación o dos ubicaciones superpuestas.

Según la invención, se emplea una secuencia de patrones escaneados que dirige pulsos intermedios a ubicaciones intermedias después de un primer pulso dirigido a una primera ubicación y antes de un segundo pulso dirigido a la primera ubicación (o, en algunos casos, a un vecino de la primera ubicación). Como se usa en la presente memoria, un vecino de la primera ubicación es una ubicación (por ejemplo, un área afectada por un pulso de láser) que es tangente a, se superpone con y/o está separada de la primera ubicación una distancia por debajo de un umbral predeterminado (por ejemplo, un porcentaje del tamaño de la primera ubicación, por ejemplo, 2%, 5%, 10%, 25%, 50%, 75% y/o 100% del diámetro de la primera ubicación). En la Fig. 15 se muestra un patrón de 49 ubicaciones, 1500, ejemplar, que ilustra una secuencia según algunas realizaciones. El patrón de 49 ubicaciones, 1500, ejemplar, es muy adecuado para separaciones, 1502, que son más pequeñas que el ancho de haz de láser, 1504, y mayores que alrededor de 1/3 del ancho de haz. Dada esta relación, la secuencia del patrón de 49 ubicaciones, 1500, ejemplar, permite 6 pulsos intermedios entre pulsos de láser superpuestos. Haciendo referencia de nuevo a la Fig.

14, debería transcurrir un tiempo de enfriamiento de al menos 3,2 mS entre pulsos que actúan en la misma ubicación. Por lo tanto, los parámetros relacionados con el escaneo se pueden ajustar para asegurar que transcurran 3,2 mS entre cada ubicación superpuesta, por ejemplo, la ubicación 1 y la ubicación 8. Una secuencia de patrón que tiene ubicaciones de pulso intermedias que también mantiene un tiempo de enfriamiento suficiente entre pulsos superpuestos aumenta el número de pulsos por unidad de tiempo dirigidos a una región de tratamiento sin introducir un calentamiento no deseado a partir de un pulso adicional.

Enfriamiento del tejido duro dental

En algunas realizaciones, el enfriamiento activo se implementa para enfriar el tejido duro dental que se somete a tratamiento. El enfriamiento activo permite que se dirija más potencia de láser hacia una región de tratamiento durante el tratamiento, por lo tanto, aborda las velocidades de tratamiento lentas o el problema n.° 3.) Velocidad de tratamiento.

En algunas realizaciones, el enfriamiento activo se implementa a través de un sistema de fluido que proporciona un flujo de fluido dirigido hacia un tejido duro dental. En algunas realizaciones, el fluido comprende aire y se dirige continuamente hacia el tejido duro dental. Haciendo referencia de nuevo al modelo matemático, se descubrió que aumentar el coeficiente de convección de 10 W/m2 que representa la convección natural, a 100 W/m2 que representa la convección forzada causó cambios insignificantes en el calentamiento del esmalte durante un pulso de láser. Se ha descubierto a través de pruebas repetidas que la eliminación de carbonato (según se mide por FTIR-ATR) no se ve afectada por la presencia de enfriamiento por convección.

Haciendo referencia ahora a la Fig. 16A, se muestra una radiografía, 1600, de una muestra molar humana, 1602, con un termopar, 1604, en su cámara pulpar. Es una práctica común medir la elevación de la temperatura pulpar durante un tratamiento dental con un termopar, 1604, en la cámara pulpar de una muestra, 1602. Típicamente, los tratamientos dentales deben permanecer por debajo de una elevación de la temperatura pulpar de 5,5 grados Celsius para que se consideren seguros. La Fig. 16B contiene un gráfico, 1606, que tiene la temperatura pulpar en grados Celsius mostrada a lo largo de un eje vertical, 1608, y el tiempo de tratamiento en segundos mostrado a lo largo de un eje horizontal, 1610. El gráfico, 1606, representa la elevación de la temperatura pulpar durante un tratamiento ejemplar con un E-150i que produce una potencia promedio de alrededor de 0,7 W. La temperatura pulpar inicial es de alrededor de 35 grados Celsius. La temperatura del aire ambiente es de alrededor de 20 grados Celsius. La temperatura pulpar de la muestra, 1602, que se somete a un tratamiento de 0,7 W sin enfriamiento, 1612, escala rápidamente a más de una elevación de 5,5 grados en menos de un minuto. La elevación de la temperatura durante un tratamiento de 0,7 W con enfriamiento, 1614, es insignificante durante la misma duración. En algunas realizaciones, un sistema de administración de fluidos que administra aproximadamente 14 SLPM de aire hacia la muestra a través de dos orificios de 1 mm de ID situados aproximadamente a 25 mm de la muestra.

Un sistema de administración de fluidos, 1700, se describe según algunas realizaciones con referencia a la Fig. 17. Se suministra aire al sistema de administración de fluidos, 1700, a través de: o bien una fuente de aire externa, 1702, a través de un accesorio de desconexión rápida, 1704, o bien un compresor a bordo, 1706. Los requisitos de aire ejemplares para la fuente de aire externa son un intervalo de presión entre 60 PSIG y 100 PSIG, y aire seco y limpio. Un compresor de aire a bordo, 1706, ejemplar, es un modelo 415ZC36/24 de Gardner Denver Thomas que funciona a unas RPM de 3600. El compresor de aire a bordo, 1706, se puede equipar con un silenciador, 1708, con el fin de silenciar su funcionamiento. En algunas realizaciones, el sistema de administración de fluido, 1700, está configurado con un sistema de conmutación de suministro de aire automático, 1710, para desconectar automáticamente el compresor de aire a bordo, 1706, cuando la fuente de aire externa, 1702, no está presente. El sistema de conmutación de suministro de aire automático, 1710, comprende un conmutador de presión de suministro de aire, 1712, que está en comunicación fluídica con el suministro de aire externo, 1702, y está en comunicación eléctrica con un freno, 1714, en el compresor a bordo, 1708. En algunas realizaciones, el conmutador de presión de suministro de aire, 1712, es un conmutador normalmente abierto desencadenado a presiones de al menos 60 PSIG, de manera que el compresor integrado, 1706, funcionará hasta que el conmutador de presión de suministro de aire, 1712, detecte la presión requerida y active el freno, 1714, deteniendo el compresor de aire a bordo, 1706. Una válvula de retención de suministro de aire, 1716, está situada después del conmutador de presión de suministro de aire, 1712, de manera que el aire del compresor de aire a bordo, 1706, no pueda fluir hacia atrás para activar el conmutador de presión de suministro de aire, 1712. En algunas realizaciones, una válvula de alivio de presión, 1718, se sitúa después de la válvula de retención de suministro de aire, 1716, con el fin de evitar que presiones mayores a las especificadas alcancen el sistema de administración de fluidos. En algunas realizaciones, la válvula de alivio de presión, 1718, se ajusta a 100 PSIG e incluye un silenciador, 1720. Típicamente, se incluyen un filtro de aire, 1722, y un secador de aire, 1724, en el sistema de administración de fluidos, 1700. El filtro de aire, 1722, en algunas realizaciones, está acoplado a un drenaje automático, 1726, con el fin de eliminar la humedad del aire. En algunas realizaciones, el secador de aire, 1724, es un secador de aire de tipo membrana y requiere una purga de secador, 1728, para su operación. Un primer regulador de aire, 1730, se sitúa después del secador de aire, 1724. En algunas realizaciones, el primer regulador de aire, 1730, se ajusta a alrededor de 56 PSIG. Una válvula, 1732, se sitúa después del primer regulador de aire, 1730. La válvula, 1732, puede ser una válvula de tipo solenoide y se puede controlar por un controlador de sistema de administración de fluidos, 1734. Además, la válvula, 1732, puede incluir un mecanismo de realimentación que indica al controlador, 1734, la posición de la válvula, 1732. Puede ser ventajoso en algunas realizaciones asegurar de manera redundante que la válvula, 1732, esté en la posición correcta y que esté presente aire durante el tratamiento. En tales casos, se incluye un sensor de aire, 1736, en comunicación fluídica con el sistema de administración de fluido, 1700, después de la válvula, 1732, y en comunicación eléctrica con el controlador, 1734. En algunas realizaciones, el sensor de aire, 1736, está un conmutador de aire normalmente abierto que se cierra a alrededor de 25 PSIG. El sistema de administración de fluidos, 1700, finalmente administra el aire a uno o más orificios, 1738, donde se inyecta, 1740, y dirige hacia una región de tratamiento. Ejemplos de fluidos típicamente administrados por el sistema de administración de fluidos, 1700, incluyen fluidos comprimibles tales como: aire, nitrógeno y helio (para una limpieza impecable).

Otra realización de un sistema de administración de fluidos, 1800, que en algunas realizaciones administra un fluido líquido se describe con referencia a la Fig. 18, y es conceptualmente similar a un sistema de inyección de combustible. Se proporciona un almacén de fluido, 1802, en comunicación fluídica con una bomba, 1804. La bomba presuriza el fluido aguas abajo de ella. Un regulador, 1806, controla la presión del fluido. Después del regulador, 1806, se sitúa una válvula de alta velocidad, 1808, para controlar el flujo de fluido que sale de uno o más orificios, 1810. Un ejemplo de la válvula de alta velocidad, 1808, es una válvula de la serie VHS de The Lee Company de Westbrook, CT. La válvula de la serie VHS es capaz de velocidades de operación de hasta 1200 Hz. La válvula de alta velocidad, 1808, se controla por un controlador, 1812. En algunas realizaciones, el controlador, 1812, controla además la generación de pulsos de láser mediante un láser, 1814. En algunas realizaciones, el controlador, 1812, se configura para administrar uno o más chorros de fluido y pulsos de láser de manera asíncrona, con el fin de evitar la interacción entre el pulso de láser y el fluido. En algunas realizaciones, el controlador 1812 comprende un controlador de sistema de fluidos, 1812A, y un controlador de láser 1812B. En donde, el controlador del sistema de fluidos, 1812A, controla generalmente solo el sistema de fluidos, 1800, y el controlador de láser, 1812B, controla generalmente solo la fuente de láser, 1814, y el sistema de fluidos y los controladores de láser, 1812A - 1812B, están sincronizados. Las velocidades de repetición para pulsos de láser o chorros de fluidos están en algunas versiones entre 20 y 2000 Hz, y típicamente alrededor de 200 Hz. Los fluidos típicamente administrados por el sistema de administración de fluidos, 1800, incluyen fluidos no comprimibles, tales como: agua y alcohol.

En algunas realizaciones, se emplean ambos de los sistemas de administración de fluidos descritos con referencia a las Figs. 17 y 18 o se implementa un sistema híbrido que incorpora componentes o diseños de cada sistema. En algunas realizaciones, aditivos tales como fluoruro, xilitol, sabores naturales y artificiales, peróxido de hidrógeno, agentes desensibilizantes, y quitosano se pueden incluir en un fluido dirigido por el sistema de administración de fluidos. Los aditivos pueden aumentar aún más la eficacia del tratamiento en el caso del fluoruro, o aumentar la experiencia del paciente en el caso de sabores naturales o artificiales. En algunas realizaciones, el fluido comprende un colorante para ayudar en la diferenciación entre tejido duro dental tratado y no tratado.

En diversas realizaciones, el sistema de administración de fluidos descrito en la Fig. 17 y/o la Fig. 18 se puede configurar de manera que, en lugar de dirigir un fluido presurizado sobre la superficie de tratamiento, genere un diferencial de presión negativa, de manera que el fluido ambiental (por ejemplo, aire) que rodea el diente se aspire sobre el diente, lo que puede causar un enfriamiento por convección de la superficie de tratamiento. En tales realizaciones, el compresor de aire 1706 de la Fig. 17 y/o la bomba 1804 de la Fig. 18 se pueden sustituir con una fuente de vacío que, cuando se activa, puede generar el diferencial de presión negativa. En algunos casos, el diferencial de presión negativa puede hacer que el aire se aspire a través de la superficie del diente hacia una boquilla u otro orificio de una pieza de mano de tratamiento con láser, situada ventajosamente cerca de la superficie de tratamiento. En diversas adaptaciones, una vez que el aire se aspira hacia la boquilla, se puede dirigir a través de algunos o todos de los demás componentes de administración de fluidos descritos anteriormente (por ejemplo, válvulas, reguladores, etc.), pero a la inversa. En otras adaptaciones, se pueden excluir algunos o todos de los demás componentes de administración de fluidos y el aire aspirado se puede dirigir simplemente a través de una línea de flujo a un tanque de almacenamiento o a una salida. En algunos casos, el aire aspirado se puede dirigir hacia un compresor o un expansor y usar además como fluido de trabajo dentro del sistema.

Solución de identificación de tratamiento

En algunas implementaciones que no forman parte de la invención reivindicada, se puede usar un colorante para abordar el problema N° 4.) Indicación de tratamiento con láser. Por ejemplo, con referencia a la Fig. 19A, un molar humano extraído seccionado, 1900, está completamente cubierto con TRACE Disclosing Solution N° de referencia del fabricante 231102 de Young Dental de Earth City, MO. TRACE contiene un ingrediente activo Rojo N° 28, también conocido como floxina. La floxina es un tinte rojo soluble en agua. TRACE es una herramienta odontológica común que se usa para indicar la presencia de placa en la boca. TRACE tiñe la placa con un rojo más oscuro y también tiñe las superficies de la boca que no están cubiertas por placa con un rosa más claro. Otras soluciones reveladoras de placa que se comportan de forma similar incluyen: eritrosina, o Rojo N° 3. Como soluciones reveladoras de placa, las soluciones que contienen eritrosina y floxina se ven obstaculizadas por su capacidad de teñir las superficies dentales no cubiertas por placa, así como la placa, reduciendo el contraste entre áreas con placa y áreas sin ella. Este problema ha dado lugar al uso de fluoresceína, que generalmente solamente tiñe la placa y solamente se puede ver bajo una luz UV.

Haciendo referencia ahora a la Fig. 19B, la mitad del molar humano extraído seccionado se ha tratado con un láser E-150i, en ajustes subablativos para la eliminación de carbonato y el tratamiento de resistencia a los ácidos. Una clara distinción es visible entre la superficie tratada, 1902, a la izquierda y la superficie no tratada a la derecha, 1904.

La presencia de una solución reveladora durante el tratamiento con láser se ha demostrado que no altera significativamente la eficacia del tratamiento con láser según se mide por la eliminación de carbonato (FTIR-ATR). Una película es una capa sobre el tejido duro dental dentro de la boca. La película está formada por la saliva dentro de la boca y está compuesta de glicoproteínas, incluyendo proteínas ricas en prolina y mucinas. La tinción de glicoproteínas y mucinas es bien conocida en la técnica de la tinción biológica y la tinción histológica. Se puede usar un colorante que tiñe la película que cubre el tejido duro dental que se trata. Ejemplos de colorantes de película incluyen: Bismarck brown Y que tiñe de amarillo las mucinas ácidas, el tinte Mucicarmine que se usa actualmente en cirugía para detectar la presencia de mucinas, así como colorantes y tintes alimentarios. También se puede usar un colorante que se adhiera a la película.

Durante el tratamiento con láser, se extirpa la película, la placa y la biopelícula que cubren el tejido duro dental. Esto ocurre porque el tratamiento requiere que la temperatura de la superficie del tejido duro dental se eleve momentáneamente entre alrededor de 400 grados Celsius y 1200 grados Celsius. Por lo tanto, los colorantes que actúan sobre la película o se adhieren a la película se eliminan durante el tratamiento. La temperatura necesaria para la eliminación de una parte de la película, placa o biopelícula está típicamente por encima de 100 grados Celsius. Por ejemplo, los autoclaves dentales destinados a eliminar o esterilizar fluidos orales operan típicamente entre 121 -132 grados Celsius.

En este caso, para el tratamiento con láser, se aplica un colorante a todas las superficies de tejido duro dental en la boca del paciente. Y se usa un sistema de láser dental con los parámetros apropiados (ver anteriormente) para tratar todas las superficies de tejido duro teñidas en la boca del paciente. A medida que se trata una región de tratamiento teñida, el colorante se elimina devolviendo la superficie a su color natural. El tratamiento con láser continúa hasta que todas las superficies de tejido duro dental se devuelven a su color natural.

Como se describió anteriormente, el tratamiento con láser preventivo de 8 a 12 um eleva la temperatura de la superficie local del esmalte, de manera que se eliminen diversas biopelículas, incluyendo: sarro, cálculo y película. Haciendo referencia a la Fig. 8B, el esmalte bajo gran aumento muestra “escamas” que se cree que son las partes superiores de las varillas de esmalte, que comprenden el esmalte dental. La estructura del esmalte de un diente es claramente visible en parte, porque la biopelícula y cualquier capa de barrillo dentinario adicional del devastado, se han eliminado de la superficie del diente. Después del tratamiento con láser, se puede decir que el esmalte tiene una superficie expuesta, que en gran parte está libre de biopelículas. La superficie del esmalte expuesta se puede tratar con un agente de blanqueamiento después de que se hayan eliminado, en cierta medida, las biopelículas. El agente de blanqueamiento típicamente contendría del 1 al 60% de peróxido de hidrógeno, con o sin un agente ópticamente activado añadido. La longitud de onda de activación óptica se puede proporcionar para varios agentes de activación de blanqueamiento desde una fuente con un intervalo espectral amplio, por ejemplo, entre 200 nm y 20 um. El peróxido de hidrógeno se descompone en un radical de oxígeno que elimina el colorante en el esmalte. Con la biopelícula y la capa de película generalmente eliminadas con el tratamiento con láser, el agente de blanqueamiento se puede aplicar más directamente a la superficie de esmalte eliminando más colorantes. La composición del agente de blanqueamiento puede variar y seguir siendo eficaz, en la medida que la principal ventaja no es la composición real del agente de blanqueamiento, sino la aplicación del agente de blanqueamiento directamente sobre una superficie expuesta del esmalte. El pH de un agente de blanqueamiento típicamente se formula lo más cerca posible de 7 (neutro, no ácido). Se puede emplear un agente de blanqueamiento neutro, porque el esmalte dental a un blanqueador ácido generalmente da como resultado erosión.

Se puede aplicar un tratamiento con fluoruro a la superficie de esmalte expuesta después del tratamiento con láser. Se sabe en la técnica que los tratamientos con fluoruro aumentan la resistencia del diente a las caries y también, en cierta medida, a la erosión. Una absorción de fluoruro se aumenta a través de la aplicación de fluoruro directamente a la superficie de esmalte expuesta. El tratamiento con fluoruro comprende un barniz de fluoruro, tal como: Barniz Embrace de Pulpdent de Watertown, MA. El barniz Embrace comprende un 5% de fluoruro de sodio con calcio, fosfato y xilitol.

Especificaciones de tratamiento ejemplares

Algunas realizaciones de un sistema de láser dental para tratamiento tienen especificaciones según la Tabla 5 a continuación:

Tabla 5: Especificaciones del sistema de láser

Algunas realizaciones de tratamiento tienen especificaciones de rendimiento según la Tabla 6 a continuación:

Tabla 6: Especificaciones de rendimiento de tratamiento

Control láser de bucle cerrado

Como se esbozó anteriormente, el tratamiento con láser para resistir la disolución ácida requiere que la energía de láser se suministre dentro de un intervalo terapéutico (Problema N° 2). Se sabe que los láseres de CO2 que producen longitudes de onda muy adecuadas para el tratamiento varían en potencia promedio y energía por pulso. Los fabricantes de láseres de CO2 producen láseres solamente dentro de amplias especificaciones de potencia promedio, y los láseres de CO2 individuales variarán en potencia promedio durante su uso. Por lo tanto, es ventajoso para un sistema de láser y un método para tratar tejido dental duro controlar la potencia promedio, o la energía por pulso del láser.

Haciendo referencia ahora a la Fig. 20, se describe un medidor de salida de láser, 2001. El medidor de salida de láser, 2001, tiene un puerto de pieza de mano, 2002, en el que se puede insertar una pieza de mano de un sistema de láser (no mostrado). El medidor de potencia de láser, 2001, está configurado para asegurar la pieza de mano insertada y dirigir una salida de la pieza de mano hacia un sensor, 2003. Según algunas realizaciones, el sensor, 2003, comprende un detector de potencia de láser tal como: El PRONTO-250-PLUS de GenTec-EO de Quebec, QC, Canadá. El PRONTO-250-PLUS es muy adecuado para mediciones de potencia en el intervalo de 0,1 - 8,0 W. El PRONTO-250-PLUS ofrece una precisión de /- 3% (en comparación con /- 5% ofrecido normalmente por los medidores de potencia de láser de este tipo).

Con el fin de usar el medidor de salida de láser, 2001, un médico coloca una pieza de mano en el puerto de pieza de mano, 2002, y dispara un láser a una velocidad de repetición y duración de pulso conocidas. El sensor, 2003, mide e informa de una potencia de salida promedio real. Luego, el médico varía la velocidad de repetición o la energía del pulso del láser hasta que se logra una lectura de potencia promedio deseada. En algunas realizaciones, la duración del pulso varía mientras que la velocidad de repetición se mantiene generalmente constante. En estas realizaciones, un cambio en la potencia de salida promedio corresponde a un cambio en la energía del pulso. Como se describió anteriormente, en algunas realizaciones, la energía del pulso se debe controlar con el fin de proporcionar la energía del láser dentro de un intervalo terapéutico (Problema N° 2). Una vez que el sensor de láser, 2003, informa de una potencia de salida de láser promedio deseada, el médico comienza el tratamiento.

En la Fig. 21A-B se ilustra otra realización de control de láser de bucle cerrado que emplea un sensor de láser integrado, 2102. La Fig. 21A representa un conjunto óptico, 2104, adaptado para aceptar un haz de láser, 2106, a través de una abertura de entrada, 2108, y alinear el haz de láser en un brazo articulado, 2110. Dentro del conjunto óptico, 2104, el haz de láser, 2106, se redirige por un primer reflector, 2112, y un segundo reflector, 2114. En algunas realizaciones, un subconjunto óptico, 2116, actúa sobre el haz de láser, 2106. Según algunas realizaciones, el primer reflector, 2112, es parcialmente transmisivo, de manera que una parte de haz de láser, 2118, pueda pasar a través del primer reflector, 2112, y se pueda dirigir hacia el sensor de láser integrado, 2102. Según algunas realizaciones, los primeros reflectores “captan” alrededor del 1% del haz de láser, 2106, y la parte de haz de láser, 2118, tiene una potencia que es de alrededor del 1% de la del haz de láser, 2106. El sensor de láser integrado, 2102, mide por lo tanto una parte de haz de láser, 2118, que es representativa del haz de láser, 2106. El sensor integrado, 2102, por lo tanto, es muy adecuado para medir variaciones en la potencia del láser durante un tratamiento en tiempo real o casi en tiempo real.

La Fig. 21B ilustra una sección transversal de un sensor de láser integrado, 2102, según algunas realizaciones. Una parte de haz de láser, 2118, se acciona por un filtro ND, 2120. El filtro ND puede reflejar una parte de haz de láser, 2122, no usada. Un filtro ND ejemplar transmite una parte de haz de láser, 2124, medible que tiene una potencia entre el 0,30% y el 0,17% de la de la parte de haz de láser, 2118. La parte de haz de láser, 2124, medible irradia un fotodetector, 2126. En algunas realizaciones, el fotodetector, 2126, comprende uno de: un sensor de telururo de mercurio y cadmio (MCT), un sensor PowerMax Pro de Coherent (patente de EE. UU. N° 9.059.346) y un sensor de indio, arsénico y antimonio (IAA).

La Fig. 22A representa la operación de un sensor de láser integrado como se emplea por algunas realizaciones. Los láseres de CO2 típicos se controlan por una señal de desencadenamiento, 2202, y comienzan un pulso de láser después de un desplazamiento, 2204. Una señal de láser, 2206, se detecta por el sensor de láser integrado. La señal de láser, 2206, se muestra en un gráfico que tiene el tiempo, 2208, en un eje horizontal común y la potencia pico, 2210, en un eje vertical. Los láseres de CO2 típicos producen un pulso de láser que se parece a una aleta de tiburón, que tiene un borde ascendente, 2212, y un borde descendente, 2214. Según algunas realizaciones, la señal, 2206, del sensor de láser integrado se filtra para producir una señal de duración de pulso digital, 2216, lo cual es cierto solamente durante el borde de subida, 2212. Un tiempo de subida, 2218, es igual a una duración de tiempo en que la señal de duración de pulso digital es verdadera, y también es una representación medida de una duración de pulso óptico del láser. Según algunas realizaciones, la realimentación del sensor de láser integrado se usa para controlar la duración de un pulso óptico.

Haciendo referencia ahora a las Figs. 23A-B, se emplea un sensor de potencia integrado según otra realización. Haciendo referencia a la Fig. 23A, una señal de láser, 2302, se proporciona por el sensor de potencia integrado. Un primer comparador, 2304, compara la señal de láser, 2302, con un umbral de potencia mínimo, 2306. El umbral de potencia mínimo, 2306, es un valor de potencia que es típicamente una cantidad medible más pequeña. El primer comparador, 2304, y el inversor, 2307, emiten una primera señal del comparador, 2308, que es digital y tiene un valor verdadero solamente cuando la señal de potencia de láser, 2302, es mayor que el umbral de potencia mínima, 2306. La señal de láser, 2302, se proporciona además a un segundo comparador, 2310, que lo compara con un umbral de potencia máxima, 2312. El segundo comparador, 2310, emite una segunda señal de comparador, 2314, que es digital y verdadera solamente cuando la señal de láser, 2302, es mayor que el umbral de potencia máxima, 2312. La primera y segunda señales del comparador, 2108 y 2314, entran en la puerta and, 2316. La puerta and, 2316, está en comunicación con un cierre, 2318, de manera que cuando ambas de la primera y segunda señales del comparador son verdaderas, una conexión, 2320, se abre y se mantiene abierta. La conexión, 2320, está situada dentro de la comunicación eléctrica, entre un controlador de láser, 2322, y un láser, 2324, de manera que cuando la conexión, 2320, está abierta, se interrumpe una señal de desencadenamiento de láser, 2326. En algunas realizaciones, el controlador de láser, 2322, comprende además un sistema de despeje, 2328, que desbloquea el cierre, 2318, entre medias de los pulsos de láser. La Fig. 23B muestra la señal de láser, 2302, con un eje vertical, 2330, que representa una potencia pico. La Fig. 23B también muestra la primera señal de comparador, 2308, la segunda señal de comparador, 2314, y la señal de desencadenamiento de láser, 2326, todas en un eje horizontal, 2332, común que representa el tiempo. Según algunas realizaciones, la señal de láser, 2302, se integra con el tiempo para proporcionar una señal de energía, 2334. La señal de energía, 2334, se puede usar en un circuito similar para interrumpir la señal de desencadenamiento de láser, 2326, una vez que la señal de energía alcanza un umbral de energía de pulso prescrito. Además, en algunas realizaciones, la señal de energía, 2326, se usa para medir una energía total por pulso.

La Fig. 24 representa el rendimiento de otra realización más que emplea un sensor de láser integrado. La realización descrita con referencia a la Fig. 24 es similar a la de la Fig. 23A, pero sin el cierre 2418, después de la puerta and 2416. Según esta realización, una señal de desencadenamiento de láser, 2402, no se interrumpe permanentemente una vez que una señal de láser, 2404, supera un umbral de potencia máxima, 2406. En su lugar, la señal de desencadenamiento de láser, 2402, se interrumpe momentáneamente, y después de un período de histéresis, 2408, la señal de desencadenamiento de láser no se interrumpe. El resultado de este modo de operación es una señal de láser, 2404, que está limitada en altura (potencia) según el umbral de potencia máxima. Como se describió anteriormente, la señal de láser, 2404, se puede integrar para proporcionar una energía de pulso, 2410, medida. Según algunas realizaciones, la duración total del pulso, 2412, de la señal de desencadenamiento, 2402, se controla según la energía de pulso medida.

Una descomposición axiomática del diseño para un método y sistema de tratamiento con láser preventivo se esboza a continuación en la Tabla 7. Las limitaciones del sistema adicionales pueden influir aún más en el diseño. Por ejemplo, los láseres Coherent E-150i típicamente se deben operar con una duración de pulso óptico de 5 microsegundos o más.

Tabla 7: Descomposición axiomática del diseño

A continuación se muestra una matriz de acoplamiento del tratamiento con láser (DP0):

Habiendo descrito en la presente memoria realizaciones ilustrativas, las personas con experiencia ordinaria en la técnica apreciarán otras diversas características y ventajas de la invención aparte de las descritas específicamente anteriormente. Por lo tanto, se debería entender que lo anterior es solamente ilustrativo de los principios de la invención, y que se pueden hacer diversas modificaciones y adiciones por los expertos en la técnica sin apartarse del alcance de la invención. El alcance de la invención está definido por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (14)

REIVINDICACIONES

1. Un sistema (100) para tratar un tejido duro dental para resistir la disolución ácida, el sistema que comprende: una fuente de láser de CO2 (712) configurada para generar un haz de láser pulsado que tiene una longitud de onda en un intervalo de 8 a 12 micras;

al menos una óptica (716, 720, 724) en comunicación óptica con la fuente de láser, la al menos una óptica (716, 720, 724) adaptada para definir un ancho y enfoque de haz de láser (710) el haz de láser en o cerca de una ubicación en una superficie del tejido duro dental; y

un controlador (1812, 2322) configurado para controlar la energía del pulso en base al ancho de haz definido, de manera que los pulsos de haz de láser tengan un perfil de fluencia en un foco que tiene:

una fluencia local máxima hasta una fluencia de umbral superior de 1,5 J/cm2, la fluencia de umbral superior definida como una fluencia mínima que causa una modificación de la superficie del tejido duro dental, y

al menos otra fluencia local mayor que una fluencia de umbral inferior de más de 0,7 J/cm2, la fluencia de umbral inferior definida como una fluencia que causa al menos uno de (i) un aumento mínimo en la resistencia a la disolución ácida del tejido duro dental y (ii) una disminución mínima en la cantidad de carbonato de la superficie del tejido duro dental; y

un sistema de guía de haces (726) dispuesto debajo del haz de al menos una óptica y adaptado para:

(i) dirigir el primer pulso de haz de láser del haz de láser pulsado que tiene dicho perfil de fluencia a una ubicación inicial dentro de una región de tratamiento del tejido duro dental, de manera que la temperatura de la superficie de la ubicación inicial se eleve desde una temperatura de la superficie inicial a una temperatura de la superficie elevada de 300 a 1800 grados Celsius durante el primer pulso de haz de láser como resultado del perfil de fluencia del pulso de haz de láser, la temperatura elevada que está por debajo de un umbral de temperatura superior definido como una temperatura mínima que causa dicha modificación de la superficie del tejido duro dental; y

(ii) a partir de entonces, dirigir uno o más pulsos de láser intermedios del haz de láser generado por la fuente de láser a una o más ubicaciones intermedias dentro de la región de tratamiento; y

(iii) después de (i) y (ii), dirigir otro pulso de láser del haz de láser a la ubicación inicial después de un período de enfriamiento durante el cual el enfriamiento de la ubicación inicial hace que la diferencia entre la temperatura de la superficie y la temperatura de la superficie inicial sea menor o igual que el 50% de la temperatura elevada.

2. El sistema de la reivindicación 1, en donde el perfil de fluencia comprende además al menos uno de un perfil gaussiano, un perfil casi gaussiano y un perfil de sombrero de copa; y/o en donde la fuente de láser produce un haz de láser que tiene una longitud de onda en un intervalo de 9 a 10 micras, o de 10 a 11 micras.

3. El sistema de la reivindicación 1 o 2, en donde el controlador está adaptado para controlar al menos una duración de pulso, una potencia de entrada de láser promedio y una potencia de salida de láser promedio, para controlar la energía del pulso.

4. El sistema de cualquier reivindicación anterior, en donde los pulsos de haz de láser comprenden una duración de pulso en un intervalo de 0,1 a 1000 o de 0,1 a 100 microsegundos; y/o una energía del pulso en un intervalo de 0,05 a 100 mJ.

5. El sistema de cualquier reivindicación anterior, en donde la ubicación comprende un ancho en un intervalo de 0.1 a 10 milímetros.

6. El sistema de cualquier reivindicación anterior, que comprende además un sistema de fluidos (1700) para dirigir un fluido para que fluya a al menos uno de sobre y a través de la ubicación en el tejido duro dental; y, opcional o preferiblemente, en donde el fluido comprende:

al menos uno de aire, nitrógeno y agua; o

un liquido; o

un fluoruro; o

un fluido comprimible y, opcionalmente, en donde el sistema de fluido comprende además un elemento de expansión de fluido.

7. El sistema de la reivindicación 6, que comprende además un control de fluidos (1812A) que controla el sistema de fluidos, de manera que el fluido se dirija a al menos uno de sobre y a través de la ubicación en el tejido duro dental de manera asíncrona con el pulso de haz de láser o concurrentemente con el pulso de haz de láser.

8. El sistema de las reivindicaciones 6 o 7, que comprende además:

un controlador de flujo para ajustar un caudal del fluido suficiente para disminuir la temperatura de la superficie de la ubicación a una temperatura disminuida mientras que no se dirige ningún pulso de haz de láser hacia la ubicación, en donde la suma de la temperatura disminuida y la cantidad de aumento de temperatura es como máximo igual a la temperatura elevada; y, opcional o preferiblemente, en donde el fluido comprende aire comprimido, y el caudal está en un intervalo de 1 litro estándar por minuto a 100 litros estándar por minuto.

9. El sistema de la reivindicación 6, en donde el sistema de fluidos comprende una fuente de vacío adaptada para generar un diferencial de presión negativa que hace que el fluido fluya a través del tejido duro dental.

10. El sistema de cualquier reivindicación anterior, en donde la temperatura de la superficie inicial está en un intervalo de 20 a 40 grados Celsius; y/o en donde el período de enfriamiento es de al menos 500 microsegundos.

11. El sistema de cualquier reivindicación anterior, en donde la una o más ubicaciones intermedias no se superponen a la ubicación inicial; o en donde la una o más ubicaciones intermedias se superponen a la ubicación inicial en no más de una cantidad umbral especificada y, opcionalmente, en donde la cantidad umbral especificada es una función de al menos uno de la energía del pulso de láser y el ancho de haz de láser.

12. El sistema de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, en donde el sistema de guía de haz (726) está configurado además para dirigir el haz de láser pulsado a ubicaciones respectivas en el tejido duro dental, de manera que:

un primer pulso de haz de láser se dirija a una primera ubicación, y

otro pulso de haz de láser se dirija a otra ubicación separada de la primera ubicación por una separación basada en el ancho de haz de láser; y, opcional o preferiblemente, en donde la separación se basa además en un ancho de fluencia terapéutica.

13. El sistema de cualquier reivindicación anterior, que comprende además un sensor de energía de láser (2003, 2102) adaptado para medir una energía de al menos una parte de los pulsos de haz de láser; y en donde el controlador está configurado para controlar la fuente de láser en respuesta a la energía medida, de manera que los pulsos de haz de láser tengan el perfil de fluencia en el foco; y, opcional o preferiblemente:

en donde el sensor de energía de láser comprende al menos uno de un sensor de arseniuro de indio, un sensor de telururo de mercurio y cadmio, una termopila, un fotodiodo y un fotodetector; y/o

en donde el sistema comprende además un captador de haz adaptado para dirigir la parte de los pulsos del haz de láser hacia el sensor de energía de láser y, opcionalmente, en donde el captador de haz comprende al menos uno de un filtro de densidad neutra reflectante, un espejo parcialmente transmisivo y un combinador de haces, y/o se selecciona en base a un umbral de daño del sensor de energía de láser.

14. El sistema de cualquier reivindicación anterior, que comprende además un sistema de administración de postratamiento adaptado para aplicar una solución de postratamiento al tejido duro dental; y, opcional o preferiblemente, en donde la solución de postratamiento comprende al menos uno de peróxido de hidrógeno, fluoruro, quitosano, xilitol, calcio y fosfato.