JP2007330799A

JP2007330799A - 近赤外微生物除去レーザーシステム

Info

Publication number: JP2007330799A
Application number: JP2007182640A
Authority: JP
Inventors: Eric Bornstein; ボーンステイン，エリック
Original assignee: NOMIR MEDICAL TECHNOLOGIES Inc
Current assignee: NOMIR MEDICAL TECHNOLOGIES Inc
Priority date: 2007-06-14
Filing date: 2007-06-14
Publication date: 2007-12-27

Abstract

【課題】ヒト医療および歯科学、獣医学医療、水の精製、農業、および軍事シナリオにおいて、最小の熱堆積をともなう細菌破壊のための二重波長ダイオードレーザー組み合わせを提供する。
【解決手段】低赤外線電磁スペクトルにおける二重波長レーザーエネルギーは、細胞内細菌発色団による光エネルギーの直接的選択的吸収による光損傷の光学的相互作用を経由して細菌を破壊する。この二重波長レーザーシステム２２は、最大の細菌除去を達成するために発せられ得る２つの別個のダイオードレーザー範囲（８７０ｎｍダイオードアレイおよび９３０ｎｍダイオードアレイ）を含む光学的アセンブリを含む。上記２つの別個のダイオードアレイは、２つのレーザー照射を同時に、交互に、または多重化して送達する。
【選択図】図１ａ

Description

（発明の分野）
本発明は、細菌の現場を離れたおよび現場での破壊に、そして、より詳細には、医療手術部位、歯科手術部位、および獣医学手術部位、ならびに生物学的システムまたは関連システムにおけるその他の部位における、レーザーエネルギーによる細菌のインビボ破壊に関する。

（先行技術）
短波長赤外スペクトル（６００ｎｍ〜１０００ｎｍ）における伝統的な半導体ダイオードレーザーは、生物学的システムにおけるメラニンおよびヘモグロビンに対する優先的な吸収曲線のために、医学、歯科学、および獣医学科学において種々の目的のために用いられている。それらは、生物学的システムの外側の滅菌のために、全くではないにしろほとんど用いられていない。

水中の短波長の赤外線ダイオード光エネルギーの乏しい吸収のため、生物学的組織における低赤外線貫通は、より長い赤外線波長のそれよりもはるかにより大きい。

詳細には、ダイオードレーザーエネルギーは、約４ｃｍまで生物学的組織を貫通し得る。対照的に、より高い水吸収曲線を有するＥｒ：ＹＡＧレーザーおよびＣＯ_２レーザーは、それぞれ、約１５μｍおよび７５μｍまでのみ生物学的組織を貫通する（１０，０００μｍ＝１ｃｍ）。

従って、近赤外ダイオードレーザーでは、熱堆積は生物学的組織においてかなり、より深く、そして細菌感染と戦ううえでより治療的かつ有益である。しかし、照射される生物学的部位への所望されない熱損傷を防ぐために、輝度（ジュール／ｃｍ^２）および／またはダイオードレーザーの曝露時間は最小に保たなければならない。

生物学的システムにおける近赤外ダイオードレーザーを用いる細菌細胞死滅を達成するために、先行技術は、非常に狭い治療窓（ｗｉｎｄｏｗ）によって特徴付けられる。正常なヒトの体温は３７℃であり、これは、大部分の細菌感染において迅速な細菌増殖に対応する。照射エネルギーが、生物学的システムに近赤外線ダイオードレーザーで付与されるとき、照射領域の温度は、直ぐに上昇し始め、１０℃ごとの上昇は、傷害性の生物学的相互作用を保持することを高める。４５℃では、組織の高熱があり、５０℃では、酵素活性および細胞不動化における減少があり、６０℃では、凝固を開始することをともなうタンパク質およびコラーゲンの変性があり、８０℃では、細胞膜の透過化処理があり、そして１００℃では、水および生物学的材料の蒸発がある。８０℃を超える温度の任意の有意な持続時間の事象において、（局所領域における５〜１０秒）、生物学的システムへの不可逆的な害が生じ得る。

先行技術において光熱分解（ｐｈｏｔｏｔｈｅｒｍｏｌｙｓｉｓ）（熱で誘導される死滅）により細菌を殺傷するために、細菌を含有する部位において、所定長さの時間の間に、有意な温度増加が生じなければならない。伝統的な近赤外ダイオードの光学的エネルギーを用い、処理される生物学的部位に不可逆的な熱誘導損傷を引き起こすことなく、細菌を熱的に破壊することが所望される。

（発明の要旨）
本発明の近赤外微生物除去レーザー（ＮＩＭＥＬ）システム、プロセスおよび製品は、二重波長の、近赤外線の、半導体ダイオードレーザーの組み合わせを利用し、好ましくは、しかし、必ずしもそうである必要はなく、統合されたコントロールを備えた単一のハウジング中にある。これらは、８７０ｎｍおよび９３０ｎｍに接近する２つの狭い範囲にある照射の放射を含む。これらは、この照射が実質的に８７０ｎｍおよび９３０ｎｍであるとき、最も有効である。これら２つの波長が相互作用的に、非イオン化光学的エネルギーおよび最小の熱堆積でＥ．ｃｏｌｉを選択的に破壊し得ることが見出された。本発明のレーザーの組み合わせは、これら波長を同時または交互に放射し、そして連続的または間欠的に、好ましくは、少なくとも１つの、チタンがドープされたサファイアで構成される超短パルスレーザー発振器を取り込む。

本発明のシステム、プロセスおよび製品は、医療および歯科手術において、および水の精製、農業において、および緊急かつ軍事的なシナリオにおいて広く適用可能である。

本発明の性質および目的のより完全な理解のために、添付の図面への参照がなされる。

（発明の詳細な説明）
本発明は、上記で導入され、そして経験的事実から一部由来する見識の組み合わせに基づき、これは以下を含む。

大部分の感染細菌は、加熱されるとき、それらの温度が約５０℃に到達するまで増殖を続け、その際にそれらの増殖曲線は穏やかになる。

約６０℃では、細菌の増殖は、最も強い細菌の好熱菌の事例を除き、終わりになる。

約６０℃〜約８０℃の範囲は、一般に、細菌の死滅に必要な時間依存的曝露として受容されている。

それ故、先行技術においては、処置されている生物学的部位への不可逆的な熱誘導損傷（５秒以上）なくして伝統的な近赤外ダイオードレーザー（６０℃〜８０℃）からの熱で細菌を破壊する非常に狭い窓（ｗｉｎｄｏｗ）の治療的機会が存在している。

本発明の二重波長の半導体近赤外ダイオードレーザーシステムは、照射される部位における最小の熱堆積とともに細菌の破壊のために特に設計されている。本発明の波長の組み合わせが、細胞内細菌発色団において、レーザーエルネギーの吸収によって選択的に生成される毒性の一重項酸素反応の相互作用の結果として、Ｅ．ｃｏｌｉのような細菌細胞を破壊し得ることが見出されてきた。これらの発色団は、近赤外スペクトル中の約８７０ｎｍおよび９３０ｎｍである波長に図らずも特異的である。

連続的な波の、またはパルス化近赤外ダイオードレーザーでの先行技術に通常ともなう有意な熱堆積なくして、照射された組織および周辺領域の所望されない高熱を最小にしながら、細菌が選択的に破壊され得る。本発明のシステム、プロセスおよび製品は、いわゆる光学的細胞捕捉および光学的ピンセット（ｔｗｅｅｚｅｒ）の技法とともに実施された調査に由来する事実の研究に基づく。

光学的ピンセットは、（細胞生物学のために生成された）近赤外をベースにした光学的トラップであり、これは、種々の原核生物種および真核生物種の単一細胞を、顕微鏡下でそれらを生存かつ機能的に維持しながら保持かつ研究するために、単に、非常に低出力の赤外レーザービームを用いる。この手順が、近赤外レーザーエネルギー用いて行われるとき、一般的に、強い熱堆積が生じる。単一細胞を熱分解によってそれを殺傷することなく、その場に「保持する」目的を達成するために、レーザーエネルギーは、１００ミリワットの下のエネルギーまで低減されなければならない。それによって、この細菌は、５分間の期間またはより長く生存を維持され得る。

調整可能なＴｉ：サファイアレーザーを用いる的確な研究において、Ｎｅｕｍａｎ（ＢｉｏｈｙｓｉｃａｌＪｏｕｒｎａｌ、７７巻、１９９９年１１月）は、この非常に低いレーザー出力でさえ、細菌死滅の供給源として直接加熱（熱分解）を妨げ、近赤外スペクトルにおける２つの別個の、かつ２つのみの別個の波長があり、これらは、Ｅ．ｃｏｌｉ細菌に対してそれらの致死的影響のため、光学的捕捉のために連続的に使用されることができないことを見出した。これらの波長は、８７０ｎｍおよび９３０ｎｍである。Ｎｅｕａｍｎは、この２つの波長８７０ｎｍおよび９３０ｎｍが（近赤外スペクトル中のすべてのその他とは対照的に）、研究されている細菌を透過しないことを見出した。

彼は、この２つの波長が、多分、１つ以上の特定の細胞内細菌発色団または色素の吸収を通じて媒介される線形の１つの光子プロセスと相互作用すると仮定した。彼はさらに、細菌に対するこの光損傷（熱損傷ではない）の１つの光子プロセスは、短く作用する一重項酸素種に対する臨界的役割、または細胞損傷経路における原因として反応性酸素種を意味すると結論付けた。

従って、本発明のシステム、プロセスおよび製品は、以下の一般的考慮によって特徴付けられる。

本発明は、ヒト医療および歯科学、獣医学医療、水の精製、農業、および軍事シナリオにおいて、最小の熱堆積をともなう細菌破壊のための二重波長ダイオードレーザー組み合わせを提供する。

任意の医療システム、生物学的システム、軍事システムまたは産業システムで用いられるとき、ダイオード発振器のこの組み合わせは、単独またはともに多重化されて用いられ得、照射される部位で最大の細菌死滅率をなす。

種々の実施形態において、両方のダイオードレーザー発振器からのエネルギーは、好ましくは、照射される部位で最大の細菌死滅率をなす共通の光学的経路に沿って、単独または多重化のいずれかで伝達される。

特定の代替の実施形態では、両方のダイオードレーザー発振器からのエネルギーは、複数の光学的経路を通って、別個に、同時にまたは交互に送達される。

本発明によれば、約８７０ｎｍおよび９３ｎｍとして選択されたレーザー波長が、それぞれ、優勢に（１）８６５ｎｍ〜８７５ｎｍおよび（２）９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの波長範囲内にあることが重要である。

光学的ピンセット手順によって先行技術で示唆されたように、この８７０ｎｍと９３０ｎｍ波長を避ける代わりに、本発明のレーザーシステムおよびプロセスは、これらを選択的に組み合わせる。照射される部位におけるより少ない熱堆積により、かなり拡大された治療窓の機会がレーザーの操作者に利用可能である。要するに、本発明の組合された波長は、細菌破壊を行う先行技術の手順が行うより少ないエネルギーを使用し、すなわち、本発明で用いられる光学的エネルギーは、先行技術で用いられる熱エネルギーより少ない。

本発明の二重波長の組み合わせの医療、歯科または獣医学適用としては、凝固、組織蒸発、組織切断、選択的光ダイナミック療法、および介在性熱治療、および選択的細菌破壊が挙げられるが、これらに限定されない。

（図１ａ〜３ｂ：二重波長システム）
細菌歯科部位において細菌を破壊するためのレーザーシステムは、図１ａ〜３ｂに、ハウジング２０およびレーザーシステム２２を備えるとして示される。このハウジング内には、８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にある照射３０の選択的放射、および９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの第２の波長範囲にある照射３２の選択的放射を生じるためのレーザー発振器サブシステム２６、２８がある。代替の実施形態では、一群のレーザー発振器が、本発明に従って、直列に採用され得ることが理解されるべきである。この照射は、光学的チャネル３４を通ってヘッド３６に伝播され、この光学的チャネルを通って細菌部位までこの照射の送達を可能にする。

種々の送達システムにおいて、この送達は、図２ａに３８で示されるように分散されるか、または図２ｂに４０で示されるように焦点あわせされる。図３ａおよび３ｂにその一部が示される別のバージョンでは、このレーザー発振器は、４２におけるように、ハウジング２０の外側に展開され、４４におけるように多重化され、４６におけるように同軸ケーブルを経由して伝達され、４８におけるように多重化を解かれ、そして５０におけるようにハウジングを経由して送達される。同軸ケーブル４６は、ガラスファイバー４７およびクラッディング４９を含むとして図３ｂに物理的形態で示される。

（図４ａ、４ｂ、５および６：プロセス）
本発明の１つのプロセスは、図４ａに、５２におけるように病気の組織を位置決めする工程、５４におけるように８７０ｎｍのレーザー照射に組織を曝す工程、５６におけるように９３０ｎｍ照射に組織を曝す工程、および５８におけるように所望の変化が観察または培養されるまで２つの照射を交互する工程を含むとして示される。

本発明の別のプロセスは、図４ｂに６０におけるように病気の組織を位置決めする工程、この病気の組織を、６２における８７０ｎｍのレーザー照射および６４における９３０ｎｍのレーザー照射に同時に曝す工程、およびこの照射を、所望の変化が観察または培養されるまで維持する工程を含むとして示される。

一般的に、図５に示されるように、この２つの波長は、発色団６８を活性化し、病気の部位における発色団を活性化し、そして次に７０においてこの発色団と協働し、細菌を破壊する。

このプロセスは、図６におけるように広範に適用し得、ここで、本発明の２つのレーザー波長は、歯７３と歯ぐき７５との間で歯周ポケット７２として知られる有害な生態学的隙間の治療処置において、６００μｍの光ファイバーチャネル７１を通って伝達され、細菌除去を達成し、そして抗生物質の使用を制限する。

（実施例Ｉ）
先行技術の文献（Ｎｅｕｍａｎ、ＢｉｏｐｈｙｓｉｃａｌＪｏｕｒｎａｌ、７７巻、１９９９年１１月、前述）は、共焦点顕微鏡法の間に調整可能なＴｉ：サファイアレーザーからの８７０ｎｍおよび９３０ｎｍの照射が、Ｅ．ｃｏｌｉにおける７倍の死滅率を生成したことを報告している。本明細書の発明者によるこの情報の注意深い研究は、以下の結論に至った。この８７０ｎｍおよび９３０ｎｍ波長を除いて、文字通り、上記に記載の毒性の一重項酸素反応を引き起こすために、出力密度（輝度）が最も重要なパラメーターである。これは、以下の式を用いて算出され得る：出力密度（Ｗ／ｃｍ^２）＝全出力（Ｗ）×スポットサイズ（ｃｍ^２）。この関係を用い、少なくとも１００ｍＷおよびスポットサイズの調節で、必要な細菌密度が到達され得ると算出される。上記毒性の一重項酸素反応は、出力密度曲線に従って起こると考えられる。それは、出力を増加することによるか（常に組織凝固電位未満）、スポットサイズを増加することによるか、または上記組織を高強度および最小サイズの設定スポットで走査することにより調節可能である。死滅率は、出力密度増加に直接比例している。必ずしもすべての細菌を殺傷する必要はない。身体の免疫系が残余を可能にするに十分な細菌を殺傷することのみが必要である。

（実施例ＩＩ）
８７０ｎｍと９３０ｎｍ照射の特有の抗細菌能力は、光の波性質、波長に基づく光子あたりのエネルギー、およびそのエネルギーが細胞に行うことを考慮する以下の等式によって表され得る：Ｅ＝ｈｆ、ここで、Ｅ＝エネルギー、ｈ＝プランク定数、およびｆ＝光の速度／波長である。Ｅ＝ｈｆは、光子の運動量を現実に記載している。換言すれば、光子の運動量は、エネルギーに直接関連する。これは、波長が短いほど、光子の運動量（エネルギー）が大きくなることを意味する。以下を考慮のこと。
紫外線波長
１）１９３ｎｍにおけるＡｒＦレーザーは、６．４電子ボルト／光子でＵＶ−Ｃを生成する（ＥＶ／光子）。

２）３０８ｎｍにおけるＸｅＣｌレーザーは、４．０ＥＶ／光子におけるＵＶ−Ａを生成する。
可視波長
１）５１４ｎｍにおけるＡｒレーザーは、２．４ＥＶ／光子を生成する。

２）６３３ｎｍにおけるＨｅ−Ｎｅレーザーは、２．０ＥＶ／光子を生成する。
赤外線波長
１）８００ｎｍにおけるダイオードレーザーは、１．６ＥＶ／光子を生成する。

２）２９４０ｎｍにおけるＥｒ：Ｙａｇレーザーは、０．４ＥＶ／光子を生成する。

３）１０６００ｎｍにおけるＣＯ_２レーザーは、０．１ＥＶ／光子を生成する。

これ故、より短い（ＵＶ）波長は、それらの周波数のために、より長い波長よりエネルギーが多い。そしてこの波長が、電磁スペクトルの可視領域、そして次いで赤外線領域に増えるとき、光子あたりより少ないエネルギーが生成される。

（実施例ＩＩＩ）
以下のことが周知である：（１）紫外線光および紫外線レーザーは、可視または赤外線より高度にエネルギー化されており、しかもそれらは、「それ自体（ｉｎａｎｄｏｆｔｈｅｍｓｅｌｖｅｓ）」が、本来、変異誘発性である；（２）６ＥＶ／光子より大きい紫外線（非イオン化）照射（例えば、ＵＶＡｒＦ）は、生体分子（例えば、ＤＮＡ）で電子をイオン化状態に励起し得る；（３）６ＥＶ／光子未満（ＵＶ−Ａ、ＵＶ−Ｂ、可視、および赤外線）では、生体分子電子を、イオン化状態ではなく、より高い電子状態または振動状態に励起し得るのみである。なぜなら、これら光子は、実質的により少ないエネルギーを保持するからである；（４）ＵＶ−ＢおよびＵＶ−Ａは、イオン化なくして、実質的な架橋損傷を引き起こし得、これは、再び、この非イオン化ＵＶ波長においてそれらが保持する特別の電子電圧のためである。

それは、まさに、生体分子による吸収に際し、ＤＮＡ中にピリミジンダイマーを生じ得る、特定のより高いエネルギーＵＶ光子（ＵＶ−Ｃ）によって引き起こされるこれらのより高いエネルギーイオン化状態である。

この８７０ｎｍおよび９３０ｎｍのエネルギーは、エネルギー密度とは独立に、１．４〜１．６ＥＶ／光子（すなわち、ＤＮＡ損傷を引き起こすエネルギーより少ないが、なお、１００ｍＷ出力密度でＥ．ｃｏｌｉに致死的である）を保持する光子を生成するのみである。このような出力密度で、Ｎｅｕｍａｎは、Ｅ．ｃｏｌｉを殺傷するのは、（選択的発色団吸収からの）毒性の一重項酸素反応であることを見出した。これは、生体分子（発色団）電子をより高い振動状態に選択的に励起すること、および一重項酸素を遊離することによって最も起こる可能性が高い。

真核生物ＣＨＯ（チャイニーズヒーラ卵巣）細胞がまた、Ｎｅｕｍａｎによって研究され、そしてこれらの波長により影響され、一般に、ヒト皮膚、筋肉、および連結組織よりはるかにより脆弱な細胞である。どの出力密度が、これらの細胞にネガティブな様式でなすかはまだ観察されていないが、上記の考慮が経験的レベルに基づき示すように、長年に亘り、普通は組織を焼くのに十分高い出力密度において８７０ｎｍおよび９３０ｎｍに接近する多くのエネルギーが試験され、そしてヒト組織に安全であると考えられている。ヒト組織は、一般的に、長年の繰り返すＵＶ日焼けから「跳ね返って戻る」。比較して、８７０ｎｍおよび９３０ｎｍ赤外線エネルギーは、特定の微生物に毒性であり、そして恐らくはヒト組織にとってまさに厄介であるのみであると結論される。

（実施例ＩＶ）
８７０ｎｍおよび９３０ｎｍエネルギーのＥ．ｃｏｌｉに対する抗細菌効果は、経験的試験を基に知られている。けれども、知られる限り、その他の細菌に対しては、これらの波長を用いたこのような試験は実施されたことがなく、Ｅ．ｃｏｌｉ以外の細菌が同様に影響される可能性がある。この可能性は、以下の論理に基づく。抗生物質は、特異的に必要なヒトシステムとは異なる特異的に必要な細菌システムを取り扱うために開発されている。この原理の例は以下のようである：
ペニシリン：すべては、所定範囲の細菌におけるペプチドグリカン細胞壁を支援して構築する酵素を取り扱う。これは、ヒトおよび動物には重要ではない遍在性事象である。名なぜなら、それらは細胞壁を有さないからである。

エリスロマイシン：すべては、大部分の細菌におけるそれらの細菌リボソームサブユニットを妨害することにより、所定範囲の細菌のタンパク質合成を阻害する。細菌リボソームは、ヒトおよび動物リボソームとは異なり、このような妨害は、ヒトおよび動物には有害ではない。

テトラサイクリン：すべては、細菌タンパク質合成の異なる局面を阻害する。

シプロフロキシン：これは、細菌複製およびタンパク質合成のために細菌ＤＮＡの折り畳みを解くことを可能にするＤＮＡジャイレースと呼ばれる細菌酵素を阻害する。これは、任意のヒト酵素とは異なる酵素であり、それは、ヒトに対して対応する影響は有さない。

差異が存在するよりも、より多くの類似性が細菌にはある。ペニシリンまたはエリスロマイシンが３または４の細菌種のみに働き、そして本来「広域スペクトル」でないとすると、それらは、有用であるにはほど遠い。しかし、それらは、一般的に、大部分の細菌の生化学および形態においてそのように類似しているので、広域に働く。結論は、８７０ｎｍおよび９３０ｎｍ赤外線照射よって細菌破壊の広範な適用可能性が存在することである。この結論は、毒性の一重項酸素反応を引き起こす、Ｅ．ｃｏｌｉに指向するこれらの発色団波長が、Ｅ．ｃｏｌｉのみであるよりむしろ、より多くの種に存在するという論理に基づく。
図７ａ〜７ｄ：レーザー増強歯科歯石除去
歯科器具が、歯石およびプラークを除去すること、歯根平滑化、および歯周ポケットなどから病気の軟組織を除去することの目的に設計される。本発明の例示の照射および歯石除去器具は、一般に、（１）操作の間に歯科専門家によってハンドヘルドされ、かつ操作されるべきシャンク、（２）近接して、手術部位に同時に指向するレーザー光ヘッドおよび機械的切断ヘッドを提示する少なくとも１つの作業端部、および（３）レーザーが適合する上記シャンクの１つの端部の光入力から、レーザーエネルギーが送達される上記シャンクの他方の端部の光出力まで延びるレーザー光ファイバー束を備える。この配列は、操作の間に、歯科専門家が、手術部位を同時または交互に（１）機械的切断、引っ掻き、および研磨、および（２）レーザートリミングおよび灼焼を受けさせ得る。

一般的に、上記シャンクは、ステンレス鋼、高炭素スチール、および／またはオートクレーブ可能な高強度プラスチック（移植のため）から構成される。レーザーは、シャンク中またはシャンクにおいて、交換可能な継手により従来の光ファイバー束に連結する。この光ファイバー束は、シャンク中に位置するとき、光エルルギーが、熱および引っ掻き耐性の石英窓を通って上記ヘッドに近接して出ることを可能にし、そこで、出るに際し、それは、この手術部位（例えば、歯周ポケットおよび組織）を、ダイオードレーザーエネルギーで浴する。

図７ａは、本発明による、後部の交換可能な継手８２、および前部の接触ヘッド８４を有する中空シャンク８０：を備えるキューレットを示す。シャンク８０内に、光ファイバー束８６が延びる。示されるように、レーザーエネルギー８５、８７は、安全タイミングレーザー発振器８８から、交換可能な継手８２およびレーザー束８６を通って送達され、手／足コントロール８９の下でヘッド８４に接触する。図７ｂに示されるように、接触ヘッド８４に近接して、ブレード９０および出口窓９２が存在する。

図７ｃおよび７ｄにそれぞれ示されるように、上記ブレードの１つの実施形態は、１００で湾曲しており、そして上記ブレードの別の実施形態は、１０６で直線状である。図７ｃの実施形態では、光ファイバー束１０２と窓１０４とはブレードの切断エッジに近接してその下にある。図７ｄの実施形態では、光ファイバー束１０８と窓１１０は、ブレードの切断エッジに近接してその下にある。図７ｃおよび７ｄの歯石除去器の各々は、２つのレーザー発振器との随意かつ交換可能な連通のために嵌合継手８２に取り付け可能である嵌合継手８３を有する。
図８：レーザー増強歯根管治療
図８は、歯の歯根中の細菌の治療処置における使用のために設計されているシステム１１８を示す。目的は、歯内の感染した歯根管スペースに対し標的化エネルギーを提供することであり、歯細管内の細菌除去を達成する。

示されるように、本発明の二重波長エネルギー１２２、１２４は、１２６で生成され、光学的カップリング１２８を通って供給され、そしてレーザー増強歯根隙間熱治療先端部１３０を通って分散され、これは、サファイアまたはシリカ顆粒で艶消されている。結果として、この歯根中の細菌除去が達成され、そして従来の抗生物質の必要性が改善されるか、または除去される。
図９：壊疽指およびつま先の処置
図９は、糖尿病患者における感染かつ壊疽の指およびつま先を処置する補助としての使用のために本発明を具現化するシステム１３２を示す。このアプローチのための好ましい実施形態では、上記二重波長エネルギーは１３４で生成され、光学的チャネル１３６および１３８を通じて供給され、そしてクリップ１４４中の対向する二重のアパーチャ１４０および１４２を通って分散される。１４６でスプリング付勢されるクリップ１４４は、患者の病気の指（指またはつま先）に対してクランプし、そして指またはつま先の感染した領域を規定された出力で規定された期間の間、二重の波長エネルギーで浴し、有害な熱堆積なくして細菌除去を行う。
図１０：レーザー増強オトスコープ
図１０は、中耳炎（耳感染）を治療するための補助として、本発明による８７０ｎｍエネルギー１４８および９３０ｎｍエネルギー１５０の治療的使用を示す。示されるように、この二重波長エネルギーは、光学的マルチプレクサ１５２によって、外耳道中に挿入され得る光学的ヘッド１５８へのエネルギーの伝達のための光学的チャネル１５６を有するオトスコープ１５４を通って導かれる。これは、開業医が、ランプ１６０からの直接照射の下、そしてアイピース１６２で見ることにより、内部の鼓膜および外耳道を二重レーザーエネルギーで照射し、熱組織破壊なくして外耳道および内耳における細菌除去を行うことを可能にする。手／足コントロールは、安全タイマー１６６および電子スイッチ１６８を経由する操作を管理する。
図１１．レーザー増強治療ラップ
図１１は、脂肪性浮腫、壊死性筋膜炎、またはその他の皮膚科学疾患に感染している肢１７１の処置のための補助としての使用のために本発明を具現化するシステム１７０を示す。示されるように、本発明の二重波長エネルギー１７２、１７４は、１７６で生成され、そして肢の分配される照射のための光ファイバー照射繊維１７８に伝達される。この繊維は、直径が４００μｍまでの（代表的には２００）の遊走性クラッド光ファイバーを取り込んでおり、これは、上記二重波長エネルギーを細菌の根絶のために肢の病気の領域に送達する。
図１２．治療ワンド
図１２は、感染創傷または手術部位の細菌除去のための本発明の二重波長エネルギーを適用するためのシステム１８０を示す。この二重波長エネルギーは、ハンドヘルドワンド１９０への１８６および１８８での伝達のために１８４で生成される。このワンドのハンドルにおける手動コントロールの下、上記８７０ｎｍおよび９３０ｎｍ波長が、１９２におけるような創傷または感染に同時または交互に適用され、細菌の破壊を光学的に達成する。この器具は、病院設定において、または軍事優先順位のためのバッテリー出力フィールドパックと組み合わせる使用のために適合されている。

（操作）
操作において、例示の実施形態の各々は、操作者により設定されたパラメーターに依存して独立に、または同時に、連続波またはパルス化レーザーエネルギーを生成し得る。このためにレーザーは、適切な光ファイバー送達システムに接続される。このシステムは、操作者によって設定されるパラメーターに依存して、独立に、またはともに合計２００ｍＷ〜４０Ｗまで各波長から、１００ｍＷ〜２０Ｗのレーザー出力を生成する。細菌自身の発色団を用いることにより、このシステムは、最小の熱堆積で細菌に対する最大の致死的効果を生成する。

種々の実施形態におけるこのような放射照射の目的は、組織の切除（ａｂｌａｔｉｏｎ）、組織の蒸発、手術領域の凝固、光化学相互作用、および細菌細胞の熱分解による細菌死滅である。赤外線照射は、「熱照射」として知られている。なぜなら、それは、細菌破壊のために直接熱を生成する（すなわち、熱分解）からである。本発明は、光学的エネルギーにより細菌破壊を達成し、すなわち、熱分解よりもむしろ光分解である。

本発明の範囲を逸脱することなく、本開示における特定の変更がなされ得るので、先行する明細書に記載され、そして添付の図面に示されるすべての事項は、例示として解釈され、そして制限する意味でないことが意図される。

図１ａは、本発明を具現化する歯科器具の設計を、部分的に略図により示す。図１ｂは、図１ａの器具のレーザー発振器およびコントロールシステムのブロック図である。図２ａは、図１ａの器具のためのレーザーエネルギー送達ヘッドの詳細を示す。図２ｂは、図１ａの器具のための代替のレーザーエネルギー送達ヘッドの詳細を示す。図３ａは、図１のレーザーシステムの波長分割多重化の詳細を示す。図３ｂは、図１のレーザーシステムのさらなる波長分割多重化の詳細を示す。図４ａは、本発明を具現化する外科的プロセスのブロック図である。図４ｂは、本発明を具現化する別の外科的プロセスのブロック図である。図５は、本発明に従う、細菌細胞死滅に至る選択された発色団吸収を描写する。図６は、歯周部ポケットへの本発明の適用を描写する。図７ａは、本発明を具現化するレーザー増強歯周部歯石除去器具（ＬＡＰＳＩ）の例示である。図７ｂは、図７ａの器具のヘッドの詳細を示す一部破壊図である。図７ｃは、図７ａの器具のブレードの１つの実施形態の詳細を示す一部破壊図である。図７ｄは、図７ａの器具のブレードの別の実施形態の詳細を示す一部破壊図である。図８は、本発明の、歯根管手順への適用を示す。図９は、本発明の、指、つま先または困難な糖尿病潰瘍の壊疽症状への適用を示す。図１０は、本発明の耳感染への適用を示す。図１１は、本発明のヒト身体上の細菌を破壊するための包帯への適用を示す。図１２は、本発明のヒト身体上の細菌を破壊するためのワンドへの適用を示す。

Claims

細菌の現場において細菌を破壊するためのレーザーシステムであって：
（ａ）ハウジングおよびコントロール；
（ｂ）８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にある第１の照射の該コントロール下の選択的放射、および９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの第２の波長範囲にある第２の照射の該コントロール下の選択的放射を生じるための、該ハウジング内のレーザー発振器サブシステム；
（ｃ）該レーザー発振器サブシステムからの該第１の照射および該第２の照射の伝達のための光学的チャネル；および
（ｄ）該光学的チャネルを通り、該細菌の現場の部位まで、該レーザー発振器サブシステムから、該第１の照射および該第２の照射の送達を可能にするためのヘッド；を備え、
（ｅ）該第１の放射および該第２の放射が、該細菌の現場から発色団を活性化するように適合され、そして該発色団と協働して該細菌の現場において細菌を破壊するように適合されている、レーザーシステム。
前記伝達が同時である、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記伝達が交互である、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記伝達が多重化されている、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、前記第１の照射および前記第２の照射のための光学的出口および歯石除去器具を含む、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、艶消し先端部を有する光学的出口を含む、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、光学的出口およびオトスコープを含む、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、指クリップおよびそれからの光学的出口を含む、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、前記レーザー発振器からの光学的入口、およびストッキングの内面への光学的出口を有する該ストッキングを含む、請求項１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、ハンドル、およびそれから延びる光学的出口を含む、請求項１に記載のレーザーシステム。
細菌の現場において細菌を破壊するためのレーザーシステムであって：
（ａ）ハウジングおよびコントロール；
（ｂ）実質的に８７０ｎｍの第１の波長範囲にある狭い第１の照射の該コントロール下の選択的放射、および実質的に９３０ｎｍの第２の波長範囲にある第２の照射の該コントロールの下選択的放射を生じるための、該ハウジング内のレーザー発振器サブシステム；
（ｃ）該レーザー発振器サブシステムから該細菌の現場の部位に該第１の照射および該第２の照射を送達するためのヘッド；を備え、そして
（ｄ）該第１の照射および該第２の照射が、該細菌の現場から発色団を活性化するように適合され、そして該発色団と協働して該細菌の現場において細菌を破壊するように適合されている、レーザーシステム。
前記伝達が同時である、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記伝達が交互である、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記伝達が多重化されている、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、前記第１の放射および前記第２の放射のための光学的出口および歯石除去具を含む、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、歯根管中への挿入のための艶消し先端部を有する光学的出口を含む、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、光学的出口およびオトスコープを含む、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが指クリップおよびそれからの光学的出口を含む、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、前記レーザー発振器からの光学的入口、および前記ストッキングの内面への光学的出口を有する該ストッキングを含む、請求項１１に記載のレーザーシステム。
前記ヘッドが、ハンドル、およびそれから延びる光学的出口を含む、請求項１１に記載のレーザーシステム。
細菌の現場において細菌を破壊するためのプロセスであって：
（ａ）８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にある第１の照射の選択的放射、および９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの第２の波長範囲にある第２の照射の選択的放射を生じるためにレーザーをエネルギー化する工程；
（ｂ）レーザー発振器サブシステムから該第１の照射および該第２の照射の伝達のための経路を確立する工程；および
（ｃ）光学的チャネルを通り、該細菌の現場の部位まで、該レーザー発振器サブシステムから、該第１の照射および該第２の照射の送達を可能にする工程；
（ｄ）該第１の放射および該第２の放射が、該細菌の現場から発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌の現場において細菌を破壊する工程、を包含する、プロセス。
細菌の現場において細菌を破壊するためのプロセスであって：
（ａ）８７０ｎｍの選択された波長にある第１の照射の選択的放射、および９３０ｎｍの選択的な波長範囲にある第２の照射の選択的放射を生じるためにレーザーをエネルギー化する工程；
（ｂ）レーザー発振器サブシステムから該第１の照射および該第２の照射の伝達のための経路を確立する工程；および
（ｃ）光学的チャネルを通り、該細菌の現場の部位まで、該レーザー発振器サブシステムから、該第１の照射および該第２の照射の送達を可能にする工程；
（ｄ）該第１の照射および該第２の照射が、該細菌の現場から発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌の現場において細菌との反応を生じる工程、を包含する、プロセス。
前記細菌が、Ｅ．ｃｏｌｉである、請求項２２に記載のプロセス。
前記反応が、毒性一重項酸素反応である、請求項２２に記載のプロセス。
感染の現場において、該感染の現場へのレーザー照射の付与から生じる反応によって細菌を破壊する工程を包含するレーザープロセスであって、該レーザー照射が、以下のレーザーシステムによって生成される主に２つの波長範囲であり：
（ａ）該細菌がＥ．ｃｏｌｉを含み；
（ｂ）該レーザーシステムが：
（１）ハウジングおよびコントロール；
（２）主に８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にある第１の照射のコントロール下の選択的放射、および主に９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの波長範囲にある第２の波長範囲にある第２の照射のコントロール下の選択的放射を生じるための、該ハウジング内のレーザー発振器サブシステム；
（３）該レーザー発振器サブシステムから該第１の照射および該第２の照射の伝達のための光学的チャネル；および
（４）該光学的チャネルを通り、該細菌の現場の部位まで、該レーザー発振器サブシステムから、該第１の照射および該第２の照射の送達を可能にするためのヘッド；を備え、
（５）該第１の放射および該第２の放射が、該細菌の現場から発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌の現場において細菌を破壊する、
レーザープロセス。
感染の現場において、該感染の現場へのレーザー照射の適用から生じる反応によって感染の現場において細菌を破壊する工程を包含するレーザープロセスであって、該レーザー照射が、以下のレーザーシステムによって生成される主に２つの波長範囲であり：
（ａ）ハウジングおよびコントロール；
（ｂ）主に８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にある第１の照射の該コントロール下の選択的放射、および主に９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの波長範囲にある第２の波長範囲にある第２の照射の該コントロール下の選択的放射を生じるための、該ハウジング内のレーザー発振器サブシステム；
（ｃ）該レーザー発振器サブシステムからの該第１の放射および該第２の放射の伝達のための光学的チャネル；および
（ｄ）該光学的チャネルを通り、該細菌の現場の部位まで、該レーザー発振器サブシステムから、該第１の照射および該第２の照射の送達を可能にするためのヘッド；を備え、
（ｅ）該第１の照射および該第２の照射が、該細菌の現場から発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌の現場において細菌を破壊し；
（ｆ）該反応が毒性の一重項酸素反応である、レーザープロセス。
感染された現場の歯石を除去する工程、および該感染された現場へのレーザー照射の適用から生じる反応によって該感染された現場において細菌を破壊する工程を包含する歯科プロセスであって、該レーザー照射が、レーザーシステムによって生成される主に２つの波長範囲であり、該システムが：
（ａ）ハウジングおよびコントロールを備え、該システムが；
（ｂ）主に８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にある第１の照射の該コントロール下の選択的放射、および主に９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの波長範囲にある第２の波長範囲にある第２の照射の該コントロール下の選択的放射を生じるための、該ハウジング内のレーザー発振器サブシステム；
（ｃ）該レーザー発振器サブシステムから該第１の照射および該第２の照射の伝達のための光学的チャネル；および
（ｄ）該光学的チャネルを通り、該細菌の現場の部位まで、該レーザー発振器サブシステムから、該第１の照射および該第２の照射の送達を可能にするためのヘッド；に近接する歯科歯石除去器および光学的的出口を含むヘッドを備え、
（ｅ）該第１の照射および該第２の照射が、該細菌の現場から発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌の現場において該細菌を破壊し；そして
（ｆ）該反応が毒性の一重項酸素反応である、歯科プロセス。
歯科プロセスであって：
（ａ）感染された歯根管中に該感染された歯根管を曝すために機械的プローブを挿入する工程；
（ｂ）該感染された歯根から該機械的プローブを除去する工程；
（ｃ）該感染された歯根中に光学的プローブを挿入する工程であって、該感染された歯根中の細菌中で、該感染された歯根中の細菌に該光学的プローブからのレーザー照射の伝達によって反応を生じる工程；
（ｄ）該レーザー照射が、本質的に第１の照射および第２の照射の１つまたは両方からなり、該第１の照射が主に８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にあり、そして該第２の照射が主に９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの第２の波長範囲にあり；
（ｅ）該第１の照射および／または該第２の照射が、該細菌の現場中の発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌を破壊し；
（ｆ）該反応が毒性の一重項酸素反応であり；
（ｇ）該光学的プローブを該歯根管から除去する工程；および
（ｈ）該歯根管を歯科補綴具で充填する工程、を包含する、歯科プロセス。
前記細菌が、Ｅ．ｃｏｌｉである、請求項２８に記載のプロセス。
治療プロセスであって：
（ａ）病気の指状部材を一対の対向する要素を有するクリップに挿入する工程；
（ｂ）該対向する要素が該指部材の対向するセクションと連通する光学的出口を有し；
（ｃ）該病気の指部材中の細菌において、該光学的出口から該細菌へのレーザー照射の伝達によって反応を生じる工程；を包含し、
（ｄ）該レーザー照射が、本質的に第１の照射および第２の照射の１つまたは両方からなり、該第１の照射が主に８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にあり、そして該第２の照射が主に９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの第２の波長範囲にあり；
（ｅ）該第１の照射および／または該第２の照射が、該細菌中の発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌を破壊し；
（ｆ）該反応が毒性の一重項酸素反応である、プロセス。
前記細菌が、Ｅ．ｃｏｌｉである、請求項３０に記載のプロセス。
治療プロセスであって：
（ａ）感染した外耳道中にオトスコープを挿入する工程；
（ｂ）該オトスコープが該外耳道と連通する光学的出口を有し；
（ｃ）該感染した外耳道中の細菌において、該光学的出口から該細菌へのレーザー照射の伝達によって反応を生じる工程；を包含し、
（ｄ）該レーザー照射が、本質的に第１の照射および第２の照射の１つまたは両方からなり、該第１の照射が主に８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にあり、そして該第２の照射が主に９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの第２の波長範囲にあり；
（ｅ）該第１の照射および／または該第２の照射が、該細菌の現場中の発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌を破壊し；
（ｆ）該反応が毒性の一重項酸素反応である、プロセス。
治療プロセスであって：
（ａ）病気の解剖学的現場をレーザー照射に供する工程；
（ｂ）該病気の現場中の細菌において、該細菌へのレーザー照射の伝達によって反応を生じる工程；を包含し、
（ｃ）該レーザー照射が、本質的に第１の照射および第２の照射の１つまたは両方からなり、該第１の照射が主に８６５ｎｍ〜８７５ｎｍの第１の波長範囲にあり、そして該第２の照射が主に９２５ｎｍ〜９３５ｎｍの第２の波長範囲にあり；
（ｄ）該第１の照射および／または該第２の照射が、該細菌の現場中の発色団を活性化し、そして該発色団と協働して該細菌を破壊し；
（ｅ）該反応が毒性の一重項酸素反応である、
プロセス。