JP2014208308A - 中範囲のガス圧を用いる歯科用レーザシステム - Google Patents
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Abstract
【課題】中範囲のガス圧を用いる歯科用レーザシステムの提供。
【解決手段】改良型歯科用レーザシステムは、そのAC電気入力エネルギーをCWおよびパルス動作の双方に好適な形態で整流するDC電力部分と、約40〜125MHzの範囲で動作し、CWおよび高ピーク電力パルシング動作の双方のために構成されるRF電源と、約260〜600トル(もしくは約34,700〜80,000Pa)の圧力のガスで充填される密閉されたRF励起CO2導波管または平板共振器レーザと、レーザの出力から患者の口等の口にビームを操向するためのビーム送達システムとを含む。
【選択図】図2
【解決手段】改良型歯科用レーザシステムは、そのAC電気入力エネルギーをCWおよびパルス動作の双方に好適な形態で整流するDC電力部分と、約40〜125MHzの範囲で動作し、CWおよび高ピーク電力パルシング動作の双方のために構成されるRF電源と、約260〜600トル(もしくは約34,700〜80,000Pa)の圧力のガスで充填される密閉されたRF励起CO2導波管または平板共振器レーザと、レーザの出力から患者の口等の口にビームを操向するためのビーム送達システムとを含む。
【選択図】図2
Description
(関連出願の引用)
本願は、共有に係る同時係属中の米国仮特許出願シリアル番号61/229,997号、タイトル「DENTAL LASER SYSTEM USING MIDRANGE
GAS PRSSURE」(2009年7月30日出願)について、35 U.S.C.§119(e)に基づいて優先権の利益を主張するものであり、同米国仮特許出願は、その全体が参照のため本明細書中に援用される。
本願は、共有に係る同時係属中の米国仮特許出願シリアル番号61/229,997号、タイトル「DENTAL LASER SYSTEM USING MIDRANGE
GAS PRSSURE」(2009年7月30日出願)について、35 U.S.C.§119(e)に基づいて優先権の利益を主張するものであり、同米国仮特許出願は、その全体が参照のため本明細書中に援用される。
(技術分野)
本発明は、腐敗を除去し、硬組織を切断、穿孔、または成形し、軟組織を除去および切断し、う食抑制のために硬組織を改変し、かつ硬組織表面の状態を改変して硬組織への付着を助けるためのシステムおよび方法に関する。本発明は、口腔組織、歯肉、および歯、例えば、ヒトまたは動物の口腔組織、歯肉、および歯に適用される。
本発明は、腐敗を除去し、硬組織を切断、穿孔、または成形し、軟組織を除去および切断し、う食抑制のために硬組織を改変し、かつ硬組織表面の状態を改変して硬組織への付着を助けるためのシステムおよび方法に関する。本発明は、口腔組織、歯肉、および歯、例えば、ヒトまたは動物の口腔組織、歯肉、および歯に適用される。
(背景)
歯は、3つの層を有する。最外層は、最も硬く、その歯の残りの部分に保護層を形成するエナメルである。歯の中央部または大部分は、象牙質で構成されており、最内層は歯髄である。エナメルおよび象牙質は、組成上類似しており、約85%鉱物、すなわち、炭酸ヒドロキシアパタイトであり、一方で、歯髄は、圧力および温度に敏感である血管および神経を含有する。エナメルおよび象牙質を穿孔、輪郭形成、または調整する本用途において、歯髄の温度感度が懸念される。摂氏5.5℃の温度上昇は、歯の歯髄の永久的な損傷につながる場合もある。
歯は、3つの層を有する。最外層は、最も硬く、その歯の残りの部分に保護層を形成するエナメルである。歯の中央部または大部分は、象牙質で構成されており、最内層は歯髄である。エナメルおよび象牙質は、組成上類似しており、約85%鉱物、すなわち、炭酸ヒドロキシアパタイトであり、一方で、歯髄は、圧力および温度に敏感である血管および神経を含有する。エナメルおよび象牙質を穿孔、輪郭形成、または調整する本用途において、歯髄の温度感度が懸念される。摂氏5.5℃の温度上昇は、歯の歯髄の永久的な損傷につながる場合もある。
過去10〜15年にわたって、歯髄を加熱することなく、歯のエナメルおよび象牙質に、全て除去プロセスである、除去、穿孔、輪郭形成、または調整を行うことが可能なレーザパラメータを定義するための研究が行われてきた。理想的には、レーザパルスは、歯髄を加熱する象牙質に残存する最小の残留エネルギーでその塊をガスに変換して、エナメルおよび象牙質を蒸発させるべきである。
歯科におけるレーザの使用がレーザの導入以来考慮されてきた。穿孔および切断するために用いられる歯科用レーザが最初の用途であった。高エネルギー密度パルスが最初に使用されたが、これらのパルスは、歯の歯髄または軟組織を損傷する可能性があったため、より低いエネルギーパルス構造が模索された。より低いピーク電力のエネルギーパルスで、より長いパルス時間が使用され、これは、歯のエナメルに有害に作用した。
光結合効率を理解するために、紫外線から遠赤外にわたる種々のレーザ波長相互作用が模索された。2.7〜3.0マイクロメートルおよび9.3〜9.6μmの波長範囲である最大結合を有する光結合が重大であることが見出された。反射率が考慮される場合、9.3〜9.6マイクロメートルの範囲が、任意の他の波長範囲よりも最大3倍良好に結合することが見出された。
最も効率的な結合波長を同定して、硬組織を切除する時間および閾値が決定される必要があった。研究は、硬組織の熱緩和時間が、5mJ(ミリジュール)の閾値アブレーションエネルギーで、約1〜2マイクロ秒であることを示した。
マイクロ秒のパルス幅を有する9.3〜9.6マイクロメートルの波長範囲のレーザパルスおよび5〜15mJのパルスエネルギーの必要性を認識することにより、DC励起TEA(横方向に励起した大気)レーザが採用された。TEAレーザが非常に短いパルス長、すなわち、数百ナノ秒を有するため、TEAレーザは、長いパルス動作用に改変され、パルス波形を改変された。さらに、RF(無線周波数)CW(連続波)レーザが研究されたが、その最短パルス長はわずか50マイクロ秒であったため、パルスは、より短いパルス幅よりも硬組織を著しく加熱した。
これまで、光学効率に対する最大のRFを探究するRF励起CO2CWレーザは、典型的には、70〜100トル(または約9,332〜13,332パスカル(Pa))で動作し、生成される最短のパルス長は、典型的には、50マイクロ秒である。先行技術で使用される標準のRF励起CO2レーザに対する典型的なガス圧力は、80トル(または約10,665Pa)である。大気圧で動作するCO2TEAレーザは、パルス長数百ナノ秒で、9.3〜9.6マイクロメートルパルスを生成する。TEAレーザは、概して、密封動作で動作せず、長い動作寿命または高いパルス繰り返し率を有さず、かつ包装するのに費用がかかる。最適なCO2レーザパルジングパラメータを生成するために「長パルス」TEAレーザを製造することができる一方で、TEAレーザは、RF励起レーザよりも大きく、かつより高価であり、したがって、寸法および費用が重大である歯科用レーザ用途との適合には理想的ではない。したがって、これまでの取り組みのいずれも、歯髄を加熱することなくエナメルおよび象牙質と効果的に協働するための商業的に許容される形態で、最適なパラメータの一式を生成していない。
(概要)
本開示の一態様に従って、直流(DC)電源、DC電源に連結される無線周波数(RF)電源、約260〜600トル(または約34,700〜80,000Pa)の範囲の圧力のガスで充填されるCO2レーザ、およびレーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムを備える、CO2歯科用レーザシステムが提供される。
本開示の一態様に従って、直流(DC)電源、DC電源に連結される無線周波数(RF)電源、約260〜600トル(または約34,700〜80,000Pa)の範囲の圧力のガスで充填されるCO2レーザ、およびレーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムを備える、CO2歯科用レーザシステムが提供される。
いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約280〜550トル(または約37,330〜73,327Pa)、約300〜500トル(または約39,996〜66,661Pa)、約320〜450トル(または約42,663〜59,995Pa)、約340〜400トル(または約45,329〜53,328Pa)の範囲であってもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、一般に平板共振器と称される、不安定導波管ハイブリッド共振器を含んでもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、導波管共振器を含んでもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、12C(18O)2ガスで充填されてもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、12C(16O)2ガスで充填されてもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザ共振器鏡は、約9.3〜9.6マイクロメートルの範囲内の波長で優先的に共振するよう被覆されてもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、DC電源は、高ピーク電力パルシングを支援するように、コンデンサバンクに連結される低出力の連続した電力部を含んでもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、RF電源は、約40〜125MHzの範囲で動作してもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、RF電源は、約0〜60%の範囲のデューティサイクルで、連続波(CW)から約25KHzの範囲で動作する一式の高ピーク電力パルシングRFトランジスタを含んでもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ビーム送達システムは、CO2レーザから出力される光エネルギーを操向する平面鏡または曲面鏡の組み合わせを含んでもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ビーム送達システムは、中空導波管であってもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、CO2レーザは、パルスモードで動作し、約50マイクロ秒以下の上昇および下降時間を有するパルスでガスを出力してもよい。
本発明の別の態様に従って、直流(DC)電源、DC電源に連結される無線周波数(RF)電源、約260〜600トル(または約34,700〜80,000Pa)の範囲の圧力のガスで充填されるCO2レーザ、およびCO2レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムを備える、CO2歯科用レーザシステムが提供される。DC電源は、連続波(CW)DC部分およびパルスDC部分から成る。
いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約280〜550トル(または約37,330〜73,327Pa)、約300〜500トル(または約39,996〜66,661Pa)、約320〜450トル(または約42,663〜59,995Pa)、約340〜400トル(または約45,329〜53,328Pa)の範囲であってもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、DC部分は、CW印加のためにCO2レーザを作動するよう構成されてもよく、パルスDC部分は、パルジング印加のためにCO2レーザをピークエネルギーで作動するよう構成されてもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、CO2レーザは、平板共振器を含んでもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、CO2レーザは、導波管共振器を含んでもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ガスは、12C(18O)2ガスであってもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ガスは、12C(16O)2ガスであってもよい。
前述実施形態のうちのいずれかにおいて、CO2レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルの波長ならびに約50マイクロ秒以下の上昇および下降時間を有する光エネルギーを出力してもよい。
本発明の別の態様に従って、直流(DC)電源、DC電源に連結される無線周波数(RF)電源、約260〜600トル(または約34,700〜80,000Pa)の範囲の圧力のガスで充填されるCO2レーザ、およびCO2レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムを備える、CO2歯科用レーザシステムが提供される。CO2レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルの波長ならびに約50マイクロ秒以下の上昇および下降時間を有する光エネルギーを出力してもよい。
いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約280〜550トル(または約37,330〜73,327Pa)、約300〜500トル(または約39,996〜66,661Pa)、約320〜450トル(または約42,663〜59,995Pa)、約340〜400トル(または約45,329〜53,328Pa)の範囲であってもよい。
本発明のさらに別の態様に従って、CO2歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する方法が提供される。方法は、直流(DC)電源を提供すること、DC電源に連結される無線周波数(RF)電源を提供すること、CO2レーザを、所定の圧力範囲(例えば、約260〜600トル(または約34,700〜80,000Pa))の圧力のガスで充填すること、およびビーム送達システムを用いて、CO2レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向することを含む。
いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約280〜550トル(または約37,330〜73,327Pa)、約300〜500トル(または約39,996〜66,661Pa)、約320〜450トル(または約42,663〜59,995Pa)、約340〜400トル(または約45,329〜53,328Pa)の範囲であってもよい。
例えば、本願発明は以下の項目を提供する。
(項目1)
直流(DC)電源と、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源と、
約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填されるCO 2 レーザと、
前記CO 2 レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムと
を含む、CO 2 歯科用レーザシステム。
(項目2)
前記CO 2 レーザは、平板共振器を含む、項目1に記載のシステム。
(項目3)
前記CO 2 レーザは、導波管共振器を含む、項目1に記載のシステム。
(項目4)
前記ガスは、 12 C( 18 O) 2 ガスである、項目1に記載のシステム。
(項目5)
前記ガスは、 12 C( 16 O) 2 ガスである、項目1に記載のシステム。
(項目6)
前記レーザは、約9.3〜9.6マイクロメートルの範囲内の波長で共振するよう被覆される一式の共振器鏡を含む、項目1に記載のシステム。
(項目7)
前記DC電源は、コンデンサバンクに連結される低出力の連続した電力部を含むことにより、高ピーク電力パルシングを支援する、項目1に記載のシステム。
(項目8)
前記RF電源は、約40〜125MHzの範囲内で動作するよう構成される、項目1に記載のシステム。
(項目9)
前記RF電源は、約0〜60%の範囲のデューティサイクルで、連続波(CW)から約25KHzの範囲で動作する一式の高ピーク電力パルシングRFトランジスタを含む、項目1に記載のシステム。
(項目10)
前記ビーム送達システムは、前記CO 2 レーザから出力される光エネルギーを操向するよう構成される平面鏡または曲面鏡の組み合わせを含む、項目1に記載のシステム。
(項目11)
前記ビーム送達システムは、中空導波管を含む、項目1に記載のシステム。
(項目12)
前記CO 2 レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルの波長と、約50マイクロ秒以下の上昇および下降時間とを有する光エネルギーを出力する、項目1に記載のシステム。
(項目13)
CO 2 歯科用レーザシステムであって、
直流(DC)電源であって、連続波(CW)DC部分およびパルスDC部分から成るDC電源と、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源と、
約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填されるCO 2 レーザと、
前記CO 2 レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムと
を含む、システム。
(項目14)
前記DC部分は、CW印加のために前記CO 2 レーザを作動するよう構成され、前記パルスDC部分は、パルジング印加のために前記CO 2 レーザをピークエネルギーで作動するよう構成される、項目13に記載のシステム。
(項目15)
前記CO 2 レーザは、平板共振器を含む、項目13に記載のシステム。
(項目16)
前記CO 2 レーザは、導波管共振器を含む、項目13に記載のシステム。
(項目17)
前記ガスは、 12 C( 18 O) 2 ガスである、項目13に記載のシステム。
(項目18)
前記ガスは、 12 C( 16 O) 2 ガスである、項目13に記載のシステム。
(項目19)
前記CO 2 レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルのエネルギーと、約2マイクロ秒以下の上昇および下降時間とを有するパルスで前記ガスを出力する、項目13に記載のシステム。
(項目20)
直流(DC)電源と、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源と、
約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填されるCO 2 レーザと、
前記CO 2 レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムと
を含み、
前記CO 2 レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルのエネルギーと、約2マイクロ秒以下の上昇および下降時間とを有するパルスで前記ガスを出力する、CO 2 歯科用レーザシステム。
(項目21)
CO 2 歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する方法であって、
直流(DC)電源を提供することと、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源を提供することと、
CO 2 レーザを約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填することと、
ビーム送達システムを用いて、前記CO 2 レーザから患者に出力される前記レーザ光エネルギーを操向することと
を含む、方法。
例えば、本願発明は以下の項目を提供する。
(項目1)
直流(DC)電源と、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源と、
約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填されるCO 2 レーザと、
前記CO 2 レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムと
を含む、CO 2 歯科用レーザシステム。
(項目2)
前記CO 2 レーザは、平板共振器を含む、項目1に記載のシステム。
(項目3)
前記CO 2 レーザは、導波管共振器を含む、項目1に記載のシステム。
(項目4)
前記ガスは、 12 C( 18 O) 2 ガスである、項目1に記載のシステム。
(項目5)
前記ガスは、 12 C( 16 O) 2 ガスである、項目1に記載のシステム。
(項目6)
前記レーザは、約9.3〜9.6マイクロメートルの範囲内の波長で共振するよう被覆される一式の共振器鏡を含む、項目1に記載のシステム。
(項目7)
前記DC電源は、コンデンサバンクに連結される低出力の連続した電力部を含むことにより、高ピーク電力パルシングを支援する、項目1に記載のシステム。
(項目8)
前記RF電源は、約40〜125MHzの範囲内で動作するよう構成される、項目1に記載のシステム。
(項目9)
前記RF電源は、約0〜60%の範囲のデューティサイクルで、連続波(CW)から約25KHzの範囲で動作する一式の高ピーク電力パルシングRFトランジスタを含む、項目1に記載のシステム。
(項目10)
前記ビーム送達システムは、前記CO 2 レーザから出力される光エネルギーを操向するよう構成される平面鏡または曲面鏡の組み合わせを含む、項目1に記載のシステム。
(項目11)
前記ビーム送達システムは、中空導波管を含む、項目1に記載のシステム。
(項目12)
前記CO 2 レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルの波長と、約50マイクロ秒以下の上昇および下降時間とを有する光エネルギーを出力する、項目1に記載のシステム。
(項目13)
CO 2 歯科用レーザシステムであって、
直流(DC)電源であって、連続波(CW)DC部分およびパルスDC部分から成るDC電源と、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源と、
約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填されるCO 2 レーザと、
前記CO 2 レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムと
を含む、システム。
(項目14)
前記DC部分は、CW印加のために前記CO 2 レーザを作動するよう構成され、前記パルスDC部分は、パルジング印加のために前記CO 2 レーザをピークエネルギーで作動するよう構成される、項目13に記載のシステム。
(項目15)
前記CO 2 レーザは、平板共振器を含む、項目13に記載のシステム。
(項目16)
前記CO 2 レーザは、導波管共振器を含む、項目13に記載のシステム。
(項目17)
前記ガスは、 12 C( 18 O) 2 ガスである、項目13に記載のシステム。
(項目18)
前記ガスは、 12 C( 16 O) 2 ガスである、項目13に記載のシステム。
(項目19)
前記CO 2 レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルのエネルギーと、約2マイクロ秒以下の上昇および下降時間とを有するパルスで前記ガスを出力する、項目13に記載のシステム。
(項目20)
直流(DC)電源と、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源と、
約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填されるCO 2 レーザと、
前記CO 2 レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムと
を含み、
前記CO 2 レーザは、パルスモードで動作し、9.3〜9.6マイクロメートルのエネルギーと、約2マイクロ秒以下の上昇および下降時間とを有するパルスで前記ガスを出力する、CO 2 歯科用レーザシステム。
(項目21)
CO 2 歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する方法であって、
直流(DC)電源を提供することと、
前記DC電源に連結される無線周波数(RF)電源を提供することと、
CO 2 レーザを約260〜600トルの範囲の圧力のガスで充填することと、
ビーム送達システムを用いて、前記CO 2 レーザから患者に出力される前記レーザ光エネルギーを操向することと
を含む、方法。
本発明は、添付された図面および添付の詳細記述の視点からより明らかになる。ここで示される実施形態は、一例として提供され、限定を意図せず、類似の参照番号は、同一または同様の要素を指す。図面は、必ずしも原寸に比例しておらず、その代わりに、本発明の態様を説明する際に強調されている。
図1は、本発明の態様に従った、歯科用レーザシステムの実施形態のブロック図である。
図2は、本発明の態様に従った、CO2歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する実施形態のフローチャートである。
(好適な実施形態の詳細な説明)
以下、本発明の態様は、添付される図面を参照して、それに従って例示的実施形態を説明することにより記述される。これらの実施形態を説明する際、周知のアイテム、機能、または構造の詳細記述は、典型的には、簡潔さのために省略される。
以下、本発明の態様は、添付される図面を参照して、それに従って例示的実施形態を説明することにより記述される。これらの実施形態を説明する際、周知のアイテム、機能、または構造の詳細記述は、典型的には、簡潔さのために省略される。
要素が別の要素の「上に存在する」か、あるいは別の要素に「接続される」または「連結される」と見なされるとき、それは、他の要素の上に直接存在するか、他の要素に接続されるか、あるいは連結されてもよく、または介在要素が存在してもよいことを理解されたい。対照的に、要素が別の要素の「上に直接存在する」、「直接接続される」、または「直接連結される」とき、介在要素は存在しない。要素間の関係を説明するために用いられる他の単語は、類似の形態で解釈されるべきである(例えば、「〜の間に」対「直接的に〜の間に」、「隣接した」対「直接的に隣接した」等)。
本明細書で使用される専門用語は、特定の実施形態を説明することのみを目的としており、本発明を限定するよう意図されない。本明細書で使用される、単数形「ある(a)」、「ある(an)」、「その(the)」は、別途文脈が明確に示さない限り、複数形も含むよう意図される。「備える(comprise)」、「備える(comprising)」、「含む(include)」、および/または「含む(including)」という用語は、本明細書で使用されるとき、規定の特性、ステップ、動作、要素、および/または成分の存在を特定するが、1つ以上の他の特性、ステップ、動作、要素、成分、および/またはそれらの群の存在または追加を除外しないことがさらに理解される。
歯科用レーザシステムに関して、ヒドロキシアパタイトの極大吸収を有する波長は、9.3〜9.6マイクロメートルの範囲であり、ヒドロキシアパタイトの熱緩和時間は、9.3〜9.6μmの波長範囲で最大2マイクロ秒であると決定された。したがって、ヒドロキシアパタイトを除去するための理想的なパルスパラメータは、50マイクロ秒未満の形態で、9.3〜9.6マイクロメートルのエネルギーであると思われる。好ましい実施形態に従って、50マイクロ秒未満の形態で、9.3〜9.6μmの波長エネルギーを用いてヒドロキシアパタイトを除去するためのパルスパラメータを有するビームを生成するレーザが提供される。
9.3〜9.6μmのエネルギーは、12C(18O)2のレーザガス混合物、波長選択共振器光学、より高価な空洞間波長デバイス、またはそれら3つの組み合わせを有するCO2レーザを用いて生成される。本発明に従って、50マイクロ秒パルスは、速いパルス上昇および下降時間で生成され、これはレーザガス圧力によりもたらされる。50マイクロ秒以下のパルス長を生成するために、少なくとも約260トル(または約34,663Pa)のガス圧力を用いる。
好ましい実施形態に従って、CO2ガスレーザは、導波管または平板共振器形態のいずれかにおいて、約260トル〜600トル(または約34,700〜80,000Pa)の範囲のガスで充填され、これは、全ての歯科用途における使用のためにRF励起される。約260〜600トル(または約34,700〜80,000Pa)の範囲が多くの歯科用途において好ましくあり得る。導波管および平板共振器が当分野で一般的に既知であるため、これらは、本明細書で詳細に説明されない。
いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約280〜550トル(または約37,330〜73,327Pa)、約300〜500トル(または約39,996〜66,661Pa)、約320〜450トル(または約42,663〜59,995Pa)、約340〜400トル(または約45,329〜53,328Pa)の範囲であってもよい。
レーザは、切断および穿孔用途のために、それぞれ、CWまたはパルスモードで動作されてもよい。DCおよびRF電源は、高ピーク電力パルス動作を支援しながら、低出力のCW動作を助けるよう構成される。レーザ出力は、光エネルギーを患者に送達するために、ビーム送達システムに連結される。レーザは、9.3〜9.6μmのエネルギー波長に、信頼性に優れた小型パッケージ内において、高速パルス上昇および下降時間(例えば、約50マイクロ秒以下、好ましくは、20マイクロ秒以下)、密封動作、高い繰り返し率を提供する。
図1は、本発明の態様に従って、歯科用レーザシステム100の実施形態を示す。図1の実施形態において、AC入力電力(図示されず)として整流するDC電源10が提供される。好ましい実施形態において、DC電源10は、連続波(CW)DC部分12およびパルスDC部分14から成る。DC部分12は、軟組織切断等のCW印加のためにレーザを作動するよう寸法決めされ、ピーク電力DC部分14は、硬組織改変等のパルジング印加のためにピークエネルギーを供給する。
アイテム20は、40〜125MHzの範囲のDCエネルギーのRFエネルギーへの変換のための無線周波数(RF)電源である。アイテム30は、出力カプラ32を介する、入力としてRFエネルギーを有し、出力として9.3〜9.6マイクロメートルの光エネルギーを有するCO2レーザである。また、アイテム40は、レーザから患者の口を表すアイテム50に光エネルギーを送達するビーム送達装置である。
本実施形態におけるCO2レーザ30は、後方鏡34およびレーザ放電領域36を含む。鏡34は、レーザ放電領域36を通して光エネルギーを配向する。出力カプラ32は、レーザから出てビームに連結する。この場合、レーザは、ガスレーザであるため、出力カプラは、レーザガスを放出することなく、レーザから出てビームに連結する。CO2レーザ30は、約260〜約600トル(または約34,700〜80,000Pa)の範囲の圧力のガスで充填されるレーザガス圧力容器38も含む。
出力レーザエネルギーがビーム送達装置40に提供され、その後、患者の口等の標的に配向されてもよい。本実施形態において、ビーム送達装置40は、CO2レーザから出力される光エネルギーを操向するよう構成される平面鏡または曲面鏡の組み合わせを含んでもよい。
本例示的構成において、歯科用レーザシステム100は、歯肉および口腔組織の切断のための低出力、例えば、10ワット未満のCW動作、ならびに例えば、1〜50マイクロ秒パルス幅で5mJ超のパルスエネルギーの高ピーク電力パルシング動作の双方で、最大10KHzで動作してもよい。CO2レーザ30は、9〜11μmの波長で動作してもよい。レーザシステム100は、好ましくは、理想的な吸収波長で、歯硬組織のヒドロキシアパタイトに高ピーク電力パルシング動作を提供する。パルス幅およびパルスエネルギーは、理想的には、ヒドロキシアパタイトを切除するのに適しており、最大10KHzでの動作中でさえ、非常にわずかの余熱しか歯に残さず、歯髄を損傷しない。
図2は、CO2歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する方法の実施形態である。方法200は、ステップ210で直流(DC)電源を提供すること、ステップ220でDC電源に連結される無線周波数(RF)電源を提供すること、ステップ230で所定の圧力範囲(例えば、約260〜600トル(または約34,700〜80,000Pa))の圧力のガスでCO2レーザを充填すること、およびビーム送達システム240を用いて、CO2レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向することを含む。
前述では最善の様式および/または他の好ましい実施形態であると見なされるものを説明したが、その中で種々の改変が行われてもよく、本発明または複数の発明が種々の形態および実施形態において実施される場合もあり、それらは多数の用途において適用される場合もあり、それらのほんの一部が本明細書に記載されたことを理解されたい。例えば、説明されるレーザおよびレーザシステムを他の(非歯科用)用途で使用することが可能である。以下の特許請求の範囲により、それぞれの特許請求の範囲内に収まる全ての改変および変形を含む、文字通り説明されるもの、およびそれと同等のもの全てを請求することが意図される。
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Legal Events
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