JP2021040165A

JP2021040165A - 歯科レーザシステムに電力を供給し、それを冷却するためのシステムおよび方法

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Publication number: JP2021040165A
Application number: JP2020201921A
Authority: JP
Inventors: ピー．モンティーネイサン; P Monty Nathan; ハリスグローブスジュニアウィリアム; Harris Groves William Jr
Original assignee: Convergent Dental Inc
Current assignee: Convergent Dental Inc
Priority date: 2014-11-26
Filing date: 2020-12-04
Publication date: 2021-03-11
Also published as: US9450369B2; KR20170099902A; EP3224916A1; CA2968848A1; US20160149369A1; WO2016086183A1; JP2018506165A

Abstract

【課題】歯科レーザシステムに電力を供給し、それを冷却するための好適なシステムおよび方法を提供すること。【解決手段】歯科レーザシステム（１２）は、高いピークレーザ電力、低いデューティサイクルレーザパルスを提供し、低い平均レーザ電力、したがって、冷却システムの必要性の低減を生じるように構成される。レーザ電力システムは、高いピークレーザ電力ではなく、低い平均レーザ電力を生成するために必要とされる電力を提供するように構成され得、高いピーク出力レーザパルスを生成するために必要とされる電力を提供するように構成される、少なくとも１つのコンデンサ（５０）を有する、コンデンサバンク区分を含み得る。コンデンサ（５０）は、雑音を除去するためのＡＣフィルタ（４２）と、コンデンサを充電するＡＣ−ＤＣ変換器（４４）とを備える、電力供給部によって充電される。【選択図】図３

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、２０１４年１１月２６日に出願され、“ＳｙｓｔｅｍｓａｎｄＭｅｔｈｏｄｓｆｏｒＳｕｐｐｌｙｉｎｇＰｏｗｅｒｔｏａｎｄＣｏｏｌｉｎｇＤｅｎｔａｌＬａｓｅｒＳｙｓｔｅｍｓ，”と題された、米国仮特許出願第６２／０８４，７８６号に対する優先権の利益を主張するものであり、該米国仮特許出願の開示は、その全体が参照により本明細書中に援用される。

（発明の分野）
本開示は、概して、ガス放電レーザに関し、具体的には、パルスレーザシステムならびに関連電力供給および冷却システムに関する。

（背景）
レーザは、虫歯を除去すること、硬組織を切断、穿孔、または成形すること、ならびに軟組織を除去もしくは切断することを含む、多数の硬および軟組織歯科手技で有用である。歯は、３つの層を有する。最外層は、最も硬質であり、歯の他の部分のための保護層を形成する、エナメル質である。歯の中間および大部分は、象牙質を含み、最内層は、歯髄を含む。エナメル質および象牙質は、組成が類似し、炭酸ヒドロキシアパタイトを含む、ほぼ少なくとも７０％の鉱物重量比を含む一方で、歯髄は、血管および神経を含有する。９．３〜９．６μｍの範囲内の波長におけるレーザは、歯および骨の重要な成分であるヒドロキシアパタイトによってよく吸収され、そのようなレーザを硬組織の除去において効率的にする。歯科におけるＣＯ_２レーザ印加の使用は、例えば、９．３〜１０．６μｍに及ぶＣＯ_２レーザ波長帯を用いて、近年増加している。９．６〜１０．６μｍの範囲内の波長では、リン酸塩吸収が、概して、有意に低下し、したがって、硬組織の除去のための歯科レーザは、９．３〜９．６μｍ波長範囲内で操作されてもよい。

レーザは、類似手技がドリルを用いて行われるときに必要とされる局所麻酔を必要とすることなく、歯系物質の除去で有用であることが見出されている。さらに、レーザは、歯科用ドリルと関連付けられる騒音および振動を生じない。少なくともこれらの理由により、レーザがドリルに取って代わり、歯科治療による不快感、不安、および恐怖心の大部分を除去する、または少なくとも低減させ得ることが、歯科業界における多く者の希望となっている。

一般に、レーザビームの光強度出力は、連続波（ＣＷ）レーザの連続電力出力、またはパルスもしくは変調レーザの平均電力出力として表されることができる。入力レーザ電力は、ワット（本明細書では「電力」と称されることもある）で測定され、（例えば、ｃｍ^２で表される）表面積を照射する出力レーザ電力は、ワット／ｃｍ^２（本明細書では「レーザ電力」または放射照度と称されることもある）で測定されてもよい。パルスレーザの平均電力は、レーザ繰り返し率で乗算されるパルスエネルギーであり、パルスエネルギーは、ジュールの単位であり、繰り返し率は、ヘルツ、または１秒あたりのパルスの単位である。パルスレーザの最大平均レーザ電力レベルは、最大レーザ繰り返し率（１秒あたりのパルス）におけるパルスエネルギーから計算されることができる。パルスレーザのピーク電力は、パルスオン持続時間で除算されるピークパルスエネルギーとして表されることができる。所与の繰り返し率に関して、パルスデューティサイクルは、パルスのオン持続時間が占有するパルスサイクル時間／周期の割合である。

ヒドロキシアパタイト等の硬質材料のレーザ介在切除は、高いピークパルス電力および短いパルス持続時間（オン持続時間）を必要とし得る。必要とされるピークレーザ電力は、一般に、硬質歯系組織をきれいに切除するために必要とされるレーザ電力の関数である。高いピークレーザ電力要件は、多くの場合、レーザパルスを生成するために必要とされる電力を連続的に提供し得る、電力供給部の使用をもたらす。例えば、特定の用途に関して、パルスあたりの必要レーザ電力が４ＫＷである場合、約４ＫＷの連続レーザ電力出力を提供することが可能な電力供給部が、従来的に選択される。そのような高出力レーザシステムはまた、冷却剤から熱を除去するために、概して、冷蔵冷却器を使用して、循環冷却剤を用いた冷却を必要とし得る。冷蔵冷却器は、著しい体積および経費を追加し得る。

レーザベースの歯科治療システムへの電力および／またはその冷却を提供するための種々の既知の技法は、概して、いくつかの不利点に悩まされる。例えば、いくつかの既知のシステムは、より高い電力をそのようなレーザに提供することが可能な電力供給部を必要とする、歯科治療用途のために必要とされるものよりも有意に高い電力定格を伴うレーザを使用する。いくつかのシステムは、ピークレーザ出力電力を生成するために必要とされる電力の連続送達のために定格される電源を使用する。そのような電源は、かさばり、高価であり得、レーザビーム発生器（レーザとも呼ばれる）に加えて、冷却を必要とし得る。さらに、従来の技法は、概して、高いレーザ電力定格を伴うレーザによって生成される熱を冷却するために、冷蔵システムを採用する。

本開示は、レーザ電力効率を増加させ、レーザ冷却効率を増加させ、効果的なレーザベースの歯科学のためにレーザ熱構成を向上させるための技法を説明する。具体的には、種々の実施形態では、平均出力レーザ電力が、選択された歯科治療のために必要とされるピーク出力レーザ電力より有意に少ない（例えば、最大５０％またはそれ未満）ように、高いピークレーザ電力出力を伴うＣＯ_２レーザを含み得る、硬組織および軟組織の両方を切断することが可能な歯科レーザが操作される。そのようなレーザは、より少ない熱を生成し得、より大きい平均レーザ電力出力を生成するように操作されるレーザより少ない冷却を必要とし得る。

また、レーザは、高いピークレーザ電力を生成するために必要とされる電力のために定格されていない電力供給部を使用して、操作されてもよい。代わりに、電力供給部は、有意に低い平均レーザ電力を生成するために必要とされる電力で定格および操作されてもよい。コンデンサバンクが、エネルギーを貯蔵し、レーザパルスのオン持続時間中に貯蔵されたエネルギーを放出するために使用されてもよく、それによって、高いピーク電力を有するパルスを生成するように、十分な電力をレーザに提供する。これは、全体的なシステムによって放散される熱の量をさらに低減させることができる。

したがって、レーザと、電力供給サブシステムとを含む、全体的システムは、冷蔵システムを必要としない、より単純な冷却装置を使用するように構成されてもよい。そのような歯科レーザシステムは、冷蔵冷却または高容量電力供給を必要とすることなく、低い平均レーザ電力において動作しながら、硬質歯系組織を切除するように十分に高いピークレーザ電力を送達してもよい。ファン冷却型ラジエータベースの冷却剤システムは、従来の冷蔵冷却器が必要とされないように、ピーク電力の代わりに、より低いレーザ平均電力のために構成されてもよい。

この目的で、本開示の一側面は、パルスレーザビームを生成するためのレーザと、規定ピーク出力レーザ電力において、および規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の平均出力レーザ電力において、レーザをトリガするように構成される、コントローラとを特徴とする、レーザシステムを含む。本システムは、入力レーザ電力をレーザに供給し、規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力未満に定格される、電源を含んでもよい。本システムはまた、少なくとも１つのコンデンサを有し、電源からコンデンサを充電するため、およびパルスのオン持続時間中に規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力の少なくとも一部をレーザに送達するために構成される、コンデンサバンクを含んでもよい。

種々の実施形態では、レーザの波長は、８μｍ〜最大１２μｍの範囲内である。レーザは、規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の最大平均出力レーザ電力レベルを有するように定格されてもよい。ある場合には、規定ピーク出力レーザ電力は、１０Ｗ〜最大１，０００Ｗの範囲内である。コントローラは、（ｉ）０．５Ｗ〜最大５０Ｗの範囲内で、（ｉｉ）０．５Ｗ〜最大５００Ｗの範囲で、または（ｉｉｉ）少なくとも５０Ｗのレベルに、平均出力レーザ電力を調節するように適合されてもよい。コントローラは、平均出力レーザ電力を規定ピーク出力レーザ電力の最大１０％（またはある場合には最大５％）に限定するように適合されてもよい。ある場合において、コントローラは、１０マイクロ秒〜最大５，０００マイクロ秒の範囲内でパルスレーザビームのパルスの持続時間を調節するように、および／または１％〜最大５０％の範囲内でパルスのデューティサイクルを調節するように適合される。

種々の実施形態では、コンデンサバンクの出力電圧は、２４Ｖ〜最大１４４Ｖの範囲内であり、コンデンサバンクのピーク電流は、１０Ａ〜最大１，０００Ａの範囲内である。コンデンサバンクの中のコンデンサの数は、１〜最大１００の範囲内であってもよく、各コンデンサの静電容量は、１，０００μＦ〜最大１５０，０００μＦの範囲内であってもよい。ある場合には、コントローラは、歯のエナメル質を切除するために十分なレベルにピーク出力レーザ電力を調節するように適合される。ある場合には、コントローラは、レーザの定格最大平均出力レーザ電力レベル未満の平均出力レーザ電力でレーザを操作するように適合される。レーザは、少なくとも１つの光共振器軸内の導波路を特徴としてもよい。ある場合には、レーザは、ガス放電レーザ（例えば、ＣＯ_２レーザ）を含む。

種々の実施形態では、レーザはさらに、少なくともレーザの動作温度を制御するための非冷媒ベースの冷却システムを含んでもよい。非冷媒ベースの冷却システムは、レーザと熱伝導連通する少なくとも１つのレーザ冷却剤経路と、冷却剤（例えば、水）を含有するための冷却剤リザーバと、冷却剤を循環させるためのポンプと、それを通る少なくとも１つの熱伝導経路を有する、ラジエータとを含んでもよい。ある場合には、冷却システムはまた、冷却剤リザーバ内の冷却剤のレベルを測定するためのレベルセンサと、冷却剤の温度を測定するための温度センサと、冷却剤の流量を測定するための流量センサと、空気流を熱伝導経路に指向するファンとを有してもよい。ある実装では、コントローラは、レベルセンサ、温度センサ、および／または流量センサからの出力に基づいて、レーザの動作を一時停止するように適合されてもよい。コントローラは、温度センサからの出力に基づいて、（ｉ）ポンプを調節して冷却剤の流量を調節すること、および／または（ｉｉ）ファンを操作することのいずれか一方を行うように適合されてもよい。例えば、コントローラは、冷却剤の温度を最大でも３０℃に限定するよう、ポンプおよび／またはファンを調節してもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、パルスレーザビームを生成するステップであって、レーザパルスの生成は、規定ピーク出力レーザ電力において、および規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の平均出力レーザ電力においてトリガするようにレーザを構成するステップを含み得る、レーザを操作する方法を特徴とする。本方法はまた、規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力未満に定格される電源を使用して、コンデンサバンクの中の少なくとも１つのコンデンサを充電するステップを含んでもよい。本方法はまた、レーザパルスのオン持続時間中に規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力の少なくとも一部を、コンデンサバンクからレーザに送達するステップを含んでもよい。

種々の実施形態では、レーザの波長は、８μｍ〜最大１２μｍの範囲内である。レーザは、規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の最大平均出力レーザ電力レベルを有するように定格されてもよい。規定ピーク出力レーザ電力は、１０Ｗ〜最大１，０００Ｗの範囲内であってもよい。ある場合には、構成するステップは、（ｉ）０．５Ｗ〜最大５０Ｗ（またはある場合には最大５００Ｗ）の範囲内で、または（ｉｉ）少なくとも５０Ｗのレベルに平均出力レーザ電力を調節するステップを含んでもよい。構成するステップはまた、平均出力レーザ電力を規定ピーク出力レーザ電力の最大１０％（またはある場合には最大５％）に限定するステップを含んでもよい。ある場合には、構成するステップはさらに、１０マイクロ秒〜最大５，０００マイクロ秒の範囲内でパルスレーザビームのパルスの持続時間を調節するステップ、および／または１％〜最大５０％の範囲内でパルスレーザビームのパルスのデューティサイクルを調節するステップを含む。

種々の実施形態では、送達するステップは、２４Ｖ〜最大１４４Ｖの範囲内の出力電圧を送達するステップと、１０Ａ〜最大１，０００Ａの範囲内のピーク出力電流を送達するステップとを含んでもよい。コンデンサバンクの中のコンデンサの数は、１〜最大１００の範囲内であってもよく、各コンデンサの静電容量は、１，０００μＦ〜最大１５０，０００μＦの範囲内であってもよい。ある場合には、構成するステップは、歯のエナメル質を切除するために十分なレベルにピーク出力レーザ電力を調節するステップを含む。構成するステップはまた、レーザの定格最大平均出力レーザ電力レベル未満の平均出力レーザ電力で動作するようにレーザを構成するステップを含んでもよい。

種々の実施形態では、本方法は、非冷媒ベースの冷却システムを使用して、少なくともレーザの動作温度を制御するステップを含んでもよい。ある場合には、本方法はまた、非冷媒ベースの冷却システムのレベルセンサ、温度センサ、および／または流量センサから出力を取得するステップと、示度値に基づいて、レーザの動作を一時停止するステップとを含む。他の場合において、本方法は、非冷媒ベースの冷却システムの温度センサから出力を取得するステップと、（ｉ）冷却剤の流量を調節するステップ、および／または（ｉｉ）示度値に基づいてファンを操作するステップとを含む。そのような場合において、流量を調節するステップおよび／またはファンを操作するステップは、冷却剤の温度を最大でも３０℃に限定してもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、高ピーク電力、低平均電力のレーザシステムを特徴とする。レーザシステムは、８〜１２μｍの範囲内の波長で動作するレーザと、最大平均レーザ電力より低い平均レーザ電力においてレーザを操作するように構成される、少なくとも１つのコントローラと、レーザによって生成される熱を除去するように構成される、冷却システムとを含むことができる。レーザは、少なくとも１つの光共振器軸内の導波路を有し、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを提供するように構成されてもよい。高いピークレーザ電力は、歯のエナメル質を切除するために十分であり得る。最大平均レーザ電力レベルは、高いピークレーザ電力の約５０％未満であり得る。

種々の実施形態では、レーザシステムはまた、より低い平均レーザ電力においてレーザを操作する電力を提供するように構成される、電力システムを含んでもよい。ある場合には、電力システムは、ＡＣ−ＤＣ電力供給部と、ＡＣ−ＤＣ電力供給部と電気通信する少なくとも１つのコンデンサバンクとを有する。一般に、ピーク／平均出力レーザ電力に対応する電力は、ピーク／平均出力レーザ電力を生成するためにレーザによって必要とされる電力であり、また、例えば、１％、２％、５％、１０％、２０％等の公差を伴って、必要電力をわずかに上回る、またはわずかに少ない、電力を含んでもよい。コンデンサバンクは、レーザパルスを提供するために必要とされるピーク電力を提供するように構成されてもよい。ある場合には、コントローラは、低いデューティサイクルにおいてレーザのパルシングを操作するように構成される。高いピークレーザ電力は、５０Ｗを上回り得、より低い平均レーザ電力は、約１〜３０Ｗの範囲内であってもよい。ある場合には、より低い平均レーザ電力は、高いピークレーザ電力の約１０％未満またはそれと等しい（もしくはある場合には、約５％未満またはそれと等しい）。レーザパルスは、約０．００１ミリ秒〜１０ミリ秒の範囲内のパルス持続時間を有してもよく、および／または低いデューティサイクルは、約１０％未満もしくはそれと等しくあり得る。ある場合には、レーザは、ガス放電レーザ（例えば、ＣＯ_２レーザ）である。

種々の実施形態では、冷却システムは、以下のうちのいずれかまたは全て、すなわち、レーザと熱伝導連通する少なくとも１つのレーザ冷却剤経路、周囲温度において冷却剤（例えば、水）を含有する冷却剤リザーバ、冷却剤リザーバ内の冷却剤のレベルを測定するためのレベルセンサ、冷却剤の温度を測定するための温度センサ、冷却剤を循環させるためのポンプ、冷却剤の流量を測定するための流量センサ、それを通る少なくとも１つの熱伝導経路を有する、ラジエータ、熱伝導経路からの熱除去を提供するファン、ならびにレーザ冷却剤経路、冷却剤リザーバ、ポンプ、流量センサ、および／またはラジエータを往復する冷却剤のための流路を提供するための管類を含んでもよい。冷却システムは、（ｉ）５０％オンタイムもしくはデューティサイクル未満またはそれに等しい動作中、および／または（ｉｉ）完全連続動作中のいずれか一方で、３０℃を上回る冷却剤温度を許可しなくてもよい。レーザは、ある場合には、歯科治療（例えば、歯科手術）のために構成されてもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、８〜１２μｍの範囲内の波長で動作するレーザと、低いデューティサイクルおよびより低い平均電力においてレーザを操作するように構成される、少なくとも１つのコントローラと、より低い平均レーザ電力においてレーザを操作する電力を提供するように構成される電力供給部とを含む、高ピーク電力、低平均電力のレーザシステムを特徴とする。本システムはまた、より低い平均レーザ電力におけるレーザによって生成される熱を除去するように構成される、冷却システムを含んでもよい。レーザは、少なくとも１つの光共振器軸内の導波路を有し、歯のエナメル質を切除するための十分な放射照度を有する、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを提供するように構成されてもよい。レーザは、高いピークレーザ電力の約５０％未満である最大平均レーザ電力レベルを有してもよい。ある場合には、電力供給部は、ＡＣ−ＤＣ電力供給部と、ＡＣ−ＤＣ電力供給部と電気通信する少なくとも１つのコンデンサバンクとを有してもよい。コンデンサバンクは、レーザパルスを提供するために必要とされるピーク電力を提供するように構成されてもよい。冷却システムは、レーザと熱伝導連通する少なくとも１つのレーザ冷却剤経路、周囲温度において冷却剤（例えば、水）を含有する冷却剤リザーバ、冷却剤リザーバ内の冷却剤のレベルを測定するためのレベルセンサ、冷却剤の温度を測定するための温度センサ、冷却剤を循環させるためのポンプ、冷却剤の流量を測定するための流量センサ、それを通る少なくとも１つの熱伝導経路を有する、ラジエータ、熱伝導経路からの熱除去を提供するファン、ならびにレーザ冷却剤経路、冷却剤リザーバ、ポンプ、流量センサ、および／またはラジエータを往復する冷却剤のための流路を提供するための管類のうちのいずれかまたは全てを含んでもよい。

種々の実施形態では、高いピークレーザ電力は、５０Ｗを上回ってもよく、より低い平均レーザ電力は、約１〜３０Ｗの範囲内であってもよい。ある場合には、より低い平均電力は、高いピークレーザ電力の約１０％未満またはそれに等しい（もしくはある場合には、約５％未満またはそれに等しい）。レーザパルスは、約０．００１ミリ秒〜１０ミリ秒の範囲内のパルス持続時間を有してもよい。ある場合には、低いデューティサイクルは、約１０％未満またはそれに等しい。レーザは、ガス放電レーザ（例えば、ＣＯ_２レーザ）であってもよい。冷却システムは、（ｉ）５０％オンタイムもしくはデューティサイクル未満またはそれに等しい動作中、および／もしくは（ｉｉ）完全連続動作中のいずれか一方で、３０℃を上回る冷却剤温度を許可しなくてもよい。レーザは、ある場合には、歯科治療（例えば、歯科手術）のために構成されてもよい。
本明細書は、例えば、以下の項目も提供する。
（項目１）
パルスレーザビームを生成するためのレーザと、
規定ピーク出力レーザ電力において、および前記規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の平均出力レーザ電力において、レーザをトリガするように構成される、コントローラと、
入力レーザ電力を前記レーザに供給し、前記規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力未満に定格される、電源と、
少なくとも１つのコンデンサを備え、前記電源から前記少なくとも１つのコンデンサを充電するため、およびパルスのオン持続時間中に前記規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力の少なくとも一部を前記レーザに送達するために構成される、コンデンサバンクと、
を備える、レーザシステム。
（項目２）
前記レーザの波長は、８μｍ〜最大１２μｍの範囲内である、項目１に記載のレーザシステム。
（項目３）
前記レーザは、前記規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の最大平均出力レーザ電力レベルを有するように定格されるレーザを含む、項目１に記載のレーザシステム。
（項目４）
前記規定ピーク出力レーザ電力は、１０Ｗ〜最大１，０００Ｗの範囲内である、項目１に記載のシステム。
（項目５）
前記コントローラは、０．５Ｗ〜最大５０Ｗの範囲内で前記平均出力レーザ電力を調節するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目６）
前記コントローラは、０．５Ｗ〜最大５００Ｗの範囲内で前記平均出力レーザ電力を調節するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目７）
前記コントローラは、前記平均出力レーザ電力を少なくとも５０Ｗのレベルに調節するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目８）
前記コントローラは、前記平均出力レーザ電力を前記規定ピーク出力レーザ電力の最大１０％に限定するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目９）
前記コントローラは、前記平均出力レーザ電力を前記規定ピーク出力レーザ電力の最大５％に限定するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目１０）
前記コントローラは、１０マイクロ秒〜最大５，０００マイクロ秒の範囲内で前記パルスレーザビームの前記パルスの持続時間を調節するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目１１）
前記コントローラは、１％〜最大５０％の範囲内で前記パルスレーザビームの前記パルスのデューティサイクルを調節するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目１２）
前記コンデンサバンクの出力電圧は、２４Ｖ〜最大１４４Ｖの範囲内であり、
前記コンデンサバンクのピーク出力電流は、１０Ａ〜最大１，０００Ａの範囲内である、
項目１に記載のシステム。
（項目１３）
前記コンデンサバンクの中のコンデンサの数は、１〜最大１００の範囲内である、項目１に記載のシステム。
（項目１４）
前記コンデンサバンクの中の第１のコンデンサの静電容量は、１，０００μＦ〜最大１５０，０００μＦの範囲内である、項目１に記載のシステム。
（項目１５）
前記コントローラは、歯のエナメル質を切除するために十分なレベルにピーク出力レーザ電力を調節するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目１６）
前記コントローラは、前記レーザの定格最大平均出力レーザ電力レベル未満の平均出力レーザ電力で前記レーザを操作するように適合される、項目１に記載のシステム。
（項目１７）
前記レーザは、少なくとも１つの光共振器軸内の導波路を含む、項目１に記載のシステム。
（項目１８）
前記レーザは、ガス放電レーザを含む、項目１に記載のシステム。
（項目１９）
前記ガス放電レーザは、ＣＯ_２レーザを含む、項目１８に記載のシステム。
（項目２０）
少なくとも前記レーザの動作温度を制御するための非冷媒ベースの冷却システムをさらに備える、項目１に記載のシステム。
（項目２１）
前記冷却システムは、
前記レーザと熱伝導連通する少なくとも１つのレーザ冷却剤経路と、
冷却剤を含有するための冷却剤リザーバと、
前記冷却剤を循環させるためのポンプと、
それを通る少なくとも１つの熱伝導経路を有する、ラジエータと、
を備える、項目２０に記載のシステム。
（項目２２）
前記冷却システムはさらに、
前記冷却剤リザーバ内の前記冷却剤のレベルを測定するためのレベルセンサと、
前記冷却剤の温度を測定するための温度センサと、
前記冷却剤の流量を測定するための流量センサと、
空気流を前記熱伝導経路に指向するファンと、
のうちの少なくとも１つを備える、
項目２１に記載のシステム。
（項目２３）
前記コントローラは、前記レベルセンサ、前記温度センサ、および前記流量センサのうちの少なくとも１つからの出力に基づいて、前記レーザの動作を一時停止するように適合される、項目２２に記載のシステム。
（項目２４）
前記コントローラは、前記温度センサからの出力に基づいて、
前記ポンプを調節して前記冷却剤の流量を調節すること、および
前記ファンを操作すること、
のうちの少なくとも１つを行うように適合される、項目２２に記載のシステム。
（項目２５）
前記コントローラは、前記ポンプを調節すること、および前記冷却剤の温度を最大でも３０℃に限定するよう前記ファンを操作することのうちの少なくとも１つを行うように適合される、項目２４に記載のシステム。
（項目２６）
前記冷却剤は、水を含む、項目２１に記載のシステム。
（項目２７）
前記入力レーザ電力の前記一部は、前記入力レーザ電力の少なくとも７５パーセントを含む、項目１に記載のシステム。
（項目２８）
レーザを操作する方法であって、
パルスレーザビームを生成するステップであって、レーザパルスの生成は、規定ピーク出力レーザ電力において、および前記規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の平均出力レーザ電力においてトリガするように前記レーザを構成するステップを含む、ステップと、
前記規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力未満に定格される電源を使用して、コンデンサバンクの中の少なくとも１つのコンデンサを充電するステップと、
レーザパルスのオン持続時間中に前記規定ピーク出力レーザ電力に対応する前記入力レーザ電力の少なくとも一部を、前記コンデンサバンクから前記レーザに送達するステップと、
を含む、方法。
（項目２９）
前記レーザの波長は、８μｍ〜最大１２μｍの範囲内である、項目２８に記載の方法。
（項目３０）
前記レーザは、前記規定ピーク出力レーザ電力の約５０％未満の最大平均出力レーザ電力レベルを有するように定格されるレーザを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３１）
前記規定ピーク出力レーザ電力は、１０Ｗ〜最大１，０００Ｗの範囲内である、項目２８に記載の方法。
（項目３２）
前記構成するステップはさらに、０．５Ｗ〜最大５０Ｗの範囲内で前記平均出力レーザ電力を調節するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３３）
前記構成するステップはさらに、０．５Ｗ〜最大５００Ｗの範囲内で前記平均出力レーザ電力を調節するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３４）
前記構成するステップはさらに、前記平均出力レーザ電力を少なくとも５０Ｗのレベルに調節するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３５）
前記構成するステップはさらに、前記平均出力レーザ電力を前記規定ピーク出力レーザ電力の最大１０％に限定するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３６）
前記構成するステップはさらに、前記平均出力レーザ電力を前記規定ピーク出力レーザ電力の最大５％に限定するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３７）
前記構成するステップはさらに、１０マイクロ秒〜最大５，０００マイクロ秒の範囲内で前記パルスレーザビームの前記パルスの持続時間を調節するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３８）
前記構成するステップはさらに、１％〜最大５０％の範囲内で前記パルスレーザビームの前記パルスのデューティサイクルを調節するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目３９）
前記送達するステップは、
２４Ｖ〜最大１４４Ｖの範囲内の出力電圧を送達するステップと、
１０Ａ〜最大１，０００Ａの範囲内のピーク出力電流を送達するステップと、
を含む、項目２８に記載の方法。
（項目４０）
前記コンデンサバンクの中のコンデンサの数は、１〜最大１００の範囲内である、項目２８に記載の方法。
（項目４１）
前記コンデンサバンクの中の第１のコンデンサの静電容量は、１，０００μＦ〜最大１５０，０００μＦの範囲内である、項目２８に記載の方法。
（項目４２）
前記構成するステップはさらに、歯のエナメル質を切除するために十分なレベルに前記ピーク出力レーザ電力を調節するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目４３）
前記構成するステップはさらに、前記レーザの定格最大平均出力レーザ電力レベル未満の平均出力レーザ電力で動作するように前記レーザを構成するステップを含む、項目２８に記載の方法。
（項目４４）
非冷媒ベースの冷却システムを使用して、少なくとも前記レーザの動作温度を制御するステップをさらに含む、項目２８に記載の方法。
（項目４５）
前記非冷媒ベースの冷却システムのレベルセンサ、温度センサ、および流量センサのうちの少なくとも１つから出力を取得するステップと、
示度値に基づいて、前記レーザの動作を一時停止するステップと、
をさらに含む、項目４４に記載の方法。
（項目４６）
前記非冷媒ベースの冷却システムの温度センサから出力を取得するステップと、
（ｉ）冷却剤の流量を調節するステップ、および（ｉｉ）前記示度値に基づいてファンを操作するステップのうちの少なくとも１つと、
をさらに含む、項目４４に記載の方法。
（項目４７）
（ｉ）前記流量を調節するステップおよび（ｉｉ）前記ファンを操作するステップのうちの少なくとも１つは、前記冷却剤の温度を最大でも３０℃に限定する、項目４６に記載の方法。

本開示の種々の側面が、添付図面および付随する発明を実施するための形態を考慮して、より明白となるであろう。その中で描写される実施形態は、限定ではなく一例として提供され、類似参照番号は、概して、同一または類似要素を指す。異なる図面では、異なる参照番号を使用して、同一または類似要素が参照され得る。図面は、必ずしも一定の縮尺ではなく、代わりに、本発明の側面を図示することに重点が置かれる。

図１は、種々の実施形態による、例示的歯科レーザシステムの概略ブロック図である。図２は、種々の実施形態による、ＣＯ_２レーザの共振器部分の概略図である。図３は、種々の実施形態による、レーザ用の電力システムの概略ブロック図である。図４は、種々の実施形態による、レーザシステムの例示的最小、最大、および公称動作パラメータを示す、チャートである。図５は、種々の実施形態による、レーザ冷却システムのブロック図である。図６Ａ−６Ｂは、種々の実施形態による、レーザシステム用の例示的パルス列のプロットである。図６Ａ−６Ｂは、種々の実施形態による、レーザシステム用の例示的パルス列のプロットである。図７は、種々の実施形態による、冷却剤温度対時間の例示的プロットである。図８は、種々の実施形態による、レーザシステム対時間の種々の場所における温度の例示的プロットである。

図１を参照すると、本明細書に説明される種々の実施形態は、レーザ１２と、電力システム１４と、少なくとも１つのコントローラ１６と、冷却システム１８とを含む、高ピーク出力電力、低平均出力電力のレーザシステム１０を含む。歯科治療で使用するために、システム１０は、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを発するためにＣＯ_２レーザを使用するように構成されてもよい。例えば、ＣＯ_２レーザは、高いピーク出力レーザ電力を増加させるように、上昇したガス圧力を伴って構成されてもよい。ガス放電レーザのピーク電力を増加させるためのシステムは、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる、米国特許第８，２５１，９８４号で説明される。

図２は、本明細書に説明される種々の実施形態で特徴とされ得る、ＣＯ_２レーザ３０の共振器を示す。８〜１２μｍの範囲内の波長を有するＣＯ_２レーザは、硬および軟組織の両方を切除することができ、歯科治療に使用されてもよい。図２は、Ｘ−Ｙ形式２２で図示される光共振器軸を示す。前部鏡２６の曲率は、後部鏡２８の曲率と光学的に連通する。前部鏡および後部鏡は、光共振器を形成するように少なくとも２つの電極２４の長さによって分離される。前部鏡２６および後部鏡２８の曲率は、ＸもしくはＹまたはＸおよびＹ軸の両方において光エネルギーを制御するように選定されることができる。直流および電気エネルギーの種々の周波数が、３４で示される間隙「ｄ」によって分離される、２つの電極３２の間にプラズマ放電を形成するために使用されることができる。前部鏡２６の曲率は、後部鏡２８の曲率と組み合わせて、安定した共振器または不安定な共振器を形成することができる。ある場合には、前部鏡２６の曲率は、少なくとも１つの光共振器軸内に導波路を形成するように、間隙３４の中へ結合することができる。導波路は、ＸまたはＹ軸のいずれか一方に存在することができる。ある場合には、光共振器軸を形成するために使用される間隙３４は、５ｍｍまたはそれ未満であってもよく、電極の間のレーザ放電のより効率的な冷却のための密接な電極間隔を促進してもよい。

図３は、電力をレーザ１２に提供するように構成される、例示的電力システム１４を示す。高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを生成するために、レーザは、十分な電力を提供されなければならない。図３に示される実施形態では、ＡＣ本線４０が、線雑音を除去するようにＡＣフィルタ４２によって調整され、フィルタ処理されたＡＣ信号は、ＡＣ−ＤＣ電力供給部４４（例えば、力率補正を伴う医療グレードＡＣ−ＤＣスイッチモード電力供給部）の中へ送給される。種々の実施形態では、ＡＣ本線４０に供給される入力電圧は、例えば、１１０Ｖ、１２０Ｖ、２３０Ｖ、２４０Ｖ、４８０Ｖ、６００Ｖ等であってもよい。ＡＣ本線４０における入力電流は、例えば、２Ａ、４Ａ、６Ａ、１０Ａ、１２Ａ、１４Ａ、１６Ａ、１８Ａ、２０Ａ、２２Ａ、２４Ａ、２６Ａ、２８Ａ、３０Ａ、１００Ａ、１０００Ａ等であってもよい。

ＡＣ−ＤＣ電力供給部４４は、１つまたはそれを上回る電力供給出力４５を有してもよい。電力供給出力４５は、必要ＤＣ電圧（すなわち、電力がレーザに提供される成果）および低い平均ＤＣ電流において電力を提供してもよい。例えば、電力供給出力４５は、１０Ａの平均電流を有する、４８Ｖの必要電圧を提供する、２対の浮動（非接地）端子であってもよい。４８Ｖの必要電圧は、レーザの構成による、最大ピーク出力レーザ電力である高いピーク出力レーザ電力を有する、レーザパルスを生成するために好適であり得る。種々の実施形態では、電力供給出力４５は、例えば、２４Ｖ、４８Ｖ、１４４Ｖ等を提供してもよい。電力供給出力４５は、例えば、１Ａ、５Ａ、１０Ａ、２０Ａ、３０Ａ、４０Ａ、５０Ａ、６０Ａ、７０Ａ、８０Ａ、９０Ａ、１００Ａ等の出力電流を提供してもよい。

種々の実施形態では、必要電圧は、レーザパルスの高いピーク電力を制御するために変動させられてもよい。例えば、最大ピーク出力レーザ電力を伴うレーザパルスを生成するために必要とされる電圧未満の電圧が、最大ピーク出力レーザ電力未満であるピーク出力レーザ電力を有する、レーザパルスを生成することができる。電力供給出力４５は、ツイストペアリード線４６を使用して、１つまたはそれを上回るコンデンサバンク４８に接続されてもよい。コンデンサバンク４８はそれぞれ、１つまたはそれを上回るコンデンサ５０を含んでもよい。種々の実施形態では、各コンデンサバンクは、１、２、４、６、８、１０、２０、４０、６０、８０、１００個等の個々のコンデンサを含んでもよい。ツイストペアリード線４６は、電力システム１４の放射電磁エネルギー（ＥＭＣ）を低下させることができる。

ＡＣ−ＤＣ電力供給部４４からの電力は、ある規定電圧までコンデンサ５０を充電してもよい。コンデンサバンクの中の各コンデンサの静電容量は、例えば、１０００μＦ、２０００μＦ、５０００μＦ、１０，０００μＦ、２０，０００μＦ、４０，０００μＦ、６０，０００μＦ、１００，０００μＦ、１５０，０００μＦ等であってもよい。コンデンサバンク（またはある場合には、コンデンサバンクの中の各コンデンサ）の出力電圧は、例えば、２４Ｖ、４８Ｖ、１４４Ｖ等であってもよい。コンデンサバンクの出力電流は、例えば、１０Ａ，２０Ａ、５０Ａ、１００Ａ、２００Ａ、３００Ａ、４００Ａ、５００Ａ、６００Ａ、７００Ａ、８００Ａ、９００Ａ、１０００Ａ等であってもよい。ある場合には、コンデンサ５０は、低い電圧および高い静電容量を有してもよい。コンデンサバンク４８内で、コンデンサ５０は、コンデンサ５０の固有の直列インピーダンスを最適化するために、並列に配列されてもよい。したがって、コンデンサバンク４８は、必要電圧を実質的に一定に維持して保ちながら、高いピークレーザ電力パルスのために必要とされるような高い放電電流を送達することができる。

種々の実施形態では、コンデンサバンク４８は、１つまたはそれを上回る低インピーダンス母線５２および１つまたはそれを上回る低インピーダンスツイストペアリード線５４を通して、レーザ１２と電気通信している。したがって、バンク４８の中のコンデンサは、必要電圧における高い電流、したがって、ＥＭＣ要件を満たしながら、エネルギーの最小限の損失を伴って、規定ピークレーザ電力および平均レーザ電力においてレーザパルスを生成するために必要とされる電力を送達することができる。いくつかの実施形態では、ＡＣ−ＤＣ電力供給部４４はまた、１つまたはそれを上回るコンデンサも含む。１つまたはそれを上回るコンデンサバンク４８は、電力供給部４４の中で提供される１つまたはそれを上回るコンデンサと並列に電気的に結合されてもよい。したがって、レーザ１２に供給される電力の一部は、電力供給部４４の中の１つまたはそれを上回るコンデンサによって送達されてもよく、電力の一部は、１つまたはそれを上回るコンデンサバンク４８によって送達される。いくつかの実施形態では、コンデンサバンク４８は、必要電力の少なくとも７５％をレーザ１２に供給する。

ＡＣ本線４０からコンデンサ５０への電気の変換は、約７０％効率的であり得る。コンデンサ５０は、典型的には、レーザ１２がパルスを発していないときに充電する。いくつかの実施形態では、コンデンサ５０は、連続的に充電し、パルスのオン持続時間中に放電してもよい。ある場合には、コンデンサは、電力供給部４４と並列に接続され、それらにわたって負荷がない（例えば、レーザ１２がトリガされていない）限り電荷を引き込む、または完全に充電される。いくつかのそのような場合において、レーザ１２のトリガに応じて、電力供給部４４の中のトランジスタは、それらが放電するようにコンデンサのための負荷を生成する。コンデンサが放電した後、それらは、電力供給部４４から電流を引き込むことによって、再度、再充電してもよい。低いデューティサイクルにおいてレーザ１２のパルシングを構成することは、コンデンサ５０に再充電する十分な時間を許容し得る。いくつかの実施形態では、レーザ１２は、高いピークレーザ電力の５０％未満の最大平均電力レベルを有するように構成される。高いピークレーザ電力の５０％未満の最大平均電力レベルを有することは、レーザの熱コンプライアンスを増加させることができ、その効率的な冷却に役立ち得る。レーザの最大平均電力レベルは、概して、レーザ製造業者によって規定され、概して、レーザ１２の可能な限り高い平均電力出力として表される。ＣＷ操作されるレーザに関して、平均レーザ電力出力は、典型的には、最大平均電力レベルと同一である。

レーザ１２は、１つまたはそれを上回るコントローラ１６を使用して操作されてもよい。コントローラ１６は、例えば、レーザ１２をトリガまたはトリガ解除してもよい。いくつかの実施形態では、コントローラ１６は、レーザをトリガする特定のＤＣ電力レベル、またはある場合には、（例えば、全てのコンデンサがトリガに応じて放電されるわけではない実施形態において）レーザのトリガに応じていずれのコンデンサを放電するかを判定してもよい。レーザ１２をパルスにすることは、より低い平均レーザ電力をもたらし得る。レーザシステム１０は、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを通して、より低い平均電力レベルを提供するために、低いデューティサイクルにおいてパルス状であり得る。

図４は、種々の実施形態による、レーザシステム１０の例示的最小、最大、および公称動作パラメータを示す、チャートである。いくつかの実施形態では、レーザ１２は、ピークレーザ電力の１０％またはそれ未満である、より低い平均レーザ電力において操作される。他の実施形態では、より低い平均レーザ電力は、ピークレーザ電力の約２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％、８０％、もしくは９０％未満またはそれと等しい。ピークレーザ電力の６０％を上回る平均レーザ電力は、いくつかの実施形態では回避される。ある場合には、レーザの平均電力入力が、例えば、１５Ｗ、５０Ｗ、７５Ｗ、１００Ｗ、２００Ｗ、３００Ｗ、４００Ｗ、５００Ｗ、６００Ｗ、７００Ｗ、１０００Ｗ、１２５０Ｗ、１５００Ｗ等であってもよい一方で、レーザの平均電力出力は、例えば、０．５Ｗ、１Ｗ、２Ｗ、５Ｗ、１０Ｗ、２０Ｗ、３０Ｗ、４０Ｗ、５０Ｗ等であってもよい。ある場合には、レーザのピーク電力入力が、例えば、３００Ｗ、４００Ｗ、５００Ｗ、１０００Ｗ、２５００Ｗ、５０００Ｗ、７５００Ｗ、１０，０００Ｗ、１２，０００Ｗ、１５，０００Ｗ、２０，０００Ｗ、２５，０００Ｗ、３０，０００Ｗ等であってもよい一方で、レーザのピーク電力出力は、１０Ｗ、２０Ｗ、５０Ｗ、１００Ｗ、２００Ｗ、３００Ｗ、４００Ｗ、５００Ｗ、７５０Ｗ、１０００Ｗ等であってもよい。上記で列挙される例示的値はまた、レーザ１２がパルスレーザである実施形態では、パルスあたりの平均電力およびパルスあたりのピーク電力について提示されてもよい。レーザ１２が電力からレーザ電力への約１５％の変換効率を有する場合、レーザ１２がパルス状である瞬時に必要とされるピーク電力は、少なくとも６００Ｗであってもよく、１５００Ｗと同じくらいの高さ、または２６６０Ｗでさえあってもよい。

レーザ１２は、約９．３μｍの波長および約２５０μｍに集束されたスポットサイズを有する、ビームを生成してもよい。約２５０μｍに集束されたスポットサイズおよび約５０Ｗを下回るピークレーザ電力があると、送達される低い放射照度は、硬質歯系組織（例えば、エナメル質）を切除するために不十分であり得る。約２５０μｍに集束されたスポットサイズおよび約３００Ｗのピークレーザ電力があると、硬質歯系組織（例えば、エナメル質）を切除するために十分であり得る、高い放射照度が送達されることができる。ある場合には、レーザ１２によって送達されるパルスエネルギーは、例えば、１ｍＪ、２ｍＪ、３ｍＪ、５ｍＪ、１０ｍＪ、２０ｍＪ、３０ｍＪ、４０ｍＪ、５０ｍＪ、６０ｍＪ、７０ｍＪ、８０ｍＪ、９０ｍＪ、１００ｍＪ等であってもよい。

ある場合には、パルス幅（例えば、パルスのオン持続時間）は、例えば、１マイクロ秒、２マイクロ秒、３マイクロ秒、５マイクロ秒、７マイクロ秒、１０マイクロ秒、２０マイクロ秒、３０マイクロ秒、５０マイクロ秒、７０マイクロ秒、１００マイクロ秒、２００マイクロ秒、３００マイクロ秒、４００マイクロ秒、５００マイクロ秒等であってもよい。パルスサイクル／周期（例えば、パルスのオンおよびオフ持続時間）は、例えば、１０マイクロ秒、２０マイクロ秒、３０マイクロ秒、５０マイクロ秒、１００マイクロ秒、２００マイクロ秒、３００マイクロ秒、５００マイクロ秒、１０００マイクロ秒、２０００マイクロ秒、３０００マイクロ秒、４０００マイクロ秒、５０００マイクロ秒等であってもよい。結果として、レーザ１２のデューティサイクル（本明細書ではパルス幅／パルスサイクルとして定義される）は、例えば、１％、２％、５％、７％、１０％、２０％、３０％、５０％等であってもよい。したがって、ある場合には、レーザ１２によって送達されるピークフルエンスは、例えば、１Ｊ／ｃｍ^２、２Ｊ／ｃｍ^２、３Ｊ／ｃｍ^２、５Ｊ／ｃｍ^２、７Ｊ／ｃｍ^２、１０Ｊ／ｃｍ^２、２０Ｊ／ｃｍ^２、３０Ｊ／ｃｍ^２、５０Ｊ／ｃｍ^２、１００Ｊ／ｃｍ^２、２００Ｊ／ｃｍ^２、３００Ｊ／ｃｍ^２、４００Ｊ／ｃｍ^２、５００Ｊ／ｃｍ^２等であってもよい。約５Ｊ／ｃｍ^２と同じくらい低いレーザフルエンスは、約１０マイクロ秒のパルス持続時間において、９．３〜９．６μｍの範囲内の波長で硬質歯系組織（例えば、歯のエナメル質および象牙質）の表面に不可逆的に影響を及ぼし得る。したがって、５０，０００Ｗ／ｃｍ^２の放射照度を有する、約９．３〜約９．６μｍの範囲内の波長におけるレーザビームを提供することは、エナメル質等の硬質歯系組織を切除するために十分であり得る。図４に説明される種々の値は、０．０５％、０．１％、１％、１．５％、５％、１０％、１５％、２０％等の公差を含む。

レーザが低いデューティサイクルにおいてパルス状であり得ると、大きい静電容量を有する、１つまたはそれを上回るコンデンサ５０が、レーザがパルス状である瞬間に、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを提供するために必要とされるピーク電力を提供することが可能である。大きい静電容量を有するコンデンサ５０の使用は、レーザがパルス状である瞬間中に、レーザによって必要とされるピーク電力ではなく、レーザがより低い平均レーザ電力を生成するために必要とされる電力のみを経時的に提供する、ＡＣ−ＤＣ電力供給部４４が使用されることを可能にする。例えば、レーザパルスにつき必要とされるピーク電力が４ＫＷであり、レーザが３％の低いデューティサイクルとともに操作される場合には、ＡＣ−ＤＣ電力供給部４４は、経時的に１２０Ｗの電力を提供することのみが可能である必要がある。瞬時に４ＫＷのピーク電力を提供することが可能な電力システムを有する、レーザシステムからの約１マイクロ秒〜５００マイクロ秒の短持続時間レーザパルスは、ある場合には、硬質歯系組織（例えば、象牙質、エナメル質等）を切除することができる。当業者は、本電力システム設計が例証的であり、電力システム構成要素の他の選択、構成、およびグレードが、高いピークレーザ電力ならびにより低い最大平均レーザ電力を伴う歯科レーザシステム１０用の電力を提供するために利用され得ることを理解するであろう。１つまたはそれを上回るコンデンサバンクと組み合わせて使用される、そのような電力システムは、ピーク出力レーザ電力を生成するために必要とされる電力を提供するように定格される必要はなく、代わりに、平均出力レーザ電力を生成するために必要とされる電力を提供するように定格されることができる。

いくつかの実施形態では、レーザ１２によって生成される熱の量が、概して、能動冷蔵システムを使用する熱の除去を必要とする、高ピーク電力定格電力供給部を使用して生成される量未満であるように、レーザ１２は、より低い平均レーザ電力を生成するように操作されてもよい。結果として、ある実施形態では、冷蔵を必要とすることなく熱を除去することができる、冷却システムが採用されてもよい。冷却システムは、ラジエータと、ポンプと、流量センサと、レベルセンサと、温度スイッチとを含んでもよい。ラジエータは、二重１２０ｍｍファンを組み込み得る、例えば、ＳｗｉｆｔｅｃｈＭＣＲｘ２０−ＸＰラジエータであってもよい。ポンプは、例えば、Ｓｗｉｆｔｅｃｈ（ＬｏｎｇＢｅａｃｈ，ＣＡ）によって提供されるＳｗｉｆｔｅｃｈＭＣＰ６５５−Ｂ１２Ｖポンプであってもよい。流量センサは、例えば、Ｃｏｍｐａｃ５−２０系列流量スイッチであってもよい。レベルセンサは、例えば、Ｃｏｍｐａｃ１０−７８２レベルスイッチであってもよく、温度スイッチは、Ｃｏｍｐａｃ１１−８００であってもよく、全てのＣｏｍｐａｃ構成要素は、Ｃｏｍｐａｃ（Ｐａｒａｄｉｓｅ，ＣＡ）から入手される。

いくつかの実施形態では、歯科レーザシステム１０のユーザが、制御１６を使用して、治療パラメータを設定し、これらのパラメータは、典型的には、パルス持続時間、パルス繰り返し率、およびデューティサイクル、ならびに治療時間および治療パターンを含んでもよい。コントローラ１６は、治療用途のためにレーザ１２をオンおよびオフにするためのフットペダルまたは他の手動制御型スイッチを含んでもよい。パルス電力、パルス持続時間、デューティサイクル、パルス繰り返し率、より低い平均レーザ電力、および高いピークレーザ電力等のレーザパラメータは、治療の効能ならびに有効性で役割を果たすことができ、フットペダルおよび／または別のスイッチを使用して調節されてもよい。ユーザによって設定される、いくつかのパラメータに応答して、コントローラ１６は、効果的かつ効率的な治療のために必要とされる付加的パラメータを自動的に判定することができる。この目的で、コントローラは、上記で説明されるように、図４による種々のパラメータの値、およびそのようなパラメータの間の関係を使用してもよい。

いくつかの実施形態では、レーザ１２は、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスの生成中に、レーザ１２において生成される熱を放熱するように構成される。大きい質量および熱キャパシタンスを有するようにレーザを構成することは、放熱／放散され得る熱の量を増加させ、したがって、レーザの温度の上昇を制限することができる。典型的には、ガス放電レーザの高いピークレーザ電力が大きいほど、レーザの質量および熱キャパシタンスが大きい。好適な質量および熱キャパシタンスを伴って構成されるガス放電レーザの実施例は、Ｃｏｈｅｒｅｎｔ，Ｉｎｃ．（Ｂｌｏｏｍｆｉｅｌｄ，ＣＴ）からのＣｏｈｅｒｅｎｔＥ−１５０ｉである。レーザパルスの生成は、概して、レーザの温度を上昇させ得る、レーザの熱を生成する。レーザの熱を放熱することは、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスの生成に起因する、温度上昇を減退させることができる。レーザの温度上昇の減退は、例えば、高いピークレーザ電力ではなく、より低い平均レーザ電力において動作するレーザによって生成される熱を除去するように構成される、冷却システムを使用して、よりゆっくりと熱が除去されることを可能にし得る。

ある場合には、ガス放電レーザは、電力を光強度に変換することにおいて５％〜２０％効率的である。したがって、１５％効率および３００Ｗの高いピーク電力において動作する従来のレーザは、典型的には、１７００Ｗを上回る冷却容量を必要とし得る、熱ピークレーザ電力において生成される熱を除去するように構成される冷却システムを必要とするであろう。対照的に、本明細書に説明されるように構成されるレーザシステム１２は、例えば、約５７Ｗの冷却容量を有する、例えば、１０Ｗのより低い平均レーザ電力において生成される熱を除去するように構成される冷却システムのみを必要とし得る。いくつかの実施形態では、レーザ１２の動作によって生成される熱が、能動冷蔵ユニットを用いた熱除去を必要とするであろう限界を下回るように、レーザシステム１０は、より低い平均レーザ電力を維持するように構成される。能動冷蔵は、冷却のための周囲空気の温度未満である温度を有する、流体を提供することを必要とする。本明細書で使用されるように、能動冷蔵は、冷却器および冷蔵ユニットを含むことが理解され、冷蔵構成要素を収容するために必要とされる複雑性、費用、ならびに空間に起因して、望ましくない場合がある。

本明細書に説明されるレーザシステム１０は、低い平均レーザ電力を生成するように構成されてもよい。したがって、レーザシステム１０は、周囲空気への熱の除去を通して冷却されてもよい。周囲空気へ熱を除去するように構成される冷却システムは、熱流量または伝達を生成するために周囲空気と冷却システムとの間の温度差を採用してもよい。熱は、温度差またはその関数、および対流係数等の熱流量係数に比例する、熱伝達率において除去されてもよい。熱伝達率は、対流係数を増加させることによって増加させられてもよい。

そのような冷却システム１８の実施例が、熱伝導性内部管および流動通路を含む、冷却剤経路６２を有する、レーザ１２を示す、図５で詳細に示されている。冷却剤経路６２は、より低い温度の冷却剤６３がレーザ１２に流入し、レーザ１２から熱を吸収し、より高い温度で流出することを可能にする。冷却剤６３は、添加剤、例えば、殺藻剤、不凍剤、殺菌剤、および腐食防止剤を含み得る、水を含んでもよい。冷却剤６３は、リザーバ６４の中に貯蔵されてもよく、レベルセンサ６６は、冷却剤レベルが規定最小レベルまで低下する、またはそれを下回る場合に、アラームを起動してもよい、もしくはレーザ１２の動作を妨げてもよい。冷却システム１８はまた、冷却剤６３を循環させるためのポンプ６８と、冷却剤流量を監視するための流量センサ７０と、レーザ１２から除去される熱を伝達することに役立つラジエータ７２と、ラジエータ７２を冷却するためのファン７４と、冷却剤６３の温度を測定するための温度センサ７６とを含んでもよい。これらの構成要素のそれぞれは、随意である。示されるように、構成要素は、可撓性、剛性、または両方の混合であり得る、管類６５を用いて接続されてもよい。

ある場合には、ポンプ６８は、連続的に作動させられ、レーザ１２がパルスを発しているかどうかにかかわらず、レーザ１２を通して冷却剤６３の流量を提供してもよい。ポンプ６８およびファン７４は、代替として、冷却剤６３が閾値温度を上回ることが検出される限り、作動するように構成されてもよい。流量センサ７０は、冷却剤流量が検出されない、または規定閾値を下回ることが検出される場合に、アラームを起動し、レーザ機能を妨げてもよい。ラジエータ７２は、冷却剤６３からラジエータ７２、次いで、ラジエータ７２から周囲空気への熱の高度に効率的な伝達のためのフィンおよび／または他の高表面積構造を含み得る、冷却剤６３のための熱伝導性通路を有してもよい。ファン７４は、熱の除去に役立つように、ラジエータ７２を通して、およびその周囲に熱を移動させることができる。ある場合には、温度センサ７６は、冷却剤温度が規定閾値である、またはそれを上回る場合に、アラームを起動し、レーザ機能を妨げてもよい。ファン７４は、冷却剤温度に応答して、ラジエータ７２を通した、およびその周囲の空気の移動速度を制御するために、オンにする、速度を増加または減少させる、もしくはオフにするように構成されてもよい。ある場合には、冷却システム１８は、連続動作中でさえも、動作中に２０℃、２５℃、３０℃、３５℃、４０℃、４５℃、５０℃等を上回る温度を冷却剤６３に許容しないように構成されてもよい。冷却剤温度が規定閾値に達した、またはそれを超えた場合には、ファン速度等の冷却システムの１つまたはそれを上回るパラメータが調節されてもよく、アラームが起動されてもよく、および／またはレーザ動作が停止されてもよい。ある場合には、レーザは、約５０％未満オンタイムで操作されてもよい。

図５は、例示的配向および流動順で冷却システム１８構成要素を示すが、構成要素の順序付けは、変更されてもよく、依然として十分な冷却を可能にし得る。当業者は、本冷却システム設計が例証的であり、冷却要素および構成要素の他の選択、構成、ならびにグレードが、高ピーク電力、低平均電力のレーザシステムのための好適な非冷蔵冷却システムを達成するために利用され得ることを理解するであろう。

図６Ａは、本明細書に説明される種々の実施形態で利用され得る、例示的パルス列を示す。図６Ａは、約４０マイクロ秒のパルス幅および約１０ＫＨｚの繰り返し率を有する、９つのパルスを有する、パルスのバーストを示す。ある場合には、バーストは、１２４Ｈｚの繰り返し率で繰り返されてもよい。これらのパラメータにおいて動作するＣｏｈｅｒｅｎｔＥ−１５０ｉレーザは、１９Ｗから２１Ｗに及ぶ、より低い平均レーザ電力、および約４５０Ｗの高いピークレーザ電力を呈し得る。図６Ａは、例示的レーザトリガ信号８０を示す。レーザトリガ信号は、レーザを操作するためにコントローラ１６によって提供されるＴＴＬ信号であってもよい。例示的ピーク電流信号８２（例えば、レーザによって引き込まれている電流）もまた、図６Ａに示されている。図６Ａから、レーザのパルス動作中に、ピーク電流が最大であり得ることが分かり得る。例えば、４８ＶＤＣの必要電圧があると、レーザのピーク電力は、必要電圧を掛けたピーク電流に等しい、または本実施例では、一実施形態ではレーザの最大ピーク電力である、約１９００Ｗである。

図６Ｂは、ｍＪで測定される光エネルギーを有する、例示的レーザパルス８４を示す。レーザトリガ信号８０は、４０マイクロ秒のパルス幅を有し、レーザパルス８４は、トリガ信号８０に対して約８マイクロ秒ずつオフセットされる。本実施例では、光エネルギーが指数関数的減衰関数に従って昇降するにつれて、レーザパルスが、サメのヒレに類似する時間プロファイルを有することが分かり得る。図６Ｂに示されるレーザパルスによって送達される積分総光エネルギーは、約１８ｍＪである。レーザパルスの４０マイクロ秒のパルス幅は、約４５０Ｗの高いピーク出力レーザ電力を生じる。

図７は、図１に示される例示的レーザ１２を冷却するためにＳｗｉｆｔｅｃｈＭＣＲｘ２０−ＸＰラジエータと併せて使用されている２．４Ｌの冷却剤について、冷却剤温度対時間の例示的プロットを示す。例示的レーザ１２は、約３０Ｗのより低い平均レーザ電力において、約１０％効率で操作される。０ファン温度曲線８６は、冷却がファンを用いることなく行われるときの冷却剤の温度を示す。０ファン温度曲線８６は、指数関数的成長関数の形状を有することが分かり得る。単一ファン温度曲線８８は、冷却が単一のファンを用いて行われるときの冷却剤の温度を示す。冷却剤温度は、単一ファンを用いると、（例えば、３０分マークの周囲で）最終的に３０℃を超えることが分かり得る。二重ファン温度曲線９０は、冷却が二重ファンを用いて行われるときの冷却剤の温度を示す。冷却剤温度は、二重ファンを用いると、３０℃を下回る漸近線に接近することが分かり得る。したがって、これらの状況における二重ファンは、レーザが過熱することを防止することができる。

図７を参照して説明される例示的システムは、１０％において比較的非効率的に動作し、約３０Ｗの比較的大きいより低い平均レーザ電力を有する、レーザが、周囲空気に熱を除去することによって冷却され得、３０℃を下回る冷却剤温度を維持するために、能動冷蔵システムを必要としないことを図示する。ＣｏｈｅｒｅｎｔＥ−１５０ｉレーザは、冷却剤温度が規定温度（例えば、３５℃）である、またはそれを上回るときに、動作を自動的に妨げてもよい。特定の温度（例えば、３０℃）を下回る冷却剤とともにレーザを操作することは、ＣｏｈｅｒｅｎｔＥ−１５０ｉレーザが過熱することなく動作することを可能にすることができる。

多くの従来のレーザでは、能動冷蔵が、本サイズのガス放電レーザを冷却するために使用される。これは、能動冷蔵システムが、典型的には、実質的に一定の冷却剤温度を維持し、温度が実質的に一定のレベルで維持されるときに、レーザがより一貫して動作することができるためである。しかしながら、そのようなシステムは、サイズ、費用、および複雑性をレーザシステムに追加する。本明細書のある実施形態で説明されるように、周囲空気に熱を除去することができ、冷却剤およびレーザも規定限界内で温度を変動させることを可能にする、冷却システムは、レーザが過熱することを依然として防止しながら、より小型、単純、安価な設計を可能にする。図８は、いくつかの実施形態による、レーザシステム１０および冷却システム１８の種々の場所における温度対時間の例示的プロットを示す。種々の実施形態では、レーザ１２は、（例えば、室温、例えば、２０〜２２℃おける）周囲状態から、例えば、１℃、２℃、５℃、１０℃、１５℃、２０℃、２５℃、３０℃、３５℃、４０℃等の定常状態（例えば、完全動作）への温度の変化を呈し得る。

より低い最大平均レーザ電力において高いピークレーザ電力を伴うレーザを操作することの１つの利点は、いくつかの実施形態では、熱の結果としての温度上昇の規模が低減させられ得、温度上昇速度が減速され得ることである。種々の実施形態では、レーザ１２の温度の変化率は、例えば、０．００１℃／分、０．０１℃／分、０．１℃／分、０．２℃／分、０．５℃／分、１℃／分、２℃／分、５℃／分、１０℃／分、２５℃／分等であってもよい。したがって、より低い最大平均レーザ電力における高いピークレーザ電力を伴うレーザは、より少ない温度変動性を有し得る。ポインティング、光強度の送達、ならびにビーム形状および発散等のいくつかのレーザ機能および変数は、レーザ温度に依存し得る。レーザシステムの温度変動性を低減させることは、そのような温度依存性レーザ機能への温度変動の影響を軽減することができる。本タイプのレーザを使用することの他の利点は、前述のように、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる、米国特許第８，２５１，９８４号で説明される。

本明細書に説明されるシステムのいくつかの実施形態は、レーザ１２を覆って周囲空気を吹き付け、それによって、冷却剤を必要とすることなくレーザを冷却するファンを含む、冷却システムを含む。冷却システムのいくつかの実施形態は、リザーバ６４の中の冷却剤レベルが閾値低レベルまで低下する場合に、冷却剤レベルが十分に高くなるまでレベルセンサ６６が弁を作動させることができ、次いで、弁をオフにし得るように、弁および給水部に接続されるレベルセンサ６６を含む。

本明細書で採用される用語および表現は、限定ではなく、説明の用語および表現として使用され、そのような用語および表現の使用には、図示および説明される特徴またはその一部のいかなる均等物も除外する意図はない。加えて、本発明のある実施形態が説明されているが、本明細書に開示される概念を組み込む他の実施形態が、本発明の精神および範囲から逸脱することなく使用され得ることが、当業者に明白となるであろう。種々の実施形態の構造特徴および動作機能は、種々の組み合わせならびに順列で配列されてもよく、全てが開示される発明の範囲内であると見なされる。故に、説明される実施形態は、あらゆる観点において、制限ではなく例証にすぎないものとして、見なされるものである。さらに、本明細書に説明される構成、材料、および寸法は、例証的であり、いかようにも限定として意図されない。同様に、物理的説明が、説明目的で提供されているが、いかなる特定の理論または機構に拘束されること、もしくはそれに従って請求項を限定することを意図しない。

Claims

本明細書に記載の発明。