JP2723119B2 - 歯科処置装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、紫外光照射を用いた歯
の処置のための改善された装置に関するものであり、選
択されたエネルギー・フルエンスをもつ紫外レーザ・パ
ルスを用いることにより、歯に見られる異なる材質に応
じていくつかの異なる処置を行うことが可能になる。
の処置のための改善された装置に関するものであり、選
択されたエネルギー・フルエンスをもつ紫外レーザ・パ
ルスを用いることにより、歯に見られる異なる材質に応
じていくつかの異なる処置を行うことが可能になる。
【０００２】
【従来の技術】レーザは、レーザ光線を発生する材料中
の原子もしくは分子を励起することによって特定の波長
を持つ強く細い光線を発生する光学的装置である。レー
ザ光を発生する材料には、気体、液体、及び固体が含ま
れ、様々である。通常、レーザはエネルギーを与えられ
た場合に光を放出する元素または化合物によって命名さ
れており、例えば炭酸ガス、アルゴン、銅蒸気、ネオジ
ムドープ・イットリウム・アルミニウム・ガーネット
（Ｎｄ：ＹＡＧ）、エルビウム、ホルミウム、希ガス・
ハロゲンガス混合物によるＡｒＦ、ＸｅＣｌ、ＫｒＦ
（エキシマ）等、アレクサンドライト、ルビー、ＴＥサ
ファイア、及び多くの染料がある。人体の組織に適用さ
れた場合、レーザにより発生した光線は、通常光を熱へ
と変換するプロセスにより部分的に吸収される。これ
は、人体組織をエッチング（食刻）したり、切断したり
する目的でその組織の状態を変えるために利用される。
非紫外光発生レーザの場合、エッチングや切断のための
主要なメカニズムは、熱によるものである。しかしなが
ら、紫外レーザ・パルスの場合、照射する波長及び照射
される材料に依存する閾値を越えるエネルギー・フルエ
ンスを持つものについては、「冷」エッチングが可能で
あり、周囲の組織への熱伝導を最小限にする。そのかわ
り、基本的に紫外線照射パルスのエネルギーは、照射さ
れる組織から吹き飛ばされるあるいは削られる粒子の運
動エネルギーへと変換される。この基本的な知見及びそ
の医学的及び歯学的応用は、米国特許第４７８４１３５
号に記載されている。
の原子もしくは分子を励起することによって特定の波長
を持つ強く細い光線を発生する光学的装置である。レー
ザ光を発生する材料には、気体、液体、及び固体が含ま
れ、様々である。通常、レーザはエネルギーを与えられ
た場合に光を放出する元素または化合物によって命名さ
れており、例えば炭酸ガス、アルゴン、銅蒸気、ネオジ
ムドープ・イットリウム・アルミニウム・ガーネット
（Ｎｄ：ＹＡＧ）、エルビウム、ホルミウム、希ガス・
ハロゲンガス混合物によるＡｒＦ、ＸｅＣｌ、ＫｒＦ
（エキシマ）等、アレクサンドライト、ルビー、ＴＥサ
ファイア、及び多くの染料がある。人体の組織に適用さ
れた場合、レーザにより発生した光線は、通常光を熱へ
と変換するプロセスにより部分的に吸収される。これ
は、人体組織をエッチング（食刻）したり、切断したり
する目的でその組織の状態を変えるために利用される。
非紫外光発生レーザの場合、エッチングや切断のための
主要なメカニズムは、熱によるものである。しかしなが
ら、紫外レーザ・パルスの場合、照射する波長及び照射
される材料に依存する閾値を越えるエネルギー・フルエ
ンスを持つものについては、「冷」エッチングが可能で
あり、周囲の組織への熱伝導を最小限にする。そのかわ
り、基本的に紫外線照射パルスのエネルギーは、照射さ
れる組織から吹き飛ばされるあるいは削られる粒子の運
動エネルギーへと変換される。この基本的な知見及びそ
の医学的及び歯学的応用は、米国特許第４７８４１３５
号に記載されている。
【０００３】特殊な歯学的及び医学的応用のためのレー
ザ・システムの開発において考慮すべき要素としては、
レーザにより発生する光の波長、照射パルスのパルス
幅、１パルスあたりのエネルギー、目標上におけるレー
ザ光のスポットの大きさ、並びに照射される組織へレー
ザ光を供給するための装置及び方法がある。切断のため
のメカニズムが熱によるものであれ、パルス状紫外線照
射を用いた切除的光分解によるものであれ、組織へ正確
な量の光を供給することが必要である。組織へ高エネル
ギーを適用する場合は、急激な吸収と加熱を生じる可能
性があり、それによって照射された領域の周辺部分に不
測の損傷を与える結果となることがある。一般に、連続
波による照射よりもパルス形式の動作が好ましいとされ
る。なぜなら、一連のパルスを供給することにより、相
互作用、照射線吸収、及び全体的なプロセスに対する付
加的な制御が可能になるからである。従って、エッチン
グの深さ及び周囲の組織への損傷の程度をさらに制御で
きることになる。
ザ・システムの開発において考慮すべき要素としては、
レーザにより発生する光の波長、照射パルスのパルス
幅、１パルスあたりのエネルギー、目標上におけるレー
ザ光のスポットの大きさ、並びに照射される組織へレー
ザ光を供給するための装置及び方法がある。切断のため
のメカニズムが熱によるものであれ、パルス状紫外線照
射を用いた切除的光分解によるものであれ、組織へ正確
な量の光を供給することが必要である。組織へ高エネル
ギーを適用する場合は、急激な吸収と加熱を生じる可能
性があり、それによって照射された領域の周辺部分に不
測の損傷を与える結果となることがある。一般に、連続
波による照射よりもパルス形式の動作が好ましいとされ
る。なぜなら、一連のパルスを供給することにより、相
互作用、照射線吸収、及び全体的なプロセスに対する付
加的な制御が可能になるからである。従って、エッチン
グの深さ及び周囲の組織への損傷の程度をさらに制御で
きることになる。
【０００４】レーザの利用に関する医学的研究は、長年
続けられている。例えば近視の矯正のための眼科分野に
おけるレーザの利用は、非常に熱心に研究された課題で
あり、良好な結果が得られている。多くの異なる形式の
レーザが使用されたが、現在、パルス状紫外線照射が可
能な希ガスハロゲン化物エキシマ・レーザの利用によっ
て顕著な成果が得られている。この応用の他にも、現在
レーザは様々な医学的応用に利用されており、例えば、
婦人科、泌尿器科、皮膚科、循環器科、及び形成外科等
においてである。レーザは、一般的な外科においても、
胃腸疾患の治療におけると同様に耳、鼻、喉に関する外
科的処置に関連して利用されている。いくつかの医学的
応用について一般的に挙げられるレーザの長所として
は、手術の痛みの軽減、感染及び出血の軽減、傷跡の縮
小、及び術後の痛みの軽減と共に術後の鎮痛剤の必要度
を低減すること等である。
続けられている。例えば近視の矯正のための眼科分野に
おけるレーザの利用は、非常に熱心に研究された課題で
あり、良好な結果が得られている。多くの異なる形式の
レーザが使用されたが、現在、パルス状紫外線照射が可
能な希ガスハロゲン化物エキシマ・レーザの利用によっ
て顕著な成果が得られている。この応用の他にも、現在
レーザは様々な医学的応用に利用されており、例えば、
婦人科、泌尿器科、皮膚科、循環器科、及び形成外科等
においてである。レーザは、一般的な外科においても、
胃腸疾患の治療におけると同様に耳、鼻、喉に関する外
科的処置に関連して利用されている。いくつかの医学的
応用について一般的に挙げられるレーザの長所として
は、手術の痛みの軽減、感染及び出血の軽減、傷跡の縮
小、及び術後の痛みの軽減と共に術後の鎮痛剤の必要度
を低減すること等である。
【０００５】歯科におけるレーザの利用もまた、重要な
研究及び開発行為の課題であった。これらの従来の努力
には、柔らかい組織または堅い組織へのレーザの熱的影
響を制御した適用も含まれていた。このようなレーザ歯
科において排除すべき問題としては、熱のために、また
口腔中の限定された領域中にレーザ・パルスを供給する
ための技術がしばしば不満足なものであるために歯を破
壊することが含まれる。様々の形式の連結されたアーム
及び光ファイバ伝送システムが、後者の問題を解決する
ために開発された。現在では、レーザ歯科において様々
な形式のレーザ・システムの試験が行われており、普通
に用いられるレーザとしては、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、Ｃ
Ｏ2レーザ、ホルミウム・レーザ、アルゴン・レーザ、
及びエルビウム・レーザがある。
研究及び開発行為の課題であった。これらの従来の努力
には、柔らかい組織または堅い組織へのレーザの熱的影
響を制御した適用も含まれていた。このようなレーザ歯
科において排除すべき問題としては、熱のために、また
口腔中の限定された領域中にレーザ・パルスを供給する
ための技術がしばしば不満足なものであるために歯を破
壊することが含まれる。様々の形式の連結されたアーム
及び光ファイバ伝送システムが、後者の問題を解決する
ために開発された。現在では、レーザ歯科において様々
な形式のレーザ・システムの試験が行われており、普通
に用いられるレーザとしては、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ、Ｃ
Ｏ2レーザ、ホルミウム・レーザ、アルゴン・レーザ、
及びエルビウム・レーザがある。
【０００６】歯科医療においては、堅い組織の処置のみ
でなく柔らかい組織の処置が含まれる。柔らかい組織の
処置には、余分な歯茎もしくは疾患のある歯茎の除去、
歯茎の形状をならすこと、生体組織検査を行うこと、歯
冠（crown）及びブリッジ（bridge）のために歯茎の準
備をすること、歯冠及びブリッジを合わせるために歯茎
の形状を整えること、様々な形の歯茎の疾患及び歯茎と
歯との間の感染部分の処理をすること、及び止血（出血
の抑制）が含まれる。堅い組織の処置には、穴開け、歯
から虫歯の部分を除去すること、充填のために歯の準備
をすること、虫歯になりにくくするために歯質を堅くす
ること、歯垢の除去、歯の感覚を鈍くし麻酔をかけるこ
とが含まれる。米国特許第５０５５０４８号は、多くの
異なる歯科処置に対して有用なＮｄ：ＹＡＧ歯科用レー
ザ装置を開示している。
でなく柔らかい組織の処置が含まれる。柔らかい組織の
処置には、余分な歯茎もしくは疾患のある歯茎の除去、
歯茎の形状をならすこと、生体組織検査を行うこと、歯
冠（crown）及びブリッジ（bridge）のために歯茎の準
備をすること、歯冠及びブリッジを合わせるために歯茎
の形状を整えること、様々な形の歯茎の疾患及び歯茎と
歯との間の感染部分の処理をすること、及び止血（出血
の抑制）が含まれる。堅い組織の処置には、穴開け、歯
から虫歯の部分を除去すること、充填のために歯の準備
をすること、虫歯になりにくくするために歯質を堅くす
ること、歯垢の除去、歯の感覚を鈍くし麻酔をかけるこ
とが含まれる。米国特許第５０５５０４８号は、多くの
異なる歯科処置に対して有用なＮｄ：ＹＡＧ歯科用レー
ザ装置を開示している。
【０００７】歯科市場においてはパルス状Ｎｄ：ＹＡＧ
レーザが主流であるが、このレーザの利用は、歯茎の除
去や整形等の柔らかい組織の処置に限られていた。この
レーザは、水にほとんど吸収されない１．０６ミクロン
の波長を与える。しかしながら、Ｎｄ：ＹＡＧレーザは
堅い組織を除去するためには有効に利用することができ
ず、しかも組織の近傍の加熱を正確に制御することが必
要な場合には望ましくないことがしばしばある（例え
ば、隣接する歯を傷つけることなく小さな歯茎片を除去
しなければならない場合等）。ＣＯ2レーザは、柔らか
い組織への歯科的適用においてさらに適しているが、堅
い組織への使用には適さない。なぜなら必要とされるエ
ネルギー・レベルが非常に高いために周辺の組織を損傷
してしまうからである。美容的及び修復的な歯科分野に
おいては、約４８８ｎｍにおいて動作するアルゴン・レ
ーザが好ましいことがわかっている。この形式のレーザ
を用いると、穴や割れ目の中の充填材を重合させること
ができ、修復材料を速やかに硬化させることができる。
レーザが主流であるが、このレーザの利用は、歯茎の除
去や整形等の柔らかい組織の処置に限られていた。この
レーザは、水にほとんど吸収されない１．０６ミクロン
の波長を与える。しかしながら、Ｎｄ：ＹＡＧレーザは
堅い組織を除去するためには有効に利用することができ
ず、しかも組織の近傍の加熱を正確に制御することが必
要な場合には望ましくないことがしばしばある（例え
ば、隣接する歯を傷つけることなく小さな歯茎片を除去
しなければならない場合等）。ＣＯ2レーザは、柔らか
い組織への歯科的適用においてさらに適しているが、堅
い組織への使用には適さない。なぜなら必要とされるエ
ネルギー・レベルが非常に高いために周辺の組織を損傷
してしまうからである。美容的及び修復的な歯科分野に
おいては、約４８８ｎｍにおいて動作するアルゴン・レ
ーザが好ましいことがわかっている。この形式のレーザ
を用いると、穴や割れ目の中の充填材を重合させること
ができ、修復材料を速やかに硬化させることができる。
【０００８】エルビウム・レーザは使用する際に融通が
利き且つ安全であるので、（水と共に用いる場合には）
堅い組織への歯科器具としてより適しているようであ
る。他に堅い組織に適用できるものとしては、短パルス
且つ高エネルギーのＣＯ2レーザである。しかしなが
ら、この形式のレーザが全ての歯科的適用に利用可能で
あるかは明らかではなく、その利用は選択された歯科的
処置に限定されるであろうと思われる。
利き且つ安全であるので、（水と共に用いる場合には）
堅い組織への歯科器具としてより適しているようであ
る。他に堅い組織に適用できるものとしては、短パルス
且つ高エネルギーのＣＯ2レーザである。しかしなが
ら、この形式のレーザが全ての歯科的適用に利用可能で
あるかは明らかではなく、その利用は選択された歯科的
処置に限定されるであろうと思われる。
【０００９】以上のことから、レーザ歯科の発展はその
初期段階にあり、且つ市販されているレーザは全て、選
択された歯科的処置へ適用が限定されている点において
本質的な欠点がある。これらのレーザにおける主要な問
題は、それらが全て、熱を発生するためにレーザ・エネ
ルギーの吸収に依存しており、反面それが歯茎の除去の
ためにも用いられる。このことから、例えば、熱拡散や
熱メカニズムが異な留歯質によって様々であるために制
御が困難である等、照射される歯質の種類に依存する問
題が生じる。照射された部分の周辺領域にも熱が拡散す
るため、隣接する組織の損傷が起き易い。さらに、組織
の除去のために利用されるエネルギーについては、レー
ザ・パルスの適用を照射部分内で非常に厳密に制御しな
ければならないことがしばしばである。多くの状況にお
いてレーザ歯科の現状は、機械的ドリル等の汎用的に使
用されている道具を越える顕著な有益性を与えるに至っ
ていない。特に重要な点は、穴開け操作を行うことが現
在のところほとんどのレーザにとって不可能であること
である。即ち、市販されているレーザの中でエナメル質
を切断するために使用できるものはない。さらに市販の
レーザには、歯のカリエスを除去したり、歯の根管の外
科手術を可能にするためにうまく働くものはない。
初期段階にあり、且つ市販されているレーザは全て、選
択された歯科的処置へ適用が限定されている点において
本質的な欠点がある。これらのレーザにおける主要な問
題は、それらが全て、熱を発生するためにレーザ・エネ
ルギーの吸収に依存しており、反面それが歯茎の除去の
ためにも用いられる。このことから、例えば、熱拡散や
熱メカニズムが異な留歯質によって様々であるために制
御が困難である等、照射される歯質の種類に依存する問
題が生じる。照射された部分の周辺領域にも熱が拡散す
るため、隣接する組織の損傷が起き易い。さらに、組織
の除去のために利用されるエネルギーについては、レー
ザ・パルスの適用を照射部分内で非常に厳密に制御しな
ければならないことがしばしばである。多くの状況にお
いてレーザ歯科の現状は、機械的ドリル等の汎用的に使
用されている道具を越える顕著な有益性を与えるに至っ
ていない。特に重要な点は、穴開け操作を行うことが現
在のところほとんどのレーザにとって不可能であること
である。即ち、市販されているレーザの中でエナメル質
を切断するために使用できるものはない。さらに市販の
レーザには、歯のカリエスを除去したり、歯の根管の外
科手術を可能にするためにうまく働くものはない。
【００１０】歯科的処置に利用されてきた可視レーザ及
び赤外レーザに加えて、米国特許第４７８４１３５号
は、エキシマ・レーザ等の紫外レーザの歯科的作業への
利用を開示している。一般的に、１パルスあたりのエネ
ルギー・フルエンスが切除を行うために十分である場
合、パルス状紫外レーザが用いられる。J. Wynne及びR.
Laneによる参考文献（Lasers and Applications, p.5
9, Nov. 1984）には、紫外レーザ・パルスによるエナメ
ル質及び象牙質の切除が記載されているが、歯のカリエ
スの除去、微妙な切除閾値、あるいは実際の歯科技術に
ついては触れていない。
び赤外レーザに加えて、米国特許第４７８４１３５号
は、エキシマ・レーザ等の紫外レーザの歯科的作業への
利用を開示している。一般的に、１パルスあたりのエネ
ルギー・フルエンスが切除を行うために十分である場
合、パルス状紫外レーザが用いられる。J. Wynne及びR.
Laneによる参考文献（Lasers and Applications, p.5
9, Nov. 1984）には、紫外レーザ・パルスによるエナメ
ル質及び象牙質の切除が記載されているが、歯のカリエ
スの除去、微妙な切除閾値、あるいは実際の歯科技術に
ついては触れていない。
【００１１】前述の特許の他に、米国特許第５１０７５
１６は、動脈の歯苔を除去するために切除を行う２レー
ザ・フィードバック・システムを開示し、さらに歯科へ
の適用の可能性について言及している。独国特許第ＤＥ
４０１５０６６Ａ１号は、各レーザ・パルスの持続性及
び／またはエネルギーを評価するために差動反射測定法
を用いる技術を開示している。この中では、歯のカリエ
スの除去のために利用するレーザとして紫外レーザが可
能であるとしている。別のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＤＥ８
９／０００１０に基づく独国特許第ＤＥ３８００５５５
Ａ１号は、象牙質やエナメル質等の堅い歯質を切除する
ための、１９３ｎｍにおけるＡｒＦエキシマ・レーザ供
給システムの利用を開示している。シールされ真空にさ
れた連結アーム及び反射材を含む供給システムが、紫外
線を供給するために用いられる。
１６は、動脈の歯苔を除去するために切除を行う２レー
ザ・フィードバック・システムを開示し、さらに歯科へ
の適用の可能性について言及している。独国特許第ＤＥ
４０１５０６６Ａ１号は、各レーザ・パルスの持続性及
び／またはエネルギーを評価するために差動反射測定法
を用いる技術を開示している。この中では、歯のカリエ
スの除去のために利用するレーザとして紫外レーザが可
能であるとしている。別のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＤＥ８
９／０００１０に基づく独国特許第ＤＥ３８００５５５
Ａ１号は、象牙質やエナメル質等の堅い歯質を切除する
ための、１９３ｎｍにおけるＡｒＦエキシマ・レーザ供
給システムの利用を開示している。シールされ真空にさ
れた連結アーム及び反射材を含む供給システムが、紫外
線を供給するために用いられる。
【００１２】これらの従来技術のシステムにおいては、
紫外線照射を歯科において利用してはいるが、通常、安
全な操作を保証するために付加的な手段を必要とする。
この例として、独国特許第ＤＥ４０１５０６６号におい
ては、健康な組織を除去しないようにレーザ制御を行う
ため、フィードバック・ループの中に差動反射測定法が
用いられている。これとは対照的に本発明は、目標の組
織を識別するために反射や分光的技術を必要としない。
そのかわりに、異なる種類の歯質に対して新規に見い出
された差別化切除閾値を用いることによって歯質の除去
を行う。これらの異なる閾値の発見及び認識に基づい
て、様々な動作のウィンドウが規定され、それによっ
て、患者への危険性もなくまた微妙な目標組織識別の必
要性もなく単一のレーザをいくつかの異なる処置に利用
することが可能になる。
紫外線照射を歯科において利用してはいるが、通常、安
全な操作を保証するために付加的な手段を必要とする。
この例として、独国特許第ＤＥ４０１５０６６号におい
ては、健康な組織を除去しないようにレーザ制御を行う
ため、フィードバック・ループの中に差動反射測定法が
用いられている。これとは対照的に本発明は、目標の組
織を識別するために反射や分光的技術を必要としない。
そのかわりに、異なる種類の歯質に対して新規に見い出
された差別化切除閾値を用いることによって歯質の除去
を行う。これらの異なる閾値の発見及び認識に基づい
て、様々な動作のウィンドウが規定され、それによっ
て、患者への危険性もなくまた微妙な目標組織識別の必
要性もなく単一のレーザをいくつかの異なる処置に利用
することが可能になる。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の主要な目的
は、堅い組織及び柔らかい組織の双方への処置を含む様
々な歯科的処置を行うために単一のレーザ・システムを
安全に利用できる、レーザ歯科処置装置を提供すること
である。本発明の別の目的は、堅い組織及び柔らかい組
織の双方の除去を可能にするために１パルスあたりのエ
ネルギー・フルエンスを可変にするレーザ歯科処置装置
を提供することである。本発明の別の目的は、照射され
た体積の周囲において細胞の損傷を最小限にするレーザ
歯科処置装置を提供することである。本発明の別の目的
は、堅い組織及び柔らかい組織に対する従来の機構であ
る熱的メカニズムに依らないレーザ歯科処置装置を提供
することである。本発明の別の目的は、殺菌消毒を行う
紫外線を利用することによって処置中の感染の危険性を
軽減する、歯科への適用のための紫外レーザ処置装置を
提供することである。本発明の別の目的は、堅い組織の
レーザ・パルスによる除去を安全に且つ効果的に行うこ
とができる歯科処置装置を提供することである。本発明
の別の目的は、同じレーザが堅い組織及び柔らかい組織
への適用に用いられ且つレーザ出力パルスの自動的制御
ができ、動作ウィンドウを与えるために切除的光分解が
利用される紫外線歯科処置装置を提供することである。
本発明の別の目的は、歯のフッ素処理のためのレーザ処
置装置を提供することである。
は、堅い組織及び柔らかい組織の双方への処置を含む様
々な歯科的処置を行うために単一のレーザ・システムを
安全に利用できる、レーザ歯科処置装置を提供すること
である。本発明の別の目的は、堅い組織及び柔らかい組
織の双方の除去を可能にするために１パルスあたりのエ
ネルギー・フルエンスを可変にするレーザ歯科処置装置
を提供することである。本発明の別の目的は、照射され
た体積の周囲において細胞の損傷を最小限にするレーザ
歯科処置装置を提供することである。本発明の別の目的
は、堅い組織及び柔らかい組織に対する従来の機構であ
る熱的メカニズムに依らないレーザ歯科処置装置を提供
することである。本発明の別の目的は、殺菌消毒を行う
紫外線を利用することによって処置中の感染の危険性を
軽減する、歯科への適用のための紫外レーザ処置装置を
提供することである。本発明の別の目的は、堅い組織の
レーザ・パルスによる除去を安全に且つ効果的に行うこ
とができる歯科処置装置を提供することである。本発明
の別の目的は、同じレーザが堅い組織及び柔らかい組織
への適用に用いられ且つレーザ出力パルスの自動的制御
ができ、動作ウィンドウを与えるために切除的光分解が
利用される紫外線歯科処置装置を提供することである。
本発明の別の目的は、歯のフッ素処理のためのレーザ処
置装置を提供することである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】選択的に歯質を除去する
ためにパルス状紫外光、好ましくはレーザから得られる
ものを用いたレーザ歯科のための技術及び装置を記載す
る。歯質の除去すべき箇所における歯の表面にレーザ光
をあてることによって、カリエス病巣、象牙質、及びエ
ナメル質を、レーザ・フルエンスとパルス数の正確な組
み合わせを用いて深さを制御しながら除去することがで
きる。その場合、切除される歯質の周囲の歯に生じる損
傷及び熱を最小にする。歯質を除去するための閾値を越
えるエネルギー・フルエンスを持つ紫外光は、照射され
た歯質の表層に吸収され、そして吸収されたエネルギー
が隣接する部分へ熱的に拡散していく時間に比べて短い
時間内に供給される。本発明の実施例においては、パル
ス状紫外光を用いてカリエス病巣、象牙質、またはエナ
メル質を切除することができる。それらの歯質はそれぞ
れ一定のエネルギー・フルエンス閾値を有しており、そ
れ以下ではその歯質は除去されない。この閾値は、動作
ウィンドウもしくは許容エネルギー範囲を与えるので、
いくつかの処置において歯科医は安全に紫外光を利用す
ることができる。１パルスあたりの除去される歯質の深
さは、閾値を越えてフルエンスが増加するほど大きくな
る。意外なことに、紫外光によるカリエス病巣の除去の
ための閾値は、象牙質のそれよりも大きかった。しかし
ながら、閾値を越える所定のフルエンスに対して除去さ
れるカリエス病巣の量は、除去される象牙質の量よりも
遥かに多い。
ためにパルス状紫外光、好ましくはレーザから得られる
ものを用いたレーザ歯科のための技術及び装置を記載す
る。歯質の除去すべき箇所における歯の表面にレーザ光
をあてることによって、カリエス病巣、象牙質、及びエ
ナメル質を、レーザ・フルエンスとパルス数の正確な組
み合わせを用いて深さを制御しながら除去することがで
きる。その場合、切除される歯質の周囲の歯に生じる損
傷及び熱を最小にする。歯質を除去するための閾値を越
えるエネルギー・フルエンスを持つ紫外光は、照射され
た歯質の表層に吸収され、そして吸収されたエネルギー
が隣接する部分へ熱的に拡散していく時間に比べて短い
時間内に供給される。本発明の実施例においては、パル
ス状紫外光を用いてカリエス病巣、象牙質、またはエナ
メル質を切除することができる。それらの歯質はそれぞ
れ一定のエネルギー・フルエンス閾値を有しており、そ
れ以下ではその歯質は除去されない。この閾値は、動作
ウィンドウもしくは許容エネルギー範囲を与えるので、
いくつかの処置において歯科医は安全に紫外光を利用す
ることができる。１パルスあたりの除去される歯質の深
さは、閾値を越えてフルエンスが増加するほど大きくな
る。意外なことに、紫外光によるカリエス病巣の除去の
ための閾値は、象牙質のそれよりも大きかった。しかし
ながら、閾値を越える所定のフルエンスに対して除去さ
れるカリエス病巣の量は、除去される象牙質の量よりも
遥かに多い。
【００１５】選択可能なエネルギー・フルエンスを持つ
レーザ照射を供給するために適した装置は、一連のミラ
ーとレンズを用いた光学システムにより照射される歯の
上にレーザ光の焦点を合わせることで実現できる。それ
に代わるものとして、光ファイバの末端にそのファイバ
内にレーザ光を導入し且つそのファイバから出る光の焦
点を歯の上に合わせるための適当な光学部品（レンズ
等）を設けた光ファイバ伝送システムによってレーザ・
エネルギーを与えることもできる。ホット・スポット
（hot spot）が存在しないようにレーザ光の強度を均一
にすることを保証するビーム・ホモジナイザを用いるこ
とができる。これは、レーザ光の様々な部分を交差させ
及び重複させる一連のレンズあるいは一連の高伝送チャ
ネルを用いて実現できる。光ファイバを用いる場合は、
内部全反射がこの効果を実現する。これらの手段は、歯
科医が歯の上の目的とする箇所にレーザ光を当てるため
に器具を操作できるように設けられる。
レーザ照射を供給するために適した装置は、一連のミラ
ーとレンズを用いた光学システムにより照射される歯の
上にレーザ光の焦点を合わせることで実現できる。それ
に代わるものとして、光ファイバの末端にそのファイバ
内にレーザ光を導入し且つそのファイバから出る光の焦
点を歯の上に合わせるための適当な光学部品（レンズ
等）を設けた光ファイバ伝送システムによってレーザ・
エネルギーを与えることもできる。ホット・スポット
（hot spot）が存在しないようにレーザ光の強度を均一
にすることを保証するビーム・ホモジナイザを用いるこ
とができる。これは、レーザ光の様々な部分を交差させ
及び重複させる一連のレンズあるいは一連の高伝送チャ
ネルを用いて実現できる。光ファイバを用いる場合は、
内部全反射がこの効果を実現する。これらの手段は、歯
科医が歯の上の目的とする箇所にレーザ光を当てるため
に器具を操作できるように設けられる。
【００１６】パルス状紫外光は、特定の歯質の除去のた
めの閾値に適合するに十分なエネルギー・フルエンスを
持つ紫外光を発生する何らかの光源によって与えること
ができる。エキシマ・レーザは、例えば、１９３ｎｍ、
２４８ｎｍ、３０８ｎｍ、及び３５１ｎｍ等様々な波長
の紫外光を与えるために利用できる。Ｎｄ：ＹＡＧ及び
Ｔｉ：サファイア等の周波数逓倍型の近赤外レーザ及び
可視レーザである固体レーザ、ダイオード・レーザ及び
マイクロレーザもしくはマイクロレーザ・アレイも用い
ることができる。米国特許第５１４４６３０号にはいく
つかの固体レーザが記載されており、それらは紫外域及
び赤外域の複数の波長においてコヒーレント光を発生す
ることができる。ＤＮＡは約２５０ｎｍにおいて吸収ピ
ークを持つので、この波長近傍の紫外光出力を与えるレ
ーザは避けた方がよい。特に適した波長域は、約１８５
乃至２２０ｎｍ及び３００乃至４００ｎｍである。
めの閾値に適合するに十分なエネルギー・フルエンスを
持つ紫外光を発生する何らかの光源によって与えること
ができる。エキシマ・レーザは、例えば、１９３ｎｍ、
２４８ｎｍ、３０８ｎｍ、及び３５１ｎｍ等様々な波長
の紫外光を与えるために利用できる。Ｎｄ：ＹＡＧ及び
Ｔｉ：サファイア等の周波数逓倍型の近赤外レーザ及び
可視レーザである固体レーザ、ダイオード・レーザ及び
マイクロレーザもしくはマイクロレーザ・アレイも用い
ることができる。米国特許第５１４４６３０号にはいく
つかの固体レーザが記載されており、それらは紫外域及
び赤外域の複数の波長においてコヒーレント光を発生す
ることができる。ＤＮＡは約２５０ｎｍにおいて吸収ピ
ークを持つので、この波長近傍の紫外光出力を与えるレ
ーザは避けた方がよい。特に適した波長域は、約１８５
乃至２２０ｎｍ及び３００乃至４００ｎｍである。
【００１７】切除される歯質の種類（エナメル質、象牙
質、及びカリエス）に固有の切除特性に基づく自動フィ
ードバック制御システムを記載する。これらのシステム
を用いることによってもまた、歯科医に対して有害な生
物細菌の存在を警告し、且つ患者の快適さを保証するた
めにＵＶレーザ・パルスの繰り返し速度を制御すること
ができる。
質、及びカリエス）に固有の切除特性に基づく自動フィ
ードバック制御システムを記載する。これらのシステム
を用いることによってもまた、歯科医に対して有害な生
物細菌の存在を警告し、且つ患者の快適さを保証するた
めにＵＶレーザ・パルスの繰り返し速度を制御すること
ができる。
【００１８】
【実施例】人間の歯が、閾値エネルギー・フルエンスを
越えるレーザからのパルス状紫外光に曝されるとき、歯
質がその歯の表面から切除される。閾値エネルギー・フ
ルエンス以下では、いずれの歯質も除去されない。健康
なエナメル質、健康な象牙質、及びカリエス病巣は、切
除に対してそれぞれ異なるエネルギー・フルエンス閾値
を有している。同様に、紫外光の吸収される深さを表す
吸収係数もそれぞれの歯質によって異なっている。この
ことから、単一の紫外レーザ・システムを利用するだけ
でいくつかの歯科処置を安全に行うことが可能になり、
その際に異なる動作ウィンドウを規定することができ
る。
越えるレーザからのパルス状紫外光に曝されるとき、歯
質がその歯の表面から切除される。閾値エネルギー・フ
ルエンス以下では、いずれの歯質も除去されない。健康
なエナメル質、健康な象牙質、及びカリエス病巣は、切
除に対してそれぞれ異なるエネルギー・フルエンス閾値
を有している。同様に、紫外光の吸収される深さを表す
吸収係数もそれぞれの歯質によって異なっている。この
ことから、単一の紫外レーザ・システムを利用するだけ
でいくつかの歯科処置を安全に行うことが可能になり、
その際に異なる動作ウィンドウを規定することができ
る。
【００１９】図１及び図２は、紫外光を歯に供給するた
めに使用可能な装置の適切な形態を示したものである。
図１においてパルス状紫外光レーザ１０は、約４００ｎ
ｍよりも小さい波長域の光線１２を与える。希ガスハロ
ゲン化物エキシマ・レーザを、１９３ｎｍ（ＡｒＦ）、
２４８ｎｍ（ＫｒＦ）、３０８ｎｍ（ＸｅＣｌ）の紫外
光出力を与えるための光源として用いることができる。
さらに、３倍波Ｎｄ：ＹＡＧ等の固体レーザを、３５５
ｎｍの出力を与えるために用いることができる。命令に
よってレーザ光１２をブロックできるように、シャッタ
ー１３が設けられる。ビーム・ホモジナイザ１４は、レ
ーザ光の強度の均一性を保証するために任意に設けられ
る。ビーム・ホモジナイザは周知の技術であり、Y. Oza
ki and K. Takamoto, Applied Optics, Vol. 28,p.106
(1989)を参照されたい。実施例の１つでは、ホモジナイ
ザ１４は一連のレンズ（前記文献参照）または一連の高
伝送チャネル（M. Wagner et al., Measurement Scienc
e and Technology, Vol. 1,p.1193(1990)）から構成す
ることができ、これらは、レーザ光の様々な部分を交差
させ及び重複させることによって強度変動を平滑化して
ホット・スポットを取り除く。エキシマ・レーザは、マ
ルチ・モード・レーザであるので、ホット・スポットが
生じる。一般的にホモジナイザは、レーザ光を細い線束
に分割した後、レーザ光の断面の強度をより均一にする
ためにそれらを再結合する。
めに使用可能な装置の適切な形態を示したものである。
図１においてパルス状紫外光レーザ１０は、約４００ｎ
ｍよりも小さい波長域の光線１２を与える。希ガスハロ
ゲン化物エキシマ・レーザを、１９３ｎｍ（ＡｒＦ）、
２４８ｎｍ（ＫｒＦ）、３０８ｎｍ（ＸｅＣｌ）の紫外
光出力を与えるための光源として用いることができる。
さらに、３倍波Ｎｄ：ＹＡＧ等の固体レーザを、３５５
ｎｍの出力を与えるために用いることができる。命令に
よってレーザ光１２をブロックできるように、シャッタ
ー１３が設けられる。ビーム・ホモジナイザ１４は、レ
ーザ光の強度の均一性を保証するために任意に設けられ
る。ビーム・ホモジナイザは周知の技術であり、Y. Oza
ki and K. Takamoto, Applied Optics, Vol. 28,p.106
(1989)を参照されたい。実施例の１つでは、ホモジナイ
ザ１４は一連のレンズ（前記文献参照）または一連の高
伝送チャネル（M. Wagner et al., Measurement Scienc
e and Technology, Vol. 1,p.1193(1990)）から構成す
ることができ、これらは、レーザ光の様々な部分を交差
させ及び重複させることによって強度変動を平滑化して
ホット・スポットを取り除く。エキシマ・レーザは、マ
ルチ・モード・レーザであるので、ホット・スポットが
生じる。一般的にホモジナイザは、レーザ光を細い線束
に分割した後、レーザ光の断面の強度をより均一にする
ためにそれらを再結合する。
【００２０】レーザ光１２は、その後回動可能なミラー
１６へ当たり、これによりレンズ１８へと反射される。
このレンズ１８は、レーザ光の焦点を歯２０に、特に照
射される局所的領域２２に合わせるために十分な焦点距
離を有するように選択される。領域２２は、例えば歯の
上のカリエス病巣等の疾患の部分である。図１における
歯は、人の歯茎２４の断片として概略的に描かれてい
る。実際には、歯科医が普通に使用する型式の連結され
たアームに装置（レーザ１０も含む）を設置することが
できる。
１６へ当たり、これによりレンズ１８へと反射される。
このレンズ１８は、レーザ光の焦点を歯２０に、特に照
射される局所的領域２２に合わせるために十分な焦点距
離を有するように選択される。領域２２は、例えば歯の
上のカリエス病巣等の疾患の部分である。図１における
歯は、人の歯茎２４の断片として概略的に描かれてい
る。実際には、歯科医が普通に使用する型式の連結され
たアームに装置（レーザ１０も含む）を設置することが
できる。
【００２１】それ以外に、回動可能なミラー１６及びレ
ンズ１８を曲面状の凹ミラーに置き換えることができ
る。これは、レーザ光を偏向させると共に焦点を合わせ
るものである。Ａｌもしくは多層誘電体等の高反射材料
を塗装したミラーも用いることができる。
ンズ１８を曲面状の凹ミラーに置き換えることができ
る。これは、レーザ光を偏向させると共に焦点を合わせ
るものである。Ａｌもしくは多層誘電体等の高反射材料
を塗装したミラーも用いることができる。
【００２２】図２は、紫外光供給システムの別の実施例
を示したものである。図１に示したものと同じ機能を有
する構成要素には、同じ符号を付している。従って、図
２のレーザ１０は、約４００ｎｍ未満の波長の出力レー
ザ・パルス１２を与える。シャッター１３は、歯科医よ
って要望するレーザ光１２を遮るために用いられる。レ
ンズ２６は、焦点の合ったレーザ光２８を光ファイバ３
０に向け、且つレーザ・パルスを伝達する光ファイバ３
０と結合させるために用いられる。レーザ・パルスは光
ファイバ３０から出て、歯２０上に、特に領域２２上に
当たるパルス列３２を与える。光ファイバ３０内で生じ
る複数の内部全反射によって、レーザ光の均一化が自動
的に起きるので、出力光３２の断面における強度は十分
に均一であることを保証される。
を示したものである。図１に示したものと同じ機能を有
する構成要素には、同じ符号を付している。従って、図
２のレーザ１０は、約４００ｎｍ未満の波長の出力レー
ザ・パルス１２を与える。シャッター１３は、歯科医よ
って要望するレーザ光１２を遮るために用いられる。レ
ンズ２６は、焦点の合ったレーザ光２８を光ファイバ３
０に向け、且つレーザ・パルスを伝達する光ファイバ３
０と結合させるために用いられる。レーザ・パルスは光
ファイバ３０から出て、歯２０上に、特に領域２２上に
当たるパルス列３２を与える。光ファイバ３０内で生じ
る複数の内部全反射によって、レーザ光の均一化が自動
的に起きるので、出力光３２の断面における強度は十分
に均一であることを保証される。
【００２３】図２の装置は、光ファイバ伝送システムの
伝送末端からなる器具を歯科医が手で持つことができる
点において望ましい。その後歯科医は、この器具を操作
してレーザ光を歯の上の目的とする箇所２２に当てる。
光ファイバ３０の伝送末端に位置する焦点距離の非常に
短いレンズ３４があるので、歯科医は器具を持って歯に
近づけ、十分に焦点の合ったレーザ光を照射される領域
２２に与えることができる。光ファイバの末端は、レン
ズとなるように形成することもできるし、あるいはレン
ズを光ファイバの末端に取り付けることもできる。従っ
て、歯科医が容易に観察できる非常に制御された領域に
おいて歯質が歯から切除される。
伝送末端からなる器具を歯科医が手で持つことができる
点において望ましい。その後歯科医は、この器具を操作
してレーザ光を歯の上の目的とする箇所２２に当てる。
光ファイバ３０の伝送末端に位置する焦点距離の非常に
短いレンズ３４があるので、歯科医は器具を持って歯に
近づけ、十分に焦点の合ったレーザ光を照射される領域
２２に与えることができる。光ファイバの末端は、レン
ズとなるように形成することもできるし、あるいはレン
ズを光ファイバの末端に取り付けることもできる。従っ
て、歯科医が容易に観察できる非常に制御された領域に
おいて歯質が歯から切除される。
【００２４】人間の象牙質、エナメル質、及びカリエス
病巣に関して定量的実験が行われた。約２ｍｍの厚さの
断面が、ダイヤモンド製の薄刃を持つBuchler Isometソ
ーを用いていくつかの臼歯の歯冠の３分割中央部分から
切除された。各断面の表面は双方とも、先ず３２０の粗
さの、次に６００の粗さのカービメット（carbimet）紙
ヤスリを用いて研磨された。その後断面は、６％のクエ
ン酸に浸され、汚れた層を除去するために２分間振る。
それから、脱イオン化水によって濯がれて、７０％エタ
ノール中に保存された。これらの断面状の人の歯の慎重
に選択された領域が、所定のフルエンスの３０８ｎｍＸ
ｅＣｌエキシマ・レーザからの所定のパルス数のレーザ
光に曝された。機械的プロフィロメータを用いて、切除
された溝の深さを測定した。レーザ光のエネルギー・フ
ルエンスは、半対数用紙上にパルスあたりの切除溝深さ
の関数としてプロットされ、そのデータに直線を当ては
めた。Ｂｅｅｒの法則が正確に歯の中の紫外光吸収を記
述するものと仮定すると、以下の式によって、除去され
る歯質の量と適用されるエネルギー・フルエンスとの間
の関係が示される。
病巣に関して定量的実験が行われた。約２ｍｍの厚さの
断面が、ダイヤモンド製の薄刃を持つBuchler Isometソ
ーを用いていくつかの臼歯の歯冠の３分割中央部分から
切除された。各断面の表面は双方とも、先ず３２０の粗
さの、次に６００の粗さのカービメット（carbimet）紙
ヤスリを用いて研磨された。その後断面は、６％のクエ
ン酸に浸され、汚れた層を除去するために２分間振る。
それから、脱イオン化水によって濯がれて、７０％エタ
ノール中に保存された。これらの断面状の人の歯の慎重
に選択された領域が、所定のフルエンスの３０８ｎｍＸ
ｅＣｌエキシマ・レーザからの所定のパルス数のレーザ
光に曝された。機械的プロフィロメータを用いて、切除
された溝の深さを測定した。レーザ光のエネルギー・フ
ルエンスは、半対数用紙上にパルスあたりの切除溝深さ
の関数としてプロットされ、そのデータに直線を当ては
めた。Ｂｅｅｒの法則が正確に歯の中の紫外光吸収を記
述するものと仮定すると、以下の式によって、除去され
る歯質の量と適用されるエネルギー・フルエンスとの間
の関係が示される。
【００２５】
【数１】 ここでＦは、照射される歯の深さｌにおけるレーザ光の
フルエンスである。Ｆ0は、照射される領域表面におけ
る紫外光のフルエンスである。αは、切除される歯質に
おける吸収係数である。
フルエンスである。Ｆ0は、照射される領域表面におけ
る紫外光のフルエンスである。αは、切除される歯質に
おける吸収係数である。
【００２６】レーザ・フルエンスの関数として切除され
る穴のパルスあたりの深さｄを測定することによって、
切除のためのフルエンス閾値Ｆth及び、切除される歯質
の吸収係数αが決定される。
る穴のパルスあたりの深さｄを測定することによって、
切除のためのフルエンス閾値Ｆth及び、切除される歯質
の吸収係数αが決定される。
【００２７】
【数２】 照射される歯質の深さｌにおいて堆積される単位体積Ｅ
あたりのエネルギーは、その深さのエネルギー・フルエ
ンスＦ、及び適用されたフルエンスの対数対深さのプロ
ットの傾きαから求められる。 Ｅ＝Ｆα 単位体積Ｅあたりのエネルギーが、単位体積あたりの閾
値エネルギーＥthを越えるとき、切除できる。傾きα
は、各歯質（エナメル質、象牙質、及びカリエス質）に
ついて定数である。 Ｅth＝Ｆthα
あたりのエネルギーは、その深さのエネルギー・フルエ
ンスＦ、及び適用されたフルエンスの対数対深さのプロ
ットの傾きαから求められる。 Ｅ＝Ｆα 単位体積Ｅあたりのエネルギーが、単位体積あたりの閾
値エネルギーＥthを越えるとき、切除できる。傾きα
は、各歯質（エナメル質、象牙質、及びカリエス質）に
ついて定数である。 Ｅth＝Ｆthα
【００２８】各歯質の切除に関するデータのプロットは
図３乃至図６に示されている。図３は、象牙質切除に関
するデータを、図４はエナメル質切除に関するデータ
を、そして図５はカリエス質切除に関するデータをそれ
ぞれ示している。図６は、図３乃至図５のデータを統合
したプロットである。図３の象牙質については、切除閾
値フルエンスＦthは、１．０４±０．０６Ｊ／ｃｍ2で
あり、吸収係数αは、２．７±０．１μｍ-1である。エ
ネルギー閾値Ｅthは、従って２．８×１０4Ｊ／ｃｍ3と
なる。図４のエナメル質については、Ｆthは、５．９±
０．３Ｊ／ｃｍ2であり、αは、３．８±１．５μｍ-1
であり、Ｅthは、２２×１０4Ｊ／ｃｍ3となる。
図３乃至図６に示されている。図３は、象牙質切除に関
するデータを、図４はエナメル質切除に関するデータ
を、そして図５はカリエス質切除に関するデータをそれ
ぞれ示している。図６は、図３乃至図５のデータを統合
したプロットである。図３の象牙質については、切除閾
値フルエンスＦthは、１．０４±０．０６Ｊ／ｃｍ2で
あり、吸収係数αは、２．７±０．１μｍ-1である。エ
ネルギー閾値Ｅthは、従って２．８×１０4Ｊ／ｃｍ3と
なる。図４のエナメル質については、Ｆthは、５．９±
０．３Ｊ／ｃｍ2であり、αは、３．８±１．５μｍ-1
であり、Ｅthは、２２×１０4Ｊ／ｃｍ3となる。
【００２９】象牙質についてのパルスあたりの切除深さ
は、入射フルエンス２．３Ｊ／ｃｍ2に対して約０．３
μｍである。このフルエンスにおいてはエナメル質は切
除されない。エナメル質についてのパルスあたりの切除
深さは、入射フルエンス６．６Ｊ／ｃｍ2に対して約
０．０３μｍである。これらの測定から、エナメル質が
レーザ光に曝されるにも関わらずこれを損傷することな
く象牙質を切除できる広いフルエンスのウィンドウがあ
ることがわかる。
は、入射フルエンス２．３Ｊ／ｃｍ2に対して約０．３
μｍである。このフルエンスにおいてはエナメル質は切
除されない。エナメル質についてのパルスあたりの切除
深さは、入射フルエンス６．６Ｊ／ｃｍ2に対して約
０．０３μｍである。これらの測定から、エナメル質が
レーザ光に曝されるにも関わらずこれを損傷することな
く象牙質を切除できる広いフルエンスのウィンドウがあ
ることがわかる。
【００３０】さらに、カリエス質の切除についての閾値
エネルギー・フルエンスを決定するための実験も行われ
た。これらの解析には、３０８ｎｍのエキシマ・レーザ
を用いた。カリエスを有する歯は、アルコール溶液とと
もに保存され、その後エメリー紙を用いて研磨すること
により平坦な表面が形成された。これによって、紫外光
パルスのエッチング効果を判断するための、照射の前後
における視覚的検査が容易になる。その後、異なるフル
エンスの紫外光パルスを適用することによって、約０．
３ｍｍ2の断面積の５個の穴がカリエス質に掘られた。
各穴の深さは、機械的プロフィロメータを用いて測定さ
れ、その結果をプロットしたものが図５である。図５で
示すように、カリエス質についてのＦthは、１．３６Ｊ
／ｃｍ2であり、傾き（α）は、０．２５μｍ-1であ
り、Ｅthは、従って０．３４×１０4Ｊ／ｃｍ3となる。
エネルギー・フルエンスを決定するための実験も行われ
た。これらの解析には、３０８ｎｍのエキシマ・レーザ
を用いた。カリエスを有する歯は、アルコール溶液とと
もに保存され、その後エメリー紙を用いて研磨すること
により平坦な表面が形成された。これによって、紫外光
パルスのエッチング効果を判断するための、照射の前後
における視覚的検査が容易になる。その後、異なるフル
エンスの紫外光パルスを適用することによって、約０．
３ｍｍ2の断面積の５個の穴がカリエス質に掘られた。
各穴の深さは、機械的プロフィロメータを用いて測定さ
れ、その結果をプロットしたものが図５である。図５で
示すように、カリエス質についてのＦthは、１．３６Ｊ
／ｃｍ2であり、傾き（α）は、０．２５μｍ-1であ
り、Ｅthは、従って０．３４×１０4Ｊ／ｃｍ3となる。
【００３１】その後前述の実験は、同じ歯を用いて、ア
ルコール溶液で濯ぎその歯の異なる領域を研磨した後に
繰り返された。新たな５個の穴がカリエス質に掘られ
た。最初の実験で用いたものと同じマスクが用いられ、
穴の断面積は約０．３ｍｍ2である。再び、各穴の深さ
が測定され、適用された既知のエネルギー・フルエンス
に対してプロットされた。入射光の波長はやはり３０８
ｎｍである。この結果は、図５のものと実質的に同一で
あった。
ルコール溶液で濯ぎその歯の異なる領域を研磨した後に
繰り返された。新たな５個の穴がカリエス質に掘られ
た。最初の実験で用いたものと同じマスクが用いられ、
穴の断面積は約０．３ｍｍ2である。再び、各穴の深さ
が測定され、適用された既知のエネルギー・フルエンス
に対してプロットされた。入射光の波長はやはり３０８
ｎｍである。この結果は、図５のものと実質的に同一で
あった。
【００３２】象牙質の切除閾値フルエンスが、カリエス
質に対するそれよりも小さいことは最初は意外であっ
た。カリエス質は元々有機物の特性を持っているので、
カリエス質に対する切除閾値は堅い象牙質に対するそれ
よりも小さいと予想された。しかしながら切除するため
に越えなければならない単位体積あたりの閾値エネルギ
ーは、前述の通りである。図５の直線の傾きを図３のそ
れと比較すると、図５の直線の方が象牙質に対する図３
の直線よりもずっと緩やかであるであることがわかる。
従って、カリエス質に対する吸収係数αは象牙質に対す
るそれよりも小さく、エネルギー閾値は８分の１以下と
なり、従って同じフルエンスの紫外光を適用された場
合、健康な象牙質より遥かに多くのカリエス質が除去さ
れることになる。所定のエネルギー・フルエンスにおい
て除去されるカリエス質の量は、除去される象牙質の量
の１０倍にもなる。レーザ光はカリエス質の中により深
く侵入するので、カリエスを切除するためには、レーザ
光の侵入の浅い象牙質の除去閾値に比べてより高い閾値
フルエンスが要求される。カリエス質の閾値エネルギー
を越えて操作する場合、象牙質はカリエス質と同様に切
除されることになるが、切除される象牙質の量はカリエ
ス質のそれに比べて極めてわずかである。簡単に比較す
るために、図３乃至図５からのデータを、共通の目盛り
で図６にプロットしている。図６は、歯質の種類によっ
て異なる閾値と除去速度を示している。
質に対するそれよりも小さいことは最初は意外であっ
た。カリエス質は元々有機物の特性を持っているので、
カリエス質に対する切除閾値は堅い象牙質に対するそれ
よりも小さいと予想された。しかしながら切除するため
に越えなければならない単位体積あたりの閾値エネルギ
ーは、前述の通りである。図５の直線の傾きを図３のそ
れと比較すると、図５の直線の方が象牙質に対する図３
の直線よりもずっと緩やかであるであることがわかる。
従って、カリエス質に対する吸収係数αは象牙質に対す
るそれよりも小さく、エネルギー閾値は８分の１以下と
なり、従って同じフルエンスの紫外光を適用された場
合、健康な象牙質より遥かに多くのカリエス質が除去さ
れることになる。所定のエネルギー・フルエンスにおい
て除去されるカリエス質の量は、除去される象牙質の量
の１０倍にもなる。レーザ光はカリエス質の中により深
く侵入するので、カリエスを切除するためには、レーザ
光の侵入の浅い象牙質の除去閾値に比べてより高い閾値
フルエンスが要求される。カリエス質の閾値エネルギー
を越えて操作する場合、象牙質はカリエス質と同様に切
除されることになるが、切除される象牙質の量はカリエ
ス質のそれに比べて極めてわずかである。簡単に比較す
るために、図３乃至図５からのデータを、共通の目盛り
で図６にプロットしている。図６は、歯質の種類によっ
て異なる閾値と除去速度を示している。
【００３３】安全性要素を設けるために、即ち、カリエ
ス質を除去しようとする場合に健康な象牙質を過剰に切
除しないために、歯科医に対して切除される歯質の性質
を示す「指標」が必要である。カリエスの閾値フルエン
スを越えると、オレンジ色の噴煙と共に大きな破裂音が
聞こえる。カリエス質が全て除去され、そして健康な象
牙質が紫外光パルスに曝されると、切除される歯質の量
が少ないのでこの破裂音が弱くなる。これによって、切
除されている歯質を標示することができる。
ス質を除去しようとする場合に健康な象牙質を過剰に切
除しないために、歯科医に対して切除される歯質の性質
を示す「指標」が必要である。カリエスの閾値フルエン
スを越えると、オレンジ色の噴煙と共に大きな破裂音が
聞こえる。カリエス質が全て除去され、そして健康な象
牙質が紫外光パルスに曝されると、切除される歯質の量
が少ないのでこの破裂音が弱くなる。これによって、切
除されている歯質を標示することができる。
【００３４】切除プロセスの１つの見方として、単位体
積あたりの十分なエネルギーが歯質中に堆積されて歯質
を気体中に飛ばすというものがある。歯質は、エッチン
グされた穴から膨張して吹き飛ばされる。単位体積あた
りのエネルギーによってこのような結果を生じるため
に、エネルギー・フルエンスは十分高くなければならな
い。本発明によって全ての種類の歯組織をうまく除去す
るメカニズムが、熱的な結合の破壊によるものである
か、あるいは光化学的な結合の破壊によるものであるか
は、それほど重要ではない。切除的光分解または切除と
いう用語は、一般的な意味で、紫外光の適用によって照
射されない歯質への熱拡散を最小限にして照射された歯
質が十分な速度で吹き飛ばされる場合に、熱的結合の破
壊及び光化学的結合の破壊の双方の意味を含んでいる。
もし紫外光パルスの繰り返し速度が速すぎる場合あるい
はパルス幅が大きすぎる場合、切除生成物は、照射され
た歯質から十分に速く「吹き飛ぶ」ことができず、過剰
な熱拡散を防ぐことができない。この場合、照射領域の
縁の熱損傷が生じてしまう。
積あたりの十分なエネルギーが歯質中に堆積されて歯質
を気体中に飛ばすというものがある。歯質は、エッチン
グされた穴から膨張して吹き飛ばされる。単位体積あた
りのエネルギーによってこのような結果を生じるため
に、エネルギー・フルエンスは十分高くなければならな
い。本発明によって全ての種類の歯組織をうまく除去す
るメカニズムが、熱的な結合の破壊によるものである
か、あるいは光化学的な結合の破壊によるものであるか
は、それほど重要ではない。切除的光分解または切除と
いう用語は、一般的な意味で、紫外光の適用によって照
射されない歯質への熱拡散を最小限にして照射された歯
質が十分な速度で吹き飛ばされる場合に、熱的結合の破
壊及び光化学的結合の破壊の双方の意味を含んでいる。
もし紫外光パルスの繰り返し速度が速すぎる場合あるい
はパルス幅が大きすぎる場合、切除生成物は、照射され
た歯質から十分に速く「吹き飛ぶ」ことができず、過剰
な熱拡散を防ぐことができない。この場合、照射領域の
縁の熱損傷が生じてしまう。
【００３５】切除の指標は、レーザ・パルスと同期した
気付きやすい破裂音である。この音は、切除後の測定に
よって確認されるように歯質が切除されているときにの
み聞こえる。この音は、表面から切除される気体状態の
歯質によって発生する。この音に伴うものとして、切除
表面から発散するオレンジ色の「噴射（jet）」があ
る。これらの２つの指標は、閾値を越えてフルエンスが
増加するほどより明瞭になる。これらは、切除閾値以下
では生じない。結果的に、この音及びオレンジ色の噴射
は、どの種類の歯質がレーザ・パルスによって切除され
ているかを判断するための単純で迅速な方法である。エ
ナメル質を切除するための閾値を越える所定のフルエン
スに対し、この同じフルエンスが象牙質に向けられた場
合には破裂音及び噴射の大きさは遥かに明瞭になる。従
って、歯の表面のエナメル質を切除しているとき、エナ
メル質から下層の象牙質へ切除溝が貫通したとたんに破
裂音及びオレンジ色の噴射が劇的に強まることになる。
これによって、不要な象牙質への貫通を防ぐためにレー
ザ・フルエンスを低減したり遮断したりするための、そ
の場での標示が可能になる。もちろん歯科医は、処置の
間いつでも紫外光照射の結果を観察するために停止する
ことができる。
気付きやすい破裂音である。この音は、切除後の測定に
よって確認されるように歯質が切除されているときにの
み聞こえる。この音は、表面から切除される気体状態の
歯質によって発生する。この音に伴うものとして、切除
表面から発散するオレンジ色の「噴射（jet）」があ
る。これらの２つの指標は、閾値を越えてフルエンスが
増加するほどより明瞭になる。これらは、切除閾値以下
では生じない。結果的に、この音及びオレンジ色の噴射
は、どの種類の歯質がレーザ・パルスによって切除され
ているかを判断するための単純で迅速な方法である。エ
ナメル質を切除するための閾値を越える所定のフルエン
スに対し、この同じフルエンスが象牙質に向けられた場
合には破裂音及び噴射の大きさは遥かに明瞭になる。従
って、歯の表面のエナメル質を切除しているとき、エナ
メル質から下層の象牙質へ切除溝が貫通したとたんに破
裂音及びオレンジ色の噴射が劇的に強まることになる。
これによって、不要な象牙質への貫通を防ぐためにレー
ザ・フルエンスを低減したり遮断したりするための、そ
の場での標示が可能になる。もちろん歯科医は、処置の
間いつでも紫外光照射の結果を観察するために停止する
ことができる。
【００３６】虫歯の歯質、それは主に有機物であるが、
エナメル質の切除閾値以下の切除閾値を有する。虫歯の
歯質は、エナメル質を切除する閾値フルエンスよりも低
い２．３Ｊ／ｃｍ2（３０８ｎｍ）のエネルギー・フル
エンスを用いて、下層にある象牙質及びエナメル質から
選択的に除去された。さらに、２．３Ｊ／ｃｍ2のエネ
ルギー・フルエンスは、より明瞭な破裂音とオレンジ色
の噴射の標識によって示されるように、象牙質よりも効
果的に（即ち、極めて高速に）虫歯の歯質を切除するこ
とができた。
エナメル質の切除閾値以下の切除閾値を有する。虫歯の
歯質は、エナメル質を切除する閾値フルエンスよりも低
い２．３Ｊ／ｃｍ2（３０８ｎｍ）のエネルギー・フル
エンスを用いて、下層にある象牙質及びエナメル質から
選択的に除去された。さらに、２．３Ｊ／ｃｍ2のエネ
ルギー・フルエンスは、より明瞭な破裂音とオレンジ色
の噴射の標識によって示されるように、象牙質よりも効
果的に（即ち、極めて高速に）虫歯の歯質を切除するこ
とができた。
【００３７】象牙質細管中の有機物を、象牙質の切除閾
値より低い閾値の紫外光照射によって除去できることが
わかっている。細管中の有機物は、細管を詰まらせこと
なく除去される。従ってこの選択的切除技術は、歯の感
度を鈍らせることを助ける前述のように、他の紫外波長
を用いることができる。図３、図４、及び図５に示した
実験における３０８ｎｍは、３０８ｎｍ用の光ファイバ
伝送システムがあったことに基づいて選択した。これら
の光ファイバは歯質切除のために十分なエネルギー・フ
ルエンスを伝送することができる。この波長における光
ファイバに適した材料の例としては、以下のようなもの
がある。即ち、水晶、溶融シリカ、及び選択されたサフ
ァイアである。紫外波長の適用に適したレンズ材料とし
ては、水晶、フッ化カルシウム、フッ化マグネシウム、
溶融シリカ、及び紫外サファイアから作製されたものが
含まれる。
値より低い閾値の紫外光照射によって除去できることが
わかっている。細管中の有機物は、細管を詰まらせこと
なく除去される。従ってこの選択的切除技術は、歯の感
度を鈍らせることを助ける前述のように、他の紫外波長
を用いることができる。図３、図４、及び図５に示した
実験における３０８ｎｍは、３０８ｎｍ用の光ファイバ
伝送システムがあったことに基づいて選択した。これら
の光ファイバは歯質切除のために十分なエネルギー・フ
ルエンスを伝送することができる。この波長における光
ファイバに適した材料の例としては、以下のようなもの
がある。即ち、水晶、溶融シリカ、及び選択されたサフ
ァイアである。紫外波長の適用に適したレンズ材料とし
ては、水晶、フッ化カルシウム、フッ化マグネシウム、
溶融シリカ、及び紫外サファイアから作製されたものが
含まれる。
【００３８】このレーザ・システムはさらに、歯の歯垢
を除去することも示された。ほとんど全ての場合、歯垢
は、エナメル質表面の有機皮膜の変色したものである。
この物質は本質的に有機物で、唾液蛋白質から成り、厚
さ僅か数μｍの堆積膜を形成する。摩擦技術を用いた従
来の方法で歯垢を除去する代わりに、紫外光を用いるこ
とができる。有機歯垢物質は、エナメル質の切除閾値よ
りも低い切除閾値を有するので、下層にあるエナメル質
に影響を及ぼすことなく容易に除去することができる。
歯石または石灰化した歯苔もまた紫外光照射により除去
することができる。さらに紫外光照射を用いることによ
って、非常に歯に敏感な人の感覚を鈍らせることも可能
であると考えられる。この脱感は、象牙質細管をシール
するに十分なほど温度を上げることによって実現される
であろう。
を除去することも示された。ほとんど全ての場合、歯垢
は、エナメル質表面の有機皮膜の変色したものである。
この物質は本質的に有機物で、唾液蛋白質から成り、厚
さ僅か数μｍの堆積膜を形成する。摩擦技術を用いた従
来の方法で歯垢を除去する代わりに、紫外光を用いるこ
とができる。有機歯垢物質は、エナメル質の切除閾値よ
りも低い切除閾値を有するので、下層にあるエナメル質
に影響を及ぼすことなく容易に除去することができる。
歯石または石灰化した歯苔もまた紫外光照射により除去
することができる。さらに紫外光照射を用いることによ
って、非常に歯に敏感な人の感覚を鈍らせることも可能
であると考えられる。この脱感は、象牙質細管をシール
するに十分なほど温度を上げることによって実現される
であろう。
【００３９】B. D. Goodman 及び H. W. Kaufman によ
る J. Dental Research, p 1201, October 1977 に報告
されているように、レーザ照射は、人間の歯のエナメル
質へのフッ素吸収を促進し、また、エナメル質の酸への
溶解を抑制することによって虫歯になりにくくする。こ
の報告においては、波長５１４．５ｎｍのアルゴン・レ
ーザが用いられた。その後の研究では、ＣＯ2レーザの
方がさらに効果的であることが示された（J. of the Ja
panese Society of Laser Medicine, vol.6, pp.231-23
4, 1986）。本発明の実施例では、レーザに曝されても
焼かれたりしない、フッ素（ＮａＦまたは他のフッ化
物）を溶解した溶液であるフッ化物キャリアを紫外レー
ザ光源と組み合わせて用いることができる。フッ化物キ
ャリアとしては、フッ化物を溶解するがレーザによって
は焼かれない水から化合物まで多岐にわたっている。フ
ッ化物キャリアは、紫外光の下で焼かれない無機物キャ
リアが好ましく、そのキャリアは、紫外光を少なくとも
約７０％透過する。この照射は、歯質の切除を生じるエ
ネルギー・フルエンスよりも小さいエネルギー・フルエ
ンスで適用される。さらに、フッ素含有層全体の厚さ
は、歯の表面への紫外光透過が約７０％以下になる厚さ
よりも薄い。適切な厚さは、通常約１乃至２ｍｍ以下で
ある。これによって、歯の痛みや損傷を引き起こすまで
に歯の温度を上昇させてしまうほどのエネルギーを吸収
させることなく歯の表面上でのフッ化リン灰石の生成が
促進される。
る J. Dental Research, p 1201, October 1977 に報告
されているように、レーザ照射は、人間の歯のエナメル
質へのフッ素吸収を促進し、また、エナメル質の酸への
溶解を抑制することによって虫歯になりにくくする。こ
の報告においては、波長５１４．５ｎｍのアルゴン・レ
ーザが用いられた。その後の研究では、ＣＯ2レーザの
方がさらに効果的であることが示された（J. of the Ja
panese Society of Laser Medicine, vol.6, pp.231-23
4, 1986）。本発明の実施例では、レーザに曝されても
焼かれたりしない、フッ素（ＮａＦまたは他のフッ化
物）を溶解した溶液であるフッ化物キャリアを紫外レー
ザ光源と組み合わせて用いることができる。フッ化物キ
ャリアとしては、フッ化物を溶解するがレーザによって
は焼かれない水から化合物まで多岐にわたっている。フ
ッ化物キャリアは、紫外光の下で焼かれない無機物キャ
リアが好ましく、そのキャリアは、紫外光を少なくとも
約７０％透過する。この照射は、歯質の切除を生じるエ
ネルギー・フルエンスよりも小さいエネルギー・フルエ
ンスで適用される。さらに、フッ素含有層全体の厚さ
は、歯の表面への紫外光透過が約７０％以下になる厚さ
よりも薄い。適切な厚さは、通常約１乃至２ｍｍ以下で
ある。これによって、歯の痛みや損傷を引き起こすまで
に歯の温度を上昇させてしまうほどのエネルギーを吸収
させることなく歯の表面上でのフッ化リン灰石の生成が
促進される。
【００４０】さらに、紫外レーザと、柔らかい組織用の
赤外光または可視光を発生するレーザの双方を設けるこ
ともできる。また、赤外光と紫外光の双方を発生可能な
単一のレーザを用いることもできる。そのようなレーザ
には、例えば、Ｎｄ、Ｈｏ、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ等の周
波数逞倍固体赤外レーザ、Ｔｉ：サファイア・レーザ、
またはダイオード・レーザがある。紫外及び赤外の波長
範囲の双方をよく透過するレンズを設けることは困難で
あるので、双方の波長を組み合わせて用いる場合には、
それに代わる構成として曲面状の凹ミラーを図１の平面
状ミラー１６及び１８に置き換えて用いることが好まし
い。赤外照射パルスを変動させることもまた、殺菌の目
的に用いることができる。
赤外光または可視光を発生するレーザの双方を設けるこ
ともできる。また、赤外光と紫外光の双方を発生可能な
単一のレーザを用いることもできる。そのようなレーザ
には、例えば、Ｎｄ、Ｈｏ、Ｅｒ：ＹＡＧレーザ等の周
波数逞倍固体赤外レーザ、Ｔｉ：サファイア・レーザ、
またはダイオード・レーザがある。紫外及び赤外の波長
範囲の双方をよく透過するレンズを設けることは困難で
あるので、双方の波長を組み合わせて用いる場合には、
それに代わる構成として曲面状の凹ミラーを図１の平面
状ミラー１６及び１８に置き換えて用いることが好まし
い。赤外照射パルスを変動させることもまた、殺菌の目
的に用いることができる。
【００４１】穴開け中の冷却のために用いる水が過剰に
溜まらないように、通常吸引装置によって、血、組織、
唾液、及び噴射水と共にカリエス質を除去する。歯科医
のドリルは汚染されがちなので、ドリルを定期的に殺菌
しなければならない。これと対照的に、レーザ・パルス
の適用は非接触技術であり、紫外光照射自体を歯科処置
中の歯の殺菌に用いることができる。この目的の際に
は、紫外光を切除閾値以下の強度に抑える。この形式の
紫外光処置は、切除過程の前でも後でも行うことができ
る。またそれ以外にも、低出力の紫外光パルスを切除パ
ルスの間に分散させることによって切除中に充満する噴
煙を緩和することができる。これを実行する簡単な方法
は、ビーム・スプリッタを用いて切除パルスを２つのパ
ルスに分割してそれらのパルス内の１つを遅らせること
である。もしそうしたい場合は、遅らせたパルスもまた
強度を弱めることができる。遅らせたパルスは、噴煙の
生体活性を抑えるかまたは除去するために用いられる。
溜まらないように、通常吸引装置によって、血、組織、
唾液、及び噴射水と共にカリエス質を除去する。歯科医
のドリルは汚染されがちなので、ドリルを定期的に殺菌
しなければならない。これと対照的に、レーザ・パルス
の適用は非接触技術であり、紫外光照射自体を歯科処置
中の歯の殺菌に用いることができる。この目的の際に
は、紫外光を切除閾値以下の強度に抑える。この形式の
紫外光処置は、切除過程の前でも後でも行うことができ
る。またそれ以外にも、低出力の紫外光パルスを切除パ
ルスの間に分散させることによって切除中に充満する噴
煙を緩和することができる。これを実行する簡単な方法
は、ビーム・スプリッタを用いて切除パルスを２つのパ
ルスに分割してそれらのパルス内の１つを遅らせること
である。もしそうしたい場合は、遅らせたパルスもまた
強度を弱めることができる。遅らせたパルスは、噴煙の
生体活性を抑えるかまたは除去するために用いられる。
【００４２】切除過程の間、切除箇所から吹き飛ばさ
れ、他の物質も含む微粒子から成る噴煙は、吸引器によ
って吸引することができる。図７は、これを実行する技
術の一例を示している。歯科医により把持される器具３
６には、歯４０へ紫外光を照射するための光ファイバ３
８と、吸引ポンプ４４からさらにフィルタ（図示せず）
へと接続される吸引機構の吸引口となる細管４２とが共
に設けられている。
れ、他の物質も含む微粒子から成る噴煙は、吸引器によ
って吸引することができる。図７は、これを実行する技
術の一例を示している。歯科医により把持される器具３
６には、歯４０へ紫外光を照射するための光ファイバ３
８と、吸引ポンプ４４からさらにフィルタ（図示せず）
へと接続される吸引機構の吸引口となる細管４２とが共
に設けられている。
【００４３】他の例として、図８に示すように吸引管４
２を光ファイバ３８と同心状の同心管にすることもでき
る。光ファイバ３８及び同心吸引管４２の双方とも歯科
器具３６内に配置されている。
２を光ファイバ３８と同心状の同心管にすることもでき
る。光ファイバ３８及び同心吸引管４２の双方とも歯科
器具３６内に配置されている。
【００４４】紫外レーザ・パルスのパルス幅及びパルス
反復速度は、歯質の除去のための主要なメカニズムが切
除的光分解となるように選ばれる。即ち、歯や歯茎の周
辺領域への熱拡散が最小限になる。切除的光分解を生じ
るように、切除閾値に適合させるかまたはこれを越える
ようにしなければならないが、パルスのエネルギー・フ
ルエンスの上限は過剰な熱または損傷を引き起こすもの
であり、即ちそれ以上のエネルギーはエッチングに適し
たものである。さらに、パルス反復速度及びパルス幅の
パラメータについては注意深く選ばれる。エキシマ・レ
ーザは、現在、通常のパルス持続時間が約１０ｎｓで反
復速度約１乃至２０００Ｈｚを与えるものが利用でき
る。パルス幅を５０乃至１００ｎｓに広げて用いると、
光ファイバの損傷を最小限にすることができる。約２０
Ｈｚ以下の反復速度においてパルス幅を約１００ｎｓ以
下の場合、過剰な熱拡散（痛みや火傷を生じる）が起き
ない。さらに広いパルス幅及び／またはより速い反復速
度の場合には、水冷却を用いて望ましくない熱の影響を
軽減することができる。
反復速度は、歯質の除去のための主要なメカニズムが切
除的光分解となるように選ばれる。即ち、歯や歯茎の周
辺領域への熱拡散が最小限になる。切除的光分解を生じ
るように、切除閾値に適合させるかまたはこれを越える
ようにしなければならないが、パルスのエネルギー・フ
ルエンスの上限は過剰な熱または損傷を引き起こすもの
であり、即ちそれ以上のエネルギーはエッチングに適し
たものである。さらに、パルス反復速度及びパルス幅の
パラメータについては注意深く選ばれる。エキシマ・レ
ーザは、現在、通常のパルス持続時間が約１０ｎｓで反
復速度約１乃至２０００Ｈｚを与えるものが利用でき
る。パルス幅を５０乃至１００ｎｓに広げて用いると、
光ファイバの損傷を最小限にすることができる。約２０
Ｈｚ以下の反復速度においてパルス幅を約１００ｎｓ以
下の場合、過剰な熱拡散（痛みや火傷を生じる）が起き
ない。さらに広いパルス幅及び／またはより速い反復速
度の場合には、水冷却を用いて望ましくない熱の影響を
軽減することができる。
【００４５】前述のエキシマ・レーザの他に、窒素レー
ザが、３３７ｎｍの紫外光を与えるために利用できる。
しかしながらこのレーザは、通常非常に低出力である。
また、フッ素レーザは、１５７ｎｍの出力を与える。パ
ルス反復速度２００Ｈｚ、パルス幅約１５ｎｓを持つ１
９３ｎｍにおいて動作する様々な市販のレーザを利用す
ることができる。適正なレンズ素子を用いると、０．５
ｍｍ×０．５ｍｍまたはそれ以下の大きさの丸みのある
正方形のスポットを与えることができる。
ザが、３３７ｎｍの紫外光を与えるために利用できる。
しかしながらこのレーザは、通常非常に低出力である。
また、フッ素レーザは、１５７ｎｍの出力を与える。パ
ルス反復速度２００Ｈｚ、パルス幅約１５ｎｓを持つ１
９３ｎｍにおいて動作する様々な市販のレーザを利用す
ることができる。適正なレンズ素子を用いると、０．５
ｍｍ×０．５ｍｍまたはそれ以下の大きさの丸みのある
正方形のスポットを与えることができる。
【００４６】図９は、歯質を切除する紫外光を発生する
レーザの出力を自動的に調整するために切除中の歯質
（エナメル質、象牙質、またはカリエス質）の「標識」
を用いる、レーザ歯科装置の概略図である。この方法で
は、歯科医は、切除中の歯質の種類を判断するために自
らの熟練度に頼る必要がない。これによって、切除すべ
きでない歯質の除去を最小限にするために、レーザ出力
のエネルギー・フルエンス／パルス、パルス反復速度等
を非常に微妙に制御することが可能になる。
レーザの出力を自動的に調整するために切除中の歯質
（エナメル質、象牙質、またはカリエス質）の「標識」
を用いる、レーザ歯科装置の概略図である。この方法で
は、歯科医は、切除中の歯質の種類を判断するために自
らの熟練度に頼る必要がない。これによって、切除すべ
きでない歯質の除去を最小限にするために、レーザ出力
のエネルギー・フルエンス／パルス、パルス反復速度等
を非常に微妙に制御することが可能になる。
【００４７】具体的には、レーザ４６（エキシマ・レー
ザ、周波数逓倍型固体レーザ等）は、歯５２上の領域５
０へ到達させるための光ファイバ４８等の伝送システム
に紫外光パルスを供給する。これらの紫外レーザ・パル
スは、エナメル質、象牙質、またはカリエス質のいずれ
であっても照射される歯質を切除するに十分なエネルギ
ー・フルエンス／パルスを有する。前述のように、これ
らの異なる歯質の切除は、異なるエネルギー閾値におい
て生じ、そしてそれぞれの切除の際には異なる標識を発
生する。切除される表面から放散される「破裂音」及び
オレンジ色の噴射の双方とも、その切除されている表面
がエナメル質、象牙質、またはカリエス質であるかによ
って異なる。例えば、オレンジ色の噴射は、エナメル質
が切除されている場合より象牙質が切除されている場合
の方が強くなり色も変化したりする（同じエネルギー・
フルエンスにおいて）。虫歯を切除する場合は、象牙質
を切除する場合よりも遥かに速く切除されるので、さら
に明瞭な破裂音とさらに明白なオレンジ色の噴射を生じ
ることになる。この破裂音とオレンジ色の噴射の双方ま
たは一方を検知するセンサを用いると、レーザ４６の出
力パルスの特性を制御するための制御信号が与えられ
る。
ザ、周波数逓倍型固体レーザ等）は、歯５２上の領域５
０へ到達させるための光ファイバ４８等の伝送システム
に紫外光パルスを供給する。これらの紫外レーザ・パル
スは、エナメル質、象牙質、またはカリエス質のいずれ
であっても照射される歯質を切除するに十分なエネルギ
ー・フルエンス／パルスを有する。前述のように、これ
らの異なる歯質の切除は、異なるエネルギー閾値におい
て生じ、そしてそれぞれの切除の際には異なる標識を発
生する。切除される表面から放散される「破裂音」及び
オレンジ色の噴射の双方とも、その切除されている表面
がエナメル質、象牙質、またはカリエス質であるかによ
って異なる。例えば、オレンジ色の噴射は、エナメル質
が切除されている場合より象牙質が切除されている場合
の方が強くなり色も変化したりする（同じエネルギー・
フルエンスにおいて）。虫歯を切除する場合は、象牙質
を切除する場合よりも遥かに速く切除されるので、さら
に明瞭な破裂音とさらに明白なオレンジ色の噴射を生じ
ることになる。この破裂音とオレンジ色の噴射の双方ま
たは一方を検知するセンサを用いると、レーザ４６の出
力パルスの特性を制御するための制御信号が与えられ
る。
【００４８】図９では、２色ミラー５６を透過して光フ
ァイバ５８に入る第２のレーザ５４が、切除される領域
５０から放散する噴煙部分へ到達するレーザ・パルスを
与える。切除されている歯質に依って異なる濃さのオレ
ンジ色が観られ、それが異なる波長及び／または強度と
してファイバ５８の中に戻ってくる。このリターン信号
は、ミラー５６によって検知器または解析装置６０へと
反射される。噴煙の色標識に依って、レーザ出力制御装
置６２へ信号が与えられる。制御装置６２は、切除され
る歯質の種類に従ってレーザ４６の出力、反復速度等を
調整するために信号をレーザ４６へ与える。
ァイバ５８に入る第２のレーザ５４が、切除される領域
５０から放散する噴煙部分へ到達するレーザ・パルスを
与える。切除されている歯質に依って異なる濃さのオレ
ンジ色が観られ、それが異なる波長及び／または強度と
してファイバ５８の中に戻ってくる。このリターン信号
は、ミラー５６によって検知器または解析装置６０へと
反射される。噴煙の色標識に依って、レーザ出力制御装
置６２へ信号が与えられる。制御装置６２は、切除され
る歯質の種類に従ってレーザ４６の出力、反復速度等を
調整するために信号をレーザ４６へ与える。
【００４９】レーザ５４からの出力パルスは、制御装置
６２とレーザ５４との間にある遅延装置６４を用いるこ
とにより、レーザ４６からのパルスに対応させて遅らせ
ることができる。この方法では、検知器または解析装置
６０が歯５２上の領域５０から異なる歯質が切除されて
いることを検知すると即座に、切除レーザ４６からの出
力を速やかに調整することができる。もしシステムが、
切除されている歯質の解析のために最初の僅かの切除パ
ルスを用いるように設計されている場合は、遅延装置６
４を省くことができる。解析の後、制御装置６２は紫外
レーザ・パルスのエネルギーを適切に設定するために調
整を行う。
６２とレーザ５４との間にある遅延装置６４を用いるこ
とにより、レーザ４６からのパルスに対応させて遅らせ
ることができる。この方法では、検知器または解析装置
６０が歯５２上の領域５０から異なる歯質が切除されて
いることを検知すると即座に、切除レーザ４６からの出
力を速やかに調整することができる。もしシステムが、
切除されている歯質の解析のために最初の僅かの切除パ
ルスを用いるように設計されている場合は、遅延装置６
４を省くことができる。解析の後、制御装置６２は紫外
レーザ・パルスのエネルギーを適切に設定するために調
整を行う。
【００５０】破裂音標識を用いて制御を行うために、小
型の音響センサ４９、または、光ファイバ圧力センサも
しくは光ファイバ・マイクロフォンが、歯５２に近づけ
るように光ファイバ５８の末端に設けられている。セン
サ４９は、ライン５１を介して電気信号を解析装置６０
に与える変換器である。その後のフィードバック制御
は、前述の第２レーザ５４における場合と同様である。
型の音響センサ４９、または、光ファイバ圧力センサも
しくは光ファイバ・マイクロフォンが、歯５２に近づけ
るように光ファイバ５８の末端に設けられている。セン
サ４９は、ライン５１を介して電気信号を解析装置６０
に与える変換器である。その後のフィードバック制御
は、前述の第２レーザ５４における場合と同様である。
【００５１】図１０は、肝炎、ＨＩＶ等による生物学的
汚染の発生を防止するために使用可能なレーザ歯科装置
の概略図である。この装置では、光ファイバ・バイオセ
ンサが、患者の口腔内の生物学的状態を認識するために
用いられる。例えば、光ファイバ・センサが、歯から切
除される歯質中に特定のウィルスの存在を検知すると、
フィードバック信号が自動的に切除レーザを停止させる
か、あるいは望ましくないウィルスを殺したり減少させ
る殺菌効果を与えるために低出力で動作するよう切除パ
ルスにトリガをかける一方、歯の切除はそれ以上行わな
いようにする（そして、空気感染する生物学的細菌がさ
らに発生することを防止する）。この方法は、汎用的な
機械的ドリルを用いた場合に患者から出る汚染された歯
質を吸引してしまう問題と比べ、対照的である。
汚染の発生を防止するために使用可能なレーザ歯科装置
の概略図である。この装置では、光ファイバ・バイオセ
ンサが、患者の口腔内の生物学的状態を認識するために
用いられる。例えば、光ファイバ・センサが、歯から切
除される歯質中に特定のウィルスの存在を検知すると、
フィードバック信号が自動的に切除レーザを停止させる
か、あるいは望ましくないウィルスを殺したり減少させ
る殺菌効果を与えるために低出力で動作するよう切除パ
ルスにトリガをかける一方、歯の切除はそれ以上行わな
いようにする（そして、空気感染する生物学的細菌がさ
らに発生することを防止する）。この方法は、汎用的な
機械的ドリルを用いた場合に患者から出る汚染された歯
質を吸引してしまう問題と比べ、対照的である。
【００５２】図１０では、レーザ６６が、歯７２上の領
域７０へ到達させるための光ファイバ６８等の伝送シス
テムに紫外光パルスを供給する。別の光ファイバ７４は
照射された部分７０からの応答を検知器７６へ伝送す
る。検知器の出力は、解析装置７８へ送られ、そこで切
除される照射部分７０から放散する噴煙中に何らかの有
害な生物学的物質存在しないかを判断する。その後、解
析装置７８はレーザ制御装置８０に信号を与え、そして
制御装置８０は、レーザ６６に対してレーザ６６を停止
させるかもしくは紫外光パルスのエネルギー／パルスを
低下させるための信号を、または他の何らかの方法で操
作者に警告するための信号（例えば、警報や標示灯）を
与える。
域７０へ到達させるための光ファイバ６８等の伝送シス
テムに紫外光パルスを供給する。別の光ファイバ７４は
照射された部分７０からの応答を検知器７６へ伝送す
る。検知器の出力は、解析装置７８へ送られ、そこで切
除される照射部分７０から放散する噴煙中に何らかの有
害な生物学的物質存在しないかを判断する。その後、解
析装置７８はレーザ制御装置８０に信号を与え、そして
制御装置８０は、レーザ６６に対してレーザ６６を停止
させるかもしくは紫外光パルスのエネルギー／パルスを
低下させるための信号を、または他の何らかの方法で操
作者に警告するための信号（例えば、警報や標示灯）を
与える。
【００５３】（抗体、ＤＮＡ、化学薬品等の）生物学的
感知認識素子の層８２が、光ファイバ６８及び７４の先
端に設けられている。照射領域７０から受け取る信号に
従って、認識素子層８２はバイオセンサとして機能し、
即ち、照射領域近傍の生物学的物質を認識する。この物
質があると、ファイバ７４を介して検知器に反射される
光が変化する。David R. Walt による文献、Proceeding
s of the IEEE, Volume 60, No. 6, June 1992, p. 903
には生物学的認識素子を持つ別の種類の光ファイバ・セ
ンサが記載されている。センサ層８２は、レーザ６６か
らファイバへ送られる光を変動させる。照射領域の周辺
部分からの反射光の変動量は、ファイバ先端に接触する
特定の物質の量（有無を含めて）の目安とすることがで
きる。
感知認識素子の層８２が、光ファイバ６８及び７４の先
端に設けられている。照射領域７０から受け取る信号に
従って、認識素子層８２はバイオセンサとして機能し、
即ち、照射領域近傍の生物学的物質を認識する。この物
質があると、ファイバ７４を介して検知器に反射される
光が変化する。David R. Walt による文献、Proceeding
s of the IEEE, Volume 60, No. 6, June 1992, p. 903
には生物学的認識素子を持つ別の種類の光ファイバ・セ
ンサが記載されている。センサ層８２は、レーザ６６か
らファイバへ送られる光を変動させる。照射領域の周辺
部分からの反射光の変動量は、ファイバ先端に接触する
特定の物質の量（有無を含めて）の目安とすることがで
きる。
【００５４】切除速度によって歯から発生する熱量を制
御したい場合に、センサ層８２を温度及び／または圧力
の標示として利用できる。その動作は、温度または圧力
が所定の量を超えると、レーザ・パルスの反復速度及び
／またはエネルギー／パルスを低下させるためにフィー
ドバック信号でトリガをかけるものである。さらに、光
ファイバ７４は、検知器７６へ異なる波長の照射を伝え
るためにも利用できる。検知されている波長は、そのシ
ステムの設計、即ち、そのシステムが設置し検知しよう
とする標識の種類に依って決まっているからである。
御したい場合に、センサ層８２を温度及び／または圧力
の標示として利用できる。その動作は、温度または圧力
が所定の量を超えると、レーザ・パルスの反復速度及び
／またはエネルギー／パルスを低下させるためにフィー
ドバック信号でトリガをかけるものである。さらに、光
ファイバ７４は、検知器７６へ異なる波長の照射を伝え
るためにも利用できる。検知されている波長は、そのシ
ステムの設計、即ち、そのシステムが設置し検知しよう
とする標識の種類に依って決まっているからである。
【００５５】図１０では、別々のファイバ６８と７４を
示したが、単一のファイバまたはファイバ束も利用可能
であることは自明である。また、分岐したファイバも利
用可能であり、その場合、励起する照射が一方の部分を
介して伝送され、戻る信号が他方の部分を介して伝送さ
れるようにファイバは分割されている。
示したが、単一のファイバまたはファイバ束も利用可能
であることは自明である。また、分岐したファイバも利
用可能であり、その場合、励起する照射が一方の部分を
介して伝送され、戻る信号が他方の部分を介して伝送さ
れるようにファイバは分割されている。
【００５６】検知器７６は、検知される標識の種類に感
度を持つように設計される。即ち、波長、強度等に応答
するように選ぶことができる。適切な検知器としては、
様々なダイオード及びダイオード・アレイ、電荷結合素
子（ＣＣＤ）、光電子増倍管等がある。
度を持つように設計される。即ち、波長、強度等に応答
するように選ぶことができる。適切な検知器としては、
様々なダイオード及びダイオード・アレイ、電荷結合素
子（ＣＣＤ）、光電子増倍管等がある。
【００５７】米国特許第５１０７５１６号は、２つのレ
ーザを用いた分光学的フィードバック・システムを開示
している。この中では、切除レーザを制御するフィード
バック信号を与えるために共鳴蛍光が利用されている。
この特許のシステムでは、検知されるものは、主要な歯
苔と通常の組織との間の違いである。医学的及び歯学的
応用においてレーザと共に用いるフィードバック・シス
テムを一般的に記載している他の文献としては、D.R. W
yman et al. Proceedings of the IEEE, Vol 80, No.
6, p.890, June 1992、及び独国特許第ＤＥ４０１５０
６６Ａ１号がある。これらの文献と比較すると、以上に
記載したように本発明は、歯の組織の処置のために用い
る切除レーザ出力を制御するために音及び／または色付
きの噴煙という標識、及び／または組織の温度を利用す
るものである。
ーザを用いた分光学的フィードバック・システムを開示
している。この中では、切除レーザを制御するフィード
バック信号を与えるために共鳴蛍光が利用されている。
この特許のシステムでは、検知されるものは、主要な歯
苔と通常の組織との間の違いである。医学的及び歯学的
応用においてレーザと共に用いるフィードバック・シス
テムを一般的に記載している他の文献としては、D.R. W
yman et al. Proceedings of the IEEE, Vol 80, No.
6, p.890, June 1992、及び独国特許第ＤＥ４０１５０
６６Ａ１号がある。これらの文献と比較すると、以上に
記載したように本発明は、歯の組織の処置のために用い
る切除レーザ出力を制御するために音及び／または色付
きの噴煙という標識、及び／または組織の温度を利用す
るものである。
【００５８】特定の実施例に関して本発明を記載した
が、本発明の主旨からはずれることなく様々な変形が可
能であることは当業者には自明であろう。堅い組織及び
柔らかい組織の歯科的処置を選択的に行うための紫外光
の利用を可能にする切除閾値ウィンドウがあることが示
唆された。この特徴は、これまでは歯科医が利用できな
かったものである。エナメル質、象牙質、カリエス質等
を含む様々な歯質の種類に対して、選択された紫外光の
波長に依って僅かに異なる切除閾値が存在する。しかし
ながら、選択された波長に拘わらず、図３乃至図６のプ
ロットに関して記述した手順によってこれらの切除閾値
を決定することができる。
が、本発明の主旨からはずれることなく様々な変形が可
能であることは当業者には自明であろう。堅い組織及び
柔らかい組織の歯科的処置を選択的に行うための紫外光
の利用を可能にする切除閾値ウィンドウがあることが示
唆された。この特徴は、これまでは歯科医が利用できな
かったものである。エナメル質、象牙質、カリエス質等
を含む様々な歯質の種類に対して、選択された紫外光の
波長に依って僅かに異なる切除閾値が存在する。しかし
ながら、選択された波長に拘わらず、図３乃至図６のプ
ロットに関して記述した手順によってこれらの切除閾値
を決定することができる。
【００５９】本明細書に記載した動作ウィンドウによっ
て、他の処置についても安全に選択的に行うことができ
る。例えば、歯の構造を結合する樹脂を硬化させるこ
と、歯の根管及び他の表面を消毒すること、及び歯表面
から歯垢を除去することなどである。
て、他の処置についても安全に選択的に行うことができ
る。例えば、歯の構造を結合する樹脂を硬化させるこ
と、歯の根管及び他の表面を消毒すること、及び歯表面
から歯垢を除去することなどである。
【００６０】また、本発明は種々の観点から、以下のよ
うな項目として把握することができる。 １）歯の一部の周辺部分への熱拡散を最小限にする機構
によって該歯の一部からエナメル質を切除するために十
分なエネルギー・フルエンスＦ1の紫外光を該歯の一部
に照射するステップと、所望の量のエナメル質が前記歯
の一部から除去されるまで前記照射を持続するステップ
と、エナメル質を切除するために必要なエネルギー・フ
ルエンスよりも小さいが前記歯のカリエス質を切除する
ためには十分なエネルギー・フルエンスＦ2へと前記紫
外光のエネルギー・フルエンスを変化させるステップ
と、前記歯のカリエス質を切除するために十分な期間の
間エネルギー・フルエンスＦ2の紫外光を該歯のカリエ
ス質に照射することにより、該歯をより健康な状態に回
復させるステップとを含む、歯科処置方法。 ２）項目１）の歯科処置方法において、エネルギー・フ
ルエンスＦ1が、約５．８Ｊ／ｃｍ2以上であるようにし
た方法。 ３）項目２）の歯科処置方法において、エネルギー・フ
ルエンスＦ2が、約５．８Ｊ／ｃｍ2以下であり且つ約
１．３Ｊ／ｃｍ2以上であるようにした方法。 ４）項目１）の歯科処置方法において、紫外光が、波長
約１００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 ５）項目１）の歯科処置方法において、紫外光が、波長
約３００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 ６）項目１）の歯科処置方法において、紫外光が、波長
約１８５乃至２２０ｎｍの範囲であるようにした方法。 ７）項目１）の歯科処置方法において、カリエス質及び
象牙質の双方を切除するに十分なエネルギー・フルエン
スを用いて該カリエス質及び該象牙質の双方に照射を行
い、該象牙質の除去速度よりも速い速度で該カリエス質
を除去するステップを含むようにした方法。 ８）項目１）の歯科処置方法において、象牙質、カリエ
ス質、及びエナメル質を切除するために必要なレベルよ
りも低いレベルに紫外光のエネルギー・フルエンスを落
として、該紫外光を口腔内の殺菌をするために用いるよ
うにした方法。 ９）項目１）の歯科処置方法において、紫外光のフルエ
ンスを、Ｆ1及びＦ2よりも小さく且つ象牙質を切除する
に必要な閾値量よりも大きいＦ3に変更し、該フルエン
スＦ3の紫外光を象牙質を切除するために歯に照射する
ようにした方法。 １０）エナメル質を切除するために必要な閾値エネルギ
ー・フルエンスＦ1以上のエネルギー・フルエンスを持
つ紫外光パルスを歯の一部に照射するステップと、所望
の量のエナメル質が前記歯から除去されるまで前記照射
を持続するステップと、カリエス質を切除するために必
要な閾値エネルギー・フルエンスＦ2よりも大きいが該
Ｆ1よりも小さい第２のエネルギー・フルエンスの紫外
光パルスを前記歯に照射するステップと、所望の量のカ
リエス質が前記歯から除去されるまで前記第２のエネル
ギー・フルエンスのレベルでの前記照射を持続するステ
ップと、カリエス質及びエナメル質を切除するために必
要な前記閾値エネルギー・フルエンスよりも小さいが象
牙質を切除するために必要な閾値エネルギー・フルエン
スＦ3よりも大きい第３のエネルギー・フルエンスの紫
外光パルスを前記歯に照射することにより、該歯から象
牙質を除去し、所望の量の象牙質が除去されるまで該照
射を持続するステップとを含む、歯科処置方法。 １１）項目１０）の方法において、レーザが、エキシマ
・レーザであるようにした方法。 １２）項目１０）の方法において、紫外光が、波長約１
００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 １３）項目１０）の方法において、紫外光が、波長約３
００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 １４）項目１０）の方法において、紫外光が、波長約１
８５乃至２２０ｎｍの範囲であるようにした方法。 １５）紫外光を発生するレーザと、歯のエナメル質を切
除するために十分な量の前記紫外光のエネルギー・フル
エンスを設定する手段と、前記エナメル質を切除するた
めに十分な量よりも小さいがカリエス質を切除するため
に必要な閾値量よりも大きい前記紫外光のエネルギー・
フルエンスを設定するための手段と、前記歯の選択され
た領域からエナメル質及びカリエス質を選択的に切除す
るために該歯の選択された該領域に前記紫外光の光線を
到達させるための手段とを有する、歯科処置装置。 １６）項目１５の歯科処置装置において、歯からカリエ
ス質を切除するために必要な閾値量よりも小さいエネル
ギー・フルエンスを設定するための手段を含むようにし
た装置。 １７）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、パ
ルスを発生するようにした装置。 １８）項目１７の歯科処置装置において、光線を到達さ
せる手段が、歯に紫外光を伝送するための光ファイバを
含むようにした装置。 １９）項目１８の歯科処置装置において、パルス状紫外
光が歯を過熱しないように該パルスの反復速度を遅くす
るよう調整するための手段を含むようにした装置。 ２０）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、波
長約３００乃至４００ｎｍの範囲のレーザ光を発生する
ようにした装置。 ２１）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、波
長約２２０ｎｍ以下のレーザ光を発生するようにした装
置。 ２２）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、波
長約１００乃至４００ｎｍの範囲のパルス状レーザ光を
発生するようにした装置。 ２３）項目２２の歯科処置装置において、パルス状レー
ザの反復速度を調整するための手段を含むようにした装
置。 ２４）項目１５の歯科処置装置において、紫外光のエネ
ルギー・フルエンスを設定するための手段が、該エネル
ギー・フルエンスを約５．８Ｊ／ｃｍ2以上のレベルに
設定可能であり、且つ約１．３Ｊ／ｃｍ2以下のレベル
に設定可能であるようにした装置。 ２５）紫外レーザ・パルスを与えるためのレーザ・シス
テムと、処置される歯の領域中の歯質を切除するために
十分なエネルギーの紫外光パルスを当て、且つ該切除中
に該領域から破裂音と色付きの噴煙を有する標識が出る
該パルスを当てる手段と、前記パルスを照射されている
前記領域におけるエナメル質、象牙質、またはカリエス
質の存在によって前記紫外光パルスのエネルギーを変え
るために前記レーザ・システムを制御する制御手段と、
前記音標識または前記色標識に応答して前記制御手段へ
信号を与え、それによって前記パルスを照射されている
前記領域のエナメル質、象牙質、またはカリエス質の存
在に従い前記レーザのエネルギー出力を調整するセンサ
手段とを有する、歯科処置装置。 ２６）項目２５）の歯科処置装置において、センサ手段
が、色付きの噴煙の強度または波長スペクトルを検知す
る検知器、及び該検知器の出力を解析する解析装置を含
むようにした装置。 ２７）項目２６）の歯科処置装置において、照射された
部分から出る生物学的物質を検知するためのバイオセン
サを含み、該バイオセンサの出力が該レーザの出力を制
御するためにフィードバックされるようにした装置。 ２８）歯の選択された領域から歯質を切除するために十
分なエネルギーの紫外レーザ・パルスを該領域に照射
し、且つ該切除によって該領域から可聴音を伴う色付き
の噴煙を放出し、エナメル質、象牙質、またはカリエス
質のいずれが該領域から切除されているかによって該色
付きの噴煙及び該可聴音が特徴を有する、該照射するス
テップと、前記色付きの噴煙を表す信号を発生するため
に該色付きの噴煙を検知するステップと、前記領域から
切除されている歯質を判断するために前記信号を解析す
るステップと、照射されている前記領域からエナメル
質、象牙質、またはカリエス質のいずれが切除されてい
るかによって前記紫外光パルスの特性を変えるために制
御信号を与えるステップとを含む、歯科処置方法。 ２９）項目２８）の歯科処置方法において、紫外レーザ
パルスが、切除されている歯質がエナメル質、象牙質、
またはカリエス質であるかに依って変化するようにした
方法。 ３０）項目２８）の歯科処置方法において、照射された
部分から出る選択された生物学的物質の存在を検知し、
且つ該選択された生物学的物質の有無に依って紫外レー
ザパルスのエネルギーを制御するステップを含むように
した方法。 ３１）項目２８）の歯科処置方法において、可聴音を検
知して該可聴音を表す信号を発生し、該信号を解析し、
そして、照射部分から切除されている歯質がエナメル
質、象牙質、カリエス質のいずれであるかに依って紫外
レーザパルスの特性を変更する制御信号を与えるステッ
プを含むようにした方法。 ３２）歯から歯質を切除することによって、切除されて
いる該歯質の種類の特徴を有し且つ切除されている該歯
質がエナメル質、象牙質、またはカリエス質のいずれで
あるかによって区別される音を生じる、該歯から該歯質
を切除するために十分なエネルギーの紫外レーザ・パル
スを発生するレーザ・システムと、切除されている歯質
の種類を示す信号を発生するために前記音に応答し、該
信号を制御手段へと伝送する検知手段と、前記検知手段
から受信した前記信号によって前記レーザ・パルスのエ
ネルギーを変えるために前記レーザ・システムを調整す
る制御手段とを有する、歯科処置装置。 ３３）項目３２）の歯科処置装置において、レーザ・パ
ルスのエネルギーが、エナメル質の切除するために十分
な量Ｆ1、それより小さいカリエス質を切除するために
十分な量Ｆ2、及びそれよりさらに小さい象牙質を切除
するために必要な量Ｆ3の間で変更されるようにした装
置。 ３４）項目３２）の歯科処置装置において、検知手段
が、音響トランスジューサ及び該音響トランスジューサ
の出力を解析するための解析装置を含むようにした装
置。 ３５）フッ化物を含む層を歯に形成するために、紫外光
を照射されても焼かれず且つ少なくとも約７０％の紫外
光透過率を持つフッ化物キャリアを該歯に接触させるス
テップと、波長域１００乃至４００ｎｍであって、痛み
の感覚を生じる温度よりも低温に歯を維持するよう十分
小さいエネルギーを持つ紫外光を前記フッ化物キャリア
に照射するステップとを含む、歯科処置方法。 ３６）項目３６）の歯科処置方法において、キャリア
が、フッ素化合物のための無機溶媒であるようにした方
法。 ３７）エナメル質、象牙質、及びカリエス質を含む歯質
を歯から切除するために十分な選択されたエネルギー・
フルエンスの紫外レーザ・パルスを発生するレーザと、
前記紫外レーザ・パルスを前記歯に到達させるための光
ファイバ伝送システムと、前記紫外レーザ・パルスを照
射されている前記歯に十分近接して設置され、切除され
ている該歯の領域近傍における温度及び／または圧力を
検知可能であり、該温度及び／または圧力を示す出力を
与える、温度及び／または圧力に応答する検知手段と、
前記検知手段の前記出力を受信し、前記紫外レーザ・パ
ルスの反復速度を変えるために前記レーザを調整するフ
ィードバック制御手段とを有する、歯科処置装置。 ３８）紫外光パルスを発生するレーザ・システムと、歯
に実質的な熱を発生することなく該歯から歯質を切除す
るために、該歯に前記紫外光パルスを到達させる伝送手
段と、前記歯から切除されている前記歯質の種類によっ
て前記紫外光パルスのエネルギー・フルエンスを自動的
に制御し、選択された紫外波長において少なくともエナ
メル質を切除するために必要な閾値フルエンスＦ1であ
る第一の選択されたエネルギー・フルエンスと、該選択
された紫外波長において該フルエンスＦ1よりも小さい
が少なくともカリエス質を切除するために必要な閾値フ
ルエンスＦ2よりも大きい第２の選択されたエネルギー
・フルエンスとを持つ制御手段とを有する、歯科処置装
置。 ３９）項目３８）の歯科処置装置において、制御手段
が、切除される歯質の種類を検知するためのセンサ手段
と、該制御手段に信号を与えるためのフィードバック手
段を有し、該制御手段が第１または第２の選択されたエ
ネルギー・フルエンスを持つ紫外光パルスを与えるよう
にレーザ・システムを調整するようにした装置。 ４０）項目３８）の歯科処置装置において、制御手段
が、象牙質を切除するために必要な閾値Ｆ3よりも大き
いがＦ2よりも小さい第３の選択されたエネルギー・フ
ルエンスへと、紫外光パルスのエネルギー・フルエンス
を制御することが可能であるようにした装置。 ４１）項目３８）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、約１８５乃至２２０ｎｍの範囲であるよ
うにした装置。 ４２）項目３８）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、約３００乃至４００ｎｍの範囲であるよ
うにした装置。 ４３）項目３８）の歯科処置装置において、歯をレーザ
により切除する過程で、第１と第２の選択されたエネル
ギー・フルエンスの間で紫外光パルスのエネルギー・フ
ルエンスを自動的に変更する手段を含むようにした装
置。 ４４）項目３８）の歯科処置装置において、歯をレーザ
により切除する過程で、紫外光パルスの反復速度を自動
的に変更する手段を含むようにした装置。 ４５）項目３８）の歯科処置装置において、患者の口腔
内の有害な生物学的物質の存在を感知するための手段、
及び、歯から歯質を切除するには不十分なエネルギー・
フルエンス・レベルへ紫外光パルスのエネルギー・フル
エンスを自動的に低下させるための手段を含むようにし
た装置。 ４６）項目４３）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、１８５乃至２２０ｎｍまたは３００乃至
４００ｎｍの範囲であるようにした装置。 ４７）項目３７）の歯科処置装置において、第１の選択
されたエネルギー・フルエンスが、少なくとも約５．８
Ｊ／ｃｍ2であり、第２の選択されたエネルギー・フル
エンスが、約１．３６Ｊ／ｃｍ2以上且つ約５．８Ｊ／
ｃｍ2以下であるようにした装置。 ４８）項目４７）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、１８５乃至２２０ｎｍまたは３００乃至
４００ｎｍの範囲であるようにした装置。 ４９）項目４８）の歯科処置装置において、レーザ・シ
ステムが、固体レーザを含むようにした装置。 ５０）項目４９）の歯科処置装置において、伝送手段
が、紫外光パルスを歯に伝達させる光ファイバを含むよ
うにした装置。 ５１）項目５０）の歯科処置装置において、歯から切除
されている歯質の種類を示す信号を与えるために、光フ
ァイバの先端近傍に設置されたセンサを含むようにした
装置。 ５２）歯垢部分を形成する物質を切除するためには十分
であり且つエナメル質を切除するよりも小さいエネルギ
ー・フルエンスを持つ紫外光パルスを、歯の歯垢部分に
照射するステップを含む、歯から歯垢を除去する方法。
うな項目として把握することができる。 １）歯の一部の周辺部分への熱拡散を最小限にする機構
によって該歯の一部からエナメル質を切除するために十
分なエネルギー・フルエンスＦ1の紫外光を該歯の一部
に照射するステップと、所望の量のエナメル質が前記歯
の一部から除去されるまで前記照射を持続するステップ
と、エナメル質を切除するために必要なエネルギー・フ
ルエンスよりも小さいが前記歯のカリエス質を切除する
ためには十分なエネルギー・フルエンスＦ2へと前記紫
外光のエネルギー・フルエンスを変化させるステップ
と、前記歯のカリエス質を切除するために十分な期間の
間エネルギー・フルエンスＦ2の紫外光を該歯のカリエ
ス質に照射することにより、該歯をより健康な状態に回
復させるステップとを含む、歯科処置方法。 ２）項目１）の歯科処置方法において、エネルギー・フ
ルエンスＦ1が、約５．８Ｊ／ｃｍ2以上であるようにし
た方法。 ３）項目２）の歯科処置方法において、エネルギー・フ
ルエンスＦ2が、約５．８Ｊ／ｃｍ2以下であり且つ約
１．３Ｊ／ｃｍ2以上であるようにした方法。 ４）項目１）の歯科処置方法において、紫外光が、波長
約１００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 ５）項目１）の歯科処置方法において、紫外光が、波長
約３００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 ６）項目１）の歯科処置方法において、紫外光が、波長
約１８５乃至２２０ｎｍの範囲であるようにした方法。 ７）項目１）の歯科処置方法において、カリエス質及び
象牙質の双方を切除するに十分なエネルギー・フルエン
スを用いて該カリエス質及び該象牙質の双方に照射を行
い、該象牙質の除去速度よりも速い速度で該カリエス質
を除去するステップを含むようにした方法。 ８）項目１）の歯科処置方法において、象牙質、カリエ
ス質、及びエナメル質を切除するために必要なレベルよ
りも低いレベルに紫外光のエネルギー・フルエンスを落
として、該紫外光を口腔内の殺菌をするために用いるよ
うにした方法。 ９）項目１）の歯科処置方法において、紫外光のフルエ
ンスを、Ｆ1及びＦ2よりも小さく且つ象牙質を切除する
に必要な閾値量よりも大きいＦ3に変更し、該フルエン
スＦ3の紫外光を象牙質を切除するために歯に照射する
ようにした方法。 １０）エナメル質を切除するために必要な閾値エネルギ
ー・フルエンスＦ1以上のエネルギー・フルエンスを持
つ紫外光パルスを歯の一部に照射するステップと、所望
の量のエナメル質が前記歯から除去されるまで前記照射
を持続するステップと、カリエス質を切除するために必
要な閾値エネルギー・フルエンスＦ2よりも大きいが該
Ｆ1よりも小さい第２のエネルギー・フルエンスの紫外
光パルスを前記歯に照射するステップと、所望の量のカ
リエス質が前記歯から除去されるまで前記第２のエネル
ギー・フルエンスのレベルでの前記照射を持続するステ
ップと、カリエス質及びエナメル質を切除するために必
要な前記閾値エネルギー・フルエンスよりも小さいが象
牙質を切除するために必要な閾値エネルギー・フルエン
スＦ3よりも大きい第３のエネルギー・フルエンスの紫
外光パルスを前記歯に照射することにより、該歯から象
牙質を除去し、所望の量の象牙質が除去されるまで該照
射を持続するステップとを含む、歯科処置方法。 １１）項目１０）の方法において、レーザが、エキシマ
・レーザであるようにした方法。 １２）項目１０）の方法において、紫外光が、波長約１
００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 １３）項目１０）の方法において、紫外光が、波長約３
００乃至４００ｎｍの範囲であるようにした方法。 １４）項目１０）の方法において、紫外光が、波長約１
８５乃至２２０ｎｍの範囲であるようにした方法。 １５）紫外光を発生するレーザと、歯のエナメル質を切
除するために十分な量の前記紫外光のエネルギー・フル
エンスを設定する手段と、前記エナメル質を切除するた
めに十分な量よりも小さいがカリエス質を切除するため
に必要な閾値量よりも大きい前記紫外光のエネルギー・
フルエンスを設定するための手段と、前記歯の選択され
た領域からエナメル質及びカリエス質を選択的に切除す
るために該歯の選択された該領域に前記紫外光の光線を
到達させるための手段とを有する、歯科処置装置。 １６）項目１５の歯科処置装置において、歯からカリエ
ス質を切除するために必要な閾値量よりも小さいエネル
ギー・フルエンスを設定するための手段を含むようにし
た装置。 １７）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、パ
ルスを発生するようにした装置。 １８）項目１７の歯科処置装置において、光線を到達さ
せる手段が、歯に紫外光を伝送するための光ファイバを
含むようにした装置。 １９）項目１８の歯科処置装置において、パルス状紫外
光が歯を過熱しないように該パルスの反復速度を遅くす
るよう調整するための手段を含むようにした装置。 ２０）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、波
長約３００乃至４００ｎｍの範囲のレーザ光を発生する
ようにした装置。 ２１）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、波
長約２２０ｎｍ以下のレーザ光を発生するようにした装
置。 ２２）項目１５の歯科処置装置において、レーザが、波
長約１００乃至４００ｎｍの範囲のパルス状レーザ光を
発生するようにした装置。 ２３）項目２２の歯科処置装置において、パルス状レー
ザの反復速度を調整するための手段を含むようにした装
置。 ２４）項目１５の歯科処置装置において、紫外光のエネ
ルギー・フルエンスを設定するための手段が、該エネル
ギー・フルエンスを約５．８Ｊ／ｃｍ2以上のレベルに
設定可能であり、且つ約１．３Ｊ／ｃｍ2以下のレベル
に設定可能であるようにした装置。 ２５）紫外レーザ・パルスを与えるためのレーザ・シス
テムと、処置される歯の領域中の歯質を切除するために
十分なエネルギーの紫外光パルスを当て、且つ該切除中
に該領域から破裂音と色付きの噴煙を有する標識が出る
該パルスを当てる手段と、前記パルスを照射されている
前記領域におけるエナメル質、象牙質、またはカリエス
質の存在によって前記紫外光パルスのエネルギーを変え
るために前記レーザ・システムを制御する制御手段と、
前記音標識または前記色標識に応答して前記制御手段へ
信号を与え、それによって前記パルスを照射されている
前記領域のエナメル質、象牙質、またはカリエス質の存
在に従い前記レーザのエネルギー出力を調整するセンサ
手段とを有する、歯科処置装置。 ２６）項目２５）の歯科処置装置において、センサ手段
が、色付きの噴煙の強度または波長スペクトルを検知す
る検知器、及び該検知器の出力を解析する解析装置を含
むようにした装置。 ２７）項目２６）の歯科処置装置において、照射された
部分から出る生物学的物質を検知するためのバイオセン
サを含み、該バイオセンサの出力が該レーザの出力を制
御するためにフィードバックされるようにした装置。 ２８）歯の選択された領域から歯質を切除するために十
分なエネルギーの紫外レーザ・パルスを該領域に照射
し、且つ該切除によって該領域から可聴音を伴う色付き
の噴煙を放出し、エナメル質、象牙質、またはカリエス
質のいずれが該領域から切除されているかによって該色
付きの噴煙及び該可聴音が特徴を有する、該照射するス
テップと、前記色付きの噴煙を表す信号を発生するため
に該色付きの噴煙を検知するステップと、前記領域から
切除されている歯質を判断するために前記信号を解析す
るステップと、照射されている前記領域からエナメル
質、象牙質、またはカリエス質のいずれが切除されてい
るかによって前記紫外光パルスの特性を変えるために制
御信号を与えるステップとを含む、歯科処置方法。 ２９）項目２８）の歯科処置方法において、紫外レーザ
パルスが、切除されている歯質がエナメル質、象牙質、
またはカリエス質であるかに依って変化するようにした
方法。 ３０）項目２８）の歯科処置方法において、照射された
部分から出る選択された生物学的物質の存在を検知し、
且つ該選択された生物学的物質の有無に依って紫外レー
ザパルスのエネルギーを制御するステップを含むように
した方法。 ３１）項目２８）の歯科処置方法において、可聴音を検
知して該可聴音を表す信号を発生し、該信号を解析し、
そして、照射部分から切除されている歯質がエナメル
質、象牙質、カリエス質のいずれであるかに依って紫外
レーザパルスの特性を変更する制御信号を与えるステッ
プを含むようにした方法。 ３２）歯から歯質を切除することによって、切除されて
いる該歯質の種類の特徴を有し且つ切除されている該歯
質がエナメル質、象牙質、またはカリエス質のいずれで
あるかによって区別される音を生じる、該歯から該歯質
を切除するために十分なエネルギーの紫外レーザ・パル
スを発生するレーザ・システムと、切除されている歯質
の種類を示す信号を発生するために前記音に応答し、該
信号を制御手段へと伝送する検知手段と、前記検知手段
から受信した前記信号によって前記レーザ・パルスのエ
ネルギーを変えるために前記レーザ・システムを調整す
る制御手段とを有する、歯科処置装置。 ３３）項目３２）の歯科処置装置において、レーザ・パ
ルスのエネルギーが、エナメル質の切除するために十分
な量Ｆ1、それより小さいカリエス質を切除するために
十分な量Ｆ2、及びそれよりさらに小さい象牙質を切除
するために必要な量Ｆ3の間で変更されるようにした装
置。 ３４）項目３２）の歯科処置装置において、検知手段
が、音響トランスジューサ及び該音響トランスジューサ
の出力を解析するための解析装置を含むようにした装
置。 ３５）フッ化物を含む層を歯に形成するために、紫外光
を照射されても焼かれず且つ少なくとも約７０％の紫外
光透過率を持つフッ化物キャリアを該歯に接触させるス
テップと、波長域１００乃至４００ｎｍであって、痛み
の感覚を生じる温度よりも低温に歯を維持するよう十分
小さいエネルギーを持つ紫外光を前記フッ化物キャリア
に照射するステップとを含む、歯科処置方法。 ３６）項目３６）の歯科処置方法において、キャリア
が、フッ素化合物のための無機溶媒であるようにした方
法。 ３７）エナメル質、象牙質、及びカリエス質を含む歯質
を歯から切除するために十分な選択されたエネルギー・
フルエンスの紫外レーザ・パルスを発生するレーザと、
前記紫外レーザ・パルスを前記歯に到達させるための光
ファイバ伝送システムと、前記紫外レーザ・パルスを照
射されている前記歯に十分近接して設置され、切除され
ている該歯の領域近傍における温度及び／または圧力を
検知可能であり、該温度及び／または圧力を示す出力を
与える、温度及び／または圧力に応答する検知手段と、
前記検知手段の前記出力を受信し、前記紫外レーザ・パ
ルスの反復速度を変えるために前記レーザを調整するフ
ィードバック制御手段とを有する、歯科処置装置。 ３８）紫外光パルスを発生するレーザ・システムと、歯
に実質的な熱を発生することなく該歯から歯質を切除す
るために、該歯に前記紫外光パルスを到達させる伝送手
段と、前記歯から切除されている前記歯質の種類によっ
て前記紫外光パルスのエネルギー・フルエンスを自動的
に制御し、選択された紫外波長において少なくともエナ
メル質を切除するために必要な閾値フルエンスＦ1であ
る第一の選択されたエネルギー・フルエンスと、該選択
された紫外波長において該フルエンスＦ1よりも小さい
が少なくともカリエス質を切除するために必要な閾値フ
ルエンスＦ2よりも大きい第２の選択されたエネルギー
・フルエンスとを持つ制御手段とを有する、歯科処置装
置。 ３９）項目３８）の歯科処置装置において、制御手段
が、切除される歯質の種類を検知するためのセンサ手段
と、該制御手段に信号を与えるためのフィードバック手
段を有し、該制御手段が第１または第２の選択されたエ
ネルギー・フルエンスを持つ紫外光パルスを与えるよう
にレーザ・システムを調整するようにした装置。 ４０）項目３８）の歯科処置装置において、制御手段
が、象牙質を切除するために必要な閾値Ｆ3よりも大き
いがＦ2よりも小さい第３の選択されたエネルギー・フ
ルエンスへと、紫外光パルスのエネルギー・フルエンス
を制御することが可能であるようにした装置。 ４１）項目３８）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、約１８５乃至２２０ｎｍの範囲であるよ
うにした装置。 ４２）項目３８）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、約３００乃至４００ｎｍの範囲であるよ
うにした装置。 ４３）項目３８）の歯科処置装置において、歯をレーザ
により切除する過程で、第１と第２の選択されたエネル
ギー・フルエンスの間で紫外光パルスのエネルギー・フ
ルエンスを自動的に変更する手段を含むようにした装
置。 ４４）項目３８）の歯科処置装置において、歯をレーザ
により切除する過程で、紫外光パルスの反復速度を自動
的に変更する手段を含むようにした装置。 ４５）項目３８）の歯科処置装置において、患者の口腔
内の有害な生物学的物質の存在を感知するための手段、
及び、歯から歯質を切除するには不十分なエネルギー・
フルエンス・レベルへ紫外光パルスのエネルギー・フル
エンスを自動的に低下させるための手段を含むようにし
た装置。 ４６）項目４３）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、１８５乃至２２０ｎｍまたは３００乃至
４００ｎｍの範囲であるようにした装置。 ４７）項目３７）の歯科処置装置において、第１の選択
されたエネルギー・フルエンスが、少なくとも約５．８
Ｊ／ｃｍ2であり、第２の選択されたエネルギー・フル
エンスが、約１．３６Ｊ／ｃｍ2以上且つ約５．８Ｊ／
ｃｍ2以下であるようにした装置。 ４８）項目４７）の歯科処置装置において、選択された
紫外光波長が、１８５乃至２２０ｎｍまたは３００乃至
４００ｎｍの範囲であるようにした装置。 ４９）項目４８）の歯科処置装置において、レーザ・シ
ステムが、固体レーザを含むようにした装置。 ５０）項目４９）の歯科処置装置において、伝送手段
が、紫外光パルスを歯に伝達させる光ファイバを含むよ
うにした装置。 ５１）項目５０）の歯科処置装置において、歯から切除
されている歯質の種類を示す信号を与えるために、光フ
ァイバの先端近傍に設置されたセンサを含むようにした
装置。 ５２）歯垢部分を形成する物質を切除するためには十分
であり且つエナメル質を切除するよりも小さいエネルギ
ー・フルエンスを持つ紫外光パルスを、歯の歯垢部分に
照射するステップを含む、歯から歯垢を除去する方法。
【００６１】
【発明の効果】本発明によって、堅い組織及び柔らかい
組織の双方への処置を含む様々な歯科的処置を行うため
に単一のレーザ・システムを安全に利用できる、レーザ
歯科装置が提供される。
組織の双方への処置を含む様々な歯科的処置を行うため
に単一のレーザ・システムを安全に利用できる、レーザ
歯科装置が提供される。
【図１】適切な波長及びエネルギー・フルエンスを持つ
パルス状レーザ光を与えるための、ビーム・ホモジナイ
ザを伴う一連の反射素子及びレンズを用いて、歯の上に
適切なパルス状紫外光を適用するために装置の概略図で
ある。
パルス状レーザ光を与えるための、ビーム・ホモジナイ
ザを伴う一連の反射素子及びレンズを用いて、歯の上に
適切なパルス状紫外光を適用するために装置の概略図で
ある。
【図２】光ファイバ伝送システムを利用した、本発明に
よるレーザ歯科を実行するための別の装置の概略図であ
る。
よるレーザ歯科を実行するための別の装置の概略図であ
る。
【図３】３０８ｎｍにおけるパルス状紫外光を用いた、
象牙質の切除的光分解についてのエネルギー・フルエン
スに対する１パルスあたりのエッチング深さのプロット
である。
象牙質の切除的光分解についてのエネルギー・フルエン
スに対する１パルスあたりのエッチング深さのプロット
である。
【図４】３０８ｎｍにおける出力を与えるエキシマ・レ
ーザを用いた、エナメル質の切除的光分解についてのエ
ネルギー・フルエンスに対する１パルスあたりのエッチ
ング深さのプロットである。
ーザを用いた、エナメル質の切除的光分解についてのエ
ネルギー・フルエンスに対する１パルスあたりのエッチ
ング深さのプロットである。
【図５】３０８ｎｍにおけるパルス状紫外光を用いた、
カリエス質の除去についてのエネルギー・フルエンスに
対する１パルスあたりのエッチング深さのプロットであ
る。
カリエス質の除去についてのエネルギー・フルエンスに
対する１パルスあたりのエッチング深さのプロットであ
る。
【図６】３０８ｎｍにおけるパルス状紫外光を用いた、
エナメル質、象牙質、及びカリエス質の除去についての
エネルギー・フルエンスに対する１パルスあたりのエッ
チング深さのプロットであり、これらの歯質の切除的光
分解の比較を容易にするために図３乃至図５のデータを
共通の目盛りでプロットしたものである。
エナメル質、象牙質、及びカリエス質の除去についての
エネルギー・フルエンスに対する１パルスあたりのエッ
チング深さのプロットであり、これらの歯質の切除的光
分解の比較を容易にするために図３乃至図５のデータを
共通の目盛りでプロットしたものである。
【図７】歯から切除された歯質の噴煙中の微粒子及び他
の物質を除去するために用いる吸引管を用いる、本発明
による歯科器具の概略図である。
の物質を除去するために用いる吸引管を用いる、本発明
による歯科器具の概略図である。
【図８】歯から切除された歯質の噴煙中の微粒子及び他
の物質を除去するために用いる吸引管を用いる、本発明
による歯科器具の概略図である。
の物質を除去するために用いる吸引管を用いる、本発明
による歯科器具の概略図である。
【図９】紫外レーザ切除パルスの特性を自動的に調整す
るために、切除されている歯質の種類の標識を用いるレ
ーザ歯科器具の概略図である。
るために、切除されている歯質の種類の標識を用いるレ
ーザ歯科器具の概略図である。
【図１０】紫外光処置の間に患者の口腔から出る有害な
生物学的生成物により歯科医が汚染されることを防ぐた
めに利用できるレーザ歯科器具の概略図である。
生物学的生成物により歯科医が汚染されることを防ぐた
めに利用できるレーザ歯科器具の概略図である。
１０、４６、６６ 紫外レーザ １３ シャッター １４ ビーム・ホモジナイザ １６ ミラー １８、２６、３４ レンズ ２０、５２、７２ 歯 ２２、５０、７０ 照射領域 ２４ 歯茎 ３０、４８、５８、６８、７４ 光ファイバ ４９ 音響センサ ５４ レーザ ６０、７８ 解析装置 ６２、８０ レーザ制御装置 ６４ 遅延装置 ７６ 検知器 ８２ バイオセンサ層
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジェイムズ・ジェフリー・ワイン アメリカ合衆国10549 ニューヨーク州、 マウント・キスコ、クロウ・ヒル・ロー ド アールエフディー・ナンバー５ (72)発明者 ハーシェル・ウィリアム・カウフマン アメリカ合衆国11733 ニューヨーク州、 セトーケット、ロバート・タウンゼン ト・ドライブ ３ (72)発明者 ジェイソン・マシュー・ジャコブス アメリカ合衆国11510 ニューヨーク州、 ボールドウィン、ファースト・プレイス 2777 (56)参考文献 特表 平２−504478（ＪＰ，Ａ)
Claims (16)
- 【請求項１】紫外光を発生するレーザと、 前記紫外光のエネルギー・フルエンスを、歯のエナメル
質を切除する閾値以上のエネルギー・フルエンスに、又
はカリエス質を切除する閾値以上で且つ前記エナメル質
を切除する閾値よりも低いエネルギー・フルエンスに選
択的に設定する設定手段と、 外部からの選択を前記設定手段に伝え、前記紫外光のエ
ネルギー・フルエンスを前記エナメル質を切除する閾値
以上のエネルギー・フルエンスに、又は前記カリエス質
を切除する閾値以上で且つ前記エナメル質を切除する閾
値よりも低いエネルギー・フルエンスに設定させる伝達
手段と、 前記歯の選択された領域に前記紫外光の光線を到達させ
る手段とを有する歯科処置装置。 - 【請求項２】前記設定手段は前記紫外光のエネルギー・
フルエンスを前記カリエス質を切除する閾値よりも低い
エネルギー・フルエンスに設定することができ、前記伝
達手段から伝達される外部からの選択に応答して前記紫
外光のエネルギー・フルエンスを前記カリエス質を切除
する閾値よりも低いエネルギー・フルエンスに設定させ
ることを特徴とする請求項１に記載の歯科処置装置。 - 【請求項３】前記レーザが紫外光レーザ・パルスを発生
することを特徴とする請求項１に記載の歯科処置装置。 - 【請求項４】前記紫外光レーザ・パルスが歯を加熱しな
いように該紫外光レーザ・パルスの反復速度を遅くする
ように調整する手段を含むことを特徴とする請求項３に
記載の歯科処置装置。 - 【請求項５】前記紫外光の波長は、１８５ｎｍ乃至２２
０ｎｍ又は３００ｎｍ乃至４００ｎｍであることを特徴
とする請求項１、請求項２、請求項３又は請求項４に記
載の歯科処置装置。 - 【請求項６】前記紫外光のエネルギー・フルエンスを設
定するための手段が、該紫外光のエネルギー・フルエン
スを５．８Ｊ／ｃｍ2以上のレベルに設定し、そして
１．３Ｊ／ｃｍ2以下のレベルに設定することを特徴と
する請求項１、請求項２、請求項３、請求項４又は請求
項５に記載の歯科処置装置。 - 【請求項７】紫外光を発生するレーザと、 前記紫外光のエネルギー・フルエンスを、歯のエナメル
質を切除する閾値以上のエネルギー・フルエンスに、又
はカリエス質を切除する閾値以上で且つ前記エナメル質
を切除する閾値よりも低いエネルギー・フルエンスに選
択的に設定する設定手段と、 外部からの選択を前記設定手段に伝え、前記紫外光のエ
ネルギー・フルエンスを前記エナメル質を切除する閾値
以上のエネルギー・フルエンスに、又は前記カリエス質
を切除する閾値以上で且つ前記エナメル質を切除する閾
値よりも低いエネルギー・フルエンスに設定させる伝達
手段と、 前記歯の選択された領域に前記紫外光の光線を到達させ
る手段と、 前記切除の間に生じる破裂音又は色つきの噴煙を検出す
る検出手段と、 該検出手段に接続され、前記エナメル質の切除中に前記
カリエス質の切除が開始されたことを検出して前記紫外
光のエネルギー・フルエンスを前記カリエス質を切除す
る閾値以上で且つ前記エナメル質を切除する閾値よりも
低いエネルギー・フルエンスに設定するように前記設定
手段を制御する手段とを有する歯科処置装置。 - 【請求項８】前記検出手段が、前記色つきの噴煙の強度
又は波長スペクトルを検知する検知器を含むことを特徴
とする請求項７に記載の歯科処置装置。 - 【請求項９】紫外光を発生するレーザと、 前記紫外光のエネルギー・フルエンスを、歯質を切除す
るエネルギー・フルエンスに、又は該歯質を切除するエ
ネルギー・フルエンスよりも低いエネルギー・フルエン
スに選択的に設定する設定手段と、 前記歯の選択された領域に前記紫外光の光線を到達させ
る手段と、 前記切除の間に有害な生物学的物質が生じたことを表す
検出信号を発生する検出手段とを有し、 前記設定手段は、前記検出信号に応答して前記紫外光の
エネルギー・フルエンスを、前記歯質を切除するエネル
ギー・フルエンスよりも低いエネルギー・フルエンスに
設定することを特徴とする歯科処置装置。 - 【請求項１０】紫外レーザ・パルスを発生するレーザ
と、 前記紫外レーザ・パルスのエネルギーを、歯のエナメル
質を切除する量に、該エナメル質を切除する量よりも少
ない量であってカリエス質を切除する量に、又は該カリ
エス質を切除する量よりも少ない量であって象牙質を切
除する量に選択的に設定する設定手段と、 外部からの選択を前記設定手段に伝え、前記紫外光のエ
ネルギーを、前記エナメル質を切除する量に、前記カリ
エス質を切除する量に、又は前記象牙質を切除する量に
設定させる伝達手段と、 前記歯の選択された領域に前記紫外レーザ・パルスを到
達させる手段とを有する歯科処置装置。 - 【請求項１１】紫外レーザ・パルスを発生するレーザ
と、 前記紫外レーザ・パルスのエネルギーを、歯のエナメル
質を切除する量に、該エナメル質を切除する量よりも少
ない量であってカリエス質を切除する量に、又は該カリ
エス質を切除する量よりも少ない量であって象牙質を切
除する量に選択的に設定する設定手段と、 外部からの選択を前記設定手段に伝え、前記紫外光のエ
ネルギーを、前記エナメル質を切除する量に、前記カリ
エス質を切除する量に、又は前記象牙質を切除する量に
設定させる伝達手段と、 前記歯の選択された領域に前記紫外レーザ・パルスを到
達させる光ファイバ伝送手段と、 前記歯の切除部分近傍の温度又は圧力を感知し、該温度
又は圧力が所定の量を超えたことに応答して前記紫外レ
ーザ・パルスの反復速度を低下させる手段とを有する歯
科処置装置。 - 【請求項１２】紫外光パルスを発生するレーザ・システ
ムと、 前記紫外光パルスのエネルギー・フルエンスを、歯のエ
ナメル質を切除する閾値以上の第１のエネルギー・フル
エンスに、カリエス質を切除する閾値以上で且つ前記エ
ナメル質を切除する閾値よりも低い第２のエネルギー・
フルエンスに、又は象牙質を切除する閾値以上で且つ前
記カリエス質を切除する閾値よりも低い第３のエネルギ
ー・フルエンスに選択的に設定する設定手段と、 外部からの選択を前記設定手段に伝え、前記紫外光のエ
ネルギー・フルエンスを前記第１のエネルギー・フルエ
ンスに、前記第２のエネルギー・フルエンスに又は前記
第３のエネルギー・フルエンスに設定させる伝達手段
と、 前記歯の選択された領域に前記紫外光パルスを到達させ
る手段と、 前記切除の間に生じる破裂音又は色つきの噴煙を検出す
る検出手段と、 該検出手段に接続され、前記カリエス質の切除中に前記
象牙質の切除が開始されたことを検出して前記紫外光パ
ルスのエネルギー・フルエンスを前記第３のエネルギー
・フルエンスに設定するように前記設定手段を制御する
手段とを有する歯科処置装置。 - 【請求項１３】前記紫外光パルスの波長域は、１８５ｎ
ｍ乃至２２０ｎｍ及び３００ｎｍ乃至４００ｎｍである
ことを特徴とする請求項１２に記載の歯科処置装置。 - 【請求項１４】前記紫外光パルスが歯を加熱しないよう
に該紫外光パルスの反復速度を遅くするように調整する
手段を含むことを特徴とする請求項１２又は請求項１３
に記載の歯科処置装置。 - 【請求項１５】患者の口腔内の有害な生物学的物質の存
在を感知する手段と、該感知手段の出力に応答して前記
紫外光パルスのエネルギー・フルエンスを前記歯から歯
質を切除しないエネルギー・フルエンス・レベルへ自動
的に低下させる手段とを含むことを特徴とする請求項１
２、請求項１３又は請求項１４に記載の歯科処置装置。 - 【請求項１６】前記第１のエネルギー・フルエンスは
５．８Ｊ／ｃｍ2以上のレベルであり、そして前記第２
のエネルギー・フルエンスは１．３６Ｊ／ｃｍ2よりも
大きく５．８Ｊ／ｃｍ2以上よりも小さいことを特徴と
する請求項１２、請求項１３、請求項１４又は請求項１
５に記載の歯科処置装置。
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