JPH1033557A - 歯科用気体レーザ装置 - Google Patents
歯科用気体レーザ装置Info
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- JPH1033557A JPH1033557A JP8190521A JP19052196A JPH1033557A JP H1033557 A JPH1033557 A JP H1033557A JP 8190521 A JP8190521 A JP 8190521A JP 19052196 A JP19052196 A JP 19052196A JP H1033557 A JPH1033557 A JP H1033557A
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- optical waveguide
- dental
- laser resonator
- resonator
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
- A61C1/00—Dental machines for boring or cutting ; General features of dental machines or apparatus, e.g. hand-piece design
- A61C1/0046—Dental lasers
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Dentistry (AREA)
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- Physics & Mathematics (AREA)
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Laser Surgery Devices (AREA)
- Dental Tools And Instruments Or Auxiliary Dental Instruments (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 気体レーザによって歯科硬組織を安全に治療
することを可能にする。 【解決手段】 レーザ共振器１から出射されたレーザ光
２は、集光レンズ３によって絞られ光導波路４を通っ
て、細径チップ５によって微細な治療部位のみを照射す
るように規制されて被照射体７方向へ出射する。細径チ
ップ５からは冷却ガス６が流出して被照射体７を冷却す
る。レーザ光２は、パルス条件調整手段９によって、パ
ルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周
期)が５〜20％のレーザ光パルスにコントロールされ
る。このようにすることによって、微細な治療部位に限
定された確実なレーザ照射が行われ、しかも硬組織に近
接する歯髄が壊死するおそれのない、安全性の高い歯科
治療が可能になる。
することを可能にする。 【解決手段】 レーザ共振器１から出射されたレーザ光
２は、集光レンズ３によって絞られ光導波路４を通っ
て、細径チップ５によって微細な治療部位のみを照射す
るように規制されて被照射体７方向へ出射する。細径チ
ップ５からは冷却ガス６が流出して被照射体７を冷却す
る。レーザ光２は、パルス条件調整手段９によって、パ
ルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周
期)が５〜20％のレーザ光パルスにコントロールされ
る。このようにすることによって、微細な治療部位に限
定された確実なレーザ照射が行われ、しかも硬組織に近
接する歯髄が壊死するおそれのない、安全性の高い歯科
治療が可能になる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、レーザ光を口腔内
の硬組織に作用させて蒸発，凝固，止血，殺菌等の効果
をもたらす歯科用気体レーザ装置に関する。
の硬組織に作用させて蒸発，凝固，止血，殺菌等の効果
をもたらす歯科用気体レーザ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、レーザ手術装置は、光導波路の改
良(多関節ミラー型から柔軟性のある光ファイバへの改
良)により、外科的ばかりでなく内視鏡手術にも幅広く
適用されつつある。また、最近では口腔外科での好成果
により、従来では未認可であった歯科硬組織領域への適
用も盛んに研究され始めてきている。
良(多関節ミラー型から柔軟性のある光ファイバへの改
良)により、外科的ばかりでなく内視鏡手術にも幅広く
適用されつつある。また、最近では口腔外科での好成果
により、従来では未認可であった歯科硬組織領域への適
用も盛んに研究され始めてきている。
【０００３】この種のレーザ手術装置は、一般的には図
２に示すように構成され、レーザ共振器１から出射され
たレーザ光２は、集光レンズ３で小さな点に絞られ、光
導波路４により目的の場所へ伝送される。なお、図中の
７は被照射体、10は光導波路４の先端から出射される照
射レーザ光である。
２に示すように構成され、レーザ共振器１から出射され
たレーザ光２は、集光レンズ３で小さな点に絞られ、光
導波路４により目的の場所へ伝送される。なお、図中の
７は被照射体、10は光導波路４の先端から出射される照
射レーザ光である。
【０００４】ところで、レーザ光２を発生するレーザ共
振器１は、発生させるレーザの波長によって、その構成
が多少異なる。現在、ファイバ導光式レーザとして最も
普及しているのは、固体レーザの一種であるＮｄ(ネオ
ジウム)−ＹＡＧ(イットリウム・アルミニウム・ガーネ
ット)レーザ(波長1.06μm)と石英製光ファイバとの組み
合わせであり、数百Ｗ級の大出力までの伝送が可能にな
っている。
振器１は、発生させるレーザの波長によって、その構成
が多少異なる。現在、ファイバ導光式レーザとして最も
普及しているのは、固体レーザの一種であるＮｄ(ネオ
ジウム)−ＹＡＧ(イットリウム・アルミニウム・ガーネ
ット)レーザ(波長1.06μm)と石英製光ファイバとの組み
合わせであり、数百Ｗ級の大出力までの伝送が可能にな
っている。
【０００５】しかし、図３に示すように、前記波長のレ
ーザ光は、生体の主成分である水や骨組織への吸収が少
ないため深達距離が長く、目に見えない深部組織までレ
ーザ光の影響を受けやすい。
ーザ光は、生体の主成分である水や骨組織への吸収が少
ないため深達距離が長く、目に見えない深部組織までレ
ーザ光の影響を受けやすい。
【０００６】このため、医療用レーザとして実用面から
最も期待されているのは、水や骨に効率よく吸収する中
遠赤外波長のレーザであり、実用化の最も進んでいる波
長10.6μmの炭酸ガスレーザ、および波長5.6μmの一酸
化炭素ガスが重要視されている。一般に、気体レーザの
励起方法は放電励起であり、フラッシュランプで励起す
る固体レーザのような短パルスは原理的に得にくい。
最も期待されているのは、水や骨に効率よく吸収する中
遠赤外波長のレーザであり、実用化の最も進んでいる波
長10.6μmの炭酸ガスレーザ、および波長5.6μmの一酸
化炭素ガスが重要視されている。一般に、気体レーザの
励起方法は放電励起であり、フラッシュランプで励起す
る固体レーザのような短パルスは原理的に得にくい。
【０００７】放電励起型気体レーザ装置は、もともと連
続発振を高出力・高効率にて取り出せるレーザとして開
発されてきたものであり、また、従来のレーザ手術装置
の主目的が生体軟組織を能率良く切開，蒸発させること
にあったため、連続出力もしくはパルス幅の比較的長い
(0.1秒以上)パルス出力のものが多い。
続発振を高出力・高効率にて取り出せるレーザとして開
発されてきたものであり、また、従来のレーザ手術装置
の主目的が生体軟組織を能率良く切開，蒸発させること
にあったため、連続出力もしくはパルス幅の比較的長い
(0.1秒以上)パルス出力のものが多い。
【０００８】これらの波長に対しては、前記石英ファイ
バでは光を吸収してしまい、透過させることが不可能で
あり、高出力レーザを導光できる高性能光ファイバの開
発は遅れており、現在、最も研究されているものであ
る。
バでは光を吸収してしまい、透過させることが不可能で
あり、高出力レーザを導光できる高性能光ファイバの開
発は遅れており、現在、最も研究されているものであ
る。
【０００９】図４に示すように、例えば、波長５〜15μ
mのレーザ光に対しては銀ハライド系結晶が優れている
とされているが、耐パワー性は数十Ｗ程度にとどまって
いる。また、金属製の細い導波管も検討されているが、
柔軟性，操作性にやや劣ることの他にも、レーザ光の照
射による内面酸化等において解決すべき課題がある。こ
のような中遠赤外波長のレーザ伝送特性については、例
えば、エス・ピー・アイ・イー(ＳＰＩＥ)１４２０(１
９９１)第150〜160頁に発表されている。
mのレーザ光に対しては銀ハライド系結晶が優れている
とされているが、耐パワー性は数十Ｗ程度にとどまって
いる。また、金属製の細い導波管も検討されているが、
柔軟性，操作性にやや劣ることの他にも、レーザ光の照
射による内面酸化等において解決すべき課題がある。こ
のような中遠赤外波長のレーザ伝送特性については、例
えば、エス・ピー・アイ・イー(ＳＰＩＥ)１４２０(１
９９１)第150〜160頁に発表されている。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前記の
ような従来の気体レーザ装置の構成では、歯科硬組織の
治療の場合、治療部位に近接して存在する歯髄等への熱
影響が過大となり、それらを壊死させるおそれがあり、
危険性が高いという問題がある。
ような従来の気体レーザ装置の構成では、歯科硬組織の
治療の場合、治療部位に近接して存在する歯髄等への熱
影響が過大となり、それらを壊死させるおそれがあり、
危険性が高いという問題がある。
【００１１】すなわち、前記炭酸ガスレーザおよび一酸
化炭素ガスレーザは、Ｎｄ−ＹＡＧレーザに比べてレー
ザ光が生体軟組織に良く吸収されて、深達距離が非常に
浅く、下部組織への悪影響が発生するおそれがなくなる
ため、出射レーザ光の出力が大きい程、高能率であって
よいとされてきた。
化炭素ガスレーザは、Ｎｄ−ＹＡＧレーザに比べてレー
ザ光が生体軟組織に良く吸収されて、深達距離が非常に
浅く、下部組織への悪影響が発生するおそれがなくなる
ため、出射レーザ光の出力が大きい程、高能率であって
よいとされてきた。
【００１２】このため、連続出力の場合より平均出力が
小さくなるパルス出力での治療は、能率が落ちるので、
一般的には用いられず、特に短いパルスに対しては十分
検討されておらず使用することができなかった。
小さくなるパルス出力での治療は、能率が落ちるので、
一般的には用いられず、特に短いパルスに対しては十分
検討されておらず使用することができなかった。
【００１３】本発明は、このような従来の問題を解決す
るものであり、歯科硬組織を安全に治療することができ
るようにした歯科用気体レーザ装置を提供することを目
的とする。
るものであり、歯科硬組織を安全に治療することができ
るようにした歯科用気体レーザ装置を提供することを目
的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】前記目的を達成するた
め、本発明の歯科用気体レーザ装置は、レーザ共振器
と、このレーザ共振器から出力されたレーザ光を被照射
体まで導く光導波路と、この光導波路の先端に装着され
てレーザ光の径を規制する最先端外径が0.4〜１mmであ
る細径チップと、この細径チップを通り前記被照射体を
冷却する冷却ガスと、前記レーザ光を前記光導波路に集
光して入射させる集光レンズと、前記レーザ共振器を放
電励起する励起用電源と、パルス幅が0.1〜50msでかつ
デューティ比(パルス幅／周期)が５〜20％のレーザ光パ
ルスに制御するパルス条件調整手段とを備えた構成にし
たものであり、この構成により、レーザ共振器から出力
された中遠赤外レーザ光は、光導波路(光ファイバもし
くは中空導波管)を伝送されて、狭い口腔内にある歯科
治療対象の硬組織に導かれ、このレーザ光が最終的に出
射される先端には、細径チップが装着されているため、
微細な治療部位に限定された確実な照射が行われる。さ
らにパルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅
／周期)が５〜20％のレーザ光パルスとすることによ
り、硬組織に近接する歯髄が壊死する等の悪影響の発生
がなく、安全性が高まる。
め、本発明の歯科用気体レーザ装置は、レーザ共振器
と、このレーザ共振器から出力されたレーザ光を被照射
体まで導く光導波路と、この光導波路の先端に装着され
てレーザ光の径を規制する最先端外径が0.4〜１mmであ
る細径チップと、この細径チップを通り前記被照射体を
冷却する冷却ガスと、前記レーザ光を前記光導波路に集
光して入射させる集光レンズと、前記レーザ共振器を放
電励起する励起用電源と、パルス幅が0.1〜50msでかつ
デューティ比(パルス幅／周期)が５〜20％のレーザ光パ
ルスに制御するパルス条件調整手段とを備えた構成にし
たものであり、この構成により、レーザ共振器から出力
された中遠赤外レーザ光は、光導波路(光ファイバもし
くは中空導波管)を伝送されて、狭い口腔内にある歯科
治療対象の硬組織に導かれ、このレーザ光が最終的に出
射される先端には、細径チップが装着されているため、
微細な治療部位に限定された確実な照射が行われる。さ
らにパルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅
／周期)が５〜20％のレーザ光パルスとすることによ
り、硬組織に近接する歯髄が壊死する等の悪影響の発生
がなく、安全性が高まる。
【００１５】
【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施の形態
を図面に基づいて説明する。
を図面に基づいて説明する。
【００１６】図１は本発明の一実施形態を説明するため
の歯科用気体レーザ装置の概略構成図であり、図２に基
づいて説明した部材と同様な部材には同一符号を付して
詳しい説明は省略する。
の歯科用気体レーザ装置の概略構成図であり、図２に基
づいて説明した部材と同様な部材には同一符号を付して
詳しい説明は省略する。
【００１７】図１において、１は、放電励起が行われて
特定波長の気体レーザを生成するレーザ共振器、５は光
導波路４の先端に着脱可能に装着されている最先端外径
0.4〜１mmの細径チップ、６は細径チップ５を通って被
照射体７を冷却するため流出する冷却ガス、８はレーザ
共振器１を放電励起する放電励起用電源、９はパルス幅
が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周期)が５
〜20％のレーザ光パルスにコントロールするためのパル
ス条件調整手段である。なお、図１においては、電源回
りの詳細構造に関する図示を省略してある。
特定波長の気体レーザを生成するレーザ共振器、５は光
導波路４の先端に着脱可能に装着されている最先端外径
0.4〜１mmの細径チップ、６は細径チップ５を通って被
照射体７を冷却するため流出する冷却ガス、８はレーザ
共振器１を放電励起する放電励起用電源、９はパルス幅
が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周期)が５
〜20％のレーザ光パルスにコントロールするためのパル
ス条件調整手段である。なお、図１においては、電源回
りの詳細構造に関する図示を省略してある。
【００１８】図４に示す光導波路の種類の違いによるレ
ーザ光伝送特性からして、レーザ共振器１に炭酸ガスレ
ーザを使用する場合には、光導波路４として銀ハライド
系結晶ファイバもしくは中空導波管を用いることがよ
く、また、レーザ共振器１に一酸化炭素ガスレーザを使
用する場合には、光導波路４として銀ハライド系結晶フ
ァイバもしくはカルコゲナイド系ガラスファイバを用い
ることがよい。
ーザ光伝送特性からして、レーザ共振器１に炭酸ガスレ
ーザを使用する場合には、光導波路４として銀ハライド
系結晶ファイバもしくは中空導波管を用いることがよ
く、また、レーザ共振器１に一酸化炭素ガスレーザを使
用する場合には、光導波路４として銀ハライド系結晶フ
ァイバもしくはカルコゲナイド系ガラスファイバを用い
ることがよい。
【００１９】図１において、レーザ共振器１から出射さ
れたレーザ光２は、集光レンズ３によって絞られ光導波
路４を通って、細径チップ５によって微細な治療部位の
みを照射するように規制されて被照射体７方向へ照射レ
ーザ光10として出射する。同時に前記細径チップ５から
は冷却ガス６が流出して被照射体７を冷却する。前記レ
ーザ光２は、パルス条件調整手段９によって、後述する
理由から、パルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パ
ルス幅／周期)が５〜20％のレーザ光パルスにコントロ
ールされる。
れたレーザ光２は、集光レンズ３によって絞られ光導波
路４を通って、細径チップ５によって微細な治療部位の
みを照射するように規制されて被照射体７方向へ照射レ
ーザ光10として出射する。同時に前記細径チップ５から
は冷却ガス６が流出して被照射体７を冷却する。前記レ
ーザ光２は、パルス条件調整手段９によって、後述する
理由から、パルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パ
ルス幅／周期)が５〜20％のレーザ光パルスにコントロ
ールされる。
【００２０】このようにすることによって、微細な治療
部位に限定された確実なレーザ照射が行われ、しかも硬
組織に近接する歯髄が壊死するおそれのない、安全性の
高い歯科治療が可能になる。
部位に限定された確実なレーザ照射が行われ、しかも硬
組織に近接する歯髄が壊死するおそれのない、安全性の
高い歯科治療が可能になる。
【００２１】次に、前記構成の気体レーザ装置の動作
を、図５〜図７を参照して、より具体的に説明する。
を、図５〜図７を参照して、より具体的に説明する。
【００２２】図５は細径チップ５を通って被照射体７に
吹き付ける冷却ガス６の流量の影響を示したものであ
り、照射エネルギ量(Ｊ)と照射部下部の温度上昇(deg)
との関係例を示している。被照射体７は歯科治療で治療
の主対象となる抜歯象牙質であり、冷却ガス６には乾燥
空気を用いている。
吹き付ける冷却ガス６の流量の影響を示したものであ
り、照射エネルギ量(Ｊ)と照射部下部の温度上昇(deg)
との関係例を示している。被照射体７は歯科治療で治療
の主対象となる抜歯象牙質であり、冷却ガス６には乾燥
空気を用いている。
【００２３】図５において、照射エネルギの増大に伴っ
て、当然、温度が上昇しており、温度上昇を緩やかにし
て過大な熱影響を避けるためには、毎分1.5リットル以
上の冷却ガス流量が必要であることが分かる。また、冷
却ガス６の流量が多過ぎても治療部位近傍の付着物等を
飛散させるためよくない。
て、当然、温度が上昇しており、温度上昇を緩やかにし
て過大な熱影響を避けるためには、毎分1.5リットル以
上の冷却ガス流量が必要であることが分かる。また、冷
却ガス６の流量が多過ぎても治療部位近傍の付着物等を
飛散させるためよくない。
【００２４】図６はデューティ比(パルス幅／周期)を一
定にした場合のパルス幅の影響を、照射時間(sec)と照
射部下部の温度上昇(deg)との関係において調べた例を
示したものであり、パルス１周期に対する照射時間幅の
割合を固定しており、パルス休止時間がパルス幅に比例
して長くなっている。しかし、パルス幅が100ms以下の
場合、象牙質の温度上昇は、パルス幅，周期に依存せ
ず、略同じであって差が見られない。このため、能率を
考慮すれば短時間周期ほど有利となるため、２Hz程度以
上が望ましく、デューティ比10％と仮定するとパルス幅
は50ms以下となる。
定にした場合のパルス幅の影響を、照射時間(sec)と照
射部下部の温度上昇(deg)との関係において調べた例を
示したものであり、パルス１周期に対する照射時間幅の
割合を固定しており、パルス休止時間がパルス幅に比例
して長くなっている。しかし、パルス幅が100ms以下の
場合、象牙質の温度上昇は、パルス幅，周期に依存せ
ず、略同じであって差が見られない。このため、能率を
考慮すれば短時間周期ほど有利となるため、２Hz程度以
上が望ましく、デューティ比10％と仮定するとパルス幅
は50ms以下となる。
【００２５】一方、生体組織等をレーザ蒸発すると、プ
ラズマが生成されて除去効率が低下するため、短パルス
が理論的には有利になる。しかし、本例では上述したよ
うに中遠赤外レーザ用に適した光導波路４を用いるた
め、その耐パルス出力性能を十分考慮する必要がある。
一般的には、この種の素材の短パルスに対するレーザ破
壊しきい値は概ね数十Ｊ／cm2であり、例えばファイバ
径が直径0.4mm、かつ入射出力60Ｗの場合では、安全率
を考慮すると、パルス幅は約0.1msが限界となる。
ラズマが生成されて除去効率が低下するため、短パルス
が理論的には有利になる。しかし、本例では上述したよ
うに中遠赤外レーザ用に適した光導波路４を用いるた
め、その耐パルス出力性能を十分考慮する必要がある。
一般的には、この種の素材の短パルスに対するレーザ破
壊しきい値は概ね数十Ｊ／cm2であり、例えばファイバ
径が直径0.4mm、かつ入射出力60Ｗの場合では、安全率
を考慮すると、パルス幅は約0.1msが限界となる。
【００２６】図７はデューティ比を変化させたときの照
射エネルギ量(Ｊ)と照射部下部の温度上昇(deg)との関
係例を示しており、同じ照射エネルギ量であっても温度
上昇はデューティ比によって異なる。これはデューティ
比が小さい程、休止時間が長いために冷却ガス６が大き
く作用して温度上昇が抑制されるためである。そこで、
デューティ比は小さな方が望ましいが、効率を考慮する
と５〜20％が妥当な範囲となる。
射エネルギ量(Ｊ)と照射部下部の温度上昇(deg)との関
係例を示しており、同じ照射エネルギ量であっても温度
上昇はデューティ比によって異なる。これはデューティ
比が小さい程、休止時間が長いために冷却ガス６が大き
く作用して温度上昇が抑制されるためである。そこで、
デューティ比は小さな方が望ましいが、効率を考慮する
と５〜20％が妥当な範囲となる。
【００２７】なお、従来のレーザ手術装置では、フット
・スイッチ等のオン／オフの操作の繰り返しが無制限に
行えるため、設定条件のレーザ光を過度に照射する可能
性がある。このため、本歯科用気体レーザ装置において
は、設定パルス条件に応じてフット・スイッチの連続照
射を制限するための手段を設けることが望ましく、この
ようにすることによって安全性を向上させることができ
る。
・スイッチ等のオン／オフの操作の繰り返しが無制限に
行えるため、設定条件のレーザ光を過度に照射する可能
性がある。このため、本歯科用気体レーザ装置において
は、設定パルス条件に応じてフット・スイッチの連続照
射を制限するための手段を設けることが望ましく、この
ようにすることによって安全性を向上させることができ
る。
【００２８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明の歯科用気
体レーザ装置によれば、微細な治療部位に限定した確実
なレーザ照射を行うことができ、硬組織に近接する歯髄
が壊死する等の悪影響のおそれがない、安全な歯科治療
が可能になる。
体レーザ装置によれば、微細な治療部位に限定した確実
なレーザ照射を行うことができ、硬組織に近接する歯髄
が壊死する等の悪影響のおそれがない、安全な歯科治療
が可能になる。
【図１】本発明の一実施形態を説明するための歯科用気
体レーザ装置の概略構成図である。
体レーザ装置の概略構成図である。
【図２】従来のレーザ手術装置の概略構成図である。
【図３】レーザ光における波長と水および骨への吸収度
との関係例を示す特性曲線図である。
との関係例を示す特性曲線図である。
【図４】各種の光導波路のレーザ光伝送特性例を示す特
性曲線図である。
性曲線図である。
【図５】冷却ガス流量と照射エネルギ量と温度上昇との
関係例を示す特性曲線図である。
関係例を示す特性曲線図である。
【図６】パルス幅と照射時間と温度上昇との関係例を示
す特性曲線図である。
す特性曲線図である。
【図７】デューティ比と照射エネルギ量と温度上昇との
関係例を示す特性曲線図である。
関係例を示す特性曲線図である。
１…レーザ共振器、 ２…レーザ光、 ３…集光レン
ズ、 ４…光導波路、 ５…細径チップ、 ６…冷却ガ
ス、 ７…被照射体、 ８…放電励起用電源、 ９…パ
ルス条件調整手段。
ズ、 ４…光導波路、 ５…細径チップ、 ６…冷却ガ
ス、 ７…被照射体、 ８…放電励起用電源、 ９…パ
ルス条件調整手段。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 遊津 隆義 大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器 産業株式会社内
Claims (6)
- 【請求項１】 レーザ共振器と、このレーザ共振器から
出力されたレーザ光を被照射体まで導く光導波路と、こ
の光導波路の先端に装着されてレーザ光の径を規制する
最先端外径が0.4〜１mmである細径チップと、この細径
チップを通り前記被照射体を冷却する冷却ガスと、前記
レーザ光を前記光導波路に集光して入射させる集光レン
ズと、前記レーザ共振器を放電励起する励起用電源と、
パルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周
期)が５〜20％のレーザ光パルスに制御するパルス条件
調整手段とを備えたことを特徴とする歯科用気体レーザ
装置。 - 【請求項２】 前記レーザ共振器を炭酸ガスレーザ共振
器とし、前記光導波路を銀ハライド系結晶ファイバとし
たことを特徴とする請求項１記載の歯科用気体レーザ装
置。 - 【請求項３】 前記レーザ共振器を炭酸ガスレーザ共振
器とし、前記光導波路を中空導波管としたことを特徴と
する請求項１記載の歯科用気体レーザ装置。 - 【請求項４】 前記レーザ共振器を一酸化炭酸ガスレー
ザ共振器とし、前記光導波路を銀ハライド系結晶ファイ
バとしたことを特徴とする請求項１記載の歯科用気体レ
ーザ装置。 - 【請求項５】 前記レーザ共振器を一酸化炭酸ガスレー
ザ共振器とし、前記光導波路をカルコゲナイド系ガラス
ファイバとしたことを特徴とする請求項１記載の歯科用
気体レーザ装置。 - 【請求項６】 前記レーザ共振器を一酸化炭酸ガスレー
ザ共振器とし、前記光導波路を中空導波管としたことを
特徴とする請求項１記載の歯科用気体レーザ装置。
Priority Applications (1)
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| JP19052196A JP3577653B2 (ja) | 1996-07-19 | 1996-07-19 | 歯科用気体レーザ装置 |
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1996
- 1996-07-19 JP JP19052196A patent/JP3577653B2/ja not_active Expired - Fee Related
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