KR102566861B1 - 레이저를 이용한 예방적 치아 경조직 치료 시스템 - Google Patents

레이저를 이용한 예방적 치아 경조직 치료 시스템 Download PDF

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네이썬 피 몬티
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크리스토퍼 리치
존 알 퀼라드
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Abstract

본 개시내용은 예를 들어, 환자가 충치를 형성하는 것을 방지하기 위해, 치아 조직의 예방 레이저-기반 치료와 관련된 다양한 시스템 및 방법에 관한 것이다. 일부 경우에, 레이저-기반 치료 시스템은 조직의 용융 또는 절제 없이 조직의 산 저항 증가 또는 조직으로부터 탄산염의 제거를 야기하는 플루언스 프로파일을 갖는 레이저 빔 펄스를 치료 부위에서 발생할 수 있다. 일부 경우에, 레이저-기반 치료 시스템은 조직의 용융 또는 절제 없이 조직의 산 저항 증가 또는 조직으로부터 탄산염의 제거를 야기하는 레이저 빔을, 시간적 및/또는 공간적 패턴에 따라 치료 부위 내의 다양한 위치에 지향할 수 있다. 예방 및 다른 레이저 기반 치료를 위한 다수의 다른 시스템 및 기술이 또한 설명된다.

Description

레이저를 이용한 예방적 치아 경조직 치료 시스템
관련 출원에 대한 상호 참조
본 출원은 그 전체 내용이 그대로 본 명세서에 참조로 합체되어 있는 2017년 5월 12일 출원된 미국 가특허 출원 제62/505,450호의 우선권 및 이익을 청구한다.
치아 우식(dental caries)은 박테리아에 의해 발생한다. 박테리아는 포도당(glucose), 과당(fructose) 및 자당(sucrose)과 같은 당을 젖산, 부티르산 및 아세트산과 같은 산으로 변환한다. 박테리아-매개 산(bacteria-born acid)은 시간 경과에 따라 탈회(demineralization)로서 공지된 프로세스에서 치아 경조직을 분해한다. 불행하게도, 치아 우식 또는 충치(cavities)의 치료는 대부분의 독자들에 의해 경험적으로 알려져 있다. 따라서, 왜 '충치가 생기는' 것을 회피하는 것이 바람직한지가 대부분의 독자들에 의해 이해된다.
학술 연구는, 레이저가 치아 경조직을 우식 형성, 및 일반적으로 산 용해에 대해 더 저항성이 있게 하는 데 사용될 수 있다는 것을 나타내고 있다. 20년 초과 동안, 치아 에나멜에 대한 연구는 레이저 치료가 산 용해 속도를 감소시키는 것을 나타내고 있다. 이들 발견은 생체내 및 현장 연구에 의해 입증되었다. 예를 들어, 캘리포니아 대학교 샌프란시스코(University of California San Francisco)에서 피터 레흐만 박사(Dr. Peter Rechmann) 등에 의해 수행되고 2011년에 발표된 연구는 9.6 미크론 레이저로 에나멜 치료된 환자의 에나멜에 대해 12주에 걸친 87% 탈회 억제를 판명하였다. 이 논제와 관련된 연구의 양과 질 때문에, 특정 레이저 치료가 충치의 형성을 억제한다는 전제는 이제 치과 연구 커뮤니티에서 논란의 여지가 없는 것으로 광범위하게 고려된다.
치아 침식(dental erosion)은 구강내 박테리아에 의해 형성되지 않은 산에 의한 치아 경조직의 산성 용해로서 정의된다. 치아 침식의 주 원인은 산성 음료 및 위산 역류(acid reflux)를 포함한다. 충치와는 달리, 치아 침식의 치료는 널리 알려져 있지 않다. 또한, 충치와는 달리, 치아 침식의 치료는 환자의 삶의 다른 측면에 영향을 줄 가능성이 높다. 플루오라이드 치료가 치아 침식을 지연시키는 데 사용될 수도 있지만, 종종 복잡한 결과를 갖는다. 치아 침식에 대한 더 효과적인 치료는 일반적으로 생활 양식 변화, 예를 들어 소다 및 쥬스와 같은 산성 음료를 마시는 것에 대한 장기간 절제를 처방한다. 생활 양식 변화는 대부분의 환자가 찬동하기 어렵고 일부 치아 침식 환자에게는 실질적으로 불가능하다. 예를 들어, 구강 내에서 산성 와인을 반복적으로 보유함으로써 치아 침식으로 고통받는 소믈리에는 경력 변화 없이 치아 침식을 치료하기 위해 필요한 생활 양식 변경을 행할 수 없다. 따라서, 치아 침식을 지연시키고 충치 형성을 억제하는 치아 치료가 요구된다.
일 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하기 위한 시스템에 관한 것이다. 시스템은 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생하기 위한 레이저 소스; 레이저 소스와 광학적으로 통신하는 적어도 하나의 광학계로서, 적어도 하나의 광학계는 레이저 빔폭을 규정하고 치아 경조직의 표면에 또는 부근에 레이저 빔을 포커싱하도록 구성되는, 적어도 하나의 광학계; 및 레이저 빔 펄스가 상위 임계 플루언스 미만의 최대 국소 플루언스로서, 상위 임계 플루언스는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 플루언스로서 정의되는, 최대 국소 플루언스, 및 하위 임계 플루언스 초과의 적어도 하나의 다른 국소 플루언스로서, 하위 임계 플루언스는 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 유발하는 플루언스로 정의되는, 적어도 하나의 다른 국소 플루언스를 갖는 플루언스 프로파일을 초점에 갖도록, 규정된 빔폭에 기초하여 펄스 에너지를 제어하도록 구성된 제어기를 포함한다.
상기 양태의 일부 실시예에서, 표면 개질은 용융 및/또는 절제를 포함한다. 용융 및/또는 절제는 200X, 500X 및 1000X 배율 중 적어도 하나에서 치료된 표면의 육안 검사에 의해 결정될 수 있다. 산 용해 저항은 산성 공격 및 pH 사이클링 연구 중 적어도 하나에 의해 결정될 수 있다. 산성 공격은 시트르산, 아세트산 및 락트산 중 적어도 하나를 사용하는 것을 포함할 수 있다. 일부 경우에, 표면 탄산염의 양은 반사율 FTIR, FTIR-ATR, 라만 분광법 및 XRD 중 적어도 하나에 의해 측정될 수 있다. 일부 예에서, 플루언스 프로파일은 가우시안 프로파일(Gaussian profile), 근-가우시안 프로파일(near-Gaussian profile) 및/또는 탑햇(top-hat) 프로파일을 더 포함할 수 있다. 레이저 소스는 8 내지 12 미크론 범위의 파장을 갖는 레이저 빔을 생성할 수 있다. 일부 예에서, 제어기는 펄스 지속 시간, 평균 레이저 입력 전력 및/또는 평균 레이저 출력 전력을 제어하여 펄스 에너지를 제어하도록 구성된다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하는 방법에 관한 것이다. 방법은 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생하는 단계; 레이저 빔폭을 규정하고 적어도 하나의 광학계를 사용하여 치아 경조직의 표면에 또는 부근에 레이저 빔을 포커싱하는 단계; 및 레이저 빔 펄스가 상위 임계 플루언스 미만의 최대 국소 플루언스로서, 상위 임계 플루언스는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 플루언스로서 정의되는, 최대 국소 플루언스, 및 하위 임계 플루언스 초과의 적어도 하나의 다른 국소 플루언스로서, 하위 임계 플루언스는 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 유발하는 플루언스로 정의되는, 적어도 하나의 다른 국소 플루언스를 갖는 플루언스 프로파일을 초점에 갖도록, 규정된 빔폭에 기초하여 펄스 에너지를 제어하는 단계를 포함한다.
상기 양태의 일부 실시예에서, 표면 개질은 용융 및/또는 절제를 포함할 수 있다. 용융 및/또는 절제는 200X, 500X 및 1000X 중 적어도 하나에서 치료된 표면의 육안 검사에 의해 결정될 수 있다. 산 용해는 산성 공격 및 pH 사이클링 연구 중 적어도 하나에 의해 결정될 수 있다. 산성 공격은 시트르산, 아세트산 및 락트산 중 적어도 하나를 사용하는 것을 포함할 수 있다. 일부 경우에, 표면 탄산염의 양은 반사율 FTIR, FTIR-ATR, 라만 분광법 및 XRD 중 적어도 하나에 의해 측정된다. 플루언스 프로파일은 가우시안 프로파일, 근-가우시안 프로파일 및/또는 탑햇 프로파일을 더 포함할 수 있다. 일부 예에서, 레이저 빔 펄스는 8 내지 12 미크론 범위의 파장을 갖는다. 일부 경우에, 펄스 에너지를 제어하는 단계는 펄스 지속 시간, 평균 레이저 입력 전력 및 평균 레이저 출력 전력을 제어하는 단계를 포함할 수 있다. 방법은 후처리 용액을 치아 경조직에 도포하는 단계를 더 포함할 수 있다. 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하기 위한 다른 시스템에 관한 것이다. 시스템은 레이저 빔의 복수의 펄스를 발생하기 위한 레이저 소스; 및 빔 안내 시스템을 포함할 수 있고, 빔 안내 시스템은, 초기 위치의 표면 온도가 제1 레이저 펄스 중에 초기 표면 온도로부터 상승된 표면 온도로 상승되도록, 치아 경조직의 치료 영역 내의 초기 위치에 제1 레이저 펄스를 지향하고, 상승된 온도는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 온도로서 정의된 상위 온도 임계값 미만이고, 하나 이상의 중간 레이저 펄스를 치료 영역 내의 하나 이상의 중간 위치로 지향시키고; 그 동안에 초기 위치의 냉각이 표면 온도와 초기 표면 온도 사이의 차이를 상승된 온도의 50% 이하가 되게 하는 냉각-오프 기간 후에, 다른 레이저 펄스를 초기 위치(또는 초기 위치의 이웃)에 지향하도록 구성된다.
상기 양태의 일부 실시예에서, 초기 표면 온도는 20 내지 40℃의 범위이다. 상승된 표면 온도는 300℃ 내지 1800℃ 범위일 수 있다. 일부 예에서, 제1 레이저 펄스는 0.1 내지 100 마이크로초 범위의 펄스 지속 시간을 갖는다. 일부 예에서, 제1 레이저 펄스는 0.05 내지 100 mJ 범위의 펄스 에너지를 갖는다. 초기 위치는 0.1 내지 10 밀리미터 범위의 폭을 가질 수 있다. 일부 경우에, 냉각-오프 기간은 적어도 500 마이크로초이다. 일부 예에서, 하나 이상의 중간 위치는 초기 위치와 중첩하지 않는다. 일부 예에서, 하나 이상의 중간 위치는, 레이저 펄스 에너지 및 레이저 빔폭 중 적어도 하나의 함수일 수 있는 지정된 임계량 이하만큼 초기 위치와 중첩된다. 레이저 빔은 8 내지 12 미크론(예를 들어, 9 내지 10 미크론 또는 10 내지 11 미크론) 범위의 파장을 가질 수 있다. 일부 예에서, 상승된 온도는 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 유발하는 온도로서 정의되는 하위 온도 임계값과 적어도 동일하다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하는 다른 방법에 관한 것이다. 방법은 치아 경조직의 치료 영역 내의 초기 위치로 제1 레이저 펄스를 지향하는 단계; 초기 위치의 표면 온도를 제1 레이저 펄스 중에 초기 표면 온도로부터 상승된 표면 온도로 상승하는 단계로서, 상승된 온도는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 온도로서 정의된 상위 온도 임계값 미만인, 온도 상승 단계; 하나 이상의 중간 레이저 펄스를 치료 영역 내의 하나 이상의 중간 위치로 지향하는 단계; 및 그 동안에 초기 위치의 냉각이 표면 온도와 초기 표면 온도 사이의 차이를 상승된 온도의 50% 이하가 되게 하는 냉각-오프 기간 후에, 다른 레이저 펄스를 초기 위치(또는 초기 위치의 이웃)에 지향하는 단계를 포함한다.
상기 양태의 일부 실시예에서, 초기 표면 온도는 20 내지 40℃의 범위이다. 상승된 표면 온도는 300℃ 내지 1800℃ 범위일 수 있다. 일부 예에서, 제1 레이저 펄스는 0.1 내지 100 마이크로초 범위의 펄스 지속 시간을 갖는다. 일부 예에서, 제1 레이저 펄스는 0.05 내지 100 mJ 범위의 펄스 에너지를 갖는다. 초기 위치는 0.1 내지 10 밀리미터 범위의 폭을 가질 수 있다. 일부 경우에, 냉각-오프 기간은 적어도 500 마이크로초이다. 일부 예에서, 하나 이상의 중간 위치는 초기 위치와 중첩하지 않는다. 일부 예에서, 하나 이상의 중간 위치는, 레이저 펄스 에너지 및 레이저 빔폭 중 적어도 하나의 함수일 수 있는 지정된 임계량 이하만큼 초기 위치와 중첩된다. 레이저 빔은 8 내지 12 미크론(예를 들어, 9 내지 10 미크론 또는 10 내지 11 미크론) 범위의 파장을 가질 수 있다. 일부 예에서, 상승된 온도는 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 유발하는 온도로서 정의되는 하위 온도 임계값과 적어도 동일하다. 방법은 후처리 용액을 치아 경조직에 도포하는 단계를 더 포함할 수 있다. 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하기 위한 다른 시스템에 관한 것이다. 시스템은 레이저 빔의 복수의 펄스를 발생하기 위한 레이저 소스; 레이저 빔폭을 규정하도록 구성된 적어도 하나의 광학 구성요소; 레이저 빔 펄스가 치아 경조직의 표면에서 플루언스 프로파일을 갖도록, 규정된 빔폭에 기초하여 펄스 에너지를 제어하도록 적응된 제어기로서, 프로파일은 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 야기하는 플루언스로서 정의된 하위 임계 플루언스와 적어도 동일한 국소 플루언스를 포함하는, 제어기; 및 빔 안내 시스템을 포함하고, 빔 안내 시스템은 복수의 레이저 빔 펄스를 치아 경조직 상의 각각의 위치로 지향하여, 제1 레이저 빔 펄스가 제1 위치로 지향되고, 다른 레이저 빔 펄스는 레이저 빔폭에 기초하는 간격만큼 제1 위치로부터 분리된 다른 위치로 지향되게 하도록 구성된다.
상기 양태의 일부 실시예에서, 산 용해 저항은 산성 공격 및 pH 사이클링 연구 중 적어도 하나에 의해 결정된다. 산성 공격은 시트르산, 아세트산 및 락트산 중 적어도 하나를 사용하는 것을 포함할 수 있다. 일부 경우에, 표면 탄산염의 양은 반사율 FTIR, FTIR-ATR, 라만 분광법 및 XRD 중 적어도 하나에 의해 측정된다. 플루언스 프로파일은 가우시안 프로파일, 근-가우시안 프로파일 및/또는 탑햇 프로파일을 더 포함할 수 있다. 복수의 레이저 빔 펄스는 8 내지 12 미크론 범위의 파장을 가질 수 있다. 일부 경우에, 제어기는 펄스 지속 시간, 평균 레이저 입력 전력 및/또는 평균 레이저 출력 전력을 제어하여 펄스 에너지를 제어하도록 구성된다. 일부 예에서, 간격은 치료 플루언스 폭(이하에 정의됨)에 더 기초할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하는 다른 방법에 관한 것이다. 방법은 레이저 빔의 복수의 펄스를 발생하는 단계; 적어도 하나의 광학 구성요소를 사용하여 레이저 빔폭을 규정하는 단계; 레이저 빔 펄스가 치아 경조직의 표면에서 플루언스 프로파일을 갖도록, 규정된 빔폭에 기초하여 펄스 에너지를 제어하는 단계로서, 프로파일은 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 야기하는 플루언스로서 정의된 하위 임계 플루언스와 적어도 동일한 국소 플루언스를 포함하는, 제어 단계; 치아 경조직 상의 제1 위치에 제1 레이저 빔 펄스를 지향하는 단계; 및 레이저 빔폭에 기초하는 간격만큼 제1 위치로부터 분리된 다른 위치로 다른 레이저 빔 펄스를 지향하는 단계를 포함한다.
상기 양태의 일부 실시예에서, 산 용해 저항은 산성 공격 및 pH 사이클링 연구 중 적어도 하나에 의해 결정된다. 산성 공격은 시트르산, 아세트산 및 락트산 중 적어도 하나를 사용하는 것을 포함할 수 있다. 일부 경우에, 표면 탄산염의 양은 반사율 FTIR, FTIR-ATR, 라만 분광법 및 XRD 중 적어도 하나에 의해 측정된다. 플루언스 프로파일은 가우시안 프로파일, 근-가우시안 프로파일 및/또는 탑햇 프로파일을 더 포함할 수 있다. 복수의 레이저 빔 펄스는 8 내지 12 미크론 범위의 파장을 가질 수 있다. 일부 경우에, 펄스 에너지를 제어하는 단계는 펄스 지속 시간, 평균 레이저 입력 전력 및/또는 평균 레이저 출력 전력을 제어하는 단계를 포함한다. 일부 예에서, 간격은 치료 플루언스 폭(이하에 정의됨)에 더 기초할 수 있다. 방법은 후처리 용액을 치아 경조직에 도포하는 단계를 더 포함할 수 있다. 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하기 위한 다른 시스템에 관한 것이다. 시스템은 치아 경조직의 치료 영역 내의 위치를 향해 지향된 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생시키기 위한 레이저 소스; 위치의 표면 온도가 레이저 펄스 중에 상승된 온도까지의 온도 증가량만큼 증가되도록 레이저 소스를 제어하도록 구성된 제어기로서, 상승된 온도는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 온도로서 규정된 상위 온도 임계값 미만인, 제어기; 및 치아 경조직 상으로 및 치아 경조직을 가로지르는 것 중 적어도 하나로 유동하도록 유체를 지향하기 위한 유체 시스템을 포함할 수 있다.
다양한 실시예에서, 유체는 공기, 질소, 물, 액체, 플루오라이드 및/또는 압축성 유체를 포함할 수 있다. 시스템은 유체 팽창 요소를 더 포함할 수 있다. 일부 경우에, 시스템은 레이저 펄스와 비동기적으로 또는 동시에 치아 경조직 상에 그리고 치아 경조직을 가로지르는 것 중 적어도 하나로 유체가 지향되도록, 유체 시스템을 제어하는 유체 제어기를 포함한다. 레이저 펄스는 0.1 내지 1000 마이크로초 범위의 펄스 지속 시간을 포함할 수 있다. 레이저 펄스는 0.05 내지 100 mJ 범위의 펄스 에너지를 포함할 수 있다. 레이저 빔은 8 내지 12 미크론(예를 들어, 9 내지 10 미크론 또는 10 내지 11 미크론) 범위의 파장을 가질 수 있다. 위치는 0.1 내지 10 밀리미터 범위의 폭을 가질 수 있다. 일부 경우에, 시스템은 레이저 빔 펄스가 위치를 향해 지향되지 않는 동안 위치의 표면 온도를 저하된 온도로 감소시키기 위해 충분한 유체의 유량을 조정하는 유량 제어기를 포함하고, 저하된 온도와 온도 증가량의 합은 최대한으로는 상승된 온도와 동일하다. 일부 경우에, 유체는 압축 공기를 포함할 수 있고 유량은 1 SLPM 내지 100 SLPM의 범위에 있다. 유체 시스템은 유체가 치아 경조직을 가로질러 유동하게 하는 부압차를 발생시키도록 구성된 진공 소스를 포함할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하는 다른 방법에 관한 것이다. 방법은 치아 경조직의 치료 영역 내의 위치를 향해 지향된 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 레이저 소스로부터 발생하는 단계; 위치의 표면 온도가 레이저 펄스 중에 상승된 온도까지의 온도 증가량만큼 증가되도록 레이저 소스를 제어하는 단계로서, 상승된 온도는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 온도로서 규정된 상위 온도 임계값 미만인, 제어 단계; 및 치아 경조직 상으로 및 치아 경조직을 가로지르는 것 중 적어도 하나로 유동하도록 유체를 지향하는 단계를 포함할 수 있다.
다양한 실시예에서, 유체는 공기, 질소, 물, 액체, 플루오라이드 및/또는 압축성 유체를 포함할 수 있다. 방법은 유체를 치아 경조직 상에 지향하기 전에 압축성 유체를 팽창하는 단계를 포함할 수 있다. 유체 지향 단계는 레이저 펄스 발생 단계와 비동기적이거나 동시에 수행될 수 있다. 레이저 펄스는 0.1 내지 1000 마이크로초 범위의 펄스 지속 시간을 포함할 수 있다. 레이저 펄스는 0.05 내지 100 mJ 범위의 펄스 에너지를 포함할 수 있다. 레이저 빔은 8 내지 12 미크론(예를 들어, 9 내지 10 미크론 또는 10 내지 11 미크론) 범위의 파장을 가질 수 있다. 위치는 0.1 내지 10 밀리미터 범위의 폭을 가질 수 있다. 방법은 펄스 버스트가 위치를 향해 지향되지 않는 동안 위치의 표면 온도를 저하된 온도로 감소시키기 위해 충분한 유체의 유량을 조정하는 단계를 더 포함할 수 있고, 저하된 온도와 온도 증가량의 합은 최대한으로는 상승된 온도와 동일하다. 일부 경우에, 유체는 압축 공기를 포함할 수 있고 유량은 1 SLPM 내지 100 SLPM의 범위에 있다. 방법은 유체가 치아 경조직을 가로질러 유동하게 하는 부압차를 발생하는 단계를 더 포함할 수 있다. 일부 경우에, 방법은 후처리 용액을 치아 경조직에 도포하는 단계를 더 포함할 수 있다. 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하기 위해 치아 경조직의 치료 영역을 치료하기 위한 시스템에 관한 것으로, 여기서 치료 영역은 그에 부착된 착색된 균막을 갖는다. 시스템은 치료 영역 내의 위치를 향해 지향된 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생하기 위한 레이저 소스; 및 위치의 표면 온도가 레이저 펄스 중에 적어도 착색된 균막의 적어도 일부의 제거에 필요한 온도로 상승되도록 레이저 소스를 제어하도록 구성된 제어기를 포함할 수 있다.
다양한 실시예에서, 스테인은 에리토신, 플록신, 비스마르크 브라운, 뮤시카민 및/또는 식용 착색제를 포함할 수 있다. 일부 경우에, 제어기는 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 유발하는 온도로서 정의되는 하위 치료 임계 온도를 초과하여 레이저 펄스 중에 위치의 표면 온도를 상승시키도록 또한 구성될 수 있다. 일부 경우에, 하위 치료 임계 온도는 300℃ 초과이다. 레이저 펄스는 0.1 내지 100 마이크로초 범위의 펄스 지속 시간을 포함할 수 있다. 레이저 펄스는 0.05 내지 100 mJ 범위의 펄스 에너지를 포함할 수 있다. 위치는 0.1 내지 10 밀리미터 범위의 폭을 포함할 수 있다. 레이저 빔은 8 내지 12 미크론(예를 들어, 9 내지 10 미크론 또는 10 내지 11 미크론) 범위의 파장을 가질 수 있다. 일부 예에서, 스테인은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함한다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직의 치료 영역을 치료하는 다른 방법에 관한 것으로서, 여기서 치료 영역은 치료 영역에 부착된 착색된 균막을 포함한다. 방법은 레이저 소스로부터 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생시키는 단계; 레이저 펄스를 치료 영역 내의 위치를 향해 지향하는 단계; 및 위치의 표면 온도가 레이저 펄스 중에 적어도 착색된 균막의 적어도 일부의 제거에 필요한 온도로 상승되도록 레이저 소스를 제어하는 단계를 포함할 수 있다.
다양한 실시예에서, 스테인은 에리토신, 플록신, 비스마르크 브라운, 뮤시카민 및/또는 식용 착색제를 포함할 수 있다. 일부 경우에, 방법은 표면 온도를 상승시키는 단계를 더 포함할 수 있다. 하위 치료 온도는 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 유발하는 온도로서 정의될 수 있다. 일부 경우에, 하위 치료 임계 온도는 300℃ 초과이다. 레이저 펄스는 0.1 내지 100 마이크로초 범위의 펄스 지속 시간을 포함할 수 있다. 레이저 펄스는 0.05 내지 100 mJ 범위의 펄스 에너지를 포함할 수 있다. 위치는 0.1 내지 10 밀리미터 범위의 폭을 포함할 수 있다. 레이저 빔은 8 내지 12 미크론(예를 들어, 9 내지 10 미크론 또는 10 내지 11 미크론) 범위의 파장을 가질 수 있다. 일부 예에서, 스테인은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함한다. 방법은 후처리 용액을 치아 경조직에 도포하는 단계를 더 포함할 수 있다. 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하기 위한 다른 시스템에 관한 것이다. 시스템은 레이저 빔의 복수의 펄스를 발생하기 위한 레이저 소스; 레이저 소스와 광학적으로 통신하는 적어도 하나의 광학계로서, 적어도 하나의 광학계는 치아 경조직의 표면에 또는 부근에 레이저 빔을 포커싱하도록 구성되는, 적어도 하나의 광학계; 및 복수의 레이저 펄스의 적어도 일부의 에너지를 측정하기 위해 구성된 레이저 에너지 센서; 및 복수의 레이저 빔 펄스의 각각의 하나가 상위 임계 플루언스 미만의 최대 국소 플루언스를 갖는 플루언스 프로파일을 초점에 갖도록, 측정된 에너지에 응답하여 레이저 소스를 제어하도록 구성된 제어기로서, 상위 임계 플루언스는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 플루언스로서 정의되는, 제어기를 포함할 수 있다.
다양한 실시예에서, 레이저 에너지 센서는 인듐 비소 센서, 수은 카드뮴 텔룰라이드 센서, 열전대열, 포토다이오드 및/또는 광검출기를 포함할 수 있다. 시스템은 복수의 레이저 펄스의 일부를 레이저 에너지 센서를 향해 지향하도록 구성된 빔 픽오프를 더 포함할 수 있다. 빔 픽오프는 반사성 중립 밀도 필터, 부분 투과형 미러, 및/또는 빔 조합기를 포함할 수 있다. 빔 픽오프는 레이저 에너지 센서의 손상 임계값에 기초하여 선택될 수 있다. 일부 경우에, 제어기는 펄스당 레이저 에너지에 따라 레이저 빔의 초점 및 테이퍼링에서 레이저 빔의 폭을 제어하도록 구성될 수 있다. 일부 경우에, 제어기는 초점에서의 레이저 빔의 폭에 따라, (i) 레이저 전력 및/또는 (ii) 펄스 지속 시간을 제어하도록 구성된다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하는 다른 방법에 관한 것이다. 방법은 레이저 소스로부터 레이저 빔의 복수의 펄스를 발생하는 단계; 레이저 소스와 광학적으로 통신하는 적어도 하나의 광학계를 사용하여 치아 경조직의 표면에 또는 부근에 레이저 빔을 포커싱하는 단계; 복수의 레이저 빔 펄스의 적어도 일부의 에너지를 측정하는 단계; 및 복수의 레이저 빔 펄스의 각각의 하나가 상위 임계 플루언스 미만의 최대 국소 플루언스를 갖는 플루언스 프로파일을 초점에 갖도록, 측정된 에너지에 응답하여 레이저 소스를 제어하는 단계로서, 상위 임계 플루언스는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 플루언스로서 정의되는, 제어 단계를 포함할 수 있다.
다양한 실시예에서, 측정된 에너지는(i) 각각의 레이저 빔 펄스로부터의 에너지의 일부 및/또는 (ii) 각각의 레이저 빔 펄스로부터의 실질적으로 모든 에너지를 포함할 수 있다. 방법은 복수의 레이저 빔 펄스 중 적어도 일부의 측정된 에너지를 감지하는 단계를 포함할 수 있다. 방법은 복수의 레이저 빔 펄스로부터 에너지의 신호 부분을 픽오프하는 단계를 포함할 수 있고, 복수의 레이저 빔 펄스 중 적어도 일부의 측정된 에너지를 감지하는 단계는 에너지의 신호 부분의 측정된 에너지를 감지하는 단계를 포함한다. 일부 경우에, 방법은 초점에서 레이저 빔의 폭을 제어하는 단계; 및 펄스당 레이저 에너지에 따라 레이저 빔을 테이퍼링하는 단계를 더 포함할 수 있다. 일부 경우에, 방법은 초점에서의 레이저 빔의 폭에 따라, (i) 레이저 전력 및/또는 (ii) 펄스 지속 시간을 제어하는 단계를 포함할 수 있다. 일부 예에서, 방법은 후처리 용액을 치아 경조직에 도포하는 단계를 포함할 수 있다. 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하기 위한 다른 시스템에 관한 것이다. 시스템은 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생하기 위한 레이저 소스; 레이저 소스와 광학적으로 통신하는 적어도 하나의 광학계로서, 적어도 하나의 광학계는 레이저 빔폭을 규정하고 치아 경조직의 표면에 또는 부근에 레이저 빔을 포커싱하도록 구성되는, 적어도 하나의 광학계; 레이저 빔 펄스가 상위 임계 플루언스 미만의 최대 국소 플루언스를 갖는 플루언스 프로파일을 초점에 갖도록, 규정된 빔폭에 기초하여 펄스 에너지를 제어하도록 구성된 제어기로서, 상위 임계 플루언스는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 플루언스로서 정의되는, 제어기; 및 후처리 용액을 치아 경조직에 도포하도록 구성된 후처리 전달 시스템을 포함할 수 있다. 다양한 실시예에서, 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다. 일부 예에서, 제어기는 펄스 지속 시간, 평균 레이저 입력 전력 및/또는 평균 레이저 출력 전력을 제어하여 펄스 에너지를 제어하도록 구성된다.
다른 양태에서, 본 발명은 산 용해에 저항하도록 치아 경조직을 치료하는 다른 방법에 관한 것이다. 방법은 레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생하는 단계; 레이저 빔폭을 규정하고 적어도 하나의 광학계를 사용하여 치아 경조직의 표면에 또는 부근에 레이저 빔을 포커싱하는 단계; 및 레이저 빔 펄스가 상위 임계 플루언스 미만의 최대 국소 플루언스를 갖는 플루언스 프로파일을 초점에 갖도록, 규정된 빔폭에 기초하여 펄스 에너지를 제어하는 단계로서, 상위 임계 플루언스는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 플루언스로서 정의되는, 제어 단계; 및 후처리 용액을 치아 경조직에 전달하는 단계를 포함할 수 있다. 다양한 실시예에서, 후처리 용액은 과산화수소, 플루오라이드, 키토산, 자일리톨, 칼슘 및/또는 포스페이트를 포함할 수 있다. 일부 예에서, 펄스 에너지를 제어하는 단계는 펄스 지속 시간, 평균 레이저 입력 전력 및/또는 평균 레이저 출력 전력을 제어하는 단계를 포함한다.
도 1은 일부 실시예에 따른 산 용해 저항(ADR) 치료를 위해 적합한 치과용 레이저 시스템을 도시하고 있다.
도 2는 인간 치아 에나멜의 탄산염 함량에 대한 온도의 영향의 그래프이다.
도 3a는 일부 실시예에 따른, 레이저 펄스를 받는 인간 어금니에 대한 모델링된 온도 결과를 도시하고 있다.
도 3b는 일부 실시예에 따른, 레이저 파라미터에 의해 처리된 에나멜의 측정된 탄산염 함량을 도시하고 있다.
도 4a는 일부 실시예에 따른, 레이저 펄스를 받는 인간 어금니에 대한 모델링된 온도 결과를 도시하고 있다.
도 4b는 일부 실시예에 따른, 레이저 파라미터에 의해 처리된 에나멜의 측정된 탄산염 함량을 도시하고 있다.
도 5는 일부 실시예에 따른, 레이저 펄스를 받는 인간 어금니에 대한 모델링된 온도 결과를 도시하고 있다.
도 6a는 일부 실시예에 따른, 레이저 펄스를 받는 인간 어금니에 대한 모델링된 온도 결과를 도시하고 있다.
도 6b는 일부 실시예에 따른, 레이저 파라미터에 의해 처리된 에나멜의 측정된 탄산염 함량을 도시하고 있다.
도 7a는 일부 실시예에 따른, 레이저 펄스를 받는 인간 어금니에 대한 모델링된 온도 결과를 도시하고 있다.
도 7b는 일부 실시예에 따른 산 용해 저항(ADR)을 위한 광학 시스템을 도시하고 있다.
도 7c는 일부 실시예에 따른, 레이저 파라미터에 의해 처리된 에나멜의 측정된 탄산염 함량을 도시하고 있다.
도 7d는 일부 실시예에 따른, 레이저 파라미터에 의해 처리된 에나멜의 측정된 탄산염 함량을 도시하고 있다.
도 7e는 일부 실시예에 따른, 침식 공격을 겪은 후의 ADR 레이저 치료된 인간 어금니를 도시하고 있다.
도 7f는 일부 실시예에 따른 레이저 치료를 위한 산 용해 저항을 도시하고 있는 그래프를 포함한다.
도 7g는 일부 실시예에 따른 침식 공격을 겪은 후의 레이저 ADR 치료된 및 미치료된 인간 어금니 샘플에 대한 침식 깊이의 그래프를 포함한다.
도 8a는 약 400℃로 가열된 연마된 인간 에나멜의 현미경 이미지를 도시하고 있다.
도 8b는 약 900℃로 가열된 연마된 인간 에나멜의 현미경 이미지를 도시하고 있다.
도 8c는 약 1200℃로 가열된 연마된 인간 에나멜의 현미경 이미지를 도시하고 있다.
도 9a는 일부 실시예에 따른, 단일 위치로 지향된 복수의 레이저 펄스에 의해 처리된 연마된 에나멜의 현미경 이미지를 도시하고 있다.
도 9b는 일부 실시예에 따른, 상위 플루언스 임계값 및 하위 플루언스 임계값을 나타내는 플루언스 프로파일의 그래프이다.
도 10a는 일부 실시예에 따른, 단일 위치로 지향된 복수의 레이저 펄스에 의해 처리된 연마된 에나멜의 현미경 이미지를 도시하고 있다.
도 10b는 일부 실시예에 따른, 상위 플루언스 임계값 및 하위 플루언스 임계값을 나타내는 플루언스 프로파일의 그래프이다.
도 10c는 일부 실시예에 따른 스케일링 임계 플루언스 및 용융 임계 플루언스에 대한 박스 플롯을 포함한다.
도 11은 일부 실시예에 따른, 7-위치 레이저 패턴을 상징화한다.
도 12는 일부 실시예에 따른, 더 큰 가열을 나타내는 시각적 큐(visual cues)를 갖는 레이저 치료된 연마된 에나멜의 현미경 이미지를 도시하고 있다.
도 13은 일부 실시예에 따른, 상이한 간격을 갖는 2개의 세트의 레이저 파라미터에 대한 탄산염 제거의 차이의 그래프이다.
도 14는 일부 실시예에 따른, 레이저 펄스 후 냉각 시간의 함수로서 모델링된 에나멜 온도의 그래프이다.
도 15는 일부 실시예에 따른 49-위치 패턴 및 패턴 시퀀스를 상징화한다.
도 16a는 그 치수 챔버에 고정된 열전대를 갖는 인간 어금니의 X-선을 도시하고 있다.
도 16b는 일부 실시예에 따른 공기 냉각이 있고 없는 치료 중에 치수 온도 상승의 그래프이다.
도 17은 일부 실시예에 따른, 유체 전달 시스템의 개략도를 도시하고 있다.
도 18은 일부 실시예에 따른, 다른 유체 전달 시스템의 개략도를 도시하고 있다.
도 19a는 일부 실시예에 따라 적용된 스테인을 갖는 분할된 인간 어금니를 도시하고 있다.
도 19b는 일부 실시예에 따른, 그 표면의 약 절반에서 레이저 치료를 받은 적용된 스테인을 갖는 분할된 인간 어금니를 도시하고 있다.
도 20은 일부 실시예에 따른, 폐루프 동작을 위한 레이저 출력 센서의 도면을 도시하고 있다.
도 21a는 일부 실시예에 따른, 일체형 레이저 센서를 포함하는 광학 시스템을 도시하고 있다.
도 21b는 일부 실시예에 따른, 일체형 레이저 센서를 도시하고 있다.
도 22는 일부 실시예에 따른, 일체형 레이저 센서와 관련된 레이저 신호 및 레이저 트리거 신호를 도시하고 있다.
도 23a는 일부 실시예에 따른, 일체형 레이저 센서와 관련된 회로를 도시하고 있다.
도 23b는 일부 실시예에 따른, 일체형 레이저 센서와 관련된 레이저 신호 및 레이저 트리거 신호를 도시하고 있다.
도 24는 다른 실시예에 따른, 일체형 레이저 센서와 관련된 레이저 신호 및 레이저 트리거 신호를 도시하고 있다.
해결해야 할 과제의 정의
현재, 예방 레이저 치료의 효능을 입증하는 20년 이상의 과학적 연구에도 불구하고, 우식 형성 또는 치아 침식을 억제하기 위해 레이저를 사용하는 어떠한 제품 또는 절차도 존재하지 않는다. 그 이유는 다양하고, 이하를 포함한다:
1.) 레이저 크기
예방 치아 치료에 가장 유용한 레이저는 일반적으로 대형인 이산화탄소 또는 TEA 레이저이다. 치과 처치실은 통상적으로 작다. 일부는 심지어 룸 내에 환자, 치과 의사, 및 치과 간호사가 없이도, 많은 조기 연구에서 사용된 레이저를 물리적으로 수용하기에 너무 작다.
2.) 치료 범위
표면의 가열은 일반적으로 치료 범위 내에서 하위 치료 임계값을 초과하고, 상위 용융/절제 임계값 미만인 표면 온도를 발생시켜야 효과적이다. 본 명세서는, 예를 들어, 치료 파라미터가 상위 용융/절제 임계값을 초과되게 하면, 때때로 치아 조직의 용융 및/또는 절제를 설명하기 위해 용어 "표면 개질"을 사용한다. 본 명세서에서 사용될 때, 표면 개질은 치아 조직의 표면의 임의의 관찰 가능한 또는 측정 가능한 개질을 칭하지 않으며; 오히려, 이는 단지 치아 조직의 용융 및/또는 절제만을 칭한다. 예를 들어, 치아 조직의 표면으로부터 탄산염의 제거는 관찰 가능하거나 측정 가능할 수도 있지만, 치아 조직이 용융되거나 절제되지 않으면, 이 용어가 본 명세서에 정의되는 바와 같이, "표면 개질"로 고려되지 않을 것이다.
통상적으로, 이산화탄소 레이저는 가우시안 또는 근-가우시안 에너지 프로파일을 갖는 레이저 빔을 생성한다. 그 결과는 레이저 빔 내의 에너지 밀도가 빔의 단면에 따라 변동하는 것인데, 최고 에너지 밀도는 빔의 중심에 있다. 그리고, 최저 에너지 밀도는 빔의 주연부에 있다. 이 때문에, 단일 레이저 펄스가 치료 범위 아래, 내에, 그리고 위에 있는 에너지 밀도(국소 플루언스)를 갖는 것이 가능하다. 많은 연구가 치료를 위해 요구되는 "[전역] 플루언스"에 초점을 맞추고 있다. 전역 플루언스는 총 빔 면적을 총 펄스 에너지로 나눈 것이다. 레이저 빔의 비일정한 에너지 밀도는 치아의 표면에 가변 가열을 생성하여, 덜 효과적인 치료 및/또는 표면 용융/절제(즉, 본 명세서에 정의된 바와 같이, 표면 개질)를 유발한다. 이것이 일반적으로, 치료된 표면의 현미경 이미지를 포함하는 치아 에나멜에 대한 레이저의 산 저항 효과에 관한 연구 논문이 몇몇 정도의 치아 표면 용융 또는 절제를 나타낼 것인 이유이다.
3.) 치료 속도
치료는 치아의 외부 표면을 가열한다. 이 가열은 치아 내의 치수 조직의 과열 및 괴사를 방지하기 위해, 통상적인 치과 의사 방문보다 더 긴 치료 시간을 요구한다. 예를 들어, 존 페더스톤(John Featherstone) 등이 저술한 논문 ["Rational choice of laser conditions for inhibition of caries progression"] 은 약 10 Hz의 반복률이 치수 가열을 방지하기 위해 선택되어야 한다는 것을 제안하고 있다. 페더스톤은 "최소 10개의 펄스가 각각의 치료 [위치] 에 대해 사용되어야 하고", "25개의 펄스가 최적이었다"고 계속 제안하고 있다. 직경이 1 mm 미만일 수 있는 치아의 단일 위치의 치료는 따라서 1 내지 2.5초 소요될 것이다. 10 mm×10 mm×5 mm 치수의 5면 박스로부터 인간의 어금니 표면적을 근사하는 것은 약 300 mm2의 표면적을 산출한다. 직경 1 mm의 레이저 치료 스폿은 약 0.8 mm2의 면적을 갖는다. 원형 치료 스폿으로 전체 표면을 치료하는 것과 연관된 원 패킹 문제를 무시하고 치료 스폿의 중첩이 없다고 가정하면 어금니당 약 375개의 치료 위치를 요구한다. 위치당 1 내지 2.5초의 속도에서, 단일의 완전히 노출된 어금니를 완전히 치료하는 것은 6 내지 16분이 소요될 것이다. 따라서, 환자의 구강 내의 모든 노출된 에나멜 표면, 또는 심지어 단지 교합면만을 치료하는 것은 이들 레이저 세팅이 제공되면 정기적인 치과 방문 중에는 실현 가능하지 않다.
4.) 레이저 치료의 지시
레이저 치료는 치료된 치아의 표면을 눈에 띄게 변화시키지 않는다. 따라서, 임상의는 어느 영역이 치료되었는지 그리고 어느 영역이 치료되지 않았는지를 인식하는 데 능력이 불충분하다. 레이저 치료는 레이저 빔에 의해 조사된 영역에 국소화되기 때문에, 레이저 빔에 의해 조사되지 않은 임의의 위치는 미치료 상태로 남아 있을 것이고 산에 민감할 것이다. 절차가 효과적일 것을 보장하는 것은 의료 절차 및 의료 디바이스의 중요한 요구이다. 미치료된 치아 경조직으로부터 치료된 경조직을 구별하는 수단이 없이, 모든 치료가 효과적일 것을 보장하는 것이 가능하지 않다.
따라서, 전술된 문제를 처리하는 레이저 기반 치료 시스템 및 방법이 치아 침식을 더 효과적으로 치료하고 치아 우식을 방지하기 위해 요구된다. 이들 문제를 처리하는 레이저 기반 치료 시스템 및 방법이 이하에 설명된다.
레이저 파라미터 선택
상기 문제 번호 1.) 레이저 크기 및 번호 2.) 치료 범위는 레이저 파라미터의 적절한 선택을 통해 대부분 처리된다.
도 1을 참조하면, 미국 매사추세츠주 니덤 소재의 Convergent Dental로부터의 Solea와 같은 예시적인 치과용 레이저 시스템(100)이 도시되어 있다. 일부 실시예에서, 치과용 레이저 시스템(100)은 에나멜, 상아질 및 뼈와 같은 치아 경조직, 뿐만 아니라 치아 연조직을 임상적으로 가능한 속도로 절제할 수도 있다. 예를 들어, Solea는 충치 준비, 뿐만 아니라 연조직 및 골조직의 절제를 요구하는 절차에 대해 FDA 승인을 받았다. 치과용 레이저 시스템(100)은 레이저(도시되지 않음)를 수용하는 카트(102)를 포함한다. 관절식 아암(104)은 카트(102)로부터 핸드 피스(106)로 레이저 빔을 내부로 지향시킨다. 치료 중에, 레이저 빔은 핸드 피스(106)의 원위 단부로 그리고 치아 조직을 향해 추가로 지향된다. 임상의는 터치스크린(108) 및 풋 페달(110)을 통해 치과용 레이저 시스템(100)과 인터페이스할 수도 있다. 일부 실시예에서, 치과용 레이저 시스템(100)은 약 150 와트의 지정된 최대 평균 전력을 갖고 약 9.35 미크론의 파장을 갖는 동위 원소 이산화탄소 레이저(코히어런트 E-150i)를 포함한다. 이 패키지 크기의 이 레이저는 치과 처치실을 위해 적절한 크기인 것으로 시장에서 증명되었다. 그럼에도 불구하고, 예방 레이저 치료가 위생사 처치실에서 사용을 위해 더 작은 패키지에 수용되는 것이 여전히 유리할 가능성이 있다.
페더스톤 등은 그 논문 ["Mechanism of Laser Induced Solubility Reduction of Dental Enamel"] 에서 "표면으로부터 완전한 탄산염 손실을 유발하는 [레이저] 플루언스가 최적의 우식 억제와 일치한다"라고 결론을 내렸다. 에나멜로부터의 탄산염(통상적으로 FTIR에 의해 측정됨)의 제거는 산에 대한 증가된 저항을 갖는 에나멜과 상관된다는 것이 반복적으로 판명되었다. 널리 인정받는 이론은: 탄산염-감소된 에나멜 표면을 더 저항성이게 하는 것이 탄산염의 결여(특히 산 내에서 가용성인 것으로 알려짐)이라고 단정하고 있다. 탄산염은 가열을 통해 치아 경조직으로부터 제거된다. 도 2를 참조하면, 탄산염은 노 내에 배치되고 가열되기 전 및 후에 연마된 인간 어금니에서 측정되었다(FTIR-ATR에 의해). 그래프(200)는 수직축(202)을 따라 퍼센트 단위로 제거된 탄산염을, 그리고 수평축(204)을 따라 섭씨 온도로 노 온도를 나타낸다. 제1 테스트(206) 및 제2 테스트(208)가 모두 그래프(200)에 포함된다. 그래프(200)에 나타낸 결과는 에나멜이 약 300℃ 또는 400℃에서 탄산염 손실을 시작하고 약 800℃ 또는 900℃의 초과의 온도에서 거의 모든 탄산염을 손실한다는 것을 나타내는 조기 연구를 입증한다.
어떻게 레이저 펄스가 치아 에나멜을 가열하는지를 더 양호하게 이해하기 위해, 레이저 펄스로부터의 가열을 받을 때 치아 에나멜의 온도를 모델링하는 수학적 모델이 생성되었다. 모델은 레이저 펄스 중에 에나멜 내에서 발생하는 모든 중요한 온도 관련 현상을 철저하게 설명하도록 의도된다. 모델은 비어의 흡수 법칙(Beer's law of absorption), 뉴턴의 냉각 법칙(Newton's law of cooling) 및 푸리에의 전도 법칙(Fourier's law of conduction)을 포함하는 제1 원리들로부터 유도되었다. 모델은 또한 레이저가 가우시안 에너지 프로파일과 펄스 중에 일정한 피크 전력을 갖는 것으로 가정한다. 흡수도, 반사율 등과 관련된 계수는 가장 최근의 소스로부터 취해졌다. 모델은 본 명세서에 그대로 참조로서 합체되어 있는 미국 가특허 출원 제62/505,450호에 부록 A로서 포함되어 있는 Matlab R2016a에서 실행될 수 있다. 도 3a, 도 4a, 도 5, 도 6a 및 도 7a는 모델의 결과를 도시하고 있다. 도 3b, 도 4b, 도 6b 및 도 7b는 모델링된 결과에 기초하여 레이저 세팅으로부터 제거된 탄산염을 나타내는 FTIR 흡수도 차트이다.
모델의 유용성은 다양한 레이저 파라미터에서 모델에 의해 예측된 에나멜 온도와 이들 레이저 파라미터에서 치료를 받은 후에 에나멜 샘플의 탄산염 함량을 코히어런트 E-150i로 비교함으로써 검증되었다. 구체적으로, 9.35 미크론 파장, 1 마이크로초 펄스 지속 시간, 500 W의 피크 전력, 및 0.39 밀리미터의 초점에서 1/e2 빔 직경의 레이저 파라미터가 실험적으로 표면 용융이 거의 내지 전혀 없이 40% 초과의 탄산염 제거를 신뢰적으로 생성하는 것으로 판명되었다. 이들 파라미터에서 단일 레이저 펄스에 대한 모델로부터의 결과를 상세히 나타내는 플롯(300)이 도 3a에 도시되어 있다. 도 3a를 참조하면, 수직 온도축(302)은 섭씨 온도 단위로 온도를 나타내고, 좌상부로부터 우하부로 지향된 방사축(304)은 가우시안 레이저 빔의 중심으로부터 이격하는 거리를 나타내고, 좌하부로부터 우상부로 지향된 깊이축(306)은 에나멜 내로의 깊이를 나타낸다. 최고 온도가 레이저 빔의 중심 및 에나멜의 표면에서 발생한다는 것을 도 3a로부터 알 수 있다. 온도는 레이저 빔의 가우시안 에너지 프로파일에 따라 레이저 빔의 중심으로부터 방사상으로 감소한다. 온도는 또한 에나멜 내로 더 큰 깊이에 따라 감소한다. 모델은 958℃의 피크 표면 온도, 591℃의 조사된 표면에 대한 평균 표면 온도, 및 400℃ 초과의 온도에서 3 미크론의 최대 깊이를 보고한다. 다시 도 2를 참조하면, 약 600℃에서 노 내에서 제거된 탄산염의 양은 약 40%인 것을 알 수 있다. 도 3b는 치료 전의 대조 표준 에나멜의 스펙트럼(308), 및 이하의 파라미터: 9.35 미크론 파장, 인접한 위치 사이에서 0.2 mm의 19 위치 스캐닝된 패턴, 1.6 마이크로초 펄스 지속 시간, 및 0.39 mm 빔폭을 갖는, 치료를 받은 에나멜의 스펙트럼(310)을 도시하고 있다. 탄산염은 FTIR 흡수도 차트에서 1500 cm-1과 1400 cm-1 사이의 2개의 피크로서 나타난다. 약 1000 cm-1에서 더 큰 피크가 탄산염 제거를 위한 계산에서 기준으로서 사용된다. 탄산염 제거를 위한 계산은 이하에 나타낸다:
또는 이하와 같이 단순화된다(탄산염이 항상 제거되고 첨가되지 않는다고 가정함).
여기서, Acarb,treat는 치료된 샘플에 대한 탄산염 피크 아래의 면적이고, Aref,treat는 치료된 샘플에 대한 기준 피크 아래의 면적이고, Acarb,ctrl은 미치료된 샘플에 대한 탄산염 피크 아래의 면적이고, Aref,ctrl은 미치료된 샘플에 대한 기준 피크 아래의 면적이다. 도 3b를 참조하면, 대략 60%의 탄산염이 제거되었고, 표면 용융이 관찰되지 않았다. 어느 파라미터가 상이한 레이저 또는 레이저 파라미터로 유사한 결과를 생성하는 데 요구되는지를 이 모델을 사용하여 대략적으로 예측하는 것이 가능하다.
코히어런트 C30 CO2 레이저는 E-150i보다 훨씬 작고 9.35 미크론의 파장, 및 약 35 W의 피크 전력을 갖는다. C30 레이저는 탁상용 패키지에 수용될 수도 있어, 따라서 치과 처치실에서 점유하는 공간을 제한한다. 모델링 전에, C30만큼 작은 레이저가 예방 치료에 신뢰적으로 사용될 수 있다는 것이 즉시 인식 가능하지 않았다. 수학적 모델은 상기 코히어런트 E-150i와 유사한 모델링된 결과를 생성하는 레이저 파라미터를 결정하기 위해 사용되었다. 도 4a를 참조하면, 모델은 9 마이크로초 펄스폭 및 0.26 1/e2 빔 직경이, 983℃의 피크 표면 온도, 606℃의 빔 직경 내의 평균 표면 온도, 및 4 미크론의 400℃ 초과의 온도를 갖는 최대 깊이를 생성하는 것을 예측한다. 온도축(402), 방사축(404) 및 깊이축(406)을 갖는 플롯(400)이 도 4a에 도시되어 있다. C30의 유용성을 증명하기 위해, 상기 모델링된 결과에 응답하여 49-위치 스캐닝된 레이저 패턴이 전개되었다. 49개의 위치는 육각형 패킹 배열로 배열되고 인접한 위치는 0.15 mm만큼 분리된다. 스캐닝된 레이저 패턴은 이하에 더 설명된다. 전술된 패턴을 갖는 C30 레이저를 사용하여, 9 마이크로초 펄스 지속 시간 및 0.26 빔폭은 약 50%의 탄산염이 소(Bovine)의 에나멜 샘플로부터 제거되게 하였다. 미치료된 소의 에나멜 샘플(408) 및 치료된 샘플(410)의 FTIR 스펙트럼이 도 4b에 도시되어 있다.
일부 실시예에 따르면, 약 10.6 미크론의 파장을 갖는 CO2 레이저가 사용된다. 다시 수학적 모델은 파라미터 선택을 안내하고 성능을 예측하는 데 사용된다. 코히어런트 C50과 같은 100 W의 피크 전력을 갖는 10.6 미크론 레이저가 모델링되고 결과가 도 5에 플롯팅된다. 플롯(500)은 온도축(502), 방사축(504) 및 깊이축(504)을 갖는다. 0.39 mm의 빔폭, 및 20 마이크로초의 펄스 지속 시간은, 966℃의 피크 표면 온도, 595℃의 빔 직경 내의 평균 표면 온도 섭씨, 및 14 미크론의 400℃ 초과의 온도를 갖는 최대 깊이를 야기한다. 10.6 미크론 레이저는 에나멜 내로 더 깊게 침투하고, 따라서 동일한 표면적을 치료하기 위해 더 많은 에너지를 요구한다는 것이 주목되어야 한다. 치아 내로 전달되는 총 에너지는 펄스당 2 mJ로 추정된다. 동일한 빔폭, 및 유사한 표면 온도를 야기하는 파라미터를 갖는 9.35 미크론 파장 E-150i는 단지 펄스당 추정된 0.4 mJ만을 전달한다. 그러나, 10.6 미크론 파장 레이저는 약 14 미크론의 깊이로 치료하기 때문에, E-150i는 단지 약 3 미크론 깊이까지만 치료한다.
다시 E-150i 레이저로 복귀하면, 일부 실시예는 E-150i가 5 마이크로초 초과의 펄스 지속 시간에서 펄스화되도록 요구한다. E-150i의 피크 전력이 5 마이크로초에서 300 W인 것으로 가정하면, 0.6 mm 빔폭은 976℃의 피크 표면 온도, 600℃의 빔폭 내의 평균 표면 온도, 및 4 미크론의 400℃ 초과의 온도를 갖는 최대 깊이의 모델링된 결과를 생성한다. 이들 파라미터의 모델링된 결과의 플롯(600)이 도 6a에 도시되어 있다. 플롯(600)은 온도축(602), 방사축(604) 및 깊이축(606)을 포함한다. 0.66 mm 빔폭 및 4.6 및 6.6 마이크로초 펄스 지속 시간을 갖는 레이저 펄스를 생성하는 E-150i가 소의 에나멜을 치료하기 위해 사용되었다. 0.66 mm 빔폭은 레이저 빔이 패턴으로 스캐닝되지 않고, 대신에 레이저 펄스가 단일 위치에 지향되게 하기에 충분히 크다. 에나멜 내의 대략 41%의 탄산염이 4.6 마이크로초 펄스 지속 시간을 사용하여 제거되었고, 에나멜 내의 대략 50%의 탄산염이 6.6 마이크로초 펄스 지속 시간을 사용하여 제거되었다. 도 6b는 미치료된 소의 에나멜의 FTIR 스펙트럼(608), 4.6 마이크로초 펄스로 치료된 소의 에나멜의 FTIR 스펙트럼(610) 및 6.6 마이크로초 펄스로 치료된 소의 에나멜의 FTIR 스펙트럼(612)을 도시하고 있다.
일부 실시예에서, 파라미터는 E-150i가 10 마이크로초의 펄스 지속 시간을 갖는 레이저 펄스에서 펄스화할 수 있도록 수정된다. 예를 들어, 대략 10 마이크로초의 펄스 지속 시간에서 E-150i를 동작하는 것은 약 300 W의 피크 전력을 야기한다. 수학적 모델에 따르면, 약 0.79 mm의 스폿 크기는 974℃의 피크 표면 온도, 598℃의 빔폭 내의 평균 표면 온도, 및 4 미크론의 400℃ 초과의 온도를 갖는 최대 깊이를 야기한다. 도 7a는 온도축(702), 방사축(704) 및 깊이축(706)을 갖는 플롯(700)을 도시하고 있다.
0.65 mm 내지 0.85 mm의 1/e2 폭을 갖는 초점(710)을 생성하는 데 사용되는 광학 시스템(708)이 도 7b에 도시되어 있다. 시트의 우상부 코너에서 시작하여, 레이저 소스(712)(예를 들어, 코히어런트 E-150i)는 레이저(714)를 발생한다. 보정 광학계(716)가 레이저(713)의 하나의 축의 발산을 보정한다. 예시적인 보정 광학계(716)는 544.18 mm의 곡률 반경을 갖는 ZnS 평면-볼록 실린더 렌즈이고 레이저 소스(712)의 원위면(718)으로부터 160 mm에 위치된다. 시준 광학계(720)가 레이저(714)를 서서히 포커싱하는 데 사용될 수도 있다. 예시적인 시준 광학계(720)는 약 460 mm의 곡률을 갖는 ZnS 평면-볼록 렌즈이고, 레이저 소스(712)의 원위면(718)으로부터 약 438 mm에 위치된다. 일부 실시예에서, 관절식 아암(722)이 레이저(714)를 지향시키기 위해 사용된다. 초점 광학계(724)는 관절식 아암(722)의 다음에 위치된다. 일부 실시예에서, 초점 광학계(724)는 레이저 소스(712)의 원위면(718)으로부터 약 1802 mm에 위치된 약 280.5 mm의 곡률 반경을 갖는 ZnSe 평면 볼록 렌즈(예를 들어, Thorlabs 부품 번호 LA7228-G)이다. 일부 실시예에서, 2축 검류계와 같은 빔 안내 시스템(726)이 초점 광학계(724)의 빔에 아래에 위치된다. 핸드 피스(728)가 마찬가지로 초점 광학계(724)의 다음에 위치되고, 레이저(714)를 치료 영역을 향해 지향시킨다. 일부 실시예에서, 초점(710)은 초점 광학계(724)로부터 약 240 mm, 그리고 핸드 피스(728) 외부에 약 15 mm에 위치된다.
도 7c, 도 7f 및 도 7g를 참조하면, E-150i는 초점에서 0.82 mm의 빔폭, 8uS 펄스 지속 시간, 0.35 mm 간격을 갖는 7-위치 스캐닝된 패턴, 및 200 Hz 반복률로 사용된다. 인간 에나멜 샘플이 3.0 mm/S에서 2회 통과 동안 전동 스테이지에서 스캐닝된 레이저 패턴의 전방으로 이동되었다. 도 7c는 이들 파라미터로 치료 전(742) 및 후(744)의 인간 에나멜의 FTIR 그래프(740)를 도시하고 있다. 제거된 탄산염은 약 50%인 것으로 판명되었다.
도 7d 및 도 7f를 참조하면, E-150i는 초점에서 0.82 mm의 빔폭, 10uS 펄스 지속 시간, 0.35 mm 간격을 갖는 7-위치 스캐닝된 패턴, 및 200 Hz 반복률로 사용된다. 인간 에나멜 샘플이 3.0 mm/S에서 2회 통과 동안 전동 스테이지에서 스캐닝된 레이저 패턴의 전방으로 이동되었다. 도 7d는 이들 파라미터로 치료 전(752) 및 후(754)의 인간 에나멜의 FTIR 그래프(750)를 도시하고 있다. 제거된 탄산염은 약 75%인 것으로 판명되었다. 도 7c 및 도 7d에 도시된 치료들 사이의 레이저 파라미터의 유일한 차이는 펄스 지속 시간, 각각 8uS 및 10uS이다. 10uS 파라미터로 치료되는 샘플은 8uS 파라미터로 치료된 샘플보다 더 많은 탄산염이 제거되었다는 것을 알 수 있다.
산 저항을 증명하기 위해, 실시예를 이용하는 테스트로부터의 방법 및 결과가 도 7e 내지 도 7g를 참조하여 개시된다. 다수의 인간 어금니 샘플이 8 및 10 마이크로초 펄스의 모두로 전술된 바와 같이 치료되었다. 샘플은 이어서 네일 폴리시로 마스킹되었고 30분 동안 침식 공격에 방치되었다. 침식 공격은 온도: 35℃, pH: 3.6(시트레이트 버퍼), 산: 0.052 M 시트르산, 및 교반: 150 RPM 교반 바아를 포함하는 파라미터를 가졌다. 침식 공격 후에, 샘플은 제거되었고 아세톤이 네일 폴리시를 제거하는 데 사용되었다. 3d 현미경(1000x 대물 렌즈가 있는 Hirox RH-2000)가 침식된 표면 깊이를 측정하기 위해 사용되었다. 도 7e는 샘플 표면(760)의 이미지를 도시하고 있다. 마스킹된 표면(762)은 침식의 징후를 나타내지 않는다. 미치료된(대조 표준) 표면(764)은 현저한 침식을 나타낸다. 그리고, 치료된 표면(766)은 단지 약간의 침식만을 나타낸다. 침식 저항, % 저항은 대조 표준 표면(764)과 마스킹된 표면(762) 사이의 높이차(Dcontrol), 및 대조 표준 표면(764)과 치료된 표면(766) 사이의 높이차(Ddifference)에 기초하여 계산되었다.
도 7f는 8uS 파라미터(774) 및 10uS 파라미터(776)의 모두에 대한 산 저항(772)을 수직축 상에 도시하고 있는 그래프(770)를 포함한다. 그래프 상의 에러 바아(770)는 산 저항에 대한 95% 신뢰 구간을 나타낸다. 레이저 치료가 산 용해에 영향을 미치지 않는다는 귀무 가설(null hypothesis)(H0)이 도 7g를 참조하여 처리된다. 도 7g는 8uS 레이저 파라미터로 치료된 침식된 샘플의 그래프(780)를 포함한다. 그래프는 미크론 단위의 침식된 깊이의 수직축(782)을 갖는다. 그래프(780)는 3개의 상이한 깊이: 1.) 대조 표준 표면(764)과 마스킹된 표면(762) 사이의 Dcontrol(784), 2.) 대조 표준 표면(764)과 치료된 표면(766) 사이의 Ddifference(786), 및 3.) 치료된 표면(766)과 마스킹된 표면(762) 사이의 Dtreated(788)를 나타내고 있다. 도 7g의 에러 바아는 다시 95% 신뢰 구간을 나타낸다. 그래프(780)로부터 알 수 있는 바와 같이, 치료된 표면 깊이(788) 및 대조 표준 표면 깊이(784)는 중첩하지 않는다. 따라서, 귀무 가설(H0)은 따라서 치료된 표면 깊이 평균(788)과 대조 표준 표면 깊이 평균(784)이 상이하다는 95% 초과의 신뢰도가 존재하기 때문에 거짓인 것으로 증명된다.
도 3a, 도 4a, 도 5, 도 6a, 및 도 7a에 관련된 개시내용이 이하의 표 1에 요약되어 있다.
표 1: 유사한 에나멜 온도 결과를 생성하는 상이한 레이저 파라미터
Figure 112020001862182-pct00004
도 3b, 도 4b, 도 6b, 도 7c, 및 도 7d에 관련된 개시내용이 이하의 표 2에 요약되어 있다.
표 2: 유사한 탄산염 제거 결과를 생성하는 상이한 레이저 파라미터
Figure 112020001862182-pct00005
도 7f에 관련된 개시내용이 이하의 표 3에 요약되어 있다.
표 3: 유사한 산 침식 결과를 생성하는 상이한 레이저 파라미터
Figure 112020001862182-pct00006
가열될 때 연마된 편평한 에나멜은 현미경 하에서 "스케일(scales)"을 볼 수 있다. 이 스케일은 에나멜 막대 또는 에나멜 막대 그룹인 것으로 고려된다. 연마된 에나멜은 노 내에 배치되어 가열되었다. "스케일"은 약 400℃의 온도에서 존재하기 시작하는 것으로 판명되었다(도 8a 참조). 약 900℃의 온도에서, "스케일"은 표면을 거의 완전히 커버한다(도 8b 참조). 약 1200℃의 온도에서, 표면 용융이 존재하기 시작한다(도 8c 참조). "스케일"은 연마된 에나멜 샘플에서 단지 확대시에만 존재한다. 비연마된 샘플에서, "스케일"은 존재하지 않는데, 이는 가능하게는 치아 에나멜의 외부 표면이 에나멜 막대의 집성체가 아니라, 대신에 더 균질한 에나멜의 층이기 때문이다. "스케일링" 효과는 탄산염 제거와 양호하게 상관된다. "스케일"은 탄산염이 제거되기 시작하는 온도에서 존재하기 시작하고, "스케일링"은 탄산염이 거의 제거되는 온도에서 거의 완료된다. 탄산염 제거는 산 저항과 상관 관계가 있는 것으로 반복적으로 증명되었기 때문에, 연마된 에나멜 내의 "스케일"의 존재는 시험관내에서 효과적인 치료를 위한 시각적 큐일 수 있다.
치료된 표면에서 시각적 큐를 사용하는 것은 에너지 밀도 임계값의 본 출원인의 이해를 통지할 수 있다. 예를 들어, E-150i 레이저는, 이하의 파라미터: 0.66 mm 빔폭, 200 Hz 반복률, 및 3.28 mJ 에너지 펄스를 생성하는 10.6 마이크로초 펄스 지속 시간을 사용하여 단일 위치에서 10개의 펄스를 생성하는 데 사용되었다. 소의 에나멜 샘플이 조사되었고 200X 배율에서 관찰되었다. 샘플의 이미지가 도 9a에 도시되어 있다. 3개의 원이 도 9a에 존재한다. 외부 원(902)은 약간의 표면 효과와 무 표면 효과 사이의 구분을 추정한다. 중간 원(904)은 중간 원 내에서 거의 완전한 또는 완전한 "스케일링" 및 중간 원 외부에 적은 또는 불완전한 스케일링을 갖는 것의 구분을 추정한다. 마지막으로, 내부 원(906)은 내부 원 내부의 용융과 내부 원 외부의 비용융 사이의 구분을 추정한다. 도 9b를 참조하면, 펄스 에너지 및 레이저 빔폭이 주어지고 가우시안 에너지 프로파일을 가정하면, 에너지 밀도 프로파일(908)이 추정될 수 있다. 에너지 밀도 프로파일(908)은 수직축(910) 상의 J/cm2의 국소 플루언스와 수평축(914) 상의 레이저 빔(912)의 중심으로부터의 미크론 단위의 반경방향 거리 사이의 관계를 나타낸다. 에너지 밀도 프로파일(908)을 중심으로 중간 원 직경(918) 및 내부 원 직경(916)을 플롯팅하는 것은 표면 효과가 어느 국소 플루언스에서 발생하는지의 추정을 제공한다. 따라서, 완전한 "스케일링" 플루언스(920)가 약 0.8 J/cm2 내지 약 1.6 J/cm2인 것이 도 9b로부터 추정될 수 있다. 일부 실시예에 따르면, "스케일링" 플루언스 범위(920)는 중간 원(918)에서의 국소 플루언스에 의해 표현되는 하위 임계 플루언스(또는 하위 치료 플루언스)와, 내부 원(916)에서의 국소 플루언스에 의해 표현되는 상위 임계 플루언스 사이의 치료 플루언스 범위를 표현한다.
상기 프로세스는, 이하의 파라미터: 0.66 mm 빔폭, 200 Hz 반복률, 및 3.87 mJ 에너지 펄스를 생성하는 12.6 마이크로초 펄스 지속 시간을 사용하여 단일 위치에서 10개의 펄스를 생성하는 데 사용되었던 E-150i 레이저에 의해 반복되었다. 소의 에나멜 샘플이 조사되었고 200X 배율에서 관찰되었다. 샘플의 이미지가 도 10a에 도시되어 있다. 3개의 원이 도 10a에 존재한다. 외부 원(1002)은 약간의 표면 효과와 무 표면 효과 사이의 구분을 추정한다. 중간 원(1004)은 중간 원 내에서 거의 완전한 또는 완전한 스케일링 및 중간 원 외부에 적은 또는 불완전한 스케일링을 갖는 것의 구분을 추정한다. 마지막으로, 내부 원(1006)은 내부 원 내부의 용융과 내부 원 외부의 비용융 사이의 구분을 추정한다. 도 10b를 참조하면, 펄스 에너지 및 레이저 빔폭이 주어지고 가우시안 에너지 프로파일을 가정하면, 에너지 밀도 프로파일(1008)이 추정될 수 있다. 에너지 밀도 프로파일(1008)은 수직축(1010) 상의 J/cm2의 국소 플루언스와 수평축(1014) 상의 레이저 빔(1012)의 중심으로부터의 미크론 단위의 반경방향 거리 사이의 관계를 나타낸다. 에너지 밀도 프로파일(1008)을 중심으로 중간 원 직경(1016) 및 내부 원 직경(1018)을 플롯팅하는 것은 표면 효과가 어느 국소 플루언스에서 발생하는지의 추정을 제공한다. 따라서, 도 10a 및 도 10b를 참조하여 개시된 실시예를 참조하여, 완전한 스케일링 플루언스(1020) 약 0.7 J/cm2 내지 약 1.5 J/cm2이라는 것이 도 10b로부터 추정될 수 있다. 이 실험은 9.35 미크론 레이저, 빔폭, 펄스 에너지, 반복률 및 레이저 펄스의 수로 다수회(n = 35) 실행되었다. 도 10c는 수직축(1028)을 따라, mJ/micron2의 국소 플루언스를 갖는 박스 플롯을 도시하고 있다. "스케일링" 임계값(1030)은 약 0.7 J/cm2의 중간값을 갖는다. 그리고, 용융 임계값(1032)은 약 1.5 J/cm2의 중간 값, 및 1.1 J/cm2 초과의 하위 휘스커 값을 갖는다. 이 결과가 주어지면, 9.35 미크론 레이저는 통상적으로 약 0.7 J/cm2의 국소 플루언스 임계값에서 "스케일링"을 나타내기 시작하고, 용융은 약 1.5 J/cm2의 국소 플루언스에서 발생하기 시작한다. 그리고, 일반적으로 1.1 J/cm2 미만의 국소 플루언스에서 9.35 미크론 레이저는 용융을 생성하지 않는다. 이들 추정은 9.6, 10.2 및 10.6 미크론과 같은 다른 파장 레이저에 대해 수행될 수도 있다. 일부 실시예에서, 시각적 큐로부터 유도된 국소 플루언스 추정은 파라미터 선택을 보조하고, 특히 문제 번호 2.) 치료 범위를 처리할 수 있다. 일부 실시예에서, 치료 범위는 치료가 일반적으로 발생하는 하위 임계 플루언스와 그 초과에서 바람직하지 않은 결과가 발생할 수 있는 상위 임계 플루언스 사이에서 발견될 수도 있다. 예를 들어, 일부 실시예에서, 펄스 지속 시간(또는 펄스 에너지) 및 레이저 빔폭은, 플루언스 프로파일의 일부 부분을 하위 치료 플루언스(예로서, 0.7 J/cm2) 초과로 유지하면서, 최소 용융 플루언스 임계값(1.1 J/cm2) 미만의 최대 국소 플루언스를 갖는 플루언스 프로파일(예를 들어, 레이저 빔의 중심에 위치됨)을 생성하기 위해 선택된다.
다양한 실시예에서, 레이저 시스템은 최종적인 플루언스가 치료 범위 내에 있도록, 하나 이상의 광학계를 사용하여 빔폭을 규정하고, 규정된 빔폭에 기초하여 레이저 빔 펄스의 펄스 에너지를 제어하기 위해 제어기를 사용함으로써 전술된 치료 플루언스 범위를 달성한다. 전술된 바와 같이, 치료 플루언스 범위는 달성하기 어렵고 다양한 레이저 파라미터의 정밀하고 원리적인 제어에 크게 의존한다. 일부 예에서, 치료 플루언스 범위를 달성하기 위해, 레이저 파라미터는 일반적으로 치료 플루언스 범위를 달성하는 목적으로 제어되어야 한다. 예를 들어, 펄스 에너지가 규정된 빔폭에 기초하여 제어되는 시스템에서, 치료 플루언스는 그것이 시스템의 목적인 경우에만 달성될 수도 있다. 달리 말하면, 단지 종래의 레이저 시스템이 펄스 에너지를 제어할 수 있다고 해서, 특히 시스템이 치료 플루언스 범위 내에서 동작할 이유가 없는 경우, 치료 플루언스 범위를 달성하기 위해 펄스 에너지를 제어할 수 있다는 것을 의미하지는 않는다. 예를 들어, 펄스 에너지를 제어하는 것이 가능하지만, 플루언스 범위 내에서 동작하는 것이 이러한 시스템의 목적이 아니기 때문에, 치료 플루언스 범위 내에서 동작하도록, 치료 플루언스 범위 밖에서(예를 들어, 용융/절제, 즉 용어가 본 명세서에 정의되는 바와 같이 표면 개질을 수행하기 위한 상위 임계값 초과) 동작하는 레이저 시스템을 수정하는 것은 통상의 기술자에게 명백하지 않을 것이다.
상기에 언급된 바와 같이, 빔 안내 시스템의 사용을 통한 레이저 빔 스캐닝의 통합은 레이저 빔이 치료 구역의 상이한 영역으로 지향되게 한다. 빔 안내 시스템의 예는 본 명세서에 참조로서 합체되어 있는 미국 특허 출원 제13/603,165호 및 제62/332,586호에 설명되어 있다. 레이저 빔 스캐닝은 단일 초점 스폿에 의해 가능할 것보다 더 넓은 면적이 레이저에 의해 치료되게 한다. 부가적으로, 스캐닝은 치료 플루언스와 함께 더 많은 표면이 균등하게 조사되는 것을 보장한다. 패턴은 스캐닝과 연관된 파라미터, 예를 들어 점프 간격, 또는 레이저 패턴에서 하나의 지점과 다른 지점 사이의 시간; 체류 시간, 또는 패턴 내의 단일 지점에서 소비된 시간; 기하학 구조, 또는 패턴 내의 모든 점의 위치; 및 지점 시퀀스, 또는 빔이 지향되는 연속적인 지점의 리스트를 규정하는 데 사용된다. 빔 안내 시스템과 함께 펄스화된 레이저의 사용과 연관된 파라미터는 본 명세서에 참조로서 합체되어 있는 미국 특허 출원 제14/172,562호에 상세히 개시되어 있다. 예시적인 빔 안내 시스템은 검류계와 같은 스캐너와, 빔 안내 시스템 뿐만 아니라 레이저 소스를 제어하기 위한 제어기를 사용한다. 예시적인 제어기는 미국 매사추세츠주 액턴 소재의 Lanmark Controls로부터의 Maestro 3000 제어기이다.
빔 안내 시스템 또는 스캐닝 능력을 갖지 않는 펄스화 레이저 시스템은 2개의 파라미터: 펄스 폭 및 반복률의 사용을 통해 레이저를 펄스화할 수도 있다. 레이저 소스를 제어하기 위해 적합한 제어기는 신호 발생기이다. 캘리포니아 대학교 샌프란시스코 및 다른 곳에서 수행된 이전의 연구는 9.3 미크론 레이저에 의해 치료되는 치아 경조직이 약 2uS의 열 이완 시간을 갖는다는 것을 나타내고 있다. 이 값은 펄스 폭 파라미터를 위한 바람직한 한계를 규정하는 데 도움이 된다. 그러나, 치아 경조직 치료 중에 레이저 빔의 빔 안내 또는 스캐닝과 연관된 파라미터에 대한 적합한 범위를 규정하기 위한 연구는 거의 행해져 있지 않다.
일부 실시예에 따라 육각형 패턴으로 배열된 7-위치 패턴(1100)이 도 11에 도시되어 있다. 간격(1102)은 인접한 위치 사이들에 존재한다. 육각형 패턴은 모든 인접 지점들 사이에 단일 간격을 유지하여, 패턴을 규정하기 위해 요구되는 파라미터의 수를 최소화하기 때문에, 일부 실시예에서 유리하다. 상기에 언급된 바와 같이, 일부 실시예에서, 간격(1102)은 레이저 펄스 또는 시각적 큐를 갖는 국소 플루언스에 기초하여 선택된다. 일부 실시예에 따르면, E-150i 레이저는 0.9 mm 빔폭, 18.6 마이크로초 펄스 지속 시간, 200 Hz 반복률, 및 0.45 mm의 간격을 갖는 7-위치 육각형 패턴과 함께 사용된다. 상기 파라미터에서 레이저 치료 후의 연마된 에나멜 표면이 도 12에 도시되어 있다. 도 12는 200X 배율에서 표면(1200)을 도시하고 있다. 전체 표면이 부분적으로 "스케일링"되지만, 광 마크(1202)가 존재하는 것을 알 수 있다. 4개의 원(1104)이 도 12에서 4개의 광 마크에 대한 추정 직경으로 도시되어 있다. 약 0.17 mm의 평균 원 직경이 발견되었다. 광 마크는 샘플 표면에서 더 큰 가열(및 더 효과적인 치료)을 나타내는 시각적 큐인 것으로 고려된다. 치료 플루언스 폭은, 그 초과에서 국소 플루언스가 하위 치료 임계값을 초과하는 폭 또는 직경이다. 도 12를 참조하면, 치료 플루언스 폭은 약 0.17 mm의 평균 원 직경에 대응한다. 이에 응답하여, 치료 플루언스 폭에 기초하여 0.17 mm의 위치 간격을 갖는 7-위치 패턴과 대략 동일한 총 크기의 19-위치 육각형 패턴이 선택되었다. 도 13은 모든 다른 레이저 파라미터가 일정하게 유지되는 동안, 0.45 mm 이격된 패턴(1302)과 0.17 mm 이격된 패턴(1304)의 모두에 대한 탄산염 제거 측정치를 나타내는 그래프(1300)를 포함한다. 0.45 mm 이격된 패턴보다 0.17 mm 이격된 패턴에 의해 더 많은 탄산염이 제거되는 것이 도 13으로부터 이해될 수 있다. 따라서, 일부 실시예에서, 연마된 에나멜 샘플 내의 시각적 큐에 따라 스캐닝된 위치를 이격시키는 것이 유리하다.
일부 실시예에서, 스캐닝된 레이저 패턴 내의 인접한 위치들 사이의 간격은 레이저 빔폭, 하위 임계 플루언스 및 상위 임계 플루언스에 기초하여 선택된다. 펄스 에너지를 일정하게 유지하고 최대 국소 플루언스가 상위 임계 플루언스를 초과하지 않는 것을 보장하도록 빔폭을 선택하는 것은 이하의 식을 사용하여 수행될 수도 있는데:
여기서, E는 펄스 에너지이고 ω는 빔폭의 절반이고, I0<Imelt이다. 치료 플루언스 폭은 반경(r) 내에 존재하고, 여기서 I(r)>Itreat이고, 또는 주어진 반경에서의 I(r) 또는 국소 플루언스는 이하와 같이 추정될 수도 있다:
빔폭에 대한 치료 플루언스 폭의 비 또는 r/ω는 이하의 식에 따라 추정될 수도 있다:
예를 들어, 하위 임계 플루언스(Itreat)가 0.7(J/cm2)이고 상위 임계 플루언스(Imelt) 및 최대 국소 플루언스(I0)가 1.1(J/cm2)인 도 10c로 다시 복귀하면, 하위 임계 플루언스보다 높은 빔폭의 비(2ω)는 약 47.5%이다. 따라서, 표면의 균일한 치료를 보장하기 위해 인접한 위치들 사이의 간격은 0.475*빔폭 미만이어야 한다.
문제 번호 2.) 치료 범위의 다른 명시는 레이저 펄스의 에너지 밀도가 아니라 단일 위치를 향해 지향된 다수의 레이저 펄스와 관련이 있다. 각각의 레이저 펄스가 위치를 가열하고, 각각의 후속 펄스가 상승된 온도를 갖는 동안 위치에 작용하면, 표면 용융은 위치에서 작용하는 펄스의 수의 함수가 될 수 있다. 일부 실시예에 따르면, 단일 위치를 조사하는 복수의 레이저 펄스는 각각의 연속적인 펄스로 단일 위치에서 표면 온도를 상승시키지 않는다. 대신에, 복수의 레이저 펄스의 각각은, 일단 표면 온도가 제1 레이저 펄스에 앞서 대략 초기 표면 온도이면 단일 위치를 조사한다. 따라서, 각각의 레이저 펄스는, 다수의 선행 레이저 펄스에 무관하게, 제1 레이저 펄스와 유사하게 표면 온도를 상승시킬 것이다. 달리 말하면, 각각의 레이저 펄스는 제1 레이저 펄스로부터 발생하는 상승된 표면 온도와 유사한, 상승된 표면 온도로 표면 온도를 상승시킬 것이다. 전술된 수학적 모델은 레이저 펄스 후에 표면 온도가 초기 온도로 복귀하는 데 필요한 시간량을 추정하기 위해 수정되었다. 이 시간량의 예시적인 추정이 이하에 설명된다.
이 모델은 500 W의 피크 전력, 1 마이크로초의 펄스 지속 시간, 및 0.385 밀리미터의 빔폭으로 실행되었다. 초기 표면 온도는 35℃이고 주위 온도는 20℃이다. 최종 온도는 0.1, 1, 10, 100, 1000 및 10000 마이크로초 후에 발견되었다(이하 표 4 참조).
표 4: 레이저 펄스 후 모델링된 에나멜 온도
Figure 112020001862182-pct00010
표 3의 내용은 도 14에서 그래프(1400)로 도시되어 있다. 온도는 수직축(402)을 따라 섭씨 온도로 나타낸다. 레이저 펄스 후 시간은 수평축(404)을 따라 마이크로초 자릿수로 나타낸다. 그래프(1400)는 피크 표면 온도 데이터 포인트(1406), 평균 스폿 온도 데이터 포인트(1408), 피크 표면 온도 트렌드 라인(1410), 및 평균 스폿 온도 트렌드 라인(1412)을 포함한다. 트렌드 라인에 대한 수학식 및 R-제곱값은 이하에 나타낸다:
여기서, Tpeak는 피크 표면 온도이고, n은 시간 t = 1×10n인 경우에 마이크로초의 자릿수이고, Tavg는 평균 스폿 표면 온도이다. 트렌드 라인에 기초하여, 평균 스폿 표면 온도는 약 103.492 마이크로초 또는 3.1 mS 후에 40℃에 도달한다. 그리고, 피크 표면 온도는 약 103.505 마이크로초, 또는 약 3.2 mS 후에 40℃에 도달한다. 따라서, 일부 실시예에서, 단일 위치 또는 2개의 중첩 위치로 지향된 레이저 펄스들 사이에 적어도 3.2 mS가 경과한다.
일부 실시예에 따르면, 제1 위치로 지향된 제1 펄스 이후 및 제1 위치(또는 일부 경우에, 제1 위치의 이웃)로 지향된 제2 펄스 전에 중간 펄스를 중간 위치로 지향시키는 스캐닝된 패턴 시퀀스가 사용된다. 본 명세서에서 사용될 때, 제1 위치의 이웃은 미리 결정된 임계값 이하의 거리(예를 들어, 제1 위치의 크기의 백분율, 예를 들어, 제1 위치의 직경의 2%, 5%, 10%, 25%, 50%, 75% 및/또는 100%)만큼 제1 위치에 접하고, 중첩하고, 그리고/또는 이격된 위치(예를 들어, 레이저 펄스에 의해 충돌되는 영역)이다. 일부 실시예에 따른 시퀀스를 도시하고 있는 예시적인 49-위치 패턴(1500)이 도 15에 도시되어 있다. 예시적인 49-위치 패턴(1500)은 레이저 빔폭(1504)보다 작고 약 1/3 빔폭보다 큰 간격(1502)에 매우 적합하다. 이 관계가 주어지면, 예시적인 49-위치 패턴(1500)의 시퀀스는 중첩 레이저 펄스 사이들에 6개의 중간 펄스를 허용한다. 다시 도 14를 참조하면, 동일한 위치에서 작용하는 펄스들 사이에 적어도 3.2 mS의 냉각 시간이 경과해야 한다. 따라서, 스캐닝과 관련된 파라미터는, 각각의 중첩 위치(예를 들어, 위치 1과 위치 8) 사이에 3.2 mS가 경과하는 것을 보장하도록 조정될 수 있다. 중첩 펄스들 사이에 충분한 냉각 시간을 또한 유지하는 중간 펄스 위치를 갖는 패턴 시퀀스가 부가의 펄스로부터 원하지 않는 가열을 유도하지 않으면서 치료 영역으로 지향된 단위 시간당 펄스 수를 증가시킨다.
치아 경조직 냉각
일부 실시예에서, 치료를 받는 치아 경조직을 냉각시키기 위해 능동 냉각이 구현된다. 능동 냉각은 치료 중에 치료 영역을 향해 더 많은 레이저 전력이 지향되게 하고, 따라서 느린 치료 속도, 또는 문제 번호 3.) 치료 속도를 처리한다.
일부 실시예에서, 능동 냉각은 치아 경조직을 향해 지향된 유체의 유동을 제공하는 유체 시스템을 통해 구현된다. 일부 실시예에서, 유체는 공기를 포함하고 치아 경조직을 향해 연속적으로 지향된다. 다시 수학적 모델을 참조하면, 자연 대류를 나타내는 10 W/m2으로부터 강제 대류를 나타내는 100 W/m2로 대류 계수를 증가시키는 것이 레이저 펄스 중에 에나멜의 가열에 무시할만한 변화를 유발한다는 것이 판명되었다. 탄산염 제거(FTIR-ATR에 의해 측정된 바와 같은)는 대류 냉각의 존재에 의해 영향을 받지 않는 것으로 반복 테스트를 통해 판명되었다.
이제, 도 16a를 참조하면, 그 치수 챔버 내에 열전대(1604)를 갖는 인간 어금니 샘플(1602)의 X-선(1600)이 도시되어 있다. 샘플의 치수 챔버(1602) 내에서 열전대(1604)로 치아 치료 중에 치수 온도 상승을 측정하는 것이 일반적인 관례이다. 통상적으로, 치아 치료는 안전한 것으로 고려되기 위해 5.5℃ 미만의 치수 온도 상승을 유지해야 한다. 도 16b는 수직축(1608)을 따라 표시되는 섭씨 온도 단위의 치수 온도 및 수평축(1610)을 따라 표시되는 초 단위의 치료 시간을 갖는 그래프(1606)를 포함한다. 그래프(1606)는 약 0.7 W 평균 전력을 생성하는 E-150i로 예시적인 치료 중에 치수 온도 상승을 도시하고 있다. 초기 치수 온도는 약 35℃이다. 분위기 온도는 약 20℃이다. 냉각이 없는(1612) 0.7 W 치료를 받는 샘플(1602)의 치수 온도는 1분 미만에 5.5도 초과의 상승으로 빠르게 상승한다. 냉각이 있는(1614) 0.7 W 치료 중의 온도 상승은 동일한 기간에 걸쳐 무시할 수 있다. 일부 실시예에서, 유체 전달 시스템은 샘플로부터 대략 25 mm에 위치된 2개의 1 mm ID 구멍을 통해 샘플을 향해 대략 14 SLPM의 공기를 전달한다.
유체 전달 시스템(1700)은 도 17을 참조하여 일부 실시예에 따라 설명된다. 공기는 신속 분리 피팅(1704)을 통한 외부 공기 소스(1702) 또는 내장형 압축기(1706)를 통해 유체 전달 시스템(1700)에 공급된다. 외부 공기 소스에 대한 예시적인 공기 요구는 60 PSIG 내지 100 PSIG의 압력 범위, 및 건조하고 깨끗한 공기이다. 예시적인 내장형 공기 압축기(1706)는 3600의 RPM에서 작동하는 Gardner Denver Thomas로부터의 415ZC36/24 모델이다. 내장형 공기 압축기(1706)는 그 작동을 조용하게 하기 위해 머플러(1708)가 장착될 수도 있다. 일부 실시예에서, 유체 전달 시스템(1700)은, 외부 공기 소스(1702)가 존재하지 않을 때, 내장형 공기 압축기(1706)를 자동으로 작동 정지하기 위해, 자동 공기 공급 절환 시스템(1710)으로 구성된다. 자동 공기 공급 절환 시스템(1710)은 외부 공기 공급원(1702)과 유체 연통하고, 내장형 압축기(1708) 상의 브레이크(1714)와 전기 통신하는 공기 공급 압력 스위치(1712)를 포함한다. 일부 실시예에서, 공기 공급 압력 스위치(1712)는 적어도 60 PSIG의 압력으로 트리거링되는 상시 개방 스위치여서, 내장형 압축기(1706)가 공기 공급 압력 스위치(1712)가 요구 압력을 감지하고 브레이크(1714)와 결합하여 내장형 공기 압축기(1706)를 정지시킬 때까지 작동할 것이다. 공기 공급 체크 밸브(1716)가 공기 공급 압력 스위치(1712) 다음에 위치되어, 내장형 공기 압축기(1706)로부터의 공기가 공기 공급 압력 스위치(1712)를 활성화하도록 역류할 수 없게 된다. 일부 실시예에서, 지정된 압력 초과의 압력이 유체 전달 시스템에 도달하는 것을 방지하기 위해, 압력 릴리프 밸브(1718)가 공기 공급 체크 밸브(1716) 다음에 위치된다. 일부 실시예에서, 압력 릴리프 밸브(1718)는 100 PSIG로 설정되고 머플러(1720)를 포함한다. 통상적으로, 공기 필터(1722) 및 공기 건조기(1724)가 유체 전달 시스템(1700)에 포함된다. 공기 필터(1722)는 일부 실시예에서, 공기로부터 습기를 제거하기 위해 자동 배수구(1726)에 결합된다. 일부 실시예에서, 공기 건조기(1724)는 멤브레인형 공기 건조기이고, 작동을 위해 건조기 퍼지(1728)를 필요로 한다. 제1 공기 조절기(1730)는 공기 건조기(1724) 다음에 위치된다. 일부 실시예에서, 제1 공기 조절기(1730)는 약 56 PSIG로 설정된다. 밸브(1732)가 제1 공기 조절기(1730) 다음에 위치된다. 밸브(1732)는 솔레노이드형 밸브일 수도 있고 유체 전달 시스템 제어기(1734)에 의해 제어될 수도 있다. 부가적으로, 밸브(1732)는 밸브의 위치(1732)를 제어기(1734)에 지시하는 피드백 메커니즘을 포함할 수도 있다. 일부 실시예에서, 밸브(1732)가 정확한 위치에 있고 공기가 치료 중에 존재하는 것을 중복하여 보장하는 것이 유리할 수도 있다. 이러한 경우에, 공기 센서(1736)는 밸브(1732) 다음에 유체 전달 시스템(1700)과 유체 연통하고 제어기(1734)와 전기 통신하여 포함된다. 일부 실시예에서, 공기 센서(1736)는 약 25 PSIG에서 폐쇄되는 상시 개방 공기 스위치이다. 유체 전달 시스템(1700)은 마지막으로 공기를 하나 이상의 오리피스(1738)로 전달하고, 여기서 분사되어(1740) 치료 영역을 향해 지향된다. 유체 전달 시스템(1700)에 의해 통상적으로 전달되는 유체의 예는 공기, 질소 및 헬륨(매우 청결을 위해)과 같은 압축성 유체를 포함한다.
일부 실시예에서 액체 유체를 전달하는 유체 전달 시스템(1800)의 다른 실시예가 도 18을 참조하여 설명되고, 개념적으로 연료 분사 시스템과 유사하다. 유체 저장소(1802)가 펌프(1804)와 유체 연통하여 제공된다. 펌프는 그 하류의 유체를 압축한다. 조절기(1806)가 유체의 압력을 제어한다. 조절기(1806) 다음에, 고속 밸브(1808)가 하나 이상의 오리피스(1810)로부터 유체의 유동을 제어하기 위해 위치된다. 고속 밸브(1808)의 예는 미국 코네티컷주 웨스트브룩 소재의 The Lee Company로부터의 VHS 시리즈 밸브이다. VHS 시리즈 밸브는 최대 1200 Hz 작동 속도가 가능하다. 고속 밸브(1808)는 제어기(1812)에 의해 제어된다. 일부 실시예에서, 제어기(1812)는 레이저(1814)에 의한 레이저 펄스 발생을 추가로 제어한다. 일부 실시예에서, 제어기(1812)는 레이저 펄스와 유체 사이의 상호 작용을 방지하기 위해, 하나 이상의 유체 제트 및 레이저 펄스를 비동기식으로 전달하도록 구성된다. 일부 실시예에서, 제어기(1812)는 유체 시스템 제어기(1812A) 및 레이저 제어기(1812B)를 포함한다. 여기서, 유체 시스템 제어기(1812A)는 일반적으로 단지 유체 시스템(1800)을 제어하고, 레이저 제어기(1812B)는 일반적으로 단지 레이저 소스(1814)를 제어하고, 유체 시스템과 레이저 제어기(1812A 내지 1812B)는 동기화된다. 레이저 펄스 또는 유체 제트에 대한 반복률은 일부 버전에서 20 내지 2000 Hz, 통상적으로 약 200 Hz이다. 유체 전달 시스템(1800)에 의해 통상적으로 전달되는 유체는 물 및 알코올과 같은 비압축성 유체를 포함한다.
일부 실시예에서, 도 17 및 도 18을 참조하여 설명된 양 유체 전달 시스템이 사용되거나 또는 각각의 시스템의 구성요소 또는 디자인을 통합한 하이브리드 시스템이 구현된다. 일부 실시예에서, 플루오라이드, 자일리톨, 천연 및 인공 향료, 과산화수소, 지각과민 처치제 및 키토산과 같은 첨가제가 유체 전달 시스템에 의해 지향된 유체에 포함될 수도 있다. 첨가제는 플루오라이드의 경우 치료의 효능을 더 증가시키거나, 천연 또는 인공 향료의 경우 환자 경험을 증가시킬 수도 있다. 일부 실시예에서, 유체는 치료된 치아 경조직과 미치료된 치아 경조직 사이의 구분을 돕기 위해 스테인을 포함한다.
다양한 실시예에서, 도 17 및/또는 도 18에 설명된 유체 전달 시스템은, 압축 유체를 치료 표면으로 지향하기보다는, 치아를 둘러싸는 환경 유체(예를 들어, 공기)가 치아 위로 끌어당겨지도록 부압차를 발생하게 하도록 구성될 수 있는데, 이 부압차는 치료 표면의 대류 냉각을 유발할 수 있다. 이러한 실시예에서, 도 17의 공기 압축기(1706) 및/또는 도 18의 펌프(1804)는 활성화될 때 부압차를 발생할 수 있는 진공 소스로 대체될 수 있다. 일부 예에서, 부압차는 공기가 치아 표면을 가로질러, 유리하게는 치료 표면 부근에 위치된 노즐 또는 레이저 치료 핸드 피스의 다른 오리피스 내로 끌어당겨질 수 있게 할 수 있다. 다양한 용례에서, 일단 공기가 노즐 내로 끌어당겨지고 나면, 공기는 전술된 다른 유체 전달 구성요소(예를 들어, 밸브, 조절기 등) 중 일부 또는 모두를 통해, 그러나 역방향으로 지향될 수 있다. 다른 용례에서, 다른 유체 전달 구성요소의 일부 또는 모두가 배제될 수 있고, 끌어당겨진 공기는 유동 라인을 통해 저장 탱크 또는 출구로 간단하게 지향될 수 있다. 일부 경우에, 끌어당겨진 공기는 압축기 또는 팽창기로 지향되고 시스템 내에서 작동 유체로서 또한 사용될 수 있다.
치료 식별 용액
일부 실시예에서, 스테인은 문제 번호 4.) 레이저 치료의 지시를 처리하기 위해 사용된다. 예를 들어, 도 19a를 참조하면, 분할된 추출된 인간 어금니(1900)는 미국 미주리주 어스 시티 소재의 Young Dental로부터의 TRACE Disclosing Solution Manufacturer 부품 번호 231102에 완전히 커버되어 있다. TRACE는 플록신으로서 또한 공지된 활성 성분인 Red No. 28을 함유한다. 플록신은 수용성 적색 염료이다. TRACE는 구강 내의 플라크의 존재를 나타내는 데 사용되는 일반적인 치과 도구이다. TRACE은 플라크를 어두운 적색으로 착색하고, 또한 구강 내의 비-플라크 커버된 표면을 더 밝은 핑크색으로 착색한다. 유사한 방식으로 거동하는 다른 플라크 표출 용액은 에리트로신 또는 레드 No. 3이다. 플라크 표출 용액으로서 에리토신 및 플록신 함유 용액은 비-플라크 커버된 치아 표면 뿐만 아니라 플라크를 착색하는 이들의 능력에 의해 가 아닌 치석 표면과 플라크를 염색하는 능력에 의해 방해받으며, 플라크가 있는 영역과 플라크가 없는 영역 사이의 대비를 감소시킨다. 이 문제는 일반적으로 플라크만을 착색하고 단지 UV광 하에서만 볼 수 있는 플루오레세인의 사용을 야기하였다.
이제, 도 19b를 참조하면, 분할된 추출된 인간 어금니의 절반이 탄산염 제거 및 산 저항 치료를 위한 하위 절제 설정에서 E-150i 레이저로 치료되었다. 좌측의 치료된 표면(1902)과 우측의 미치료된 표면(1904) 사이에 명백한 구별이 가시화된다. 레이저 치료 중에 표출 용액의 존재는 탄산염 제거(FTIR-ATR)에 의해 측정될 때 레이저 치료의 효능을 상당히 변화시키지 않는 것으로 나타났다.
균막은 구강 내 치아 경조직 상의 층이다. 균막은 구강 내의 타액에 의해 형성되고, 프롤린 풍부 단백질 및 뮤신을 포함하는 당단백질로 구성된다. 당단백질 및 뮤신의 착색은 생물학적 착색 및 조직학적 착색의 분야에서 잘 알려져 있다. 일부 실시예는 치료되는 치아 경조직을 커버하는 균막을 착색하는 스테인을 사용한다. 균막 스테인의 예는: 산 뮤신을 황색으로 착색하는 비스마르크 브라운 Y, 뮤신의 존재를 검출하기 위해 수술에 현재 사용되는 뮤시카민 스테인, 및 식품 착색제 및 염료를 포함한다. 부가의 실시예는 균막에 부착되는 스테인을 사용한다.
레이저 치료 중에, 치아 경조직을 커버하는 균막, 플라크 및 바이오 필름이 제거된다. 이는 치료가 치아 경조직의 표면 온도를 순간적으로 약 400℃ 내지 1200℃로 상승시키도록 요구하기 때문에 발생한다. 따라서, 균막에 작용하거나 균막에 부착된 스테인은 치료 중에 제거된다. 균막, 플라크 또는 바이오 필름의 일부의 제거를 위해 필요한 온도는 통상적으로 100℃를 초과한다. 예를 들어, 구강 유체를 제거 또는 멸균하도록 의도된 치과용 오토클레이브는 통상적으로 121 내지 132℃에서 작동한다.
레이저 치료의 실시예는 이하의 단계를 포함한다. 환자의 구강 내의 모든 치아 경조직 표면에 스테인이 도포된다. 그리고, 치과용 레이저 시스템은 환자의 구강 내의 모든 착색된 경조직 표면을 치료하기 위해 적절한 파라미터(상기 참조)에서 사용된다. 착색된 치료 영역이 치료됨에 따라, 스테인이 제거되어 표면을 자연 색상으로 복귀시킨다. 레이저 치료는 모든 치아 경조직 표면이 그 자연 색상으로 복귀될 때까지 계속된다.
전술된 바와 같이, 일부 실시예에 따르면, 예방 8 내지 12 um 레이저 치료는 에나멜의 국소 표면 온도를 상승시켜, 치석, 결석, 및 균막을 포함하는 다양한 바이오 필름이 제거되게 한다. 도 8b를 참조하면, 고배율 하에서의 에나멜은 치아 에나멜을 포함하는 에나멜 막대의 상단부로 고려되는 "스케일"을 나타낸다. 바이오 필름과 연삭으로부터의 임의의 부가의 얼룩층이 치아 표면으로부터 제거되었기 때문에, 치아의 에나멜의 구조가 명백하게 부분적으로 가시화된다. 레이저 치료 후, 에나멜은 바이오 필름이 거의 없는 노출된 표면을 가지고 있다고 일컬을 수 있다. 일부 실시예에 따르면, 노출된 에나멜 표면은 바이오 필름이 소정 정도로 제거된 후, 미백제로 처리된다. 미백제는 통상적으로 광학 활성화제가 첨가되거나 첨가되지 않은 1 내지 60%의 과산화수소를 함유할 것이다. 다양한 미백 활성화제에 대한 광학 활성화 파장은 넓은 스펙트럼 범위, 예를 들어 200 nm 내지 20um의 소스로부터 제공될 수 있다. 과산화수소는 에나멜 상의 스테인을 제거하는 산소 라디칼로 분해된다. 바이오 필름 및 균막층이 일반적으로 레이저 치료로 제거되면, 미백제는 에나멜 표면에 더 직접적으로 도포되어 더 많은 스테인을 제거할 수 있다. 일부 실시예에 따르면, 미백제의 조성은 다양할 수 있고, 주요 장점은 실제 미백제의 조성이 아니라 미백제를 에나멜의 노출된 표면에 직접 도포하는 것이기 때문에 여전히 효과적일 수 있다. 미백제의 pH는 통상적으로 가능한 한 7(중성, 비산성)에 가깝게 처방된다. 일부 실시예에서, 산성 미백에 대한 치아 에나멜은 통상적으로 침식을 일으키기 때문에, 중성 미백제가 사용된다.
일부 실시예에 따르면, 플루오라이드 치료는 레이저 치료 후 노출된 에나멜 표면에 적용된다. 플루오라이드 치료는 충치 및 또한 소정 정도로 침식에 대한 치아의 저항을 증가시키는 것으로 관련 기술분야에 알려져 있다. 일부 실시예에서, 플루오라이드 흡수는 노출된 에나멜 표면으로의 플루오라이드의 직접 적용을 통해 증가된다. 일부 실시예에서, 플루오라이드 치료는, 미국 매사추세츠주 워터타운 소재의 Pulpdent로부터의 Embrace Varnish와 같은 플루오라이드 바니시를 포함한다. Embrace 바니시는 칼슘, 포스페이트 및 자일리톨과 함께 5% 나트륨 플루오라이드를 포함한다.
예시적인 치료 사양
치료를 위한 치과용 레이저 시스템의 일부 실시예는 이하의 표 5에 따른 사양을 갖는다:
표 5: 레이저 시스템 사양
Figure 112020001862182-pct00012
치료의 일부 실시예는 이하의 표 6에 따른 성능 사양을 갖는다:
표 6: 치료 성능 사양
Figure 112020001862182-pct00013
폐루프 레이저 제어
전술된 바와 같이, 산 용해에 저항하기 위한 레이저 치료는 레이저 에너지가 치료 범위 내에서 전달될 것을 요구한다(문제 번호 2). 치료에 양호하게 적합한 파장을 생성하는 CO2 레이저는 펄스당 평균 전력 및 에너지가 다양한 것으로 알려져 있다. CO2 레이저 제조업자는 단지 넓은 평균 전력 사양 내에서만 레이저를 생성하고, 개별 CO2 레이저는 사용 중에 평균 전력이 다양할 것이다. 따라서, 치아 경조직을 치료하기 위한 레이저 시스템 및 방법이 레이저의 평균 전력 또는 펄스당 에너지를 제어하는 것이 유리하다.
이제, 도 20을 참조하면, 레이저 출력계(2001)가 개시되어 있다. 레이저 출력계(2001)는, 레이저 시스템(도시되지 않음)의 핸드 피스가 삽입될 수도 있는 핸드 피스 포트(2002)를 갖는다. 레이저 출력계(2001)는 삽입된 핸드 피스를 고정하고 핸드 피스의 출력을 센서(2003)를 향해 지향하도록 구성된다. 일부 실시예에 따르면, 센서(2003)는 캐나다 QC 퀘벡 소재의 GenTec-EO로부터의 The PRONTO-250-PLUS와 같은 레이저 전력 검출기를 포함한다. PRONTO-250-PLUS는 0.1 내지 8.0 W의 범위의 전력 측정에 양호하게 적합하다. PRONTO-250-PLUS는 +/- 3% 정확도를 제공한다(이 유형의 레이저 출력계에 의해 일반적으로 제공되는 +/- 5%와 비교됨).
레이저 출력계(2001)를 사용하기 위해, 임상의는 핸드 피스를 핸드 피스 포트(2002) 내에 배치하고, 공지된 반복률과 펄스 지속 시간으로 레이저를 발사한다. 센서(2003)는 실제 평균 출력 전력을 측정하고 보고한다. 임상의는 이어서 원하는 평균 전력 판독이 달성될 때까지 레이저의 반복률 또는 펄스 에너지를 변화시킨다. 일부 실시예에서, 반복률이 일반적으로 일정하게 유지되는 동안 펄스 지속 시간이 변한다. 이들 실시예에서, 평균 출력 전력의 변화는 펄스 에너지의 변화에 대응한다. 전술된 바와 같이, 일부 실시예에서, 치료 범위 내에서 레이저 에너지를 제공하기 위해 펄스 에너지가 제어되어야 한다(문제 번호 2). 일단 레이저 센서(2003)가 원하는 평균 레이저 출력 전력을 보고하면, 임상의가 치료를 시작한다.
일체형 레이저 센서(2102)를 사용하는 폐루프 레이저 제어의 다른 실시예가 도 21a 및 도 21b에 도시되어 있다. 도 21a는 입력 개구(2108)를 통해 레이저 빔(2106)을 수용하고 레이저 빔을 관절식 아암(2110) 내로 정렬하도록 구성된 광학 조립체(2104)를 도시하고 있다. 광학 조립체(2104) 내에서, 레이저 빔(2106)은 제1 반사기(2112) 및 제2 반사기(2114)에 의해 재지향된다. 일부 실시예에서, 광학 서브 조립체(2116)는 레이저 빔(2106) 상에 작용한다. 일부 실시예에 따르면, 제1 반사기(2112)는 레이저 빔 부분(2118)이 제1 반사기(2112)를 통과하여 일체형 레이저 센서(2102)를 향해 지향될 수도 있도록 부분적으로 투과성이다. 일부 실시예에 따르면, 제1 반사기는 레이저 빔(2106)의 약 1%를 "픽 오프(pick off)"하고, 레이저 빔 부분(2118)은 레이저 빔(2106)의 출력의 약 1%인 전력을 갖는다. 일체형 레이저 센서(2102)는 따라서 레이저 빔(2106)을 나타내는 레이저 빔 부분(2118)을 측정한다. 따라서, 일체형 센서(2102)는 실시간 또는 거의 실시간으로 치료 중에 레이저 전력의 변화를 측정하는 데 양호하게 적합하다.
도 21b는 일부 실시예에 따른 일체형 레이저 센서(2102)의 단면도를 도시하고 있다. 레이저 빔 부분(2118)은 ND 필터(2120)에 의해 작용된다. ND 필터는 미사용 레이저 빔 부분(2122)을 반사시킬 수도 있다. 예시적인 ND 필터는 레이저 빔 부분(2118)의 전력의 0.30% 내지 0.17%의 전력을 갖는 측정 가능한 레이저 빔 부분(2124)을 투과시킨다. 측정 가능한 레이저 빔 부분(2124)은 광검출기(2126)를 조사한다. 일부 실시예에서, 광검출기(2126)는 수은 카드뮴 텔룰라이드(MCT) 센서, Coherent로부터의 PowerMax Pro 센서(미국 특허 제9,059,346호) 및 인듐 비소 안티몬(IAA) 센서 중 하나를 포함한다.
도 22a는 일부 실시예에 의해 사용된 바와 같은 일체형 레이저 센서의 동작을 도시하고 있다. 일반적인 CO2 레이저는 트리거 신호(2202)에 의해 제어되고, 오프셋(2204) 후에 레이저 펄스를 시작한다. 레이저 신호(2206)는 일체형 레이저 센서에 의해 감지된다. 레이저 신호(2206)는 공통 수평축에서 시간(2208) 및 수직축에서 피크 전력(2210)을 갖는 그래프로 도시되어 있다. 통상적인 CO2 레이저는 상승 에지(2212) 및 하강 에지(2214)를 갖는 상어 지느러미와 유사한 레이저 펄스를 생성한다. 일부 실시예에 따르면, 일체형 레이저 센서로부터의 신호(2206)는 단지 상승 에지(2212) 중에만 참인 디지털 펄스 지속 시간 신호(2216)를 생성하기 위해 필터링된다. 상승 시간(2218)은 디지털 펄스 지속 시간 신호가 참인 지속 시간과 동일하고, 또한 레이저의 광학 펄스 지속 시간의 측정된 표현이다. 일부 실시예에 따르면, 일체형 레이저 센서로부터의 피드백은 광학 펄스 지속 시간을 제어하는 데 사용된다.
이제 도 23a 및 도 23b를 참조하면, 일체형 전력 센서가 다른 실시예에 따라 사용된다. 도 23a를 참조하면, 레이저 신호(2302)가 일체형 전력 센서에 의해 제공된다. 제1 비교기(2304)는 레이저 신호(2302)를 최소 전력 임계값(2306)과 비교한다. 최소 전력 임계값(2306)은 통상적으로 최소 측정 가능한 양인 전력값이다. 제1 비교기(2304) 및 인버터(2307)는, 디지털이고 레이저 출력 신호(2302)가 최소 전력 임계값(2306)보다 클 때에만 참의 값을 갖는 제1 비교기 신호(2308)를 출력한다. 레이저 신호(2302)는 제2 비교기(2310)에 추가로 제공되며, 제2 비교기는 이 레이저 신호를 최대 전력 임계값(2312)과 비교한다. 제2 비교기(2310)는 디지털이고 레이저 신호(2302)가 최대 전력 임계값(2312)보다 클 때에만 참인 제2 비교기 신호(2314)를 출력한다. 제1 및 제2 비교기 신호(2108, 2314)는 앤드-게이트(2316)로 진입한다. 앤드-게이트(2316)는 래치(2318)와 통신하여, 제1 및 제2 비교기 신호의 모두가 참일 때, 접속부(2320)가 개방되어 개방 유지되게 된다. 접속부(2320)는 레이저 제어기(2322)와 레이저(2324) 사이에 전기 통신하여 위치되어, 접속부(2320)가 개방될 때 레이저 트리거 신호(2326)가 중단되게 된다. 일부 실시예에서, 레이저 제어기(2322)는 레이저 펄스 사이에서 래치(2318)를 언래칭하는 클리어링 시스템(2328)을 더 포함한다. 도 23b는 피크 파워를 나타내는 수직축(2330)을 갖는 레이저 신호(2302)를 도시하고 있다. 도 23b는 또한 시간을 표현하는 공통 수평축(2332) 상에 모두 있는 제1 비교기 신호(2308), 제2 비교기 신호(2314) 및 레이저 트리거 신호(2326)를 도시하고 있다. 일부 실시예에 따르면, 레이저 신호(2302)는 에너지 신호(2334)를 제공하기 위해 시간 경과에 따라 적분된다. 에너지 신호(2334)는, 일단 에너지 신호가 지정된 펄스 에너지 임계값에 도달하면, 레이저 트리거 신호(2326)를 중단하기 위해 유사한 회로에서 사용될 수 있다. 부가적으로, 일부 실시예에서, 에너지 신호(2326)는 펄스당 총 에너지를 측정하기 위해 사용된다.
도 24는 일체형 레이저 센서를 사용하는 또 다른 실시예의 성능을 도시하고 있다. 도 24를 참조하여 설명된 실시예는 도 23a의 실시예와 유사하지만, 앤드-게이트(2416) 후에 래치(2418)는 없다. 본 실시예에 따르면, 레이저 트리거 신호(2402)는, 일단 레이저 신호(2404)가 최대 전력 임계값(2406)을 초과하면 영구적으로 중단되지 않는다. 대신에, 레이저 트리거 신호(2402)는 순간적으로 중단되고, 이력 기간(2408) 후에, 레이저 트리거 신호는 중단되지 않는다. 이 작동 모드의 결과는 최대 전력 임계값에 따라 높이(전력)가 제한되는 레이저 신호(2404)이다. 전술된 바와 같이, 레이저 신호(2404)는 측정된 펄스 에너지(2410)를 제공하기 위해 적분될 수 있다. 일부 실시예에 따르면, 트리거 신호(2402)의 총 펄스 지속 시간(2412)은 측정된 펄스 에너지에 따라 제어된다.
예방 레이저 치료 시스템 및 방법에 대한 공리적 설계 분해는 이하의 표 7에 개략 설명되어 있다. 부가의 시스템 제약은 설계에 더 영향을 미칠 수도 있다. 예를 들어, 코히어런트 E-150i 레이저는 통상적으로 5 마이크로초 이상의 광학 펄스 지속 시간으로 작동해야 한다.
표 7: 공리적 설계 분해
Figure 112020001862182-pct00014
레이저 치료(DP0)의 결합 매트릭스는 다음과 같다.
여기에 예시적인 실시예를 설명하였지만, 통상의 기술자는 상기에 구체적으로 설명된 것들 이외에 본 발명의 다양한 다른 특징 및 장점을 이해할 수 있을 것이다. 따라서, 상기 내용은 단지 본 발명의 원리를 설명하기 위한 것일 뿐이며, 본 발명의 사상 및 범주를 벗어나지 않고 통상의 기술자에 의해 다양한 수정 및 추가가 이루어질 수 있다는 것이 이해되어야 한다. 이에 따라, 첨부된 청구범위는 도시되고 설명된 특정 특징에 의해 제한되지 않으며, 임의의 명백한 수정 및 그 등가물을 커버하도록 해석되어야 한다.

Claims (145)

  1. 산 용해에 저항하기 위해 치아 경조직을 치료하기 위한 시스템이며,
    레이저 빔의 적어도 하나의 펄스를 발생하기 위한 레이저 소스;
    레이저 소스와 광학적으로 통신하는 적어도 하나의 광학계;
    레이저 빔 펄스가 초점에 플루언스 프로파일을 갖도록, 규정된 빔폭에 기초하여 펄스 에너지를 제어하도록 구성된 제어기; 및
    적어도 하나의 광학계의 빔 아래에 위치되는 빔 안내 시스템을 포함하고,
    적어도 하나의 광학계는 레이저 빔폭을 규정하고, 치아 경조직의 표면에 또는 부근에 레이저 빔을 포커싱하도록 구성되고,
    상기 플루언스 프로파일은 상위 임계 플루언스 미만의 최대 국소 플루언스와 하위 임계 플루언스 초과의 적어도 하나의 다른 국소 플루언스를 가지며,
    상기 상위 임계 플루언스는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 플루언스로서 정의되고, 상기 최대 국소 플루언스는 용융 및 절제 각각을 포함하는 표면 개질을 야기하기에 불충분하며,
    상기 하위 임계 플루언스는 (i) 치아 경조직의 산 용해 저항의 최소 증가 및 (ii) 치아 경조직의 표면 탄산염의 양의 최소 감소 중 적어도 하나를 유발하는 플루언스로 정의되고,
    상기 빔 안내 시스템은 (i) 초기 위치의 표면 온도가 제1 레이저 펄스 중에 초기 표면 온도로부터 상승된 표면 온도로 상승되도록, 레이저 소스에 의해 야기된 레이저 빔의 제1 레이저 펄스를 치아 경조직의 치료 영역 내의 초기 위치로 지향하고, (ii) 그 후, 레이저 소스에 의해 야기된 레이저 빔의 하나 이상의 중간 레이저 펄스를 치료 영역 내의 하나 이상의 중간 위치로 지향하고, (iii) 상기 (i) 및 (ii) 이후에, 레이저 빔의 다른 레이저 펄스를 초기 위치로 지향하도록 구성되고,
    상기 상승된 온도는 치아 경조직의 표면 개질을 야기하는 최소 온도로서 정의된 상위 온도 임계값 미만인, 시스템.
  2. 삭제
  3. 제1항에 있어서, 상기 용융은 200X, 500X 및 1000X 배율 중 적어도 하나에서 치료된 표면의 육안 검사에 의해 결정되는, 시스템.
  4. 제1항에 있어서, 상기 절제는 200X, 500X 및 1000X 배율 중 적어도 하나에서 치료된 표면의 육안 검사에 의해 결정되는, 시스템.
  5. 제1항에 있어서, 산 용해 저항은 산성 공격 및 pH 사이클링 연구 중 적어도 하나에 의해 결정되는, 시스템.
  6. 제5항에 있어서, 상기 산성 공격은 시트르산, 아세트산 및 락트산 중 적어도 하나를 사용하는 것을 포함하는, 시스템.
  7. 제1항에 있어서, 상기 표면 탄산염의 양은 반사율 FTIR, FTIR-ATR, 라만 분광법 및 XRD 중 적어도 하나에 의해 측정되는, 시스템.
  8. 제1항에 있어서, 상기 플루언스 프로파일은 가우시안 프로파일, 근-가우시안 프로파일 및 탑햇 프로파일 중 적어도 하나를 더 포함하는, 시스템.
  9. 제1항에 있어서, 상기 레이저 소스는 8 내지 12 미크론 범위의 파장을 갖는 레이저 빔을 생성하는, 시스템.
  10. 제1항에 있어서, 상기 제어기는 펄스 지속 시간, 평균 레이저 입력 전력 및 평균 레이저 출력 전력 중 적어도 하나를 제어하여 펄스 에너지를 제어하도록 구성되는, 시스템.
  11. 제1항에 있어서, 상기 레이저 빔 펄스는 0.1 내지 1000 마이크로초 범위의 펄스 지속 시간을 포함하는, 시스템.
  12. 제1항에 있어서, 상기 레이저 빔 펄스는 0.05 내지 100 mJ 범위의 펄스 에너지를 포함하는, 시스템.
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  14. 제1항에 있어서, 치아 경조직 상으로 및 치아 경조직을 가로지르는 것 중 적어도 하나로 유동하도록 유체를 지향하기 위한 유체 시스템을 더 포함하는, 시스템.
  15. 제14항에 있어서, 상기 유체는 공기, 질소 및 물 중 적어도 하나를 포함하는, 시스템.
  16. 제14항에 있어서, 상기 유체는 액체를 포함하는, 시스템.
  17. 제14항에 있어서, 상기 유체는 플루오라이드를 포함하는, 시스템.
  18. 제14항에 있어서, 상기 유체는 압축성 유체를 포함하는, 시스템.
  19. 제18항에 있어서, 상기 유체 시스템은 유체 팽창 요소를 더 포함하는, 시스템.
  20. 제14항에 있어서, 레이저 펄스와 비동기적으로 치아 경조직 상에 그리고 치아 경조직을 가로지르는 것 중 적어도 하나로 유체가 지향되도록, 상기 유체 시스템을 제어하는 유체 제어기를 더 포함하는, 시스템.
  21. 제14항에 있어서, 레이저 펄스와 동시에 치아 경조직 상에 그리고 치아 경조직을 가로지르는 것 중 적어도 하나로 유체가 지향되도록, 상기 유체 시스템을 제어하는 유체 제어기를 더 포함하는, 시스템.
  22. 제14항에 있어서,
    레이저 빔 펄스가 위치를 향해 지향되지 않는 동안 상기 위치의 표면 온도를 저하된 온도로 감소시키기 위해 충분한 유체의 유량을 조정하는 유량 제어기를 더 포함하고, 상기 저하된 온도와 온도 증가량의 합은 최대한으로는 상승된 온도와 동일한, 시스템.
  23. 제22항에 있어서,
    상기 유체는 압축 공기를 포함하고;
    유량은 1 SLPM 내지 100 SLPM 범위인, 시스템.
  24. 제14항에 있어서, 상기 유체 시스템은 유체가 치아 경조직을 가로질러 유동하게 하는 부압차를 발생시키도록 구성된 진공 소스를 포함하는, 시스템.
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