WO2010100919A1 - 歯科用プローブ - Google Patents

歯科用プローブ Download PDF

Info

Publication number
WO2010100919A1
WO2010100919A1 PCT/JP2010/001464 JP2010001464W WO2010100919A1 WO 2010100919 A1 WO2010100919 A1 WO 2010100919A1 JP 2010001464 W JP2010001464 W JP 2010001464W WO 2010100919 A1 WO2010100919 A1 WO 2010100919A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
optical fiber
probe
coating layer
refractive index
dental
Prior art date
Application number
PCT/JP2010/001464
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
中楯健一
胡尉之
Original Assignee
株式会社フジクラ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社フジクラ filed Critical 株式会社フジクラ
Priority to CN2010800096466A priority Critical patent/CN102333495A/zh
Priority to EP10748518.7A priority patent/EP2392287B1/en
Publication of WO2010100919A1 publication Critical patent/WO2010100919A1/ja
Priority to US13/225,082 priority patent/US20110318701A1/en

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61CDENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
    • A61C1/00Dental machines for boring or cutting ; General features of dental machines or apparatus, e.g. hand-piece design
    • A61C1/0046Dental lasers
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61CDENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
    • A61C1/00Dental machines for boring or cutting ; General features of dental machines or apparatus, e.g. hand-piece design
    • A61C1/02Dental machines for boring or cutting ; General features of dental machines or apparatus, e.g. hand-piece design characterised by the drive of the dental tools
    • A61C1/05Dental machines for boring or cutting ; General features of dental machines or apparatus, e.g. hand-piece design characterised by the drive of the dental tools with turbine drive
    • A61C1/052Ducts for supplying driving or cooling fluid, e.g. air, water
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A61B2018/2244Features of optical fibre cables, e.g. claddings

Definitions

  • the present invention relates to a dental probe used for guiding laser light transmitted by an optical fiber to an irradiated position in a dental treatment handpiece.
  • a laser handpiece used in a dental laser treatment apparatus includes a tip portion that guides laser light emitted from an optical fiber to a treatment site (irradiation position). It is desirable that the distal end portion has a shape and structure suitable for the treatment site and treatment mode of the tooth, and can cool the affected area irradiated with the laser light and remove the transpiration.
  • a probe that guides laser light transmitted through an optical fiber to an irradiated position, a water injection pipe that injects water near the exit end of the probe, and gas (air) near the exit end of the probe
  • a probe is formed so that the tip of the probe is shaped so that the laser emission direction from the optical fiber is oblique with respect to the axis of the laser handpiece (for example, a patent) Reference 1).
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and provides a dental probe capable of preventing a temperature rise at the tip.
  • the present invention provides a dental probe used for guiding laser light transmitted by an optical fiber to an irradiated position in a laser handpiece for dental treatment, wherein the tip of the dental probe is used.
  • a dental probe used for guiding laser light transmitted by an optical fiber to an irradiated position in a laser handpiece for dental treatment, wherein the tip of the dental probe is used.
  • a dental probe characterized by comprising: In the dental probe of the present invention, it is preferable that the refractive index of the resin coating layer is 0.04 or less smaller than the refractive index
  • the resin coating layer is made of a polymer compound having a refractive index lower than that of the cladding, it functions as the second cladding in the optical fiber and suppresses the leakage of laser light due to bending loss. Can do. Thereby, the temperature rise of a probe can be prevented.
  • FIG. 1C is a cross-sectional view taken along the axial direction of the dental probe shown in FIGS. 1A to 1C.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing a configuration example of a laser handpiece provided with the dental probe shown in FIGS. 1A to 1C.
  • FIGS. 2 and 3 a dental probe is shown by omitting an intermediate portion of the probe tip portion 11.
  • the dental probe 10 of the present embodiment has a distal end portion 11 having a water flow path 31, an air flow path 32, and a pipe path 33 through which the optical fiber 20 is inserted.
  • the optical fiber 20 includes a multi-lumen tube 30 formed inside and an optical fiber 20 inserted through a conduit 33.
  • the optical fiber 20 includes a core 21 and a clad 22, and a resin coating layer 23 provided on the outer periphery of the clad 22.
  • a metal coating layer 24 provided on the outer periphery of the resin coating layer 23, and the resin coating layer 23 is made of a polymer compound having a refractive index lower than that of the cladding 22.
  • the core 21 and the cladding 22 of the optical fiber 20 can be composed of various optical fibers such as a silica-based optical fiber, a polymer-clad optical fiber, a fluoride optical fiber, and a chalcogenide glass optical fiber.
  • a large-diameter optical fiber having a core diameter larger than that of a normal communication optical fiber for example, a core diameter of 400 ⁇ m
  • the present invention can be applied not only to a large-diameter fiber but also to an energy transmission optical fiber such as an image fiber (multi-core optical fiber) or a polymer clad fiber, and does not particularly limit the fiber type or structure.
  • the resin coating layer 23 is made of a polymer compound having a refractive index lower than that of the cladding 22.
  • the material of the polymer compound used for the resin coating layer 23 is selected according to the refractive index of the clad 22.
  • examples of the polymer compound having a refractive index lower than that of pure quartz glass include silicon resin, fluorinated acrylic resin, and vinyl acetate resin.
  • polymethyl methacrylate, polyimide, polycarbonate, and the like have a higher refractive index than pure quartz glass.
  • the refractive index of the resin coating layer 23 is preferably 0.04 or more smaller than that of pure quartz.
  • the metal coating layer 24 can be made of a metal such as copper (Cu), tin (Sn), or nickel (Ni), or an alloy such as a Cu alloy, Sn alloy, or Ni alloy.
  • a base metal layer is formed by a method such as electroless plating, sputtering, vacuum deposition, or CVD.
  • the metal coating layer 24 preferably has a sufficient thickness that can maintain the shape of the optical fiber 20 provided in a bent state inside the probe tip portion 11. Furthermore, as shown by a two-dot chain line in FIG.
  • the optical fiber 20 has a degree of plasticity (deformability) so that the probe tip 11 can be straightened or bent or curved into a desired shape. It is preferable to provide the metal coating layer 24 at a thickness of about 5 mm. Generally, since the probe has a metal coating layer, even if the probe is bent and leakage light is generated, the probe does not emit leakage light to the outside of the probe.
  • the multi-lumen tube 30 includes a water flow path 31, an air flow path 32, and a pipe path 33 through which the optical fiber 20 is inserted.
  • the optical fiber 20 is inserted into the conduit 33.
  • One end of the multi-lumen tube 30 is a distal end surface 39. Further, the other end of the multi-lumen tube 30 is accommodated in the probe main body 12 as shown in FIGS. 1A, 1B and 2.
  • the shape of the emission end 26 of the optical fiber 20 is not limited to a plane perpendicular to the optical axis, but can be formed into a slope or a cone (polished or the like).
  • the probe tip 11 is composed of a multi-lumen tube 30 and an optical fiber 20.
  • the multi-lumen tube 30 can be composed of a polymer compound such as urethane, stainless steel, or the like.
  • the multi-lumen tube 30 is made of a flexible polymer compound because the probe tip 11 can be deformed into a desired shape with fingers.
  • the optical fiber 20 is provided with the metal coating layer 24. Therefore, even if the probe tip 11 is bent or the bending shape is arbitrarily changed (deformed), the inner optical fiber The stress applied to 20 can be reduced, and damage and breakage of the optical fiber 20 can be suppressed.
  • the conduit 33 through which the optical fiber 20 is inserted is continuously formed from the distal end surface 39 of the multi-lumen tube 30 to the opposite end surface 39a.
  • a clearance is shown between the conduit 33 and the optical fiber 20, but they may be in close contact with each other to the extent that there is no problem in inserting the optical fiber 20 into the conduit 33.
  • the water flow path 31 and the air flow path 32 are partitioned by a partition wall 36 over the entire length of the tube.
  • the water flow path 31 and the air flow path 32 are open at the distal end surface 39 of the multi-lumen tube 30.
  • the probe main body 12 can be composed of various materials such as a polymer compound (resin, rubber, etc.) and metal, and its structure is not particularly limited.
  • the probe main body 12 is made of a polymer compound and is formed integrally with the multi-lumen tube 30 made of the polymer compound.
  • Notches 14 and 15 are provided on the side surface of the probe main body 12, the multi-lumen tube 30 is exposed in each of the notches 14 and 15, and the thin-walled portions 34 and 35 of the multi-lumen tube 30 are cut open, so that water An inlet 37 for the first channel 31 and an inlet 38 for the air channel 32 are formed.
  • the water flow path 31 and the air flow path 32 are closed in the probe main body 12 on the end face 39 a opposite to the front end face 39 of the multi-lumen tube 30.
  • the incident end 25 of the optical fiber 20 extends rearward (rightward in FIG. 2) from the end surface 39a of the multi-lumen tube 30, passes through the optical fiber passage 16 inside the probe main body 12, and the rear end surface 12a of the probe main body 12. Protruding from.
  • a multi-lumen tube 30 in which a removable reinforcing material is filled in the flow paths 31 and 32 and the optical fiber 20 is inserted into the pipe path 33 is prepared.
  • the optical fiber passage 16 can be formed using the outer surface shape of the optical fiber 20 as a mold.
  • the cutouts 14 and 15 communicating with the introduction ports 37 and 38 do not need to be opened by post-processing of the probe main body 12.
  • a notch is provided on the inner surface of the molding die to close the introduction ports 37 and 38. It can also be formed by preventing the molten resin from being supplied to the portions 14 and 15.
  • the dental probe 10 can be used in a dental treatment laser handpiece to guide laser light transmitted through the optical fiber 20 to an irradiation position.
  • FIG. 3 shows a configuration example of the laser handpiece.
  • the handpiece 40 exemplified here is configured so that an operator (particularly a dentist) can hold it and operate it.
  • the dental probe 10 is attached to a receptacle 42 provided on the distal end side of the handpiece body 41. On the other hand, it is detachably mounted.
  • the receptacle 42 for example, presses the outer peripheral surface of the probe main body 12 in the direction toward the central axis with the O-ring 43 or the like, and stabilizes the position of the optical axis.
  • the fastener 49 When removing the dental probe 10 from the handpiece main body 41, the fastener 49 is raised, the ejector 48 is moved to the distal end side (left side in FIG. 3) of the handpiece main body 41 via an operating means (not shown), and the dental probe 10 is moved. Extrude from receptacle 42.
  • the handpiece body 41 is provided with a water supply pipe 44 and an air supply pipe 45.
  • the water supply pipe 44 and the air supply pipe 45 are connected to a water and air supply device (not shown).
  • the water supply pipe 44 is connected to a water inlet 37 (see FIG. 1A) provided in the notch 14 of the probe main body 12.
  • the air supply pipe 45 is connected to an air introduction port 38 (see FIG. 1B) provided in the notch 15.
  • An optical fiber 46 connected to a laser light source for supplying laser light is held on the rear end side of the handpiece body 41.
  • the optical fiber 46 on the light source side and the optical fiber 20 of the probe 10 are optically coupled in a non-contact manner via a collimating lens 47 or the like. For this reason, compared with the case where the end faces of the optical fibers 20 and 46 are connected to each other, external force is not applied to the end faces of the optical fibers 20 and 46 when the probe 10 is attached and detached, and the end faces of the optical fibers 20 and 46 are damaged. Can be prevented.
  • the surgeon attaches the probe 10 having an appropriate tip shape to the handpiece body 41 to form the handpiece 40, and irradiates the affected part with laser light while supplying water and air. Tissue treatment can be performed. Even if the probe tip 11 is bent into a desired shape, the temperature rise of the probe tip 11 due to light leaked from the optical fiber 20 is suppressed, so that the patient feels the high temperature of the probe tip 11 and feels uncomfortable. There is no risk of memorizing or causing burns.
  • the present invention is not intended only for the shapes and dimensions of the examples, but includes shapes such as core diameter, cladding diameter, fiber length, bending angle, coating diameter, metal coating diameter, tube structure, and the like. There are no particular restrictions on dimensions, materials, and the like.
  • Example 1 As shown in FIG. 1C, a resin layer of silicon resin (refractive index: 1.35) having a thickness of 50 ⁇ m on the outside of a large-diameter fiber (core diameter: ⁇ 400 ⁇ m, cladding diameter: ⁇ 500 ⁇ m), and A metal-coated optical fiber coated with copper having a thickness of 50 ⁇ m on the outside was used.
  • the metal-coated optical fiber has a length of 40 mm and a structure having a bending angle of 30 ° at the center, and this is inserted into a multi-lumen urethane tube and integrally molded with a mold. Was made.
  • Example 2 A probe was produced in the same manner as in Example 1 except that a fluorinated acrylic resin (refractive index; 1.42) was used instead of the silicon resin.
  • a fluorinated acrylic resin reffractive index; 1.42
  • Example 3 A probe was produced in the same manner as in Example 1 except that vinyl acetate resin (refractive index: 1.46) was used instead of silicon resin.
  • Example 1 A probe was produced in the same manner as in Example 1 except that polymethyl methacrylate (refractive index; 1.49) was used instead of the silicon resin.
  • Comparative Example 2 A probe was produced in the same manner as in Example 1 except that polyimide resin (refractive index; 1.52) was used instead of silicon resin.
  • Comparative Example 3 A probe was produced in the same manner as in Example 1 except that polycarbonate resin (refractive index; 1.59) was used instead of silicon resin.
  • the pure quartz layer has a refractive index of about 1.463.
  • Comparative Example 1 since the refractive index is slightly higher than that, it is clear that a temperature increase of several degrees has been confirmed, which is not preferable.
  • Example 3 is at the same level as the refractive index of the pure quartz layer, and so much temperature rise has not been confirmed. However, it seems that there is little margin for temperature rise when the angle is bent to 30 ° or more or when laser irradiation with higher power and longer time is assumed.
  • the refractive index of the resin coating layer used in the dental probe of the present invention is smaller than the refractive index of the pure quartz layer, preferably 0.04 or more smaller than the refractive index of the pure quartz layer. It turned out to be better.
  • the refractive index of the resin coating layer is also the same when the cladding material is not a pure quartz layer. By making it smaller than the refractive index of the cladding, the temperature rise can be suppressed.
  • the resin coating layer is made of a polymer compound having a refractive index lower than that of the cladding, it functions as the second cladding in the optical fiber and suppresses the leakage of laser light due to bending loss. Can do. Thereby, the temperature rise of a probe can be prevented.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Dental Tools And Instruments Or Auxiliary Dental Instruments (AREA)
  • Laser Surgery Devices (AREA)

Abstract

 本発明の歯科用プローブ(10)は、その先端部(11)が、水の流路(31)と、エアの流路(32)と、光ファイバ(20)が挿通される管路(33)が内部に形成されたマルチルーメンチューブ(30)と、前記管路(33)に挿通された光ファイバ(20)とを備える。前記光ファイバ(20)は、クラッド(22)の外周上に設けられた樹脂被覆層(23)と、この樹脂被覆層(23)の外周上に設けられた金属被覆層(24)とを有する。そして、前記樹脂被覆層(23)は、屈折率が前記クラッド(22)の屈折率より低い高分子化合物からなる。

Description

歯科用プローブ
 本発明は、歯科治療用ハンドピースにおいて、光ファイバで伝送されたレーザ光を被照射位置に導くために用いられる歯科用プローブに関する。
 本願は、2009年3月5日に、日本国に出願された特願2009-052093号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
 近年、歯牙のう(齲)蝕除去、象牙質除去、エナメル質切除等、歯牙の硬質組織の処置を対象とした歯科用レーザ治療装置が提供されるようになっている。
 歯科用レーザ治療装置に用いられるレーザハンドピースは、光ファイバから出射したレーザ光を治療部位(被照射位置)に導く先端部分を備えている。この先端部分は、歯牙の治療部位や治療態様に適合した形状及び構造を有するとともに、レーザ光が照射される患部を冷却し、蒸散物を除去可能であることが望ましい。
 このため、光ファイバで伝送されたレーザ光を被照射位置に導くプローブを備えるレーザハンドピースにおいて、プローブの出射端近傍で水を噴射する注水管と、プローブの出射端近傍でガス(空気)を噴射する給気管とを備え、プローブの先端部分の形状がレーザハンドピースの軸に対して光ファイバからのレーザ出射方向が斜めとなるようにプローブが形成されたものが知られている(例えば特許文献1参照)。
日本国特許第3124643号公報
 しかしながら、歯科治療用においては、歯牙の硬質組織を除去するために、パワーが強いレーザ光が照射される。一方、プローブの先端部において光ファイバの先端部を曲げているので、光ファイバの曲げ損失によってレーザ光の一部が光ファイバの外側に漏洩し、その漏洩したパワーが熱に変換されることで、プローブ先端部の温度が上昇する、という問題を生じる。プローブ先端部の温度が上昇すると、患者がプローブ先端部の高熱を感じて不快に感じるおそれがある。また、プローブ先端部の温度上昇が著しい場合は、プローブ先端部の側面が口腔や歯茎等に触れることで、火傷を起こすおそれがある。
 本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、先端部の温度上昇を防ぐことが可能な歯科用プローブを提供する。
 前記課題を解決するため、本発明は、歯科治療用レーザハンドピースにおいて、光ファイバで伝送されたレーザ光を被照射位置に導くために用いられる歯科用プローブであって、歯科用プローブの先端部は、水の流路と、エアの流路と、光ファイバが挿通される管路が内部に形成されたマルチルーメンチューブ、および前記管路に挿通された光ファイバからなり、前記光ファイバは、クラッドの外周上に設けられた樹脂被覆層、および前記樹脂被覆層の外周上に設けられた金属被覆層を有し、前記樹脂被覆層は、屈折率が前記クラッドの屈折率より低い高分子化合物からなることを特徴とする歯科用プローブを提供する。
 本発明の歯科用プローブにおいては、前記樹脂被覆層の屈折率が、純粋石英の屈折率よりも0.04以上小さいことが好ましい。
 本発明によれば、樹脂被覆層が、クラッドの屈折率より低い屈折率を有する高分子化合物からなるので、光ファイバにおいて第2のクラッドとして機能し、曲げ損失によるレーザ光の漏洩を抑制することができる。これにより、プローブの温度上昇を防止することができる。
本発明の歯科用プローブの一例を示す正面図である。 同歯科用プローブの先端部を除く部分の背面図である。 同歯科用プローブの先端部を示す図であって、図1AのS-S線に沿った断面図である。 図1A~1Cに示す歯科用プローブの軸方向に沿う断面図である。 図1A~1Cに示す歯科用プローブを備えたレーザハンドピースの構成例を示す模式図である。
 以下、好適な実施の形態に基づき、図面を参照して本発明を説明する。なお、図2および図3においては、プローブ先端部11の中間部を省略して歯科用プローブを表している。
 図1A~1Cに示すように、本形態例の歯科用プローブ10は、その先端部11が、水の流路31と、エアの流路32と、光ファイバ20が挿通される管路33が内部に形成されたマルチルーメンチューブ30、および管路33に挿通された光ファイバ20からなり、光ファイバ20は、コア21およびクラッド22と、クラッド22の外周上に設けられた樹脂被覆層23、および樹脂被覆層23の外周上に設けられた金属被覆層24を有し、樹脂被覆層23は、屈折率がクラッド22の屈折率より低い高分子化合物からなるものである。
 光ファイバ20のコア21およびクラッド22は、石英系光ファイバ、ポリマークラッド光ファイバ、フッ化物光ファイバ、カルコゲナイドガラス光ファイバ等の各種光ファイバで構成することができる。本形態例では、コア径が通常の通信用光ファイバのコアよりも大きい(例えばコア径400μm)大口径光ファイバが用いられている。本発明は、大口径ファイバだけではなく、イメージファイバ(マルチコア光ファイバ)やポリマークラッドファイバといったエネルギー伝送用光ファイバに適用可能であり、特にファイバ種や構造を制限するものではない。
 樹脂被覆層23は、クラッド22の屈折率より低い屈折率を有する高分子化合物からなる。樹脂被覆層23に用いられる高分子化合物の材質は、クラッド22の屈折率に応じて選択される。例えばクラッド22が純粋石英ガラスからなる場合、純粋石英ガラスの屈折率(1.463程度)より低い屈折率を有する高分子化合物としては、シリコン樹脂、フッ化アクリル樹脂、酢酸ビニル樹脂などが挙げられる。これに対して、ポリメタクリル酸メチル、ポリイミド、ポリカーボネート等は、純粋石英ガラスより屈折率が高い。純粋石英ガラスより屈折率が高い樹脂であっても、コアおよびクラッドの屈折率が該樹脂の屈折率より高い場合には、本発明に適用可能である。
 樹脂被覆層23の屈折率は、純粋石英の屈折率よりも0.04以上小さいことが好ましい。
 金属被覆層24は、銅(Cu)、錫(Sn)、ニッケル(Ni)などの金属や、Cu合金、Sn合金、Ni合金などの合金から構成することができる。金属被覆層24を電解めっきで作製する場合には、樹脂被覆層23の表面に導電性を付与するため、無電解めっき、スパッタ、真空蒸着、CVD等の手法により下地金属層が形成される。
 金属被覆層24は、図1Aに示すように、プローブ先端部11の内部で曲がった状態で設けられる光ファイバ20の形状を保持することができる、十分な厚さを有することが好ましい。さらに、図1Aの二点鎖線に示すように、プローブ先端部11を真っ直ぐに伸ばしたり、所望の形状に屈曲または湾曲させたりすることができるよう、光ファイバ20が可塑性(変形性)を有する程度の厚さに金属被覆層24を設けることが好ましい。一般に、プローブは金属被覆層を有しているので、仮にプローブが曲がって漏れ光が発生した場合であっても、プローブ外部へ漏れ光を出さない構成となっている。
 図1Cに示すように、マルチルーメンチューブ30は、その内部に、水の流路31と、エアの流路32と、光ファイバ20が挿通される管路33を有する。管路33内には光ファイバ20が挿通されている。マルチルーメンチューブ30の一端は、先端面39である。また、マルチルーメンチューブ30の他端は、図1A,1Bおよび図2に示すように、プローブ本体部12の内部に収容されている。
 光ファイバ20の出射端26の形状は、光軸に垂直な平面に限らず、斜面や円錐形に形成(研磨など)することもできる。
 本形態例においては、プローブ先端部11がマルチルーメンチューブ30および光ファイバ20からなる。マルチルーメンチューブ30は、ウレタン等の高分子化合物やステンレス等から構成することができる。
 マルチルーメンチューブ30が可撓性を有する高分子化合物からなる場合、プローブ先端部11を手指で所望の形状に変形させることができるので好ましい。本形態例のプローブ10では、光ファイバ20に金属被覆層24が設けられているので、プローブ先端部11を曲げたり、曲げ形状を任意に変化(変形)させたりしても、内部の光ファイバ20に加わるストレスを軽減し、光ファイバ20の損傷や破断を抑制することができる。
 図1Cおよび図2に示すように、光ファイバ20が挿通される管路33は、マルチルーメンチューブ30の先端面39から反対側の端面39aまで連続して形成されている。図1Cでは、管路33と光ファイバ20との間にクリアランスが示されているが、管路33への光ファイバ20の挿入に支障がない程度に両者が密着していても良い。
 水の流路31とエアの流路32との間は、隔壁36によりチューブ全長にわたって仕切られている。水の流路31およびエアの流路32は、マルチルーメンチューブ30の先端面39において開口している。光ファイバ20の出射端26からレーザ光を照射する際、水およびエアをそれぞれ流路31,32の開口(出口)から噴出することにより、被照射位置を冷却し、蒸散物を除去することができる。
 プローブ本体部12は、高分子化合物(樹脂、ゴム等)や金属等の各種材料から構成でき、その構造は特に限定されない。本形態例の場合、プローブ本体部12は、高分子化合物製であり、高分子化合物製のマルチルーメンチューブ30と一体に成形されている。プローブ本体部12の側面には切欠14,15が設けられ、それぞれの切欠14,15においてマルチルーメンチューブ30が露出され、さらにそのマルチルーメンチューブ30の薄肉部34,35が切り開かれることにより、水の流路31の導入口37およびエアの流路32の導入口38が形成されている。マルチルーメンチューブ30の先端面39とは反対側の端面39aにおいて、水の流路31のおよびエアの流路32は、プローブ本体部12内で閉塞されている。
 光ファイバ20の入射端25は、マルチルーメンチューブ30の端面39aよりも後方(図2の右方)に延び、プローブ本体部12内部の光ファイバ通路16を通ってプローブ本体部12の後端面12aから突出している。プローブ本体部12をインサート成形で製造するときは、流路31,32内に着脱可能な補強材が充填され、管路33に光ファイバ20が挿通されたマルチルーメンチューブ30を用意し、光ファイバ20およびマルチルーメンチューブ30の周囲に溶融樹脂を供給して固化させることにより、光ファイバ20の外面形状を型として光ファイバ通路16を形成することができる。その際、導入口37,38に通じる切欠14,15は、プローブ本体部12の後加工で開口する必要はなく、例えば成形金型の内面に導入口37,38を塞ぐ凸部を設け、切欠14,15の部分に溶融樹脂が供給されないようにすることでも形成することができる。
 本形態例の歯科用プローブ10は、歯科治療用レーザハンドピースにおいて、光ファイバ20で伝送されたレーザ光を被照射位置に導くために用いることができる。
 図3に、レーザハンドピースの構成例を示す。ここで例示するハンドピース40は、術者(特に歯科医)が手に持って操作できるように構成されており、歯科用プローブ10は、ハンドピース本体41の先端側に設けられたレセプタクル42に対して着脱可能に装着されている。レセプタクル42は、例えばOリング43等でプローブ本体部12の外周面をその中心軸に向かう方向に押圧し、光軸の位置を安定させる。また、ファスナ49をプローブ本体部12の外面に突出形成されたフランジ部13に係合させることにより、使用時に歯科用プローブ10が意図せず脱落することを防止することができる。歯科用プローブ10をハンドピース本体41から取り外すときには、ファスナ49を上げ、図示しない操作手段を介してエジェクタ48をハンドピース本体41の先端側(図3の左側)に移動させ、歯科用プローブ10をレセプタクル42から押し出す。
 ハンドピース本体41には、給水管44および給気管45が設けられている。給水管44および給気管45は、図示しない水およびエアの供給装置に接続されている。
 給水管44はプローブ本体部12の切欠14に設けられた水導入口37(図1A参照)に接続されている。また、給気管45は切欠15に設けられたエア導入口38(図1B参照)に接続されている。
 ハンドピース本体41の後端側には、レーザ光を供給するためレーザ光源に接続された光ファイバ46が保持されている。光源側の光ファイバ46と、プローブ10の光ファイバ20とは、コリメートレンズ47等を介して非接触で光結合されている。このため、光ファイバ20,46の端面同士を突き合わせて接続する場合に比べて、プローブ10の着脱の際に光ファイバ20,46の端面に外力が加わらず、光ファイバ20,46の端面の損傷を防ぐことができる。
 歯科治療の際、術者はハンドピース本体41に適宜の先端形状を有するプローブ10を装着してハンドピース40を構成し、患部に水およびエアを供給しながらレーザ光を照射することで、歯牙組織の処置を行うことができる。プローブ先端部11が所望の形状に曲げられていても、光ファイバ20からの漏れ光によるプローブ先端部11の温度上昇が抑制されるので、患者がプローブ先端部11の高熱を感じて不快感を覚えたり、火傷を起こしたりするおそれがない。
 以下、実施例をもって本発明を具体的に説明する。なお、本発明は、実施例の形状や寸法のみを対象としたものではなく、コア径・クラッド径・ファイバ長さ・曲げ角度・被覆径・金属コート径・チューブ構造などを初めとする形状や寸法、さらに材質などを特に制限するものではない。
<実施例1>・図1Cに示すように、大口径ファイバ(コア径;φ400μm、クラッド径;φ500μm)の外側に厚さ50μmのシリコン樹脂(屈折率;1.35)の樹脂層と、その外側に厚さ50μmの銅をコートした金属コート光ファイバを用いた。前記金属コート光ファイバは、長さが40mmで、中央部に30°の曲げ角度を有した構造となっており、これをマルチルーメン構造のウレタン製チューブに挿入し、モールドにて一体成形したプローブを作製した。
<実施例2>・シリコン樹脂に代えて、フッ化アクリル樹脂(屈折率;1.42)を用いたこと以外は実施例1と同じにして、プローブを作製した。
<実施例3>・シリコン樹脂に代えて、酢酸ビニル樹脂(屈折率;1.46)を用いたこと以外は実施例1と同じにして、プローブを作製した。
<比較例1>・シリコン樹脂に代えて、ポリメタクリル酸メチル(屈折率;1.49)を用いたこと以外は実施例1と同じにして、プローブを作製した。
<比較例2>・シリコン樹脂に代えて、ポリイミド樹脂(屈折率;1.52)を用いたこと以外は実施例1と同じにして、プローブを作製した。
<比較例3>・シリコン樹脂に代えて、ポリカーボネート樹脂(屈折率;1.59)を用いたこと以外は実施例1と同じにして、プローブを作製した。
<試験例>・実施例と比較例の試料(n=10)について、エルビウム・YAGレーザを用いて、出力;350mJ、繰返し速度10ppsにて、10秒間連続照射した。そして30°の曲げを有したプローブの中央部を市販の接触式温時計にて連続照射直後(10秒後)の温度を測定した。試験は室温(23℃)で実施した。
<試験結果>・試験結果を表1に示す。表中の測定温度は、n=10の平均値である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
<考察>
 表1に示す試験結果からわかるように、樹脂被覆層の屈折率がクラッド(純粋石英ガラス)の屈折率より大きいもの(比較例1~3)は、曲げ加工されている箇所でレーザ光が漏れ光となって金属コート層側に拡散されているものと考えられる。逆に、樹脂被覆層の屈折率がクラッドの屈折率より小さいもの(実施例1~3)は、曲げ加工されている箇所でレーザ光が漏れ光とならず、金属コート層側への拡散が制限されているものと考えられる。
 純粋石英層の屈折率は1.463程度であることが知られている。比較例1ではそれより若干屈折率が高いため、数度の温度上昇が確認されているので好ましくないことは明らかである。
 実施例3は、純粋石英層の屈折率と同レベルであって、それほどの温度上昇は確認されていない。しかしながら、角度を30°以上に曲げた場合や、もっとハイパワーで長時間のレーザ照射を想定すると、温度上昇のマージンが少ないように思われる。
 以上より、本発明の歯科用プローブで用いる樹脂被覆層の屈折率は、純粋石英層の屈折率よりも小さいこと、好ましくは純粋石英層の屈折率よりも、0.04以上小さい屈折率であるほうがよいことが判明した。
 また、漏れ光の有無は、光ファイバのクラッドとその外側の樹脂被覆層との屈折率差によるものであるから、クラッドの材質が純粋石英層でない場合も同様に、樹脂被覆層の屈折率がクラッドの屈折率より小さくすることにより、温度上昇を抑制することができる。
 本発明によれば、樹脂被覆層が、クラッドの屈折率より低い屈折率を有する高分子化合物からなるので、光ファイバにおいて第2のクラッドとして機能し、曲げ損失によるレーザ光の漏洩を抑制することができる。これにより、プローブの温度上昇を防止することができる。
 10  歯科用プローブ
 11  プローブ先端部
 20  光ファイバ
 21  コア
 22  クラッド
 23  樹脂被覆層
 24  金属被覆層
 30  マルチルーメンチューブ
 31  水の流路
 32  エアの流路
 33  管路
 40  レーザハンドピース

Claims (2)

  1.  歯科治療用レーザハンドピースにおいて、光ファイバで伝送されたレーザ光を被照射位置に導くために用いられる歯科用プローブであって、
     歯科用プローブの先端部は、水の流路と、エアの流路と、光ファイバが挿通される管路が内部に形成されたマルチルーメンチューブ、および前記管路に挿通された光ファイバからなり、
     前記光ファイバは、クラッドの外周上に設けられた樹脂被覆層、および前記樹脂被覆層の外周上に設けられた金属被覆層を有し、
     前記樹脂被覆層は、屈折率が前記クラッドの屈折率より低い高分子化合物からなることを特徴とする歯科用プローブ。
  2.  前記樹脂被覆層の屈折率が、純粋石英の屈折率よりも0.04以上小さいことを特徴とする請求項1に記載の歯科用プローブ。
PCT/JP2010/001464 2009-03-05 2010-03-03 歯科用プローブ WO2010100919A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN2010800096466A CN102333495A (zh) 2009-03-05 2010-03-03 牙科用探针
EP10748518.7A EP2392287B1 (en) 2009-03-05 2010-03-03 Dental probe
US13/225,082 US20110318701A1 (en) 2009-03-05 2011-09-02 Dental probe

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009052093A JP5507096B2 (ja) 2009-03-05 2009-03-05 歯科用プローブの製造方法
JP2009-052093 2009-03-05

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US13/225,082 Continuation US20110318701A1 (en) 2009-03-05 2011-09-02 Dental probe

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2010100919A1 true WO2010100919A1 (ja) 2010-09-10

Family

ID=42709485

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2010/001464 WO2010100919A1 (ja) 2009-03-05 2010-03-03 歯科用プローブ

Country Status (5)

Country Link
US (1) US20110318701A1 (ja)
EP (1) EP2392287B1 (ja)
JP (1) JP5507096B2 (ja)
CN (1) CN102333495A (ja)
WO (1) WO2010100919A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110292720A (zh) * 2019-06-11 2019-10-01 中南大学湘雅二医院 一种基于ercp的光动力治疗用光照射装置

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102488565B (zh) * 2011-11-18 2013-12-25 南京春辉科技实业有限公司 牙科用刚性异型微结构光纤棒
WO2017053900A1 (en) * 2015-09-23 2017-03-30 Zerfas Jeffrey W Laser optical fiber for endoscopic surgical procedures
CN106214275B (zh) * 2016-09-22 2017-07-04 李博 牙科治疗仪
US11007011B2 (en) 2017-11-10 2021-05-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical laser fiber
JP6990255B2 (ja) * 2018-12-26 2022-02-03 桂林市啄木鳥医療器械有限公司 口腔レーザー治療装置のハンドルに用いられる光路切換構造
CN110559091B (zh) * 2019-09-29 2021-02-02 中国人民解放军陆军军医大学第一附属医院 具有辅助测距定深功能的牙科手机
JP2021065257A (ja) * 2019-10-17 2021-04-30 朝日インテック株式会社 光照射デバイス、及び、光照射システム
EP3816686A3 (en) * 2019-10-30 2021-07-14 Sterlite Technologies Limited Ultra reduced diameter optical fibre

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5520562B2 (ja) * 1973-06-13 1980-06-03
JPS55117104A (en) * 1979-02-27 1980-09-09 Heraeus Schott Quarzschmelze Optical fiber
JPH06258531A (ja) * 1993-03-09 1994-09-16 Totoku Electric Co Ltd 光ファイバ及びそれを用いた光ファイババンドルの製造方法
JPH10211211A (ja) * 1997-01-31 1998-08-11 Shinji Kokubu 医療用レーザハンドピース
JPH11188107A (ja) * 1997-09-05 1999-07-13 Cordis Webster Inc 操作可能なdmr用カテーテルのハンドル
JP3124643B2 (ja) 1991-11-27 2001-01-15 株式会社モリタ製作所 歯科治療用レーザハンドピース
JP2009052093A (ja) 2007-08-27 2009-03-12 Canon Anelva Corp 埋め込み成膜方法及び装置

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS54103098U (ja) * 1977-12-29 1979-07-20
US4776659A (en) * 1985-11-21 1988-10-11 Mruk Walter S Optical coupler integrated with light emitter and detector units
JP2535250B2 (ja) * 1990-09-06 1996-09-18 三菱電線工業株式会社 カテ―テル
US5312396A (en) * 1990-09-06 1994-05-17 Massachusetts Institute Of Technology Pulsed laser system for the surgical removal of tissue
JP3000840B2 (ja) * 1993-12-24 2000-01-17 住友電装株式会社 温度検知装置
AU745429B2 (en) * 1998-02-06 2002-03-21 Eigil Moelsgaard A dental system for treatment of periodontal pockets using laser light
US6224543B1 (en) * 1998-05-21 2001-05-01 Adroit Medical Systems, Inc. Non-latex inverted sheath device
DE19942470B4 (de) * 1998-09-08 2013-04-11 Fujitsu Ltd. Optisches Halbeitermodul und Verfahren zum Herstellen eines optischen Halbleitermoduls
CN1095549C (zh) * 1999-09-30 2002-12-04 中国科学院上海光学精密机械研究所 激光二极管与光纤的耦合器件
JP2004236949A (ja) * 2003-02-07 2004-08-26 Olympus Corp エネルギー照射装置
JP2008141066A (ja) * 2006-12-04 2008-06-19 Hitachi Cable Ltd ファイバレーザ装置用光ファイバ及びファイバレーザ装置
JP2008292660A (ja) * 2007-05-23 2008-12-04 Fujikura Ltd 光ファイバ、光通信モジュール
CN101101353A (zh) * 2007-07-23 2008-01-09 通鼎集团有限公司 传感光纤
US8017246B2 (en) * 2007-11-08 2011-09-13 Philips Lumileds Lighting Company, Llc Silicone resin for protecting a light transmitting surface of an optoelectronic device

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5520562B2 (ja) * 1973-06-13 1980-06-03
JPS55117104A (en) * 1979-02-27 1980-09-09 Heraeus Schott Quarzschmelze Optical fiber
JP3124643B2 (ja) 1991-11-27 2001-01-15 株式会社モリタ製作所 歯科治療用レーザハンドピース
JPH06258531A (ja) * 1993-03-09 1994-09-16 Totoku Electric Co Ltd 光ファイバ及びそれを用いた光ファイババンドルの製造方法
JPH10211211A (ja) * 1997-01-31 1998-08-11 Shinji Kokubu 医療用レーザハンドピース
JPH11188107A (ja) * 1997-09-05 1999-07-13 Cordis Webster Inc 操作可能なdmr用カテーテルのハンドル
JP2009052093A (ja) 2007-08-27 2009-03-12 Canon Anelva Corp 埋め込み成膜方法及び装置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110292720A (zh) * 2019-06-11 2019-10-01 中南大学湘雅二医院 一种基于ercp的光动力治疗用光照射装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20110318701A1 (en) 2011-12-29
EP2392287A4 (en) 2017-10-18
JP2010201068A (ja) 2010-09-16
JP5507096B2 (ja) 2014-05-28
EP2392287B1 (en) 2020-12-09
EP2392287A1 (en) 2011-12-07
CN102333495A (zh) 2012-01-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2010100919A1 (ja) 歯科用プローブ
US11376093B2 (en) Illuminated suction apparatus
US6129721A (en) Medical laser treatment device and laser probe for the same
US9050118B2 (en) Method and apparatus for protecting capillary of laser fiber during insertion and reducing metal cap degradation
US4519390A (en) Fiber optic laser catheter
JP5059074B2 (ja) 歯科用レーザ照射チップ
George et al. Performance assessment of novel side firing safe tips for endodontic applications
US20100248178A1 (en) Device, system and method for dental treatment
AU2010321981A1 (en) Methods and apparatus related to a distal end portion of an optical fiber having a substantially spherical shape
JPH0928715A (ja) レーザプローブおよびそれを用いたレーザ医療装置
JP7337533B2 (ja) 医療ライトガイド
JP5360650B2 (ja) 涙道治療用具
CN201641951U (zh) 一种双通道超细内窥镜
KR20220002396A (ko) 일회용 삽입체를 사용한 치주낭의 치료를 위한 시스템 및 방법
JPS6031742A (ja) レ−ザプロ−ブ
JP3093916B2 (ja) 光照射器
JPH0751287A (ja) レーザ治療装置
JP2810686B2 (ja) レーザ内視鏡
CN205516038U (zh) 一种牙根管的光学治疗仪
US7603013B1 (en) Fiberscopes and fiber bundles
JPWO2016158351A1 (ja) 光学ユニット及び内視鏡
JP2015112135A (ja) レーザハンドピース、及びレーザ治療装置
JP2014217513A (ja) レーザ照射チップ及びこれに用いられるファイバモジュール
JP2006288991A (ja) 治療用レーザ装置
JPH0751286A (ja) レーザ治療装置

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201080009646.6

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 10748518

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2010748518

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE