Dental laser system using a gas pressure in the middle range

（関連出願の引用）
本願は、共有に係る同時係属中の米国仮特許出願シリアル番号６１／２２９，９９７号、タイトル「ＤＥＮＴＡＬ ＬＡＳＥＲ ＳＹＳＴＥＭ ＵＳＩＮＧ ＭＩＤＲＡＮＧＥ ＧＡＳ ＰＲＳＳＵＲＥ」（２００９年７月３０日出願）について、３５ Ｕ． Ｓ． Ｃ． §１１９（ｅ）に基づいて優先権の利益を主張するものであり、同米国仮特許出願は、その全体が参照のため本明細書中に援用される。

（技術分野）
本発明は、腐敗を除去し、硬組織を切断、穿孔、または成形し、軟組織を除去および切断し、う食抑制のために硬組織を改変し、かつ硬組織表面の状態を改変して硬組織への付着を助けるためのシステムおよび方法に関する。 本発明は、口腔組織、歯肉、および歯、例えば、ヒトまたは動物の口腔組織、歯肉、および歯に適用される。

（背景）
歯は、３つの層を有する。 最外層は、最も硬く、その歯の残りの部分に保護層を形成するエナメルである。 歯の中央部または大部分は、象牙質で構成されており、最内層は歯髄である。 エナメルおよび象牙質は、組成上類似しており、約８５％鉱物、すなわち、炭酸ヒドロキシアパタイトであり、一方で、歯髄は、圧力および温度に敏感である血管および神経を含有する。 エナメルおよび象牙質を穿孔、輪郭形成、または調整する本用途において、歯髄の温度感度が懸念される。 摂氏５．５℃の温度上昇は、歯の歯髄の永久的な損傷につながる場合もある。

過去１０〜１５年にわたって、歯髄を加熱することなく、歯のエナメルおよび象牙質に、全て除去プロセスである、除去、穿孔、輪郭形成、または調整を行うことが可能なレーザパラメータを定義するための研究が行われてきた。 理想的には、レーザパルスは、歯髄を加熱する象牙質に残存する最小の残留エネルギーでその塊をガスに変換して、エナメルおよび象牙質を蒸発させるべきである。

歯科におけるレーザの使用がレーザの導入以来考慮されてきた。 穿孔および切断するために用いられる歯科用レーザが最初の用途であった。 高エネルギー密度パルスが最初に使用されたが、これらのパルスは、歯の歯髄または軟組織を損傷する可能性があったため、より低いエネルギーパルス構造が模索された。 より低いピーク電力のエネルギーパルスで、より長いパルス時間が使用され、これは、歯のエナメルに有害に作用した。

光結合効率を理解するために、紫外線から遠赤外にわたる種々のレーザ波長相互作用が模索された。 ２．７〜３．０マイクロメートルおよび９．３〜９．６μｍの波長範囲である最大結合を有する光結合が重大であることが見出された。 反射率が考慮される場合、９．３〜９．６マイクロメートルの範囲が、任意の他の波長範囲よりも最大３倍良好に結合することが見出された。

最も効率的な結合波長を同定して、硬組織を切除する時間および閾値が決定される必要があった。 研究は、硬組織の熱緩和時間が、５ｍＪ（ミリジュール）の閾値アブレーションエネルギーで、約１〜２マイクロ秒であることを示した。

マイクロ秒のパルス幅を有する９．３〜９．６マイクロメートルの波長範囲のレーザパルスおよび５〜１５ｍＪのパルスエネルギーの必要性を認識することにより、ＤＣ励起ＴＥＡ（横方向に励起した大気）レーザが採用された。 ＴＥＡレーザが非常に短いパルス長、すなわち、数百ナノ秒を有するため、ＴＥＡレーザは、長いパルス動作用に改変され、パルス波形を改変された。 さらに、ＲＦ（無線周波数）ＣＷ（連続波）レーザが研究されたが、その最短パルス長はわずか５０マイクロ秒であったため、パルスは、より短いパルス幅よりも硬組織を著しく加熱した。

これまで、光学効率に対する最大のＲＦを探究するＲＦ励起ＣＯ _２ ＣＷレーザは、典型的には、７０〜１００トル（または約９，３３２〜１３，３３２パスカル（Ｐａ））で動作し、生成される最短のパルス長は、典型的には、５０マイクロ秒である。 先行技術で使用される標準のＲＦ励起ＣＯ _２レーザに対する典型的なガス圧力は、８０トル（または約１０，６６５Ｐａ）である。 大気圧で動作するＣＯ _２ ＴＥＡレーザは、パルス長数百ナノ秒で、９．３〜９．６マイクロメートルパルスを生成する。 ＴＥＡレーザは、概して、密封動作で動作せず、長い動作寿命または高いパルス繰り返し率を有さず、かつ包装するのに費用がかかる。 最適なＣＯ _２レーザパルジングパラメータを生成するために「長パルス」ＴＥＡレーザを製造することができる一方で、ＴＥＡレーザは、ＲＦ励起レーザよりも大きく、かつより高価であり、したがって、寸法および費用が重大である歯科用レーザ用途との適合には理想的ではない。 したがって、これまでの取り組みのいずれも、歯髄を加熱することなくエナメルおよび象牙質と効果的に協働するための商業的に許容される形態で、最適なパラメータの一式を生成していない。

（概要）
本開示の一態様に従って、直流（ＤＣ）電源、ＤＣ電源に連結される無線周波数（ＲＦ）電源、約２６０〜６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ）の範囲の圧力のガスで充填されるＣＯ _２レーザ、およびレーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムを備える、ＣＯ _２歯科用レーザシステムが提供される。

いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約２８０〜５５０トル（または約３７，３３０〜７３，３２７Ｐａ）、約３００〜５００トル（または約３９，９９６〜６６，６６１Ｐａ）、約３２０〜４５０トル（または約４２，６６３〜５９，９９５Ｐａ）、約３４０〜４００トル（または約４５，３２９〜５３，３２８Ｐａ）の範囲であってもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、一般に平板共振器と称される、不安定導波管ハイブリッド共振器を含んでもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、導波管共振器を含んでもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、 ^１２ Ｃ（ ^１８ Ｏ） _２ガスで充填されてもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザは、 ^１２ Ｃ（ ^１６ Ｏ） _２ガスで充填されてもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、レーザ共振器鏡は、約９．３〜９．６マイクロメートルの範囲内の波長で優先的に共振するよう被覆されてもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＤＣ電源は、高ピーク電力パルシングを支援するように、コンデンサバンクに連結される低出力の連続した電力部を含んでもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＲＦ電源は、約４０〜１２５ＭＨｚの範囲で動作してもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＲＦ電源は、約０〜６０％の範囲のデューティサイクルで、連続波（ＣＷ）から約２５ＫＨｚの範囲で動作する一式の高ピーク電力パルシングＲＦトランジスタを含んでもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ビーム送達システムは、ＣＯ _２レーザから出力される光エネルギーを操向する平面鏡または曲面鏡の組み合わせを含んでもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ビーム送達システムは、中空導波管であってもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＣＯ _２レーザは、パルスモードで動作し、約５０マイクロ秒以下の上昇および下降時間を有するパルスでガスを出力してもよい。

本発明の別の態様に従って、直流（ＤＣ）電源、ＤＣ電源に連結される無線周波数（ＲＦ）電源、約２６０〜６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ）の範囲の圧力のガスで充填されるＣＯ _２レーザ、およびＣＯ _２レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムを備える、ＣＯ _２歯科用レーザシステムが提供される。 ＤＣ電源は、連続波（ＣＷ）ＤＣ部分およびパルスＤＣ部分から成る。

いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約２８０〜５５０トル（または約３７，３３０〜７３，３２７Ｐａ）、約３００〜５００トル（または約３９，９９６〜６６，６６１Ｐａ）、約３２０〜４５０トル（または約４２，６６３〜５９，９９５Ｐａ）、約３４０〜４００トル（または約４５，３２９〜５３，３２８Ｐａ）の範囲であってもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＤＣ部分は、ＣＷ印加のためにＣＯ _２レーザを作動するよう構成されてもよく、パルスＤＣ部分は、パルジング印加のためにＣＯ _２レーザをピークエネルギーで作動するよう構成されてもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＣＯ _２レーザは、平板共振器を含んでもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＣＯ _２レーザは、導波管共振器を含んでもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ガスは、 ^１２ Ｃ（ ^１８ Ｏ） _２ガスであってもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ガスは、 ^１２ Ｃ（ ^１６ Ｏ） _２ガスであってもよい。

前述実施形態のうちのいずれかにおいて、ＣＯ _２レーザは、パルスモードで動作し、９．３〜９．６マイクロメートルの波長ならびに約５０マイクロ秒以下の上昇および下降時間を有する光エネルギーを出力してもよい。

本発明の別の態様に従って、直流（ＤＣ）電源、ＤＣ電源に連結される無線周波数（ＲＦ）電源、約２６０〜６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ）の範囲の圧力のガスで充填されるＣＯ _２レーザ、およびＣＯ _２レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向するよう構成されるビーム送達システムを備える、ＣＯ _２歯科用レーザシステムが提供される。 ＣＯ _２レーザは、パルスモードで動作し、９．３〜９．６マイクロメートルの波長ならびに約５０マイクロ秒以下の上昇および下降時間を有する光エネルギーを出力してもよい。

いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約２８０〜５５０トル（または約３７，３３０〜７３，３２７Ｐａ）、約３００〜５００トル（または約３９，９９６〜６６，６６１Ｐａ）、約３２０〜４５０トル（または約４２，６６３〜５９，９９５Ｐａ）、約３４０〜４００トル（または約４５，３２９〜５３，３２８Ｐａ）の範囲であってもよい。

本発明のさらに別の態様に従って、ＣＯ _２歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する方法が提供される。 方法は、直流（ＤＣ）電源を提供すること、ＤＣ電源に連結される無線周波数（ＲＦ）電源を提供すること、ＣＯ _２レーザを、所定の圧力範囲（例えば、約２６０〜６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ））の圧力のガスで充填すること、およびビーム送達システムを用いて、ＣＯ _２レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向することを含む。

いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約２８０〜５５０トル（または約３７，３３０〜７３，３２７Ｐａ）、約３００〜５００トル（または約３９，９９６〜６６，６６１Ｐａ）、約３２０〜４５０トル（または約４２，６６３〜５９，９９５Ｐａ）、約３４０〜４００トル（または約４５，３２９〜５３，３２８Ｐａ）の範囲であってもよい。

本発明は、添付された図面および添付の詳細記述の視点からより明らかになる。 ここで示される実施形態は、一例として提供され、限定を意図せず、類似の参照番号は、同一または同様の要素を指す。 図面は、必ずしも原寸に比例しておらず、その代わりに、本発明の態様を説明する際に強調されている。

図１は、本発明の態様に従った、歯科用レーザシステムの実施形態のブロック図である。

図２は、本発明の態様に従った、ＣＯ

_２歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する実施形態のフローチャートである。

（好適な実施形態の詳細な説明）
以下、本発明の態様は、添付される図面を参照して、それに従って例示的実施形態を説明することにより記述される。 これらの実施形態を説明する際、周知のアイテム、機能、または構造の詳細記述は、典型的には、簡潔さのために省略される。

要素が別の要素の「上に存在する」か、あるいは別の要素に「接続される」または「連結される」と見なされるとき、それは、他の要素の上に直接存在するか、他の要素に接続されるか、あるいは連結されてもよく、または介在要素が存在してもよいことを理解されたい。 対照的に、要素が別の要素の「上に直接存在する」、「直接接続される」、または「直接連結される」とき、介在要素は存在しない。 要素間の関係を説明するために用いられる他の単語は、類似の形態で解釈されるべきである（例えば、「〜の間に」対「直接的に〜の間に」、「隣接した」対「直接的に隣接した」等）。

本明細書で使用される専門用語は、特定の実施形態を説明することのみを目的としており、本発明を限定するよう意図されない。 本明細書で使用される、単数形「ある（ａ）」、「ある（ａｎ）」、「その（ｔｈｅ）」は、別途文脈が明確に示さない限り、複数形も含むよう意図される。 「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」、「備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｅ）」、および／または「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」という用語は、本明細書で使用されるとき、規定の特性、ステップ、動作、要素、および／または成分の存在を特定するが、１つ以上の他の特性、ステップ、動作、要素、成分、および／またはそれらの群の存在または追加を除外しないことがさらに理解される。

歯科用レーザシステムに関して、ヒドロキシアパタイトの極大吸収を有する波長は、９．３〜９．６マイクロメートルの範囲であり、ヒドロキシアパタイトの熱緩和時間は、９．３〜９．６μｍの波長範囲で最大２マイクロ秒であると決定された。 したがって、ヒドロキシアパタイトを除去するための理想的なパルスパラメータは、５０マイクロ秒未満の形態で、９．３〜９．６マイクロメートルのエネルギーであると思われる。 好ましい実施形態に従って、５０マイクロ秒未満の形態で、９．３〜９．６μｍの波長エネルギーを用いてヒドロキシアパタイトを除去するためのパルスパラメータを有するビームを生成するレーザが提供される。

９．３〜９．６μｍのエネルギーは、 ^１２ Ｃ（ ^１８ Ｏ） _２のレーザガス混合物、波長選択共振器光学、より高価な空洞間波長デバイス、またはそれら３つの組み合わせを有するＣＯ _２レーザを用いて生成される。 本発明に従って、５０マイクロ秒パルスは、速いパルス上昇および下降時間で生成され、これはレーザガス圧力によりもたらされる。 ５０マイクロ秒以下のパルス長を生成するために、少なくとも約２６０トル（または約３４，６６３Ｐａ）のガス圧力を用いる。

好ましい実施形態に従って、ＣＯ _２ガスレーザは、導波管または平板共振器形態のいずれかにおいて、約２６０トル〜６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ）の範囲のガスで充填され、これは、全ての歯科用途における使用のためにＲＦ励起される。 約２６０〜６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ）の範囲が多くの歯科用途において好ましくあり得る。 導波管および平板共振器が当分野で一般的に既知であるため、これらは、本明細書で詳細に説明されない。

いくつかの実施形態において、圧力は、例として、約２８０〜５５０トル（または約３７，３３０〜７３，３２７Ｐａ）、約３００〜５００トル（または約３９，９９６〜６６，６６１Ｐａ）、約３２０〜４５０トル（または約４２，６６３〜５９，９９５Ｐａ）、約３４０〜４００トル（または約４５，３２９〜５３，３２８Ｐａ）の範囲であってもよい。

レーザは、切断および穿孔用途のために、それぞれ、ＣＷまたはパルスモードで動作されてもよい。 ＤＣおよびＲＦ電源は、高ピーク電力パルス動作を支援しながら、低出力のＣＷ動作を助けるよう構成される。 レーザ出力は、光エネルギーを患者に送達するために、ビーム送達システムに連結される。 レーザは、９．３〜９．６μｍのエネルギー波長に、信頼性に優れた小型パッケージ内において、高速パルス上昇および下降時間（例えば、約５０マイクロ秒以下、好ましくは、２０マイクロ秒以下）、密封動作、高い繰り返し率を提供する。

図１は、本発明の態様に従って、歯科用レーザシステム１００の実施形態を示す。 図１の実施形態において、ＡＣ入力電力（図示されず）として整流するＤＣ電源１０が提供される。 好ましい実施形態において、ＤＣ電源１０は、連続波（ＣＷ）ＤＣ部分１２およびパルスＤＣ部分１４から成る。 ＤＣ部分１２は、軟組織切断等のＣＷ印加のためにレーザを作動するよう寸法決めされ、ピーク電力ＤＣ部分１４は、硬組織改変等のパルジング印加のためにピークエネルギーを供給する。

アイテム２０は、４０〜１２５ＭＨｚの範囲のＤＣエネルギーのＲＦエネルギーへの変換のための無線周波数（ＲＦ）電源である。 アイテム３０は、出力カプラ３２を介する、入力としてＲＦエネルギーを有し、出力として９．３〜９．６マイクロメートルの光エネルギーを有するＣＯ _２レーザである。 また、アイテム４０は、レーザから患者の口を表すアイテム５０に光エネルギーを送達するビーム送達装置である。

本実施形態におけるＣＯ _２レーザ３０は、後方鏡３４およびレーザ放電領域３６を含む。 鏡３４は、レーザ放電領域３６を通して光エネルギーを配向する。 出力カプラ３２は、レーザから出てビームに連結する。 この場合、レーザは、ガスレーザであるため、出力カプラは、レーザガスを放出することなく、レーザから出てビームに連結する。 ＣＯ _２レーザ３０は、約２６０〜約６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ）の範囲の圧力のガスで充填されるレーザガス圧力容器３８も含む。

出力レーザエネルギーがビーム送達装置４０に提供され、その後、患者の口等の標的に配向されてもよい。 本実施形態において、ビーム送達装置４０は、ＣＯ _２レーザから出力される光エネルギーを操向するよう構成される平面鏡または曲面鏡の組み合わせを含んでもよい。

本例示的構成において、歯科用レーザシステム１００は、歯肉および口腔組織の切断のための低出力、例えば、１０ワット未満のＣＷ動作、ならびに例えば、１〜５０マイクロ秒パルス幅で５ｍＪ超のパルスエネルギーの高ピーク電力パルシング動作の双方で、最大１０ＫＨｚで動作してもよい。 ＣＯ _２レーザ３０は、９〜１１μｍの波長で動作してもよい。 レーザシステム１００は、好ましくは、理想的な吸収波長で、歯硬組織のヒドロキシアパタイトに高ピーク電力パルシング動作を提供する。 パルス幅およびパルスエネルギーは、理想的には、ヒドロキシアパタイトを切除するのに適しており、最大１０ＫＨｚでの動作中でさえ、非常にわずかの余熱しか歯に残さず、歯髄を損傷しない。

図２は、ＣＯ _２歯科用レーザシステムからレーザ光エネルギーを出力する方法の実施形態である。 方法２００は、ステップ２１０で直流（ＤＣ）電源を提供すること、ステップ２２０でＤＣ電源に連結される無線周波数（ＲＦ）電源を提供すること、ステップ２３０で所定の圧力範囲（例えば、約２６０〜６００トル（または約３４，７００〜８０，０００Ｐａ））の圧力のガスでＣＯ _２レーザを充填すること、およびビーム送達システム２４０を用いて、ＣＯ _２レーザから患者に出力されるレーザ光エネルギーを操向することを含む。

前述では最善の様式および／または他の好ましい実施形態であると見なされるものを説明したが、その中で種々の改変が行われてもよく、本発明または複数の発明が種々の形態および実施形態において実施される場合もあり、それらは多数の用途において適用される場合もあり、それらのほんの一部が本明細書に記載されたことを理解されたい。 例えば、説明されるレーザおよびレーザシステムを他の（非歯科用）用途で使用することが可能である。 以下の特許請求の範囲により、それぞれの特許請求の範囲内に収まる全ての改変および変形を含む、文字通り説明されるもの、およびそれと同等のもの全てを請求することが意図される。