歯科レーザシステムにおける治療の深さを制御するためのシステムおよび方法

(関連出願の相互参照) 本願は、2014年11月26日に出願され、“Systems and Methods to Control Depth of Treatment in Dental Laser Systems,”と題された、米国仮特許出願第62/084,783号に対する優先権の利益を主張するものであり、該米国仮特許出願の開示は、その全体が参照により本明細書中に援用される。

(発明の分野) 本開示は、概して、レーザベースの歯科レーザ治療システムに関し、より具体的には、1つまたはそれを上回るレーザパラメータおよび/もしくは1つまたはそれを上回るシステムパラメータが、治療能力の増大した深度を提供するよう制御される、システムに関する。

レーザは、ますます、虫歯を除去すること、硬組織を切断、穿孔、または成形すること、ならびに軟組織を除去もしくは切断することを含む、多数の硬および軟組織歯科手技で有用であることが示されている。歯は、3つの層を有する。最外層は、最も硬質であり、歯の他の部分のための保護層を形成する、エナメル質である。歯の中間および大部分は、象牙質を含み、最内層は、歯髄を含む。エナメル質は、概して、炭酸ヒドロキシアパタイトを含む、ほぼ少なくとも70%の鉱物重量比を含む。エナメル質および象牙質は、組成が類似し、象牙質が有意に少ないヒドロキシアパタイトを有する。歯髄は、血管および神経を含む。9.3〜9.6マイクロメートル範囲内の波長のレーザは、歯および骨の大部分を形成するヒドロキシアパタイトによってよく吸収され、これらのレーザを硬質歯系組織の除去において効率的にする。

レーザはまた、類似手技がドリルを使用して行われるときに必要とされる局所麻酔を必要とすることなく、歯系物質の除去で有用であることも見出されている。さらに、レーザは、概して、歯科用ドリルと関連付けられる騒音および振動を生じない。少なくともこれらの理由により、レーザがドリルに取って代わり、歯科治療による不安および恐怖心を除去する、または少なくとも低減させることが、歯科業界における多くの者の希望である。

いくつかの歯科レーザシステムでは、レーザは、コンソールに収納され、鏡、レンズ、および光ファイバケーブルを含み得る、ビーム送達のための光学システムを介して、関節運動または可撓性アームを通してハンドピースに透過させられる。アームは、概して、ハンドピース/主要チャンバアセンブリに取り付けられる。清掃および補修を容易にするために、ハンドピースは、取り外し可能であり得る。異なって構成された取り外し可能ハンドピースが、異なる歯科手技に使用されてもよい。アームの端部分内に、またはハンドピース/主要チャンバアセンブリ内に、概して、ハンドピース/主要チャンバアセンブリの端部もしくはビーム出口から治療領域にレーザビームを精密に誘導するために使用され得る、ビーム誘導システムがある。概して、ハンドピース/主要チャンバアセンブリビーム出口は、個人の口腔内の向上した人間工学およびより容易な操作のために小さく、レーザビーム経路は、典型的には、ほぼビーム出口の中心を通過する。ビーム誘導システムは、概して、比較的小型かつ安価であり得る、一対の検流計(例えば、ガルボまたはサーボ制御型回転可能鏡)を含む。

歯系組織を切除するために、レーザは、治療表面において十分なエネルギー密度を提供しなければならない。エネルギー密度は、ジュール/平方センチメートル(J/cm²)の単位で表され得る、フルエンスと称され得る。放射線の各具体的周波数に関して、典型的には、エナメル質および象牙質等の硬組織を含む、歯系組織を効果的に切除するためのフルエンス閾値(絶対閾値とも呼ばれる)が存在している。例えば、9.3μmでは、表面改質の閾値が、約2J/cm²で生じ、切除の閾値が、約10J/cm²で生じる。レーザビームがパルス状である場合、フルエンスは、治療場所におけるビームの断面積(例えば、ビームスポットサイズ)で除算される、パルスあたりのエネルギーとして定義される。

歯科レーザシステムは、多くの場合、レンズ等の1つまたはそれを上回る集束要素を含む。集束要素は、ビームが影響を与える標的面積を縮小することによって、レーザビーム集束スポットにおけるフルエンス(J/cm²)を増加させるよう、集束要素に入射するビームの直径より小さい直径のスポットにレーザビームを集中させる役割を果たし得る。典型的には、そのようなレーザビームは、最小直径および最高フルエンスの領域がウェストと称される、砂時計型プロファイルを有する。集束要素からウェストまでの距離は、集束要素の焦点距離と呼ばれ得る。ウェストの両側から、レーザビームの直径は、概して、発散し、その結果として、フルエンスが減少する。一般に、治療深度は、レーザビームフルエンスが物質(例えば、組織)治療閾値に等しい、またはそれを超える、ウェストの前、ウェストにおける、およびウェストの後の総距離として表される。治療閾値は、切除治療の組織切除閾値に等しくあり得る。パルスレーザシステムの治療深度は、レーザビームの断面積あたりパルスあたりのエネルギーが、治療されている物質の吸収閾値を超える、集束ウェスト直径の前、集束ウェスト直径における、および集束ウェスト直径の後の距離として表されることができる。レーザビーム方程式は、通常、ウェスト半径をω₀と呼び、したがって、ウェスト直径は、2ω₀である。多くの従来のシステムでは、レーザビームが、非常に大きい角度でウェストから発散するため、治療深度は、典型的には、わずか数ミリメートルである。

Featherston、Fried、およびRechmann等の研究者によって、カリフォルニア大学サンフランシスコ校(University of California San Francisco)で行われた研究は、9.3μm〜9.6μmレーザ波長が歯系硬組織の治療によく適していることを示している。レーザ治療のためのパルス持続時間のインジケータとして熱緩和時間を表す技法によると、5マイクロ秒〜130マイクロ秒の範囲内の持続時間を有するパルスが、切除のために望ましくあり得る。5マイクロ秒〜20マイクロ秒の範囲内のパルス幅は、熱の蓄積を防止し得、歯髄損傷の危険性を最小限にし得る。歯の歯髄は、5℃またはそれを上回る温度上昇を受ける場合に、不可逆的に損傷され得る。

歯科レーザ治療システムにおける比較的小さい治療深度は、歯系組織が治療されることができる距離、隣接歯間治療のオプション、および本システムのユーザ融通性を限定し得る。いくつかの既知のレーザベースの歯科治療技法は、以下の不利点のうちの1つまたはそれを上回るもの、すなわち、治療深度がわずか数ミリメートルである、過剰に大きい集束要素の必要性、過剰に大きいレーザビームウェスト、歯系組織によって効率的に吸収されない波長における動作、および歯系硬組織を治療するための不十分なフルエンスに悩まされる。

改良型治療、例えば、より速いおよび/またはより効率的な治療を促進するために、本明細書に説明される歯科レーザ治療システムの種々の実施形態は、十分に高いフルエンスを維持して、治療されない歯系組織への損傷を最小限にし、または回避しながら、歯系組織(例えば、エナメル質および象牙質)の治療の比較的大きい治療深度(例えば、約5mmまたはそれを上回る)を提供する。より大きい(例えば、より長い)治療深度を提供することは、歯の隣接歯間切断を可能にし得、歯科レーザの使用を単純化することができる。例えば、十分に大きい治療深度を用いると、ハンドピースまたは治療部位(例えば、患者の頭部/口腔)の不慮の動きによって引き起こされ得る、治療表面からのレーザビーム送達デバイスの距離(例えば、ハンドピースのビーム出口と治療表面との間のスタンドオフ距離)のわずかな偏差は、治療表面におけるフルエンスに有意な影響を及ぼすことがなくなり得る(例えば、1%未満、5%未満、10%未満等)。

このような目的で、本開示の一側面は、レーザビームを提供するレーザ源と、ウェストを有するようにレーザビームを成形するように、かつウェストを中心にして少なくとも5mmの治療深度を提供するように適合される、サブシステム集束要素を特徴とする、歯科レーザ治療システムを含む。レーザ源は、治療深度において、硬質歯系組織に治療を行うために所望される最小エネルギー密度に少なくとも等しいエネルギー密度を提供するように適合されてもよい。

種々の実施形態では、ウェストは、50μm〜500μmの範囲内であってもよい。レーザビームは、9μm〜12μmの範囲内の波長を有してもよい。ある場合には、集束要素は、ガウスビームプロファイルまたはシルクハット型ビームプロファイルを有する、レーザビームを提供するように適合される。集束要素は、少なくとも25mm(例えば、最大135mm)の焦点距離でレーザビームのウェストを形成するように適合されてもよい。集束要素は、少なくとも1つのレンズを含んでもよい。ある実装では、歯科レーザ治療システムはまた、例えば、レーザ源と集束要素との間に位置する、ビーム誘導システムを含んでもよい。ビーム誘導システムは、少なくとも1つの検流計を含んでもよい。歯科レーザ治療システムはまた、集束要素から下流にハンドピースアセンブリを含んでもよい。ある場合には、反射鏡および/または集束要素が、ハンドピースアセンブリ内に配置されてもよい。ある場合には、レーザ源は、少なくとも部分的に集束要素のウェストおよび焦点距離に基づく(例えば、0.06mm〜最大5mmの範囲内の)直径を有するレーザビームを提供するように構成される。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、レーザ源からレーザビームを提供するステップと、レーザビームがウェストを有し、ウェストを中心にして少なくとも5mmの治療深度を提供するように、サブシステム集束要素を使用して、レーザビームを成形するステップと、治療深度において、硬組織に治療を行うために必要とされる最小エネルギー密度に少なくとも等しいエネルギー密度を提供するステップとを含む、レーザ歯科治療を行うための方法を特徴とする。

種々の実施形態では、ウェストは、50μm〜500μmの範囲内であってもよい。レーザビームは、9μm〜12μmの範囲内の波長を有し、ガウスまたはシルクハット型ビームプロファイルを有してもよい。ある場合には、成形するステップは、少なくとも25mm(例えば、最大135mm)の焦点距離でレーザビームのウェストを形成するために、集束要素(例えば、レンズ)を使用するステップを含んでもよい。本方法はまた、ハンドピースアセンブリ内に配置される反射鏡を使用して、レーザビームを旋回させるステップを含んでもよい。ある場合には、ハンドピースアセンブリは、集束要素から下流に配置される。他の場合には、集束要素は、ハンドピースアセンブリ内に配置される。ある場合には、レーザ源からレーザビームを提供するステップは、少なくとも部分的に集束要素のウェストおよび焦点距離に基づいて、(例えば、0.06mm〜最大5mmの範囲内の)レーザビームの直径を調節するステップを含む。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、ウェストを有するレーザビームを提供する、レーザ源と、レーザビームの焦点距離を提供するように少なくとも1つのレンズを含む、集束要素と、レーザ源と集束要素との間に位置する少なくとも1つの検流計を含む、ビーム誘導システムとを含む、歯科レーザ治療システムを特徴とする。ウェストは、50μm〜500μmの範囲内であり、焦点距離に存在してもよい。レーザビームは、9μm〜10μmの範囲内の波長を有してもよい。レーザビームは、ウェストを中心にして少なくとも5mmの治療深度を提供してもよい。ある場合には、治療深度は、歯系組織に治療を行うために必要とされる、少なくとも最小エネルギー密度のエネルギー密度を有する。

種々の実施形態では、レーザビームは、ガウスまたはシルクハット型ビームプロファイルを有してもよい。歯科レーザ治療システムはさらに、集束要素と治療深度との間に配置されるハンドピースアセンブリを含んでもよい。ある場合には、歯科レーザ治療システムはまた、例えば、集束要素と治療深度との間でハンドピースアセンブリ内に配置される、反射鏡を含んでもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、ウェストおよび焦点距離を有するレーザビームを提供する、レーザ源と、ウェストを中心にした治療深度とを含む、歯科レーザ治療システムを特徴とする。レーザビームは、50マイクロ秒を上回る持続時間を有する、パルスを含んでもよい。治療深度は、硬質歯系組織に治療を行うために必要とされる、少なくとも最小エネルギー密度のエネルギー密度を有してもよい。ある場合には、治療深度は、焦点距離と組み合わせて、歯科レーザ治療システムと歯系組織との間に間置されるスタンドオフ距離調整を必要とすることなく、レーザ歯科治療が行われることを可能にする。

種々の実施形態では、レーザビームは、ガウスまたはシルクハット型ビームプロファイルを有してもよい。歯科レーザ治療システムは、治療深度内の物質を冷却するためのシステムを含んでもよい。物質を冷却するためのシステムは、治療深度内の物質に送達される流体(例えば、水または水霧)を含んでもよい。ある場合には、歯科レーザ治療システムはまた、流体がハンドピースアセンブリを通して物質に送達される、ハンドピースアセンブリも含む。ある場合には、ウェストは、50μm〜500μmの範囲内であってもよい。レーザビームは、9μm〜12μmの範囲内の波長を有してもよい。ある実装では、歯科レーザ治療システムは、レーザビームの焦点距離(例えば、少なくとも25mm、例えば、最大135mm)を提供する、少なくとも1つの集束要素を含む。ある場合には、ウェストは、焦点距離に存在する。ある実装では、歯科レーザ治療システムはまた、レーザ源と集束要素との間に位置し得る、ビーム誘導システムも含む。ある場合には、ハンドピースアセンブリは、集束要素と治療深度との間に配置されてもよい。集束要素は、少なくとも1つのレンズを含んでもよい。ビーム誘導システムは、少なくとも1つの検流計を含んでもよい。ある実装では、歯科レーザ治療システムは、反射鏡が集束要素と治療深度との間に配置される、ハンドピースアセンブリ内に配置される反射鏡を特徴としてもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、ウェストおよび焦点距離を有するレーザビームを提供する、レーザ源と、少なくとも1つのレンズを含む集束要素と、少なくとも1つの検流計を含むビーム誘導システムとを含む、歯科レーザ治療システムを特徴とする。ウェストは、50μm〜500μmの範囲内であってもよい。レーザビームは、9μm〜10μmの範囲内の波長を有してもよい。ある場合には、レーザビームは、約50マイクロ秒の持続時間を有する、パルスを含む。ある場合には、集束要素は、ウェストが焦点距離に存在し、治療深度がウェストを中心にしている、レーザビームの焦点距離を提供する。ビーム誘導システムは、レーザ源と集束要素との間に位置してもよい。治療深度は、歯系組織に治療を行うために必要とされる、少なくとも最小エネルギー密度のエネルギー密度を有してもよい。ある実装では、治療深度は、焦点距離および/またはパルスと組み合わせて、歯科レーザ治療システムと歯系組織との間に間置されるスタンドオフ距離調整を必要とすることなく、レーザ歯科治療が行われることを可能にする。

種々の実施形態では、レーザビームは、ガウスまたはシルクハット型ビームプロファイルを有してもよい。歯科レーザ治療システムはまた、治療深度内の物質を冷却するためのシステムを含んでもよい。冷却用のシステムは、治療深度内の物質に送達される流体(例えば、水または水霧)を含んでもよい。ある場合には、レーザ歯科治療システムはまた、流体がハンドピースアセンブリを通して物質に送達される、ハンドピースアセンブリを含んでもよい。ハンドピースアセンブリは、集束要素と治療深度との間に配置されてもよい。ある場合には、反射鏡が、集束要素と治療深度との間でハンドピースアセンブリ内に配置される。

本開示の種々の側面が、添付図面および付随する発明を実施するための形態を考慮して、より明白となるであろう。その中で描写される実施形態は、限定ではなく一例として提供され、類似参照番号は、概して、同一または類似要素を指す。異なる図面では、異なる参照番号を使用して、同一または類似要素が参照され得る。図面は、必ずしも一定の縮尺ではなく、代わりに、本発明の側面を図示することに重点が置かれる。

図1は、種々の実施形態による、レーザビームのウェストおよび治療領域の深度を概略的に描写する。

図2A−2Cは、種々の実施形態による、3つの異なるレーザウェストおよび治療領域の深度を描写する。

図3は、種々の実施形態による、レーザビーム経路ならびに結果として生じたビームウェストおよび治療深度の描写である。

図4は、種々の実施形態による、レーザビームハンドピース/主要チャンバアセンブリの一部および治療深度を描写する。

図5は、種々の実施形態による、レーザシステムの例示的最小、最大、および公称動作パラメータを示す、チャートである。

図6は、種々の実施形態による、信号パルスおよびレーザパルスの両方を含む、例示的レーザパルス列を示す、概略グラフである。

図7は、種々の実施形態による、治療に使用され得るガウスビームプロファイルおよびシルクハット型ビームプロファイルを描写する。

図8は、種々の実施形態による、レーザパルス幅、パルスあたりのエネルギー、および硬質歯系組織内の対応する温度上昇の例示的値を示す、チャートである。

図1は、種々の実施形態で生成される例示的レーザビーム12の一部を示す。レーザビーム12は、2ω₀の直径を有する、ウェスト14を有する。ウェスト14の面積は、A₀であり、A₀=πω₀²であり、レーザビーム12に沿った点nにおける面積は、A_n=πω_n²である。パルスレーザビームに関して、パルスあたりのエネルギーは、Eとして表され、フルエンスまたはエネルギー密度は、Fとして表される。したがって、レーザビーム12に沿った任意の所与の点nにおけるフルエンスは、F_n=E/A_nである。フルエンス閾値15または特定の歯科治療のためのレーザビーム12の必要最小エネルギー密度は、F_Tである。切除治療に関して、治療閾値は、歯系組織の切除のために必要とされる最小エネルギー密度に等しい。いくつかの実施形態では、準切除手術が、そこから炭酸塩を除去するよう、エナメル質の表面の温度が約400℃ずつ上昇させられる、歯系硬組織に行われてもよい。炭酸塩除去は、典型的には、0.5〜5J/cm²のフルエンスを有する9.3μmレーザを用いて、エナメル質で起こり得る。炭酸塩除去に起因して、歯は、齲蝕の形成により耐性を持つようになり得る。フルエンス閾値15またはF_Tは、概して、ウェスト14直径2ω₀、ビームに沿ったウェストからの距離、パルスあたりのエネルギーE、治療されている物質によるレーザエネルギーの吸収、および行われる治療によって判定される。レーザエネルギーの吸収は、レーザビーム12の波長および治療されている物質の関数である。歯系硬組織内のレーザエネルギーの吸収に関して、波長範囲は、概して、約9μm〜約12μm、例えば、約9.3μm〜約9.6μmである。

一般に、点nがウェスト14から遠いほど、概して、ω_nが大きくなるであろう。ω_nが増加すると、F_nが減少する。これは、ウェスト14から両方に起こる。したがって、ウェスト14の両側で、典型的には、ビーム直径2ω_nを伴ってF_n=F_Tである、点が存在している。したがって、ビーム直径の任意のさらなる増大は、レーザビーム12のパルスあたりの所与のエネルギーにおいて歯系組織を治療することができない場合がある。したがって、治療深度16は、フルエンスがF_Tにほぼ等しい、ウェスト14の各側に1つずつある、2つの点の間の距離として表されることができる。治療深度16は、典型的には、ウェスト14を中心にしている。

ウェスト14のサイズは、治療深度16に強い影響を及ぼし得る。図2A−2Cを参照すると、所与のレベルのEに関して、低ビームテーパを伴う中程度のウェスト14(例えば、図2Aに示される)が、治療深度16を最大限にすることができる。より小さいウェスト14(例えば、図2Bに示される)は、ウェスト14においてより高いFを提供するが、より高いビームテーパと組み合わせて、ω_nのより大きい増加率をもたらし得、したがって、より小さい治療深度16をもたらし得る。より大きいウェスト14(例えば、図2Cに示される)は、どれだけビームテーパが低くても、概して、硬質歯系組織の治療のために必要とされる、フルエンス閾値15を下回るエネルギー密度を生じる。ウェスト14は、最小ビーム直径であるが、治療表面上の接触点における実際のビーム直径は、概して、スポットサイズと呼ばれる。50μm未満のスポットサイズが、典型的には、比較的短い治療深度16を伴って形成されることができる一方で、1000μmより大きいスポットサイズは、典型的には、より長いパルス幅でさえも十分なフルエンスを有していない。

図3を参照すると、種々の実施形態では、例示的歯科レーザ治療システム10は、ビーム誘導システム18によって形成される経路を辿るレーザ源11によって提供されるレーザビーム12を含む。いくつかの実施形態では、ビーム誘導システム18は、検流計アクチュエータ22によって駆動される2つの検流計鏡20と、集束要素24とを含む。種々の他の実施形態では、任意の他のビーム誘導デバイス、例えば、光ファイバ、導波路等が、使用されることができる。概して、1つまたはそれを上回るレンズが、少なくとも1つの集束要素24を形成する。レーザ源11は、概して、後に、関節運動アーム、1つもしくはそれを上回る光ファイバケーブル、関節運動アームおよび1つもしくはそれを上回る光ファイバケーブルの組み合わせ、またはある距離にわたってレーザビームを透過させるための任意の他のデバイスを通して透過させられる、レーザビームを出力する。

集束要素24からウェスト14までの距離は、焦点距離28と称される。いくつかの実施形態では、集束要素24は、ビーム誘導システム18とウェスト14との間に位置し、ビーム誘導システム18は、レーザ源と集束要素24との間に位置してもよい。レーザ源11および/または集束要素24は、約50μm〜最大約500μmの範囲内の直径を有するウェスト14が形成されることができるように構成される。種々の場合において、ウェスト14直径は、例えば、50μm、75μm、100μm、150μm、200μm、250μm、300μm、350μm、400μm、450μm、500μm等であってもよい。約5mmまたはそれを上回る好適な治療深度16を提供するよう、十分に低いビームテーパを有するために、焦点距離28は、いくつかの実施形態では、少なくとも約25mmである。例えば、焦点距離28は、例えば、25mm、35mm、45mm、55mm、65mm、75mm、85mm、95mm、105mm、120mm、135mm、150mm、165mm、175mm、185mm、200mm等であってもよい。焦点距離28、ウェスト14直径、レーザ波長、およびパルスあたりのエネルギーの適切な選択により、少なくとも約5mm、10mm、15mm、20mm、25mm、30mm、35mm、40mm、45mm、またはさらに50mmの治療深度16が、達成されることができる。ある場合には、例えば、図3の実施形態に示されるように、焦点距離28および治療深度16は、ほぼ等しい。

図4を参照すると、いくつかの実施形態では、ハンドピース/主要チャンバアセンブリ26は、硬組織、例えば、歯30の一部を治療するように、レーザビーム12を指向するために構成される。ハンドピース/主要チャンバアセンブリ26のハンドピース部分は、(主要チャンバ内に位置する)集束要素24から下流に配置される。随意に、ハンドピース/主要チャンバアセンブリ26は、集束要素24から下流に配置され、人間工学を向上させるために、ハンドピース/主要チャンバアセンブリ26の主要軸に対する角度でレーザビーム12を誘導する、反射鏡(図示せず)を含有してもよい。いくつかの実施形態では、集束要素24は、ハンドピース内に位置する。

例示的ハンドピース/主要チャンバアセンブリ26が使用されるとき、焦点距離28は、一実施形態では、約135mmであってもよい。約9.3μmの波長において、直径が約7mmの集束要素24に入射するビームのサイズでは、本焦点距離は、約250μmのウェストを生じることができる。高いフルエンスおよび長い焦点距離28は、比較的大きい治療深度16を提供することに役立つ。大きい治療深度の1つの利益は、レーザシステム(概して、ハンドピース/主要チャンバアセンブリ)と治療されている歯系組織との間にいかなる機械的距離レギュレータも必要としないことである。従来の距離調整デバイスは、ゲージ、スケール、スペーサ、スタンドオフデバイス、または歯科レーザ治療システムと治療される歯科表面との間の距離を調整するための任意の他の手段を含んでもよい。十分に大きい治療深度があると、(例えば、歯科医の手および/または患者の頭部/口腔の動きによって引き起こされる)手動制御型ツールを使用する際に予期される距離変動にもかかわらず、レーザビームエネルギー密度が、フルエンス閾値にとどまる、またはそれを上回ったままであるため、レーザ歯科治療が、いかなる距離調整も伴わずに行われてもよい。

多くのレーザベースの治療システムは、治療に使用されない場合、治療されない組織部分への損傷を引き起こし得る、無駄なレーザエネルギーを最小限にするように構成される。このような目的で、種々のシステムは、レーザベースの切除および/または他の治療が、例えば、レーザビームのウェストでレーザビームが集束される領域で起こるように、構成される。焦点領域は、組織表面に、または組織表面の下方にあり得るが、レーザビームは、概して、所望の治療が焦点領域で、またはそれの非常に近くで起こるように標的にされる。したがって、焦点領域が組織表面にある場合、治療は、概して、組織表面で起こる。焦点領域が組織表面の下方にある場合、治療は、組織表面の下で起こり得る。そのようなシステムは、多くの場合、「光学的高速」システムとして表される。

「光学的高速」システムでは、比較的短い焦点距離(例えば、5mm、10mm、12mm、15mm等)を有する集束光学部が、焦点領域内でそのエネルギーを集中させるよう、比較的短いビーム伝搬距離にわたってレーザビームを先細にするために使用される。オペレータが、意図的または不注意に、Z方向(すなわち、組織表面に垂直であり、ビームに沿った方向)にハンドピース等のビーム指向器具を移動させる場合、治療される組織部分は、もはや焦点領域にない場合がある。したがって、Z方向へのそのようなシステムの公差は、概して、低い、例えば、1mm、0.5mm、またはそれ未満でさえある。ビーム指向器具の先端と組織表面との間のスタンドオフも、比較的低い、例えば、2mm、5mm等である。低いスタンドオフに起因して、ビーム指向器具のわずかな移動は、意図的または不慮であるかどうかにかかわらず、レーザビームスポットを組織表面に沿ってXおよび/またはY方向に比較的小さい距離で移動させ得る。

従来の「光学的高速」システムと異なり、本明細書に説明される種々の実施形態は、「光学的低速」システムとして表され得る、光学サブシステムを特徴とする。図5は、本明細書に説明される例示的レーザシステムの種々のパラメータの例示的最小、最大、および公称値を示す、チャートである。そのような「光学的低速」システムは、例えば、約25mmを上回り、最大で約200mmである、例えば、25mm、35mm、45mm、55mm、65mm、75mm、85mm、95mm、105mm、120mm、135mm、150mm、165mm、175mm、185mm、200mm等の比較的長い焦点距離を有する、集束光学部を含み、各限界は、例えば、0.5%、1%、2%、5%、10%、20%等の公差を有する。ビーム指向器具の先端と組織表面との間のスタンドオフは、例えば、0.1mm、1mm、5mm、10mm、15mm、20mm、30mm、40mm、50mm等であってもよい。スタンドオフが比較的大きい場合において、レーザビームスポットを組織表面に沿ってXおよび/またはY方向に移動させることができる、器具のわずかな角移動は、例えば、0.2mm、0.5mm、1mmもしくはそれを上回る距離だけ、ビームスポットの比較的大きい移動を引き起こし得る。そのようなXおよび/またはY方向移動に起因して、レーザビームが治療されない組織の一部に指向される危険性を最小限にするために、本開示の種々の実施形態は、治療される組織の領域を走査するための自動フィードバック制御型ビーム誘導システムを含む。したがって、オペレータは、Xおよび/またはY方向にビームを移動させるために、ビーム指向器具を手動で移動させる必要がない。

また、種々の実施形態では、集束要素24は、焦点領域内でそのエネルギーを集中させるよう、比較的長い伝搬距離にわたってレーザビームを先細にすることができる。種々の実施形態では、組織表面の法線に対するテーパ角は、例えば、0.5°、0.75°、1°、1.25°、1.75°、2°、5°、7°、10°等であってもよい。これに起因して、治療深度16(例えば、フルエンスが治療(例えば、切除、炭酸塩の除去等)のために効果的である、ビームウェスト14の周囲のZ方向への距離)は、例えば、0.5%、1%、5%、10%、20%等の公差を伴って、例えば、5mm、10mm、15mm、20mm、25mm、30mm、35mm、40mm、45mm、50mm等であってもよい。そのようなシステムでは、ウェスト14におけるフルエンスは、例えば、10J/cm²、12J/cm²、15J/cm²、20J/cm²、25J/cm²、30J/cm²、40J/cm²、50J/cm²等であってもよい。治療深度16の極限におけるフルエンス(F_T)は、例えば、5J/cm²、7J/cm²、10J/cm²、12J/cm²、15J/cm²、17J/cm²、20J/cm²等であってもよい。したがって、種々の実施形態は、Z方向へのビーム指向器具の移動が不慮または意図的であるかどうかにかかわらず、そのような移動において約5mm〜最大約15mmのより大きい公差を可能にする。種々の場合に、そのようなシステムによって生成されるスポットサイズは、例えば、50μm、75μm、100μm、150μm、200μm、250μm、300μm、350μm、400μm、450μm、500μm、600μm、700μm、800μm、900μm、1000μm等であってもよい。

一般に、集束要素に入射するレーザビームの直径はまた、ウェストの直径(集束要素からの焦点距離におけるスポットサイズ)にも影響を及ぼす。入射ビームの直径とウェスト直径との間の関係は、概して、以下によって求められ、

式中、fは、ビーム集束要素の焦点距離であり、Mは、ビームプロファイル(ガウス、シルクハット型等)と関連付けられる定数であり、Dは、入射ビームの直径である。したがって、ある波長(例えば、9.3μm、9.6μm等)およびビームプロファイルを有するレーザに関して、好適なウェスト直径を有するビームは、集束要素の焦点距離fおよび/または入射ビームの直径Dを制御することによって形成されることができる。規定焦点距離fに関して、ウェスト直径(ウェストとも呼ばれる)は、入射ビーム直径Dに反比例する。

種々の実施形態では、ウェスト直径は、治療深度内のレーザビームのウェストおよび任意の断面におけるパルスあたりのフルエンスが、歯系硬組織の切除、エナメル質からの炭酸塩の除去等の準切除治療等の選択された治療のために十分であるように、選択される。このような目的で、いくつかの実施形態では、最初に、レーザの波長、ビームプロファイル、および集束要素の焦点距離fが、選択される。例えば、約50μm〜最大約500μmの好適な範囲内のウェスト直径を提供するために、レーザは、好適な直径を有するレーザビームを集束要素に透過させるように構成される。そのようなビームが提供されない場合、治療深度内の選択されたウェスト直径およびスポットサイズが達成されない場合がある。

例証すると、25mmの焦点距離を有する集束要素が使用される場合、50μmのウェスト直径を達成するために、レーザは、約0.6mmの直径を有するビームを提供するように構成される。しかしながら、250μmおよび500μmのウェスト直径を達成するために、レーザは、それぞれ、約0.6mmおよび0.06mmの直径を有するビームを提供するように構成される。代わりに、200mmの焦点距離を有する集束要素が使用される場合、50μmのウェスト直径を達成するために、レーザは、約5mmの直径を有するビームを提供するように構成される。250μmおよび500μmのウェスト直径を達成するために、レーザは、それぞれ、約0.95mmおよび0.48mmの直径を有するビームを提供するように構成される。

一般に、規定直径を有するレーザビームが短い焦点(例えば、25mm未満)を有する集束要素に入射する場合、焦点距離に正比例するウェスト直径は、同一のレーザビームがより長い焦点距離(例えば、約25mmまたはそれを上回る)を有する集束要素に指向される場合に取得されるウェスト直径と比較して、比較的小さいであろう。したがって、より長い焦点を有する集束要素からのビーム出力のテーパ角は、より短い焦点を有する集束要素によって生成されるテーパ角未満であろう。上記で説明されるように、より小さいテーパ角は、光学的高速システムより比較的大きい治療深度を有する、光学的低速システムをもたらし得る。本明細書に説明される焦点距離およびウェストまたはウェスト直径の値は、例えば、0.05%、0.1%、1%、2%、5%、10%、20%等の公差内である。

図6は、信号パルス40およびレーザパルス42(例えば、CO₂レーザパルス)の両方を含む、種々の実施形態による、例示的パルス列を示す。信号パルス40は、TTYトリガ信号であってもよい。レーザパルス42は、サメのヒレの形状に類似する形状を有することができ、信号パルスの開始後に点火遅延を有する。トリガ信号のパルス幅(X)44およびパルス高さ(Y)46が示され、レーザパルスを表すために使用されてもよい。1つのパルスサイクル(R)48も示されており、その持続時間は、パルスオン持続時間44とともに、2つの連続パルスの間の距離/間隔を表すことができる。連続波モードで操作されない限り、パルスサイクルは、オンおよびオフ持続時間を含む。1秒内のパルスサイクル48の数は、パルス繰り返し率を表す。種々の場合において、パルスオン持続時間44は、例えば、5マイクロ秒、10マイクロ秒、15マイクロ秒、20マイクロ秒、25マイクロ秒、30マイクロ秒、40マイクロ秒、50マイクロ秒、60マイクロ秒、70マイクロ秒、80マイクロ秒、90マイクロ秒、100マイクロ秒、125マイクロ秒、150マイクロ秒、175マイクロ秒、200マイクロ秒、250マイクロ秒、300マイクロ秒等であってもよい。種々の場合において、パルスサイクル周期は、例えば、30マイクロ秒、40マイクロ秒、50マイクロ秒、100マイクロ秒、200マイクロ秒、300マイクロ秒、500マイクロ秒、750マイクロ秒、1000マイクロ秒、2000マイクロ秒、5000マイクロ秒、10,000マイクロ秒、15,000マイクロ秒、20,000マイクロ秒等であってもよい。種々の場合において、デューティサイクル(パルスオン持続時間対パルスサイクル周期の比として表される)は、例えば、1%、5%、10%、20%、30%、40%、50%等であってもよい。

いくつかの実施形態では、パルスレーザは、光子のバーストでレーザ光エネルギーを発する。光子のバーストまたはパルスは、パルス列に構造化されることができる。パルスは、典型的には、パルス幅、パルス高さ、および/またはパルスエネルギーに関して表される。パルス幅は、パルスオン持続時間またはパルスサイクル周期を表すことができる。パルス列は、典型的には、繰り返し率またはパルス周波数、すなわち、光子のバーストの周波数に関して表される。パルス幅、高さ、および繰り返し率によって表される、あるパルス列のみが、歯系組織、特に、歯系硬組織を安全かつ効果的に切断することができる。歯系硬組織は、口腔骨組織ならびに歯の組織を含んでもよい。歯系組織の切除閾値を超えるために十分なエネルギーと、不利な表面熱変形を回避するよう過剰すぎないエネルギーとを有する必要性が、パルスおよびパルス列パラメータを含む、有用なレーザパラメータの可能な組み合わせを制限する。有用なレーザパラメータの組み合わせは、組み合わせで使用されたときに、歯系組織の安全かつ効果的な治療をもたらし得る、レーザパラメータのセットである。レーザパラメータは、パルス形状、パルス幅、パルス高さ、および/または繰り返し率を含む。パルス幅および高さは、パルスあたりのエネルギーの量に影響を及ぼし、繰り返し率は、経時的に送達される出力の量に影響を及ぼす。加えて、歯系組織は、冷却がないと、熱ショックを引き起こし得、歯系組織を損傷し得る、より多くのパルスエネルギーが使用されることを可能にするように冷却されてもよい。したがって、冷却の使用は、パルスにつき歯系組織に安全かつ効果的に指向され得るエネルギーを増加させることができる。

パルス形状パラメータの変動は、パルスエネルギーの変化をもたらし得る。繰り返し率の変動は、レーザ出力の変化をもたらし得る。パルスあたりのエネルギーは、典型的には、表面特性に影響を及ぼし、パルスあたりのエネルギーが大きすぎるときに、亀裂または隆起をもたらし得る。隆起は、エナメル質および/または象牙質の融解ならびに塩相に遷移するセラミックによる関連鉱物改質によって形成され得る。経時的に歯に送達される出力は、大きすぎるときに、歯髄の加熱をもたらし得る。歯の歯髄の温度が約5℃ずつ上昇した場合、歯髄が損傷され、歯が恒久的に損傷され得る可能性がある。一般に、歯系組織は、断熱性であるが、通常、歯の表面温度が比較的高いときでさえも、歯髄内の温度上昇を制限する。加えて、歯の表面を冷却することは、歯の中へ伝導される熱の量を低減させ得、歯髄温度のいかなる上昇もさらに制限し得る。

これらの断熱性は、概して、歯の表面とその髄室との間の歯の厚さに依存している。したがって、歯の表面が摩耗または除去されるとき、歯の断熱性は、概して、低減した効果を有する。したがって、パルスエネルギーは、典型的には、髄室までの歯の組織の厚さが減少するにつれて減少させられる必要がある。多くの場合、摩耗、浸食、臨床的除去等に起因する、歯の厚さの低減は、安全かつ効果的に使用され得る、パルス形状および繰り返し率を変化させ得る。したがって、種々の実施形態では、望ましくない表面改質および歯の歯髄の過剰な加熱を回避する目的は、安全かつ実用的であるパルス形状および繰り返し率の群、または有用なレーザパラメータの組み合わせを判定することができる。安全かつ効果的なパルス形状および繰り返し率の範囲は、歯の表面の冷却によって、および歯の断熱性によって拡大されることができる。

図7を参照すると、単一のレーザ軸X内の2つの異なる例示的ビームプロファイルが示されている。レーザビームは、X軸に垂直な方向に伝搬する。ガウスビームプロファイル50は、鐘形ビームプロファイルを有する。シルクハット型ビームプロファイル52は、方形波のように成形される。ウェストは、D4σ、10/90または20/80ナイフ刃、1/e2、半値全幅(FWHM)、およびD86を含む、いくつかの標準技法によって画定されてもよい。当業者は、これらの技法の定義および使用を理解し、したがって、これらの技法の使用は、本開示の種々の実施形態の範囲内である。ガウスビームプロファイル50は、ウェスト中心において最大エネルギーを提供することができる。近ガウスビームプロファイルは、形状が純粋にガウスではないが、ガウスビームプロファイルに密接に類似する。ガウスビームプロファイルまたは近ガウスビームプロファイルは、典型的には、標準球状光学部またはレーザを使用して生成される。シルクハット型ビームプロファイルは、回折光学部を使用して生成されることができる。シルクハット型ビームプロファイルを生成するための回折光学部は、典型的には、各具体的用途のために設計される。近シルクハット型ビームプロファイルは、ビームホモジナイザおよびレンズを使用して生成されてもよい。シルクハット型ビームプロファイル52は、ウェストの全体を通してエネルギーを一様に提供することができる。これは、シルクハット型および近シルクハット型ビームプロファイルが、ガウスまたは近ガウスプロファイルのみを使用して取得されることができるが、ビームスポットの全体を通して実質的に均一なフルエンスから利益を得ることができる、閾値フルエンスを必要としない治療によく適することを可能にし得る。典型的切除治療と異なり、いくつかのレーザ治療は、フルエンスが治療フルエンス範囲内であることを要求し、その下限は、より低い治療閾値を上回り(または少なくともそれに等しい)、その上限は、より高い治療閾値より小さい(または最大でもそれに等しい)。シルクハット型ビームプロファイルは、歯系組織の領域に指向されるエネルギーが選択された治療フルエンス範囲内にあることを確実にするために、これらの治療に使用されてもよい。他の実施形態では、当技術分野で公知である他のビームプロファイルが使用されてもよい(例えば、ドーナツ型ビームプロファイル)。

図8は、歯系硬組織(例えば、エナメル質)の温度へのレーザパルス幅およびパルスあたりのエネルギーの例示的影響を示す。50マイクロ秒を上回るパルス持続時間は、典型的には、9.3μmまたは9.6μmレーザを使用する切除治療に使用されるものより長い。ある場合には、歯系硬組織の熱緩和時間を有意に上回るパルス持続時間が、歯の歯髄を損傷し得る、熱蓄積をもたらし得る。これらのより長いパルス持続時間はまた、不良な表面形態、亀裂、および/または隆起をもたらし得る。しかしながら、歯系組織の冷却を採用することによって、熱蓄積および表面損傷が、回避または少なくとも軽減されることができ、より長いパルス持続時間が、安全に使用されることができる。歯系組織を冷却するために、流体が、治療される歯系組織に送達されることができ、ハンドピース/主要チャンバアセンブリは、流体/冷却剤を送達するためのサブシステムを提供してもよい。米国特許出願第2013/0323675号は、そのような冷却システムおよび方法の実施例を説明し、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる。ある場合には、冷却流体は、水または水霧である。50マイクロ秒を上回るパルス持続時間が、ある場合には、パルスあたりのより大きいエネルギー(E)を提供し、したがって、より大きい治療深度16を可能にすることができる。

本明細書で採用される用語および表現は、限定ではなく、説明の用語および表現として使用され、そのような用語および表現の使用には、図示および説明される特徴またはその一部のいかなる均等物も除外する意図はない。加えて、本発明のある実施形態が説明されているが、本明細書に開示される概念を組み込む他の実施形態が、本発明の精神および範囲から逸脱することなく使用され得ることが、当業者に明白となるであろう。種々の実施形態の構造特徴および動作機能は、種々の組み合わせならびに順列で配列されてもよく、全てが開示される発明の範囲内であると見なされる。故に、説明される実施形態は、あらゆる観点において、制限ではなく例証にすぎないものとして、見なされるものである。さらに、本明細書に説明される構成、材料、および寸法は、例証的であり、いかようにも限定として意図されない。同様に、物理的説明が、説明目的で提供されているが、いかなる特定の理論または機構に拘束されること、もしくはそれに従って請求項を限定することを意図しない。