歯科レーザシステムに電力を供給し、それを冷却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 for Supplying Power to and Cooling Dental Laser Systems,”と題された、米国仮特許出願第62/084,786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、ガス放電レーザに関し、具体的には、パルスレーザシステムならびに関連電力供給および冷却システムに関する。

(背景) レーザは、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。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。エナメル質および象牙質は、組成が類似し、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一方で、歯髄は、血管および神経を含有する。9.3〜9.6μmの範囲内の波長におけるレーザは、歯および骨の重要な成分であるヒドロキシアパタイトによってよく吸収され、そのようなレーザを硬組織の除去において効率的にする。歯科におけるCO₂レーザ印加の使用は、例えば、9.3〜10.6μmに及ぶCO₂レーザ波長帯を用いて、近年増加している。9.6〜10.6μmの範囲内の波長では、リン酸塩吸収が、概して、有意に低下し、したがって、硬組織の除去のための歯科レーザは、9.3〜9.6μm波長範囲内で操作されてもよい。

レーザは、類似手技がドリルを用い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が見出されている。さらに、レーザは、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、歯科治療による不快感、不安、および恐怖心の大部分を除去する、または少なくとも低減させ得ることが、歯科業界における多く者の希望となっている。

一般に、レーザビームの光強度出力は、連続波(CW)レーザの連続電力出力、またはパルスもしくは変調レーザの平均電力出力として表されることができる。入力レーザ電力は、ワット(本明細書では「電力」と称されることもある)で測定され、(例えば、cm²で表される)表面積を照射する出力レーザ電力は、ワット/cm²(本明細書では「レーザ電力」または放射照度と称されることもある)で測定されてもよい。パルスレーザの平均電力は、レーザ繰り返し率で乗算されるパルスエネルギーであり、パルスエネルギーは、ジュールの単位であり、繰り返し率は、ヘルツ、または1秒あたりのパルスの単位である。パルスレーザの最大平均レーザ電力レベルは、最大レーザ繰り返し率(1秒あたりのパルス)におけるパルスエネルギーから計算されることができる。パルスレーザのピーク電力は、パルスオン持続時間で除算されるピークパルスエネルギーとして表されることができる。所与の繰り返し率に関して、パルスデューティサイクルは、パルスのオン持続時間が占有するパルスサイクル時間/周期の割合である。

ヒドロキシアパタイト等の硬質材料のレーザ介在切除は、高いピークパルス電力および短いパルス持続時間(オン持続時間)を必要とし得る。必要とされるピークレーザ電力は、一般に、硬質歯系組織をきれいに切除するために必要とされるレーザ電力の関数である。高いピークレーザ電力要件は、多くの場合、レーザパルスを生成するために必要とされる電力を連続的に提供し得る、電力供給部の使用をもたらす。例えば、特定の用途に関して、パルスあたりの必要レーザ電力が4KWである場合、約4KWの連続レーザ電力出力を提供することが可能な電力供給部が、従来的に選択される。そのような高出力レーザシステムはまた、冷却剤から熱を除去するために、概して、冷蔵冷却器を使用して、循環冷却剤を用いた冷却を必要とし得る。冷蔵冷却器は、著しい体積および経費を追加し得る。

レーザベースの歯科治療システムへの電力および/またはその冷却を提供するための種々の既知の技法は、概して、いくつかの不利点に悩まされる。例えば、いくつかの既知のシステムは、より高い電力をそのようなレーザに提供することが可能な電力供給部を必要とする、歯科治療用途のために必要とされるものよりも有意に高い電力定格を伴うレーザを使用する。いくつかのシステムは、ピークレーザ出力電力を生成するために必要とされる電力の連続送達のために定格される電源を使用する。そのような電源は、かさばり、高価であり得、レーザビーム発生器(レーザとも呼ばれる)に加えて、冷却を必要とし得る。さらに、従来の技法は、概して、高いレーザ電力定格を伴うレーザによって生成される熱を冷却するために、冷蔵システムを採用する。

本開示は、レーザ電力効率を増加させ、レーザ冷却効率を増加させ、効果的なレーザベースの歯科学のためにレーザ熱構成を向上させるための技法を説明する。具体的には、種々の実施形態では、平均出力レーザ電力が、選択された歯科治療のために必要とされるピーク出力レーザ電力より有意に少ない(例えば、最大50%またはそれ未満)ように、高いピークレーザ電力出力を伴うCO₂レーザを含み得る、硬組織および軟組織の両方を切断することが可能な歯科レーザが操作される。そのようなレーザは、より少ない熱を生成し得、より大きい平均レーザ電力出力を生成するように操作されるレーザより少ない冷却を必要とし得る。

また、レーザは、高いピークレーザ電力を生成するために必要とされる電力のために定格されていない電力供給部を使用して、操作されてもよい。代わりに、電力供給部は、有意に低い平均レーザ電力を生成するために必要とされる電力で定格および操作されてもよい。コンデンサバンクが、エネルギーを貯蔵し、レーザパルスのオン持続時間中に貯蔵されたエネルギーを放出するために使用されてもよく、それによって、高いピーク電力を有するパルスを生成するように、十分な電力をレーザに提供する。これは、全体的なシステムによって放散される熱の量をさらに低減させることができる。

したがって、レーザと、電力供給サブシステムとを含む、全体的システムは、冷蔵システムを必要としない、より単純な冷却装置を使用するように構成されてもよい。そのような歯科レーザシステムは、冷蔵冷却または高容量電力供給を必要とすることなく、低い平均レーザ電力において動作しながら、硬質歯系組織を切除するように十分に高いピークレーザ電力を送達してもよい。ファン冷却型ラジエータベースの冷却剤システムは、従来の冷蔵冷却器が必要とされないように、ピーク電力の代わりに、より低いレーザ平均電力のために構成されてもよい。

この目的で、本開示の一側面は、パルスレーザビームを生成するためのレーザと、規定ピーク出力レーザ電力において、および規定ピーク出力レーザ電力の約50%未満の平均出力レーザ電力において、レーザをトリガするように構成される、コントローラとを特徴とする、レーザシステムを含む。本システムは、入力レーザ電力をレーザに供給し、規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力未満に定格される、電源を含んでもよい。本システムはまた、少なくとも1つのコンデンサを有し、電源からコンデンサを充電するため、およびパルスのオン持続時間中に規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力の少なくとも一部をレーザに送達するために構成される、コンデンサバンクを含んでもよい。

種々の実施形態では、レーザの波長は、8μm〜最大12μmの範囲内である。レーザは、規定ピーク出力レーザ電力の約50%未満の最大平均出力レーザ電力レベルを有するように定格されてもよい。ある場合には、規定ピーク出力レーザ電力は、10W〜最大1,000Wの範囲内である。コントローラは、(i)0.5W〜最大50Wの範囲内で、(ii)0.5W〜最大500Wの範囲で、または(iii)少なくとも50Wのレベルに、平均出力レーザ電力を調節するように適合されてもよい。コントローラは、平均出力レーザ電力を規定ピーク出力レーザ電力の最大10%(またはある場合には最大5%)に限定するように適合されてもよい。ある場合において、コントローラは、10マイクロ秒〜最大5,000マイクロ秒の範囲内でパルスレーザビームのパルスの持続時間を調節するように、および/または1%〜最大50%の範囲内でパルスのデューティサイクルを調節するように適合される。

種々の実施形態では、コンデンサバンクの出力電圧は、24V〜最大144Vの範囲内であり、コンデンサバンクのピーク電流は、10A〜最大1,000Aの範囲内である。コンデンサバンクの中のコンデンサの数は、1〜最大100の範囲内であってもよく、各コンデンサの静電容量は、1,000μF〜最大150,000μFの範囲内であってもよい。ある場合には、コントローラは、歯のエナメル質を切除するために十分なレベルにピーク出力レーザ電力を調節するように適合される。ある場合には、コントローラは、レーザの定格最大平均出力レーザ電力レベル未満の平均出力レーザ電力でレーザを操作するように適合される。レーザは、少なくとも1つの光共振器軸内の導波路を特徴としてもよい。ある場合には、レーザは、ガス放電レーザ(例えば、CO₂レーザ)を含む。

種々の実施形態では、レーザはさらに、少なくともレーザの動作温度を制御するための非冷媒ベースの冷却システムを含んでもよい。非冷媒ベースの冷却システムは、レーザと熱伝導連通する少なくとも1つのレーザ冷却剤経路と、冷却剤(例えば、水)を含有するための冷却剤リザーバと、冷却剤を循環させるためのポンプと、それを通る少なくとも1つの熱伝導経路を有する、ラジエータとを含んでもよい。ある場合には、冷却システムはまた、冷却剤リザーバ内の冷却剤のレベルを測定するためのレベルセンサと、冷却剤の温度を測定するための温度センサと、冷却剤の流量を測定するための流量センサと、空気流を熱伝導経路に指向するファンとを有してもよい。ある実装では、コントローラは、レベルセンサ、温度センサ、および/または流量センサからの出力に基づいて、レーザの動作を一時停止するように適合されてもよい。コントローラは、温度センサからの出力に基づいて、(i)ポンプを調節して冷却剤の流量を調節すること、および/または(ii)ファンを操作することのいずれか一方を行うように適合されてもよい。例えば、コントローラは、冷却剤の温度を最大でも30℃に限定するよう、ポンプおよび/またはファンを調節してもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、パルスレーザビームを生成するステップであって、レーザパルスの生成は、規定ピーク出力レーザ電力において、および規定ピーク出力レーザ電力の約50%未満の平均出力レーザ電力においてトリガするようにレーザを構成するステップを含み得る、レーザを操作する方法を特徴とする。本方法はまた、規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力未満に定格される電源を使用して、コンデンサバンクの中の少なくとも1つのコンデンサを充電するステップを含んでもよい。本方法はまた、レーザパルスのオン持続時間中に規定ピーク出力レーザ電力に対応する入力レーザ電力の少なくとも一部を、コンデンサバンクからレーザに送達するステップを含んでもよい。

種々の実施形態では、レーザの波長は、8μm〜最大12μmの範囲内である。レーザは、規定ピーク出力レーザ電力の約50%未満の最大平均出力レーザ電力レベルを有するように定格されてもよい。規定ピーク出力レーザ電力は、10W〜最大1,000Wの範囲内であってもよい。ある場合には、構成するステップは、(i)0.5W〜最大50W(またはある場合には最大500W)の範囲内で、または(ii)少なくとも50Wのレベルに平均出力レーザ電力を調節するステップを含んでもよい。構成するステップはまた、平均出力レーザ電力を規定ピーク出力レーザ電力の最大10%(またはある場合には最大5%)に限定するステップを含んでもよい。ある場合には、構成するステップはさらに、10マイクロ秒〜最大5,000マイクロ秒の範囲内でパルスレーザビームのパルスの持続時間を調節するステップ、および/または1%〜最大50%の範囲内でパルスレーザビームのパルスのデューティサイクルを調節するステップを含む。

種々の実施形態では、送達するステップは、24V〜最大144Vの範囲内の出力電圧を送達するステップと、10A〜最大1,000Aの範囲内のピーク出力電流を送達するステップとを含んでもよい。コンデンサバンクの中のコンデンサの数は、1〜最大100の範囲内であってもよく、各コンデンサの静電容量は、1,000μF〜最大150,000μFの範囲内であってもよい。ある場合には、構成するステップは、歯のエナメル質を切除するために十分なレベルにピーク出力レーザ電力を調節するステップを含む。構成するステップはまた、レーザの定格最大平均出力レーザ電力レベル未満の平均出力レーザ電力で動作するようにレーザを構成するステップを含んでもよい。

種々の実施形態では、本方法は、非冷媒ベースの冷却システムを使用して、少なくともレーザの動作温度を制御するステップを含んでもよい。ある場合には、本方法はまた、非冷媒ベースの冷却システムのレベルセンサ、温度センサ、および/または流量センサから出力を取得するステップと、示度値に基づいて、レーザの動作を一時停止するステップとを含む。他の場合において、本方法は、非冷媒ベースの冷却システムの温度センサから出力を取得するステップと、(i)冷却剤の流量を調節するステップ、および/または(ii)示度値に基づいてファンを操作するステップとを含む。そのような場合において、流量を調節するステップおよび/またはファンを操作するステップは、冷却剤の温度を最大でも30℃に限定してもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、高ピーク電力、低平均電力のレーザシステムを特徴とする。レーザシステムは、8〜12μmの範囲内の波長で動作するレーザと、最大平均レーザ電力より低い平均レーザ電力においてレーザを操作するように構成される、少なくとも1つのコントローラと、レーザによって生成される熱を除去するように構成される、冷却システムとを含むことができる。レーザは、少なくとも1つの光共振器軸内の導波路を有し、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを提供するように構成されてもよい。高いピークレーザ電力は、歯のエナメル質を切除するために十分であり得る。最大平均レーザ電力レベルは、高いピークレーザ電力の約50%未満であり得る。

種々の実施形態では、レーザシステムはまた、より低い平均レーザ電力においてレーザを操作する電力を提供するように構成される、電力システムを含んでもよい。ある場合には、電力システムは、AC−DC電力供給部と、AC−DC電力供給部と電気通信する少なくとも1つのコンデンサバンクとを有する。一般に、ピーク/平均出力レーザ電力に対応する電力は、ピーク/平均出力レーザ電力を生成するためにレーザによって必要とされる電力であり、また、例えば、1%、2%、5%、10%、20%等の公差を伴って、必要電力をわずかに上回る、またはわずかに少ない、電力を含んでもよい。コンデンサバンクは、レーザパルスを提供するために必要とされるピーク電力を提供するように構成されてもよい。ある場合には、コントローラは、低いデューティサイクルにおいてレーザのパルシングを操作するように構成される。高いピークレーザ電力は、50Wを上回り得、より低い平均レーザ電力は、約1〜30Wの範囲内であってもよい。ある場合には、より低い平均レーザ電力は、高いピークレーザ電力の約10%未満またはそれと等しい(もしくはある場合には、約5%未満またはそれと等しい)。レーザパルスは、約0.001ミリ秒〜10ミリ秒の範囲内のパルス持続時間を有してもよく、および/または低いデューティサイクルは、約10%未満もしくはそれと等しくあり得る。ある場合には、レーザは、ガス放電レーザ(例えば、CO₂レーザ)である。

種々の実施形態では、冷却システムは、以下のうちのいずれかまたは全て、すなわち、レーザと熱伝導連通する少なくとも1つのレーザ冷却剤経路、周囲温度において冷却剤(例えば、水)を含有する冷却剤リザーバ、冷却剤リザーバ内の冷却剤のレベルを測定するためのレベルセンサ、冷却剤の温度を測定するための温度センサ、冷却剤を循環させるためのポンプ、冷却剤の流量を測定するための流量センサ、それを通る少なくとも1つの熱伝導経路を有する、ラジエータ、熱伝導経路からの熱除去を提供するファン、ならびにレーザ冷却剤経路、冷却剤リザーバ、ポンプ、流量センサ、および/またはラジエータを往復する冷却剤のための流路を提供するための管類を含んでもよい。冷却システムは、(i)50%オンタイムもしくはデューティサイクル未満またはそれに等しい動作中、および/または(ii)完全連続動作中のいずれか一方で、30℃を上回る冷却剤温度を許可しなくてもよい。レーザは、ある場合には、歯科治療(例えば、歯科手術)のために構成されてもよい。

一般に、別の側面では、本開示の実施形態は、8〜12μmの範囲内の波長で動作するレーザと、低いデューティサイクルおよびより低い平均電力においてレーザを操作するように構成される、少なくとも1つのコントローラと、より低い平均レーザ電力においてレーザを操作する電力を提供するように構成される電力供給部とを含む、高ピーク電力、低平均電力のレーザシステムを特徴とする。本システムはまた、より低い平均レーザ電力におけるレーザによって生成される熱を除去するように構成される、冷却システムを含んでもよい。レーザは、少なくとも1つの光共振器軸内の導波路を有し、歯のエナメル質を切除するための十分な放射照度を有する、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを提供するように構成されてもよい。レーザは、高いピークレーザ電力の約50%未満である最大平均レーザ電力レベルを有してもよい。ある場合には、電力供給部は、AC−DC電力供給部と、AC−DC電力供給部と電気通信する少なくとも1つのコンデンサバンクとを有してもよい。コンデンサバンクは、レーザパルスを提供するために必要とされるピーク電力を提供するように構成されてもよい。冷却システムは、レーザと熱伝導連通する少なくとも1つのレーザ冷却剤経路、周囲温度において冷却剤(例えば、水)を含有する冷却剤リザーバ、冷却剤リザーバ内の冷却剤のレベルを測定するためのレベルセンサ、冷却剤の温度を測定するための温度センサ、冷却剤を循環させるためのポンプ、冷却剤の流量を測定するための流量センサ、それを通る少なくとも1つの熱伝導経路を有する、ラジエータ、熱伝導経路からの熱除去を提供するファン、ならびにレーザ冷却剤経路、冷却剤リザーバ、ポンプ、流量センサ、および/またはラジエータを往復する冷却剤のための流路を提供するための管類のうちのいずれかまたは全てを含んでもよい。

種々の実施形態では、高いピークレーザ電力は、50Wを上回ってもよく、より低い平均レーザ電力は、約1〜30Wの範囲内であってもよい。ある場合には、より低い平均電力は、高いピークレーザ電力の約10%未満またはそれに等しい(もしくはある場合には、約5%未満またはそれに等しい)。レーザパルスは、約0.001ミリ秒〜10ミリ秒の範囲内のパルス持続時間を有してもよい。ある場合には、低いデューティサイクルは、約10%未満またはそれに等しい。レーザは、ガス放電レーザ(例えば、CO₂レーザ)であってもよい。冷却システムは、(i)50%オンタイムもしくはデューティサイクル未満またはそれに等しい動作中、および/もしくは(ii)完全連続動作中のいずれか一方で、30℃を上回る冷却剤温度を許可しなくてもよい。レーザは、ある場合には、歯科治療(例えば、歯科手術)のために構成されてもよい。

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、例示的歯科レーザシステムの概略ブロック図である。

図2は、種々の実施形態による、CO

₂レーザの共振器部分の概略図である。

図3は、種々の実施形態による、レーザ用の電力システムの概略ブロック図である。

図4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5は、種々の実施形態による、レーザ冷却システムのブロック図である。

図6A−6Bは、種々の実施形態による、レーザシステム用の例示的パルス列のプロットである。

図6A−6Bは、種々の実施形態による、レーザシステム用の例示的パルス列のプロットである。

図7は、種々の実施形態による、冷却剤温度対時間の例示的プロットである。

図8は、種々の実施形態による、レーザシステム対時間の種々の場所における温度の例示的プロットである。

図1を参照すると、本明細書に説明される種々の実施形態は、レーザ12と、電力システム14と、少なくとも1つのコントローラ16と、冷却システム18とを含む、高ピーク出力電力、低平均出力電力のレーザシステム10を含む。歯科治療で使用するために、システム10は、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを発するためにCO₂レーザを使用するように構成されてもよい。例えば、CO₂レーザは、高いピーク出力レーザ電力を増加させるように、上昇したガス圧力を伴って構成されてもよい。ガス放電レーザのピーク電力を増加させるためのシステムは、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、米国特許第8,251,984号で説明される。

図2は、本明細書に説明される種々の実施形態で特徴とされ得る、CO₂レーザ30の共振器を示す。8〜12μmの範囲内の波長を有するCO₂レーザは、硬および軟組織の両方を切除することができ、歯科治療に使用されてもよい。図2は、X−Y形式22で図示される光共振器軸を示す。前部鏡26の曲率は、後部鏡28の曲率と光学的に連通する。前部鏡および後部鏡は、光共振器を形成するように少なくとも2つの電極24の長さによって分離される。前部鏡26および後部鏡28の曲率は、XもしくはYまたはXおよびY軸の両方において光エネルギーを制御するように選定されることができる。直流および電気エネルギーの種々の周波数が、34で示される間隙「d」によって分離される、2つの電極32の間にプラズマ放電を形成するために使用されることができる。前部鏡26の曲率は、後部鏡28の曲率と組み合わせて、安定した共振器または不安定な共振器を形成することができる。ある場合には、前部鏡26の曲率は、少なくとも1つの光共振器軸内に導波路を形成するように、間隙34の中へ結合することができる。導波路は、XまたはY軸のいずれか一方に存在することができる。ある場合には、光共振器軸を形成するために使用される間隙34は、5mmまたはそれ未満であってもよく、電極の間のレーザ放電のより効率的な冷却のための密接な電極間隔を促進してもよい。

図3は、電力をレーザ12に提供するように構成される、例示的電力システム14を示す。高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを生成するために、レーザは、十分な電力を提供されなければならない。図3に示される実施形態では、AC本線40が、線雑音を除去するようにACフィルタ42によって調整され、フィルタ処理されたAC信号は、AC−DC電力供給部44(例えば、力率補正を伴う医療グレードAC−DCスイッチモード電力供給部)の中へ送給される。種々の実施形態では、AC本線40に供給される入力電圧は、例えば、110V、120V、230V、240V、480V、600V等であってもよい。AC本線40における入力電流は、例えば、2A、4A、6A、10A、12A、14A、16A、18A、20A、22A、24A、26A、28A、30A、100A、1000A等であってもよい。

AC−DC電力供給部44は、1つまたはそれを上回る電力供給出力45を有してもよい。電力供給出力45は、必要DC電圧(すなわち、電力がレーザに提供される成果)および低い平均DC電流において電力を提供してもよい。例えば、電力供給出力45は、10Aの平均電流を有する、48Vの必要電圧を提供する、2対の浮動(非接地)端子であってもよい。48Vの必要電圧は、レーザの構成による、最大ピーク出力レーザ電力である高いピーク出力レーザ電力を有する、レーザパルスを生成するために好適であり得る。種々の実施形態では、電力供給出力45は、例えば、24V、48V、144V等を提供してもよい。電力供給出力45は、例えば、1A、5A、10A、20A、30A、40A、50A、60A、70A、80A、90A、100A等の出力電流を提供してもよい。

種々の実施形態では、必要電圧は、レーザパルスの高いピーク電力を制御するために変動させられてもよい。例えば、最大ピーク出力レーザ電力を伴うレーザパルスを生成するために必要とされる電圧未満の電圧が、最大ピーク出力レーザ電力未満であるピーク出力レーザ電力を有する、レーザパルスを生成することができる。電力供給出力45は、ツイストペアリード線46を使用して、1つまたはそれを上回るコンデンサバンク48に接続されてもよい。コンデンサバンク48はそれぞれ、1つまたはそれを上回るコンデンサ50を含んでもよい。種々の実施形態では、各コンデンサバンクは、1、2、4、6、8、10、20、40、60、80、100個等の個々のコンデンサを含んでもよい。ツイストペアリード線46は、電力システム14の放射電磁エネルギー(EMC)を低下させることができる。

AC−DC電力供給部44からの電力は、ある規定電圧までコンデンサ50を充電してもよい。コンデンサバンクの中の各コンデンサの静電容量は、例えば、1000μF、2000μF、5000μF、10,000μF、20,000μF、40,000μF、60,000μF、100,000μF、150,000μF等であってもよい。コンデンサバンク(またはある場合には、コンデンサバンクの中の各コンデンサ)の出力電圧は、例えば、24V、48V、144V等であってもよい。コンデンサバンクの出力電流は、例えば、10A,20A、50A、100A、200A、300A、400A、500A、600A、700A、800A、900A、1000A等であってもよい。ある場合には、コンデンサ50は、低い電圧および高い静電容量を有してもよい。コンデンサバンク48内で、コンデンサ50は、コンデンサ50の固有の直列インピーダンスを最適化するために、並列に配列されてもよい。したがって、コンデンサバンク48は、必要電圧を実質的に一定に維持して保ちながら、高いピークレーザ電力パルスのために必要とされるような高い放電電流を送達することができる。

種々の実施形態では、コンデンサバンク48は、1つまたはそれを上回る低インピーダンス母線52および1つまたはそれを上回る低インピーダンスツイストペアリード線54を通して、レーザ12と電気通信している。したがって、バンク48の中のコンデンサは、必要電圧における高い電流、したがって、EMC要件を満たしながら、エネルギーの最小限の損失を伴って、規定ピークレーザ電力および平均レーザ電力においてレーザパルスを生成するために必要とされる電力を送達することができる。いくつかの実施形態では、AC−DC電力供給部44はまた、1つまたはそれを上回るコンデンサも含む。1つまたはそれを上回るコンデンサバンク48は、電力供給部44の中で提供される1つまたはそれを上回るコンデンサと並列に電気的に結合されてもよい。したがって、レーザ12に供給される電力の一部は、電力供給部44の中の1つまたはそれを上回るコンデンサによって送達されてもよく、電力の一部は、1つまたはそれを上回るコンデンサバンク48によって送達される。いくつかの実施形態では、コンデンサバンク48は、必要電力の少なくとも75%をレーザ12に供給する。

AC本線40からコンデンサ50への電気の変換は、約70%効率的であり得る。コンデンサ50は、典型的には、レーザ12がパルスを発していないときに充電する。いくつかの実施形態では、コンデンサ50は、連続的に充電し、パルスのオン持続時間中に放電してもよい。ある場合には、コンデンサは、電力供給部44と並列に接続され、それらにわたって負荷がない(例えば、レーザ12がトリガされていない)限り電荷を引き込む、または完全に充電される。いくつかのそのような場合において、レーザ12のトリガに応じて、電力供給部44の中のトランジスタは、それらが放電するようにコンデンサのための負荷を生成する。コンデンサが放電した後、それらは、電力供給部44から電流を引き込むことによって、再度、再充電してもよい。低いデューティサイクルにおいてレーザ12のパルシングを構成することは、コンデンサ50に再充電する十分な時間を許容し得る。いくつかの実施形態では、レーザ12は、高いピークレーザ電力の50%未満の最大平均電力レベルを有するように構成される。高いピークレーザ電力の50%未満の最大平均電力レベルを有することは、レーザの熱コンプライアンスを増加させることができ、その効率的な冷却に役立ち得る。レーザの最大平均電力レベルは、概して、レーザ製造業者によって規定され、概して、レーザ12の可能な限り高い平均電力出力として表される。CW操作されるレーザに関して、平均レーザ電力出力は、典型的には、最大平均電力レベルと同一である。

レーザ12は、1つまたはそれを上回るコントローラ16を使用して操作されてもよい。コントローラ16は、例えば、レーザ12をトリガまたはトリガ解除してもよい。いくつかの実施形態では、コントローラ16は、レーザをトリガする特定のDC電力レベル、またはある場合には、(例えば、全てのコンデンサがトリガに応じて放電されるわけではない実施形態において)レーザのトリガに応じていずれのコンデンサを放電するかを判定してもよい。レーザ12をパルスにすることは、より低い平均レーザ電力をもたらし得る。レーザシステム10は、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを通して、より低い平均電力レベルを提供するために、低いデューティサイクルにおいてパルス状であり得る。

図4は、種々の実施形態による、レーザシステム10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。いくつかの実施形態では、レーザ12は、ピークレーザ電力の10%またはそれ未満である、より低い平均レーザ電力において操作される。他の実施形態では、より低い平均レーザ電力は、ピークレーザ電力の約20%、30%、40%、50%、60%、70%、80%、もしくは90%未満またはそれと等しい。ピークレーザ電力の60%を上回る平均レーザ電力は、いくつかの実施形態では回避される。ある場合には、レーザの平均電力入力が、例えば、15W、50W、75W、100W、200W、300W、400W、500W、600W、700W、1000W、1250W、1500W等であってもよい一方で、レーザの平均電力出力は、例えば、0.5W、1W、2W、5W、10W、20W、30W、40W、50W等であってもよい。ある場合には、レーザのピーク電力入力が、例えば、300W、400W、500W、1000W、2500W、5000W、7500W、10,000W、12,000W、15,000W、20,000W、25,000W、30,000W等であってもよい一方で、レーザのピーク電力出力は、10W、20W、50W、100W、200W、300W、400W、500W、750W、1000W等であってもよい。上記で列挙される例示的値はまた、レーザ12がパルスレーザである実施形態では、パルスあたりの平均電力およびパルスあたりのピーク電力について提示されてもよい。レーザ12が電力からレーザ電力への約15%の変換効率を有する場合、レーザ12がパルス状である瞬時に必要とされるピーク電力は、少なくとも600Wであってもよく、1500Wと同じくらいの高さ、または2660Wでさえあってもよい。

レーザ12は、約9.3μmの波長および約250μmに集束されたスポットサイズを有する、ビームを生成してもよい。約250μmに集束されたスポットサイズおよび約50Wを下回るピークレーザ電力があると、送達される低い放射照度は、硬質歯系組織(例えば、エナメル質)を切除するために不十分であり得る。約250μmに集束されたスポットサイズおよび約300Wのピークレーザ電力があると、硬質歯系組織(例えば、エナメル質)を切除するために十分であり得る、高い放射照度が送達されることができる。ある場合には、レーザ12によって送達されるパルスエネルギーは、例えば、1mJ、2mJ、3mJ、5mJ、10mJ、20mJ、30mJ、40mJ、50mJ、60mJ、70mJ、80mJ、90mJ、100mJ等であってもよい。

ある場合には、パルス幅(例えば、パルスのオン持続時間)は、例えば、1マイクロ秒、2マイクロ秒、3マイクロ秒、5マイクロ秒、7マイクロ秒、10マイクロ秒、20マイクロ秒、30マイクロ秒、50マイクロ秒、70マイクロ秒、100マイクロ秒、200マイクロ秒、300マイクロ秒、400マイクロ秒、500マイクロ秒等であってもよい。パルスサイクル/周期(例えば、パルスのオンおよびオフ持続時間)は、例えば、10マイクロ秒、20マイクロ秒、30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、1000マイクロ秒、2000マイクロ秒、3000マイクロ秒、4000マイクロ秒、5000マイクロ秒等であってもよい。結果として、レーザ12のデューティサイクル(本明細書ではパルス幅/パルスサイクルとして定義される)は、例えば、1%、2%、5%、7%、10%、20%、30%、50%等であってもよい。したがって、ある場合には、レーザ12によって送達されるピークフルエンスは、例えば、1J/cm²、2J/cm²、3J/cm²、5J/cm²、7J/cm²、10J/cm²、20J/cm²、30J/cm²、50J/cm²、100J/cm²、200J/cm²、300J/cm²、400J/cm²、500J/cm²等であってもよい。約5J/cm²と同じくらい低いレーザフルエンスは、約10マイクロ秒のパルス持続時間において、9.3〜9.6μmの範囲内の波長で硬質歯系組織(例えば、歯のエナメル質および象牙質)の表面に不可逆的に影響を及ぼし得る。したがって、50,000W/cm²の放射照度を有する、約9.3〜約9.6μmの範囲内の波長におけるレーザビームを提供することは、エナメル質等の硬質歯系組織を切除するために十分であり得る。図4に説明される種々の値は、0.05%、0.1%、1%、1.5%、5%、10%、15%、20%等の公差を含む。

レーザが低いデューティサイクルにおいてパルス状であり得ると、大きい静電容量を有する、1つまたはそれを上回るコンデンサ50が、レーザがパルス状である瞬間に、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスを提供するために必要とされるピーク電力を提供することが可能である。大きい静電容量を有するコンデンサ50の使用は、レーザがパルス状である瞬間中に、レーザによって必要とされるピーク電力ではなく、レーザがより低い平均レーザ電力を生成するために必要とされる電力のみを経時的に提供する、AC−DC電力供給部44が使用されることを可能にする。例えば、レーザパルスにつき必要とされるピーク電力が4KWであり、レーザが3%の低いデューティサイクルとともに操作される場合には、AC−DC電力供給部44は、経時的に120Wの電力を提供することのみが可能である必要がある。瞬時に4KWのピーク電力を提供することが可能な電力システムを有する、レーザシステムからの約1マイクロ秒〜500マイクロ秒の短持続時間レーザパルスは、ある場合には、硬質歯系組織(例えば、象牙質、エナメル質等)を切除することができる。当業者は、本電力システム設計が例証的であり、電力システム構成要素の他の選択、構成、およびグレードが、高いピークレーザ電力ならびにより低い最大平均レーザ電力を伴う歯科レーザシステム10用の電力を提供するために利用され得ることを理解するであろう。1つまたはそれを上回るコンデンサバンクと組み合わせて使用される、そのような電力システムは、ピーク出力レーザ電力を生成するために必要とされる電力を提供するように定格される必要はなく、代わりに、平均出力レーザ電力を生成するために必要とされる電力を提供するように定格されることができる。

いくつかの実施形態では、レーザ12によって生成される熱の量が、概して、能動冷蔵システムを使用する熱の除去を必要とする、高ピーク電力定格電力供給部を使用して生成される量未満であるように、レーザ12は、より低い平均レーザ電力を生成するように操作されてもよい。結果として、ある実施形態では、冷蔵を必要とすることなく熱を除去することができる、冷却システムが採用されてもよい。冷却システムは、ラジエータと、ポンプと、流量センサと、レベルセンサと、温度スイッチとを含んでもよい。ラジエータは、二重120mmファンを組み込み得る、例えば、Swiftech MCRx20−XPラジエータであってもよい。ポンプは、例えば、Swiftech(LongBeach, CA)によって提供されるSwiftech MCP655−B12Vポンプであってもよい。流量センサは、例えば、Compac 5−20系列流量スイッチであってもよい。レベルセンサは、例えば、Compac 10−782レベルスイッチであってもよく、温度スイッチは、Compac 11−800であってもよく、全てのCompac構成要素は、Compac(Paradise, CA)から入手される。

いくつかの実施形態では、歯科レーザシステム10のユーザが、制御16を使用して、治療パラメータを設定し、これらのパラメータは、典型的には、パルス持続時間、パルス繰り返し率、およびデューティサイクル、ならびに治療時間および治療パターンを含んでもよい。コントローラ16は、治療用途のためにレーザ12をオンおよびオフにするためのフットペダルまたは他の手動制御型スイッチを含んでもよい。パルス電力、パルス持続時間、デューティサイクル、パルス繰り返し率、より低い平均レーザ電力、および高いピークレーザ電力等のレーザパラメータは、治療の効能ならびに有効性で役割を果たすことができ、フットペダルおよび/または別のスイッチを使用して調節されてもよい。ユーザによって設定される、いくつかのパラメータに応答して、コントローラ16は、効果的かつ効率的な治療のために必要とされる付加的パラメータを自動的に判定することができる。この目的で、コントローラは、上記で説明されるように、図4による種々のパラメータの値、およびそのようなパラメータの間の関係を使用してもよい。

いくつかの実施形態では、レーザ12は、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスの生成中に、レーザ12において生成される熱を放熱するように構成される。大きい質量および熱キャパシタンスを有するようにレーザを構成することは、放熱/放散され得る熱の量を増加させ、したがって、レーザの温度の上昇を制限することができる。典型的には、ガス放電レーザの高いピークレーザ電力が大きいほど、レーザの質量および熱キャパシタンスが大きい。好適な質量および熱キャパシタンスを伴って構成されるガス放電レーザの実施例は、Coherent, Inc.(Bloomfield, CT)からのCoherent E−150iである。レーザパルスの生成は、概して、レーザの温度を上昇させ得る、レーザの熱を生成する。レーザの熱を放熱することは、高いピークレーザ電力を有するレーザパルスの生成に起因する、温度上昇を減退させることができる。レーザの温度上昇の減退は、例えば、高いピークレーザ電力ではなく、より低い平均レーザ電力において動作するレーザによって生成される熱を除去するように構成される、冷却システムを使用して、よりゆっくりと熱が除去されることを可能にし得る。

ある場合には、ガス放電レーザは、電力を光強度に変換することにおいて5%〜20%効率的である。したがって、15%効率および300Wの高いピーク電力において動作する従来のレーザは、典型的には、1700Wを上回る冷却容量を必要とし得る、熱ピークレーザ電力において生成される熱を除去するように構成される冷却システムを必要とするであろう。対照的に、本明細書に説明されるように構成されるレーザシステム12は、例えば、約57Wの冷却容量を有する、例えば、10Wのより低い平均レーザ電力において生成される熱を除去するように構成される冷却システムのみを必要とし得る。いくつかの実施形態では、レーザ12の動作によって生成される熱が、能動冷蔵ユニットを用いた熱除去を必要とするであろう限界を下回るように、レーザシステム10は、より低い平均レーザ電力を維持するように構成される。能動冷蔵は、冷却のための周囲空気の温度未満である温度を有する、流体を提供することを必要とする。本明細書で使用されるように、能動冷蔵は、冷却器および冷蔵ユニットを含むことが理解され、冷蔵構成要素を収容するために必要とされる複雑性、費用、ならびに空間に起因して、望ましくない場合がある。

本明細書に説明されるレーザシステム10は、低い平均レーザ電力を生成するように構成されてもよい。したがって、レーザシステム10は、周囲空気への熱の除去を通して冷却されてもよい。周囲空気へ熱を除去するように構成される冷却システムは、熱流量または伝達を生成するために周囲空気と冷却システムとの間の温度差を採用してもよい。熱は、温度差またはその関数、および対流係数等の熱流量係数に比例する、熱伝達率において除去されてもよい。熱伝達率は、対流係数を増加させることによって増加させられてもよい。

そのような冷却システム18の実施例が、熱伝導性内部管および流動通路を含む、冷却剤経路62を有する、レーザ12を示す、図5で詳細に示されている。冷却剤経路62は、より低い温度の冷却剤63がレーザ12に流入し、レーザ12から熱を吸収し、より高い温度で流出することを可能にする。冷却剤63は、添加剤、例えば、殺藻剤、不凍剤、殺菌剤、および腐食防止剤を含み得る、水を含んでもよい。冷却剤63は、リザーバ64の中に貯蔵されてもよく、レベルセンサ66は、冷却剤レベルが規定最小レベルまで低下する、またはそれを下回る場合に、アラームを起動してもよい、もしくはレーザ12の動作を妨げてもよい。冷却システム18はまた、冷却剤63を循環させるためのポンプ68と、冷却剤流量を監視するための流量センサ70と、レーザ12から除去される熱を伝達することに役立つラジエータ72と、ラジエータ72を冷却するためのファン74と、冷却剤63の温度を測定するための温度センサ76とを含んでもよい。これらの構成要素のそれぞれは、随意である。示されるように、構成要素は、可撓性、剛性、または両方の混合であり得る、管類65を用いて接続されてもよい。

ある場合には、ポンプ68は、連続的に作動させられ、レーザ12がパルスを発しているかどうかにかかわらず、レーザ12を通して冷却剤63の流量を提供してもよい。ポンプ68およびファン74は、代替として、冷却剤63が閾値温度を上回ることが検出される限り、作動するように構成されてもよい。流量センサ70は、冷却剤流量が検出されない、または規定閾値を下回ることが検出される場合に、アラームを起動し、レーザ機能を妨げてもよい。ラジエータ72は、冷却剤63からラジエータ72、次いで、ラジエータ72から周囲空気への熱の高度に効率的な伝達のためのフィンおよび/または他の高表面積構造を含み得る、冷却剤63のための熱伝導性通路を有してもよい。ファン74は、熱の除去に役立つように、ラジエータ72を通して、およびその周囲に熱を移動させることができる。ある場合には、温度センサ76は、冷却剤温度が規定閾値である、またはそれを上回る場合に、アラームを起動し、レーザ機能を妨げてもよい。ファン74は、冷却剤温度に応答して、ラジエータ72を通した、およびその周囲の空気の移動速度を制御するために、オンにする、速度を増加または減少させる、もしくはオフにするように構成されてもよい。ある場合には、冷却システム18は、連続動作中でさえも、動作中に20℃、25℃、30℃、35℃、40℃、45℃、50℃等を上回る温度を冷却剤63に許容しないように構成されてもよい。冷却剤温度が規定閾値に達した、またはそれを超えた場合には、ファン速度等の冷却システムの1つまたはそれを上回るパラメータが調節されてもよく、アラームが起動されてもよく、および/またはレーザ動作が停止されてもよい。ある場合には、レーザは、約50%未満オンタイムで操作されてもよい。

図5は、例示的配向および流動順で冷却システム18構成要素を示すが、構成要素の順序付けは、変更されてもよく、依然として十分な冷却を可能にし得る。当業者は、本冷却システム設計が例証的であり、冷却要素および構成要素の他の選択、構成、ならびにグレードが、高ピーク電力、低平均電力のレーザシステムのための好適な非冷蔵冷却システムを達成するために利用され得ることを理解するであろう。

図6Aは、本明細書に説明される種々の実施形態で利用され得る、例示的パルス列を示す。図6Aは、約40マイクロ秒のパルス幅および約10KHzの繰り返し率を有する、9つのパルスを有する、パルスのバーストを示す。ある場合には、バーストは、124Hzの繰り返し率で繰り返されてもよい。これらのパラメータにおいて動作するCoherent E−150iレーザは、19Wから21Wに及ぶ、より低い平均レーザ電力、および約450Wの高いピークレーザ電力を呈し得る。図6Aは、例示的レーザトリガ信号80を示す。レーザトリガ信号は、レーザを操作するためにコントローラ16によって提供されるTTL信号であってもよい。例示的ピーク電流信号82(例えば、レーザによって引き込まれている電流)もまた、図6Aに示されている。図6Aから、レーザのパルス動作中に、ピーク電流が最大であり得ることが分かり得る。例えば、48VDCの必要電圧があると、レーザのピーク電力は、必要電圧を掛けたピーク電流に等しい、または本実施例では、一実施形態ではレーザの最大ピーク電力である、約1900Wである。

図6Bは、mJで測定される光エネルギーを有する、例示的レーザパルス84を示す。レーザトリガ信号80は、40マイクロ秒のパルス幅を有し、レーザパルス84は、トリガ信号80に対して約8マイクロ秒ずつオフセットされる。本実施例では、光エネルギーが指数関数的減衰関数に従って昇降するにつれて、レーザパルスが、サメのヒレに類似する時間プロファイルを有することが分かり得る。図6Bに示されるレーザパルスによって送達される積分総光エネルギーは、約18mJである。レーザパルスの40マイクロ秒のパルス幅は、約450Wの高いピーク出力レーザ電力を生じる。

図7は、図1に示される例示的レーザ12を冷却するためにSwiftech MCRx20−XPラジエータと併せて使用されている2.4Lの冷却剤について、冷却剤温度対時間の例示的プロットを示す。例示的レーザ12は、約30Wのより低い平均レーザ電力において、約10%効率で操作される。0ファン温度曲線86は、冷却がファンを用いることなく行われるときの冷却剤の温度を示す。0ファン温度曲線86は、指数関数的成長関数の形状を有することが分かり得る。単一ファン温度曲線88は、冷却が単一のファンを用いて行われるときの冷却剤の温度を示す。冷却剤温度は、単一ファンを用いると、(例えば、30分マークの周囲で)最終的に30℃を超えることが分かり得る。二重ファン温度曲線90は、冷却が二重ファンを用いて行われるときの冷却剤の温度を示す。冷却剤温度は、二重ファンを用いると、30℃を下回る漸近線に接近することが分かり得る。したがって、これらの状況における二重ファンは、レーザが過熱することを防止することができる。

図7を参照して説明される例示的システムは、10%において比較的非効率的に動作し、約30Wの比較的大きいより低い平均レーザ電力を有する、レーザが、周囲空気に熱を除去することによって冷却され得、30℃を下回る冷却剤温度を維持するために、能動冷蔵システムを必要としないことを図示する。Coherent E−150iレーザは、冷却剤温度が規定温度(例えば、35℃)である、またはそれを上回るときに、動作を自動的に妨げてもよい。特定の温度(例えば、30℃)を下回る冷却剤とともにレーザを操作することは、Coherent E−150iレーザが過熱することなく動作することを可能にすることができる。

多くの従来のレーザでは、能動冷蔵が、本サイズのガス放電レーザを冷却するために使用される。これは、能動冷蔵システムが、典型的には、実質的に一定の冷却剤温度を維持し、温度が実質的に一定のレベルで維持されるときに、レーザがより一貫して動作することができるためである。しかしながら、そのようなシステムは、サイズ、費用、および複雑性をレーザシステムに追加する。本明細書のある実施形態で説明されるように、周囲空気に熱を除去することができ、冷却剤およびレーザも規定限界内で温度を変動させることを可能にする、冷却システムは、レーザが過熱することを依然として防止しながら、より小型、単純、安価な設計を可能にする。図8は、いくつかの実施形態による、レーザシステム10および冷却システム18の種々の場所における温度対時間の例示的プロットを示す。種々の実施形態では、レーザ12は、(例えば、室温、例えば、20〜22℃おける)周囲状態から、例えば、1℃、2℃、5℃、10℃、15℃、20℃、25℃、30℃、35℃、40℃等の定常状態(例えば、完全動作)への温度の変化を呈し得る。

より低い最大平均レーザ電力において高いピークレーザ電力を伴うレーザを操作することの1つの利点は、いくつかの実施形態では、熱の結果としての温度上昇の規模が低減させられ得、温度上昇速度が減速され得ることである。種々の実施形態では、レーザ12の温度の変化率は、例えば、0.001℃/分、0.01℃/分、0.1℃/分、0.2℃/分、0.5℃/分、1℃/分、2℃/分、5℃/分、10℃/分、25℃/分等であってもよい。したがって、より低い最大平均レーザ電力における高いピークレーザ電力を伴うレーザは、より少ない温度変動性を有し得る。ポインティング、光強度の送達、ならびにビーム形状および発散等のいくつかのレーザ機能および変数は、レーザ温度に依存し得る。レーザシステムの温度変動性を低減させることは、そのような温度依存性レーザ機能への温度変動の影響を軽減することができる。本タイプのレーザを使用することの他の利点は、前述のように、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、米国特許第8,251,984号で説明される。

本明細書に説明されるシステムのいくつかの実施形態は、レーザ12を覆って周囲空気を吹き付け、それによって、冷却剤を必要とすることなくレーザを冷却するファンを含む、冷却システムを含む。冷却システムのいくつかの実施形態は、リザーバ64の中の冷却剤レベルが閾値低レベルまで低下する場合に、冷却剤レベルが十分に高くなるまでレベルセンサ66が弁を作動させることができ、次いで、弁をオフにし得るように、弁および給水部に接続されるレベルセンサ66を含む。

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。