齒科用治療裝置制造方法
齒科用治療裝置制造方法
【專利摘要】本發(fā)明提供一種可以更可靠地低侵襲地進行齒科治療的齒科用治療裝置。齒科用治療裝置（10A）具備：輸出具有5.7μm～6.6μm的波段的波長的激光（L）的激光光源（11）、脈沖驅動激光光源并且控制從激光光源輸出的脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者的控制部（12）、以及用于將從激光光源輸出的光照射到包含蛀牙部位（21）的牙齒（20）的照射光學系統(tǒng)（13）。在該齒科治療裝置中，控制部通過控制脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者，來選擇性地對蛀牙部位（21）進行切削。
【專利說明】齒科用治療裝置
【技術領域】
[0001 ] 本發(fā)明涉及一種齒科用治療裝置。
【背景技術】
[0002]近年來，被蛀的牙齒即所謂的蟲牙，利用以空氣渦輪為代表的旋轉切削器或波長2.94pm的Er: YAG激光來進行處理。這樣的技術不能分離不被蛀的健全的部位與蛀牙部位。因此，蟲牙治療有受齒科醫(yī)師的技術左右的傾向。因此，要求可選擇性地加工蛀牙部位的低侵襲治療技術。作為這樣的技術之一，已知有利用差頻產生(DFG: Difference-Frequency Generation)方式的中紅外波長可變激光(以下稱為DFG激光)的非專利文獻I和非專利文獻2記載的技術。差頻產生方式是指，通過將2種波長
射至非線性光學晶體來滿足相位整合條件，從而產生波長X3的光的方法。在非專利文獻I 的DFG激光中，采用AgGaS2 (硫鎵銀)作為非線性光學晶體，分別采用Nd: YAG激光(波長 A j:1.064 V- m)>Cr: forsterite 激光(波長入 2:1.15 ~1.36 y m)作為 DFG 泵光、信號光。 這在非專利文獻2中也是同樣的。 [0003]現有技術文獻
[0004]非專利文獻
[0005]非專利文獻1:佐伯將之、其他5位，“利用波長6iim波帶脈沖激光的齲齒的選擇的治療技術的開發(fā)”，電氣學會研究會資料(光量子器件研究會生物醫(yī)學應用)， 0QD-10-025, 2010, P31-340
[0006]非專利文獻2:佐伯將之、石井克典、吉川一志、保尾謙三、山本一世、栗津邦男，“利用波長6.02 納秒脈沖激光的脫灰象牙質的選擇的切削”，日本激光齒學會雜志，2011，22，P16-20。
【發(fā)明內容】
[0007]發(fā)明所要解決的技術問題
[0008]在非專利文獻I所記載的技術中，以脈沖寬度5ns和重復頻率IOHz這樣的驅動條件輸出激光，因而成為蛀牙部位的切削速度也快而切削非常容易產生的條件。因此，反而有損傷口腔內的軟組織等的可能性。
[0009]因此，本發(fā)明的目的在于，提供一種更可靠地可以低侵襲地進行齒科治療的齒科用治療裝置。
[0010]解決問題的技術手段
[0011]本發(fā)明的一個側面所涉及的齒科用治療裝置，具備:輸出具有5.7 i! m~6.6 i! m的波段的波長的激光的激光光源、脈沖驅動激光光源并且控制從激光光源輸出的脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者的控制部、以及用于將從激光光源輸出的光照射到包含蛀牙部位的牙齒的照射光學系統(tǒng)。在該齒科用治療裝置中，控制部通過控制脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者來選擇性地對上述蛀牙部位進行切削。[0012]在該結構中，由于使用具有5.7 ii m~6.6 ii m的波段的波長的激光的激光光源，因此進一步減少例如對健全部位的影響，并且可以選擇性地對蛀牙部位進行切削。此外，控制部脈沖驅動激光光源，并控制脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者。通過該控制，改變切削條件(例如切削速度)，因而可以進一步選擇性地對蛀牙部位進行切削。其結果，能夠更可靠地低侵襲進行齒科治療。
[0013]上述控制部能夠在以比脈沖狀的激光的照射區(qū)域的熱緩和時間短的脈沖寬度和比與熱緩和時間相對應的重復頻率慢的重復頻率驅動激光光源的第I模式與比上述熱緩和時間長的脈沖寬度和比與上述熱緩和時間相對應的重復頻率快的重復頻率驅動激光光源的第2模式之間,切換激光光源的控制。
[0014]在以上述第I模式驅動激光光源的情況下，進行抑制熱的作用的切削。另一方面， 在以第2模式驅動激光光源的情況下，容易向從激光光源輸出的脈沖狀的激光的照射區(qū)域外擴散熱。例如，若激光照射在牙齦等口腔內軟組織，則有時該軟組織會被切除。在這種情況下，產生出血，但若上述熱擴散造成照射區(qū)域周邊到達一定的溫度以上，則會使軟組織凝固，得到止血效果。因此，例如，在第I模式下，切削蛀牙部位時，即使損傷蛀牙部位周邊的軟組織，也能夠通過切換到第2模式來止住從軟組織的出血。
[0015]上述激光光源可以是量子級聯激光。通過利用量子級聯激光，能夠謀求齒科用治療裝置的小型化。
[0016]發(fā)明的效果
[0017]根據本發(fā)明，能夠提供一種可以更可靠地低侵襲地進行齒科治療的齒科用治療裝置。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0018]圖1表示一個實施方式所涉及的齒科用治療裝置的一個例子的概略結構的示意圖。
[0019]圖2是表示實驗裝置的概略結構的示意圖。
[0020]圖3是波段5.70 ii m~6.55 ii m中0.05 ii m間隔的各波長的健全齒試樣和蛀齒試樣的切削形態(tài)的圖表。
[0021]圖4 (a)是表不健全齒試樣的照射痕的圖。圖4 (b)是表不姓齒試樣的照射痕的圖。
[0022]圖5是表示對兩層構造試樣照射激光的情況的實驗結果的圖。
[0023]圖6 (a)是表示照射了波長5.7 iim的激光的試樣的照射痕截面的圖，圖6 (b)是表不照射了波長10.6 ii m的激光的試樣的照射痕截面的圖。
[0024]圖7是表示其他實施方式所涉及的齒科用治療裝置的一個例子的概略結構的示意圖。
【具體實施方式】
[0025]以下，參照【專利附圖】
【附圖說明】本發(fā)明的實施方式。在附圖的說明中，相同的要素用相同的符號表示，省略重復的說明。附圖的尺寸比率與說明的內容不必一致。
[0026]圖1是表示一個實施方式所涉及的齒科用治療裝置的一個例子的概略結構的示意圖。在圖1中，也示意地表示用齒科用治療裝置IOA進行治療的“蛀齒20”。蛀齒20是具有被蛀的部位(以下單單稱為“蛀牙部位”)21的牙齒，是所謂的蟲牙。
[0027]齒科用治療裝置IOA具有輸出激光的激光光源11、控制激光光源11的驅動的控制部12、以及用于將從激光光源11輸出的激光L照射到作為治療對象的蛀齒20的照射光學系統(tǒng)13。在圖1中，僅表示齒科用治療裝置IOA的主要部分。齒科用治療裝置IOA可以是對蛀牙部位21進行切削加工的牙齒的加工裝置。
[0028]激光光源11是輸出具有波段5.7iim~6.6iim內的波長的激光的量子級聯激光。 量子級聯激光是利用半導體量子阱構造中的次能帶間的電子遷移來生成光的單極型的光導波型半導體元件。作為量子級聯激光的激光光源11具備半導體基板和形成在半導體基板上的活性層而構成。激光光源11具有彼此相對的前側端面Ila和后側端面11b，由前側端面Ila和后側端面Ilb構成光諧振器。對于激光光源11的諧振器構造(前側端面Ila和后側端面11b)，能夠由兩端面裂開而形成。量子級聯激光的結構和動作是已知的(例如，記載在日本特開2004-247492號公報、日本特開2005-039045號公報、以及日本特開2008-177366 號公報等)，省略進一步的詳細說明。 [0029]控制部12通過對激光光源11施加電壓來脈沖驅動激光光源11。在這種情況下，從激光光源11輸出的激光L是脈沖狀的激光L(以下，單單稱為“脈沖激光L”)?？刂撇?2通過使施加于激光光源11的電壓的施加狀態(tài)變化，能夠控制從激光光源11輸出的脈沖激光L 的脈沖寬度和重復頻率。從激光光源11輸出的脈沖激光L的波長的一個例子是5.75 u m。 脈沖寬度的例子是IOns~1ms，重復頻率的例子是500Hz~2MHz。
[0030]照射光學系統(tǒng)13可以具有可以對從激光光源11輸出的脈沖激光L進行導波的光纖14、用于將從激光光源11輸出的脈沖激光L入射到光纖14的一端的入射透鏡系統(tǒng)15、 以及用于將從光纖14的另一端輸出的脈沖激光L照射到蛀齒20的聚光透鏡系統(tǒng)16。照射光學系統(tǒng)13的結構不限于使用光纖14的結構，只要是可以將從激光光源11輸出的激光L 照射到治療對象的結構即可。例如，在照射光學系統(tǒng)13中，也可以利用多關節(jié)導光路作為用于對光進行導光的導光路。
[0031]上述激光光源11和照射光學系統(tǒng)13為了謀求光軸調整這樣的光學的條件的最適合化而進行組合。具有波段5.7 y m~6.6 y m內的波長的脈沖激光L的照射位置的確認等， 能夠與作為醫(yī)療用而使用的波長10.6 y m的醫(yī)療用碳酸氣體激光的情況相同。
[0032]在上述結構中，從由控制部12驅動的激光光源11輸出的具有5.711111~6.611111 的波段的波長的脈沖激光L經入射透鏡系統(tǒng)15而入射到光纖14。入射到光纖14的脈沖激光L在光纖14中傳播而從光纖14的另一端出射。從光纖14的另一端出射的脈沖激光L 被聚光透鏡系統(tǒng)16聚光，照射到蛀齒20的蛀牙部位21。齒科醫(yī)生通過觀察蛀齒20，并且操作照射光學系統(tǒng)13，能夠對蛀牙部位21照射脈沖激光L。
[0033]在齒科用治療裝置IOA中，通過使用具有上述波段內的波長的脈沖激光L，如由后述的實驗例I所示，能夠將治療區(qū)域局限在要治療的部分(病變組織)即“蛀牙部位21”。這樣的空間的相互作用區(qū)域的限制被認為是蛀牙部位21與不感染蛀牙細菌的健全部位(以下稱為“健全部位”)22的硬度所引起的差。此時，不能夠利用相較于蛀牙部21被健全部位 22吸收的波長(9~10 波帶)。活體組織在中紅外波段具有來自分子振動的特征的吸收圖案，特別地，來自蛋白質的氨基結合的吸收帶即與氨基I (吸收帶的中心波長為6.1ym)和氨基II (吸收帶的中心波長為6.45 ym)相對應的波長被活體軟組織強烈地吸收?？梢哉J為，在蛀牙中，由于蛀牙細菌而使蛀牙部位21的性質從健全部位22改變，從而利用上述吸收的切削反應更容易產生。因此，通過利用從激光光源11輸出的脈沖激光L，進一步降低對健全部位22的影響并且可以進行蛀牙部位21的切削。
[0034]此外，通過控制脈沖激光L的脈沖狀態(tài)，可以控制脈沖激光L與脈沖激光L的照射區(qū)域的時間的相互作用。在齒科用治療裝置IOA中，通過控制部12控制從激光光源11輸出的脈沖激光L的脈沖寬度和重復頻率。因此，通過控制脈沖寬度和重復頻率，可以調整切削條件例如切削速度。
[0035]如上述那樣，在齒科用治療裝置IOA中，由于可以在空間上和時間上控制脈沖激光L與其照射區(qū)域的相互作用，因此可以進行低侵襲治療。例如，即使蛀牙部位21位于牙齦G (參照圖1)這樣的軟組織的附近，通過一邊觀察蛀牙部位21 —邊控制脈沖激光L的脈沖寬度等的脈沖狀態(tài)，從而只要調整切削速度，便能夠以不損傷軟組織的方式治療。
[0036]另外，具有波段5.7iim~6.6iim的波長的中紅外光對活體組織產生熱的作用。該熱的作用可以通過控制脈沖寬度(相互作用時間)和重復頻率來調整。
[0037]在熱的作用中，熱緩和時間是重要的。例如，對波段5.7iim~6.6iim的激光的活體組織的熱緩和時間為us量級。因此，通過照射脈沖寬度為ns量級(~約IOys為止)并且重復頻率約為I~1000Hz的脈沖激光L，能夠一邊抑制熱效應一邊切削蛀牙部位21。
[0038]另一方面，在照射脈沖寬度為U s~ms量級并且重復頻率為1000Hz以上的脈沖激光L的情況下，脈沖激光L能夠對該照射區(qū)域賦予適合于熔解?凝固的熱效應的強的相互作用。具體而言，由于波段5.7iim~6.6iim的波長的光有效地被蛋白質吸收，因此可以進行軟組織的切除。另外，若是滿足比脈沖激光L的照射區(qū)域的熱緩和時間長的脈沖寬度和短的脈沖間隔的條件，則熱會向照射區(qū)域外擴散。若由于該擴散所引起的加熱效應而使溫度達到60°C以上，則軟組織的凝固也是可能的。再者，軟組織的切除周邊的凝固能夠使血管閉塞而帶來止血效果。這從與作為醫(yī)療用而使用的碳酸氣體激光的比較而可以被理解。 即，在考慮活體組織的吸收特性的情況下，例如波段5.7 m~6.6 m內的波長5.75 y m的吸收系數為約SOOcnT1。該數值與相對于作為醫(yī)療用而使用的碳酸氣體激光的波長10.6 y m 的吸收系·數(約eOOcm—1)大致相同。在各種各樣的診療科中利用了碳酸氣體激光的凝固止血能力。因此，吸收特性與碳酸氣體激光類似的波長的光(例如，波長5.75 y m的光)如上述那樣能夠進行軟組織切除和凝固止血。
[0039]出于以上所述的事實，具有作為脈沖寬度和重復頻率的可變機構的控制部12的齒科用治療裝置10A，除了蛀齒20的蛀牙部位21的切削以外還可以適用于軟組織的切除和止血等。由于齒科用治療裝置IOA也可以止血，因此，在軟組織附近的蛀牙部位21的切削中，即使損傷軟組織而從軟組織出血，通過提高脈沖激光L的重復頻率，也可以進行止血。 因此，通過齒科用治療裝置10A，能夠得到最佳的治療效果。
[0040]另外，由于齒科用治療裝置IOA用一臺進行蛀牙部位21的切削并且也可以進行止血等，因此為了止血等不需要使用其他裝置。因此，齒科醫(yī)生可以有效地利用治療處置室內來進行牙齒的治療。
[0041]此外，由于量子級聯激光具有發(fā)光層多級連接的級聯構造，因此能夠輸出更高功率的光。因此，通過采用量子級聯激光作為激光光源11，使蛀牙部位21等能夠被更可靠地切削。此外，量子級聯激光利用量子阱構造次能帶間遷移來輸出具有波段5.7 ~6.6 波長的光，因而例如與利用差頻產生方式的激光裝置相比激光光源11更小型化。因此，如上述那樣，齒科醫(yī)生可以有效地利用治療處置室內來進行牙齒的治療。
[0042] 以下，基于實驗結果來更具體地說明齒科用治療裝置IOA的作用效果。為了實驗的說明而例示了波長和脈沖狀態(tài)等的實驗條件，但本發(fā)明不限定于以下所例示的波長和脈沖狀態(tài)等。
[0043]首先，使用圖2說明實驗裝置。圖2是表示實驗裝置的概略結構的示意圖。
[0044]實驗裝置30具有輸出激光的光源部31、載置試樣S的三維工作臺32、將從光源部 31輸出的激光聚光于載置在三維工作臺32的試樣S的拋物面鏡33、將從光源部31輸出的激光反射到拋物面鏡33的平面鏡34、以及配置在光源部31與平面鏡34之間且調節(jié)激光的光量的衰減器35。拋物面鏡33的焦點距離為約5cm。就利用該實驗裝置30的實驗例I~ 4進行說明。
[0045](實驗例I)
[0046]在實驗例I中，準備齲齒的健全象牙質作為健全齒試樣SI，并且準備用乳酸水溶液處理了齲齒象牙質的脫灰象牙質作為蛀齒試樣S2。分別將健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2 作為試樣S設置在三維工作臺32。實驗例I的光源部31成為與非專利文獻I所記載的結構同樣的結構的DFG激光。
[0047]在實驗例I中，從光源部31照射5.70~6.55 ii m的波段內的規(guī)定波長的激光。規(guī)定波長是在上述波段中0.05 y m間隔的波長。照射條件如下所述:
[0048]?脈沖寬度:5ns
[0049]?重復頻率:10Hz
[0050]?平均功率密度:20W/cm2
[0051]?照射時間:1秒
[0052]用掃描型顯微鏡觀察照射了脈沖激光的健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2的照射痕。 圖3是波段5.70 ii m~6.55 ii m中0.05 ii m間隔的各波長的健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2 的切削形態(tài)的圖表。
[0053]如圖3所示，在實驗的波段內與健全齒試樣SI相比蛀齒試樣S2切削量更多。因此，波段5.70 ii m~6.55 ii m的波長的激光對健全部位(或健全齒)是低侵襲的,可以選擇性地治療蛀牙部位(或蛀齒)。特別地，可以被理解為具有波長5.75 ii m~5.85 ii m的激光的對健全部位的低侵襲性優(yōu)良。
[0054](實驗例2)
[0055]與實驗例I同樣地，準備健全齒試樣SI和姓齒試樣S2。在實驗例2中,光源部31 具有輸出波長5.75 y m的激光的量子級聯激光及其控制部。在這種情況下，實驗例2的實驗裝置30與包含平面鏡34和拋物面鏡33作為照射光學系統(tǒng)13的齒科用治療裝置IOA相對應。
[0056]在實驗例2中，分別將健全齒試樣SI和姓齒試樣S2作為試樣S載置在三維工作臺32,并將從光源部31輸出的脈沖激光分別照射在健全齒試樣SI和姓齒試樣S2。脈沖激光的照射條件如下所述:
[0057]?脈沖寬度:500ns[0058]?重復頻率:1kHz
[0059]?平均功率密度:500W/cm2
[0060]?照射時間:2秒
[0061]用掃描型顯微鏡觀察照射了脈沖激光的健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2的照射痕。
[0062]圖4 (a)是表不健全齒試樣的照射痕的圖。圖4 (b)是表不姓齒試樣的照射痕的圖。從圖4 (a)和圖4 (b)觀察到，與健全齒試樣SI相比蛀齒試樣S2切削量更多。另外， 在沒有被觀察到切削的健全齒試樣SI的表面也沒有觀察到裂紋。因此，可以被理解為，通過使用可以輸出波長5.75 y m的激光的量子級聯激光，對健全部位(或健全齒)是低侵襲的且可以選擇性地治療蛀牙部位(或蛀齒)。
[0063](實驗例3)
[0064]在實驗例3中，準備在健全齒試樣部上層疊了用乳酸水溶液處理了齲齒象牙質的蛀齒試樣部的兩層構造試樣S4。除了將試樣替代為兩層構造試樣S4方面以外，在與實驗例2同樣的條件下，將來自光源部31的脈沖激光照射到兩層構造試樣S4。對兩層構造試樣 S4，從蛀齒試樣部側照射脈沖激光。照射了脈沖激光后，通過光學顯微鏡觀察照射痕截面。
[0065]圖5是表示照射痕截面的圖。在圖5中，虛線表示蛀牙?健全邊界。從圖5可以理解，在蛀牙?健全邊界切削停止。因此，波長5.75 的激光也在實驗上表示出在蛀牙部位反應而在健全部位不反應。 [0066](實驗例4)
[0067]在實驗例4中，準備雞胸肉作為活體軟組織試樣S5，將活體軟組織試樣S5載置在三維工作臺32上。然后，與實驗例2，3的情況同樣地從包含量子級聯激光的光源部31輸出波長5.75 y m的脈沖激光，將該脈沖激光照射到活體軟組織試樣S5。照射條件如下所述:
[0068]?脈沖寬度:500ns
[0069]?重復頻率:1kHz
[0070]?平均功率密度:2500W/cm2
[0071]?照射時間:5秒
[0072]接著，將光源部31替代為醫(yī)療用碳酸氣體激光裝置(株式會社森田制作所 Lezawin CH S)，從光源部31輸出波長10.6 y m的激光，將該激光以連續(xù)波(CW)照射到活體軟組織試樣S5。照射條件如下所述:
[0073]?平均功率密度:2500W/cm2
[0074]?照射時間:5秒
[0075]如上述那樣，對照射了從量子級聯激光輸出的波長5.75 y m的激光的活體軟組織試樣S5、以及照射了從醫(yī)療用碳酸氣體激光裝置輸出的波長10.6 y m的激光的活體軟組織試樣S5各自的照射痕截面，施以一般的組織學評價辦法即蘇木精?伊紅染色并進行觀察。
[0076]圖6 Ca)是表示照射了波長5.75 y m的激光的試樣的照射痕截面的圖，圖6 (b) 是表示照射了波長10.6 y m的激光的試樣的照射痕截面的圖。
[0077]比較圖6 (a)和圖6 (b)的話，使用了量子級聯激光的情況的切開作用與使用了醫(yī)療用碳酸氣體激光的情況類似。在圖6 (a)和圖6 (b)的兩者中均產生了凝固和碳化，但圖6 (a)的程度較小。因此，從適度的凝固且不產生過剩的碳化這樣的觀點看，圖1所示的激光光源11的結構在臨床上可能更優(yōu)越。可以認為，量子級聯激光的短脈沖?高重復頻率這樣的脈沖構造對凝固?碳化的差異有效。由于通過脈沖寬度和重復頻率的可變機構(控制部12)能夠控制切開作用與凝固止血作用的平衡，因此圖1所示那樣的具備激光光源11 和控制部12的齒科用治療裝置IOA也能夠進行高精度的軟組織切除。
[0078]圖7是表示其他實施方式所涉及的齒科用治療裝置的概略結構的示意圖。圖7所示的齒科用治療裝置IOB在控制部40具備模式切換部41的方面與圖1所示的齒科用治療裝置IOA不同。除了控制部40以外的結構，與圖1的情況同樣，因而省略這些構成要素的說明。
[0079]控制部40所具有的模式切換部41將從激光光源11輸出的規(guī)定波長(例如波長
5.75 u m)的脈沖激光L的脈沖狀態(tài)在切削模式(第I模式)與止血模式(第2模式)進行切換。具體而言，在切削模式中，控制部40以可以進行蛀牙部位21的切削的脈沖寬度和重復頻率，驅動量子級聯激光即激光光源11。在止血模式中，控制部40以可以進行軟組織的止血的脈沖寬度和重復頻率，驅動量子級聯激光即激光光源11。
[0080]切削模式和止血模式各自的脈沖寬度和重復頻率根據脈沖激光L的照射區(qū)域的熱緩和時間進行規(guī)定。具體而言，在切削模式中，控制部40以比熱緩和時間短的脈沖寬度和比與熱緩和時間相對應的重復頻率慢的重復頻率，驅動激光光源11。另外，在止血模式中，控制部40以比熱緩和時間長的脈沖寬度和比與熱緩和時間相對應的 重復頻率快的重復頻率驅動激光光源11。例如，將活體相對于波段5.7~6.6iim的光的熱緩和時間設為 U s量級的情況下的切削用的脈沖寬度和重復周期的例子分別是5ns~I ii s和I~1kHz。 另外，將活體相對于波段5.7~6.6 ii m的光的熱緩和時間設為y s量級的情況下的止血用的脈沖寬度和重復周期的例子可以分別為I U s以上和IkHz以上，或者可以設為占空比50% 以上。
[0081]齒科用治療裝置IOB的結構除了控制部40具備模式切換部41的方面以外，與齒科用治療裝置IOA的結構同樣，因而齒科用治療裝置IOB能夠具有與齒科用治療裝置IOA 同樣的作用效果。再者，通過控制部40的模式切換部41能夠切換切削模式與止血模式，因而容易進行切削情況與止血情況的切換。因此，即使在用切削模式進行切削等中存在從蛀牙部位21周邊的軟組織(例如牙齦G)產生出血的情況下，也能夠更可靠且更快地實施止血處置。
[0082]以上，說明了本發(fā)明的實施方式，本發(fā)明不限定于上述實施方式，在不偏離發(fā)明的主旨的范圍內可以進行各種變更。
[0083]例如，激光光源不限于量子級聯激光，激光光源只要是輸出波段5.70 ~
6.60iim內的波長的激光并且可以通過控制部控制脈沖寬度和重復頻率的光源即可?？刂撇靠刂泼}沖寬度和重復頻率，但只要控制脈沖寬度和重復頻率中的至少一者即可。
[0084]符號的說明
[0085]10A, IOB…齒科用治療裝置、11…激光光源、12…控制部、20…具有蛀牙部位的牙齒、21…蛀牙部位、40…控制部、41…模式切換部。
【權利要求】
1.一種齒科用治療裝置，其特征在于，具備:激光光源，輸出具有5.7 ii m~6.6 ii m的波段的波長的激光；控制部，脈沖驅動所述激光光源，并且控制從所述激光光源輸出的脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者；以及照射光學系統(tǒng)，用于將從所述激光光源輸出的光照射到包含蛀牙部位的牙齒，所述控制部通過控制所述脈沖狀的激光的所述脈沖寬度和所述重復頻率中的至少一者，來選擇性地對所述牙齒所包含的蛀牙部位進行切削。
2.如權利要求1所述的齒科用治療裝置，其特征在于，所述控制部，在以比所述脈沖狀的激光的照射區(qū)域的熱緩和時間短的脈沖寬度和比與所述熱緩和時間相對應的重復頻率慢的重復頻率驅動所述激光光源的第I模式、與比所述熱緩和時間長的脈沖寬度和比與所述熱緩和時間相對應的重復頻率快的重復頻率驅動所述激光光源的第2模式之間，切換所述激光光源的控制。
3.如權利要求1或2所述的齒科用治療裝置，其特征在于，所述激光光源是量子級聯激 光。
【文檔編號】A61C3/02GK103596520SQ201280027064
【公開日】2014年2月19日 申請日期:2012年5月17日 優(yōu)先權日:2011年6月1日
【發(fā)明者】粟津邦男, 石井克典, 秋草直大, 枝村忠孝, 菅博文 申請人:國立大學法人大阪大學, 浜松光子學株式會社
【專利摘要】本發(fā)明提供一種可以更可靠地低侵襲地進行齒科治療的齒科用治療裝置。齒科用治療裝置（10A）具備：輸出具有5.7μm～6.6μm的波段的波長的激光（L）的激光光源（11）、脈沖驅動激光光源并且控制從激光光源輸出的脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者的控制部（12）、以及用于將從激光光源輸出的光照射到包含蛀牙部位（21）的牙齒（20）的照射光學系統(tǒng)（13）。在該齒科治療裝置中，控制部通過控制脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者，來選擇性地對蛀牙部位（21）進行切削。
【專利說明】齒科用治療裝置
【技術領域】
[0001 ] 本發(fā)明涉及一種齒科用治療裝置。
【背景技術】
[0002]近年來，被蛀的牙齒即所謂的蟲牙，利用以空氣渦輪為代表的旋轉切削器或波長2.94pm的Er: YAG激光來進行處理。這樣的技術不能分離不被蛀的健全的部位與蛀牙部位。因此，蟲牙治療有受齒科醫(yī)師的技術左右的傾向。因此，要求可選擇性地加工蛀牙部位的低侵襲治療技術。作為這樣的技術之一，已知有利用差頻產生(DFG: Difference-Frequency Generation)方式的中紅外波長可變激光(以下稱為DFG激光)的非專利文獻I和非專利文獻2記載的技術。差頻產生方式是指，通過將2種波長
射至非線性光學晶體來滿足相位整合條件，從而產生波長X3的光的方法。在非專利文獻I 的DFG激光中，采用AgGaS2 (硫鎵銀)作為非線性光學晶體，分別采用Nd: YAG激光(波長 A j:1.064 V- m)>Cr: forsterite 激光(波長入 2:1.15 ~1.36 y m)作為 DFG 泵光、信號光。 這在非專利文獻2中也是同樣的。 [0003]現有技術文獻
[0004]非專利文獻
[0005]非專利文獻1:佐伯將之、其他5位，“利用波長6iim波帶脈沖激光的齲齒的選擇的治療技術的開發(fā)”，電氣學會研究會資料(光量子器件研究會生物醫(yī)學應用)， 0QD-10-025, 2010, P31-340
[0006]非專利文獻2:佐伯將之、石井克典、吉川一志、保尾謙三、山本一世、栗津邦男，“利用波長6.02 納秒脈沖激光的脫灰象牙質的選擇的切削”，日本激光齒學會雜志，2011，22，P16-20。
【發(fā)明內容】
[0007]發(fā)明所要解決的技術問題
[0008]在非專利文獻I所記載的技術中，以脈沖寬度5ns和重復頻率IOHz這樣的驅動條件輸出激光，因而成為蛀牙部位的切削速度也快而切削非常容易產生的條件。因此，反而有損傷口腔內的軟組織等的可能性。
[0009]因此，本發(fā)明的目的在于，提供一種更可靠地可以低侵襲地進行齒科治療的齒科用治療裝置。
[0010]解決問題的技術手段
[0011]本發(fā)明的一個側面所涉及的齒科用治療裝置，具備:輸出具有5.7 i! m~6.6 i! m的波段的波長的激光的激光光源、脈沖驅動激光光源并且控制從激光光源輸出的脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者的控制部、以及用于將從激光光源輸出的光照射到包含蛀牙部位的牙齒的照射光學系統(tǒng)。在該齒科用治療裝置中，控制部通過控制脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者來選擇性地對上述蛀牙部位進行切削。[0012]在該結構中，由于使用具有5.7 ii m~6.6 ii m的波段的波長的激光的激光光源，因此進一步減少例如對健全部位的影響，并且可以選擇性地對蛀牙部位進行切削。此外，控制部脈沖驅動激光光源，并控制脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者。通過該控制，改變切削條件(例如切削速度)，因而可以進一步選擇性地對蛀牙部位進行切削。其結果，能夠更可靠地低侵襲進行齒科治療。
[0013]上述控制部能夠在以比脈沖狀的激光的照射區(qū)域的熱緩和時間短的脈沖寬度和比與熱緩和時間相對應的重復頻率慢的重復頻率驅動激光光源的第I模式與比上述熱緩和時間長的脈沖寬度和比與上述熱緩和時間相對應的重復頻率快的重復頻率驅動激光光源的第2模式之間,切換激光光源的控制。
[0014]在以上述第I模式驅動激光光源的情況下，進行抑制熱的作用的切削。另一方面， 在以第2模式驅動激光光源的情況下，容易向從激光光源輸出的脈沖狀的激光的照射區(qū)域外擴散熱。例如，若激光照射在牙齦等口腔內軟組織，則有時該軟組織會被切除。在這種情況下，產生出血，但若上述熱擴散造成照射區(qū)域周邊到達一定的溫度以上，則會使軟組織凝固，得到止血效果。因此，例如，在第I模式下，切削蛀牙部位時，即使損傷蛀牙部位周邊的軟組織，也能夠通過切換到第2模式來止住從軟組織的出血。
[0015]上述激光光源可以是量子級聯激光。通過利用量子級聯激光，能夠謀求齒科用治療裝置的小型化。
[0016]發(fā)明的效果
[0017]根據本發(fā)明，能夠提供一種可以更可靠地低侵襲地進行齒科治療的齒科用治療裝置。
【專利附圖】
【附圖說明】
[0018]圖1表示一個實施方式所涉及的齒科用治療裝置的一個例子的概略結構的示意圖。
[0019]圖2是表示實驗裝置的概略結構的示意圖。
[0020]圖3是波段5.70 ii m~6.55 ii m中0.05 ii m間隔的各波長的健全齒試樣和蛀齒試樣的切削形態(tài)的圖表。
[0021]圖4 (a)是表不健全齒試樣的照射痕的圖。圖4 (b)是表不姓齒試樣的照射痕的圖。
[0022]圖5是表示對兩層構造試樣照射激光的情況的實驗結果的圖。
[0023]圖6 (a)是表示照射了波長5.7 iim的激光的試樣的照射痕截面的圖，圖6 (b)是表不照射了波長10.6 ii m的激光的試樣的照射痕截面的圖。
[0024]圖7是表示其他實施方式所涉及的齒科用治療裝置的一個例子的概略結構的示意圖。
【具體實施方式】
[0025]以下，參照【專利附圖】
【附圖說明】本發(fā)明的實施方式。在附圖的說明中，相同的要素用相同的符號表示，省略重復的說明。附圖的尺寸比率與說明的內容不必一致。
[0026]圖1是表示一個實施方式所涉及的齒科用治療裝置的一個例子的概略結構的示意圖。在圖1中，也示意地表示用齒科用治療裝置IOA進行治療的“蛀齒20”。蛀齒20是具有被蛀的部位(以下單單稱為“蛀牙部位”)21的牙齒，是所謂的蟲牙。
[0027]齒科用治療裝置IOA具有輸出激光的激光光源11、控制激光光源11的驅動的控制部12、以及用于將從激光光源11輸出的激光L照射到作為治療對象的蛀齒20的照射光學系統(tǒng)13。在圖1中，僅表示齒科用治療裝置IOA的主要部分。齒科用治療裝置IOA可以是對蛀牙部位21進行切削加工的牙齒的加工裝置。
[0028]激光光源11是輸出具有波段5.7iim~6.6iim內的波長的激光的量子級聯激光。 量子級聯激光是利用半導體量子阱構造中的次能帶間的電子遷移來生成光的單極型的光導波型半導體元件。作為量子級聯激光的激光光源11具備半導體基板和形成在半導體基板上的活性層而構成。激光光源11具有彼此相對的前側端面Ila和后側端面11b，由前側端面Ila和后側端面Ilb構成光諧振器。對于激光光源11的諧振器構造(前側端面Ila和后側端面11b)，能夠由兩端面裂開而形成。量子級聯激光的結構和動作是已知的(例如，記載在日本特開2004-247492號公報、日本特開2005-039045號公報、以及日本特開2008-177366 號公報等)，省略進一步的詳細說明。 [0029]控制部12通過對激光光源11施加電壓來脈沖驅動激光光源11。在這種情況下，從激光光源11輸出的激光L是脈沖狀的激光L(以下，單單稱為“脈沖激光L”)?？刂撇?2通過使施加于激光光源11的電壓的施加狀態(tài)變化，能夠控制從激光光源11輸出的脈沖激光L 的脈沖寬度和重復頻率。從激光光源11輸出的脈沖激光L的波長的一個例子是5.75 u m。 脈沖寬度的例子是IOns~1ms，重復頻率的例子是500Hz~2MHz。
[0030]照射光學系統(tǒng)13可以具有可以對從激光光源11輸出的脈沖激光L進行導波的光纖14、用于將從激光光源11輸出的脈沖激光L入射到光纖14的一端的入射透鏡系統(tǒng)15、 以及用于將從光纖14的另一端輸出的脈沖激光L照射到蛀齒20的聚光透鏡系統(tǒng)16。照射光學系統(tǒng)13的結構不限于使用光纖14的結構，只要是可以將從激光光源11輸出的激光L 照射到治療對象的結構即可。例如，在照射光學系統(tǒng)13中，也可以利用多關節(jié)導光路作為用于對光進行導光的導光路。
[0031]上述激光光源11和照射光學系統(tǒng)13為了謀求光軸調整這樣的光學的條件的最適合化而進行組合。具有波段5.7 y m~6.6 y m內的波長的脈沖激光L的照射位置的確認等， 能夠與作為醫(yī)療用而使用的波長10.6 y m的醫(yī)療用碳酸氣體激光的情況相同。
[0032]在上述結構中，從由控制部12驅動的激光光源11輸出的具有5.711111~6.611111 的波段的波長的脈沖激光L經入射透鏡系統(tǒng)15而入射到光纖14。入射到光纖14的脈沖激光L在光纖14中傳播而從光纖14的另一端出射。從光纖14的另一端出射的脈沖激光L 被聚光透鏡系統(tǒng)16聚光，照射到蛀齒20的蛀牙部位21。齒科醫(yī)生通過觀察蛀齒20，并且操作照射光學系統(tǒng)13，能夠對蛀牙部位21照射脈沖激光L。
[0033]在齒科用治療裝置IOA中，通過使用具有上述波段內的波長的脈沖激光L，如由后述的實驗例I所示，能夠將治療區(qū)域局限在要治療的部分(病變組織)即“蛀牙部位21”。這樣的空間的相互作用區(qū)域的限制被認為是蛀牙部位21與不感染蛀牙細菌的健全部位(以下稱為“健全部位”)22的硬度所引起的差。此時，不能夠利用相較于蛀牙部21被健全部位 22吸收的波長(9~10 波帶)。活體組織在中紅外波段具有來自分子振動的特征的吸收圖案，特別地，來自蛋白質的氨基結合的吸收帶即與氨基I (吸收帶的中心波長為6.1ym)和氨基II (吸收帶的中心波長為6.45 ym)相對應的波長被活體軟組織強烈地吸收?？梢哉J為，在蛀牙中，由于蛀牙細菌而使蛀牙部位21的性質從健全部位22改變，從而利用上述吸收的切削反應更容易產生。因此，通過利用從激光光源11輸出的脈沖激光L，進一步降低對健全部位22的影響并且可以進行蛀牙部位21的切削。
[0034]此外，通過控制脈沖激光L的脈沖狀態(tài)，可以控制脈沖激光L與脈沖激光L的照射區(qū)域的時間的相互作用。在齒科用治療裝置IOA中，通過控制部12控制從激光光源11輸出的脈沖激光L的脈沖寬度和重復頻率。因此，通過控制脈沖寬度和重復頻率，可以調整切削條件例如切削速度。
[0035]如上述那樣，在齒科用治療裝置IOA中，由于可以在空間上和時間上控制脈沖激光L與其照射區(qū)域的相互作用，因此可以進行低侵襲治療。例如，即使蛀牙部位21位于牙齦G (參照圖1)這樣的軟組織的附近，通過一邊觀察蛀牙部位21 —邊控制脈沖激光L的脈沖寬度等的脈沖狀態(tài)，從而只要調整切削速度，便能夠以不損傷軟組織的方式治療。
[0036]另外，具有波段5.7iim~6.6iim的波長的中紅外光對活體組織產生熱的作用。該熱的作用可以通過控制脈沖寬度(相互作用時間)和重復頻率來調整。
[0037]在熱的作用中，熱緩和時間是重要的。例如，對波段5.7iim~6.6iim的激光的活體組織的熱緩和時間為us量級。因此，通過照射脈沖寬度為ns量級(~約IOys為止)并且重復頻率約為I~1000Hz的脈沖激光L，能夠一邊抑制熱效應一邊切削蛀牙部位21。
[0038]另一方面，在照射脈沖寬度為U s~ms量級并且重復頻率為1000Hz以上的脈沖激光L的情況下，脈沖激光L能夠對該照射區(qū)域賦予適合于熔解?凝固的熱效應的強的相互作用。具體而言，由于波段5.7iim~6.6iim的波長的光有效地被蛋白質吸收，因此可以進行軟組織的切除。另外，若是滿足比脈沖激光L的照射區(qū)域的熱緩和時間長的脈沖寬度和短的脈沖間隔的條件，則熱會向照射區(qū)域外擴散。若由于該擴散所引起的加熱效應而使溫度達到60°C以上，則軟組織的凝固也是可能的。再者，軟組織的切除周邊的凝固能夠使血管閉塞而帶來止血效果。這從與作為醫(yī)療用而使用的碳酸氣體激光的比較而可以被理解。 即，在考慮活體組織的吸收特性的情況下，例如波段5.7 m~6.6 m內的波長5.75 y m的吸收系數為約SOOcnT1。該數值與相對于作為醫(yī)療用而使用的碳酸氣體激光的波長10.6 y m 的吸收系·數(約eOOcm—1)大致相同。在各種各樣的診療科中利用了碳酸氣體激光的凝固止血能力。因此，吸收特性與碳酸氣體激光類似的波長的光(例如，波長5.75 y m的光)如上述那樣能夠進行軟組織切除和凝固止血。
[0039]出于以上所述的事實，具有作為脈沖寬度和重復頻率的可變機構的控制部12的齒科用治療裝置10A，除了蛀齒20的蛀牙部位21的切削以外還可以適用于軟組織的切除和止血等。由于齒科用治療裝置IOA也可以止血，因此，在軟組織附近的蛀牙部位21的切削中，即使損傷軟組織而從軟組織出血，通過提高脈沖激光L的重復頻率，也可以進行止血。 因此，通過齒科用治療裝置10A，能夠得到最佳的治療效果。
[0040]另外，由于齒科用治療裝置IOA用一臺進行蛀牙部位21的切削并且也可以進行止血等，因此為了止血等不需要使用其他裝置。因此，齒科醫(yī)生可以有效地利用治療處置室內來進行牙齒的治療。
[0041]此外，由于量子級聯激光具有發(fā)光層多級連接的級聯構造，因此能夠輸出更高功率的光。因此，通過采用量子級聯激光作為激光光源11，使蛀牙部位21等能夠被更可靠地切削。此外，量子級聯激光利用量子阱構造次能帶間遷移來輸出具有波段5.7 ~6.6 波長的光，因而例如與利用差頻產生方式的激光裝置相比激光光源11更小型化。因此，如上述那樣，齒科醫(yī)生可以有效地利用治療處置室內來進行牙齒的治療。
[0042] 以下，基于實驗結果來更具體地說明齒科用治療裝置IOA的作用效果。為了實驗的說明而例示了波長和脈沖狀態(tài)等的實驗條件，但本發(fā)明不限定于以下所例示的波長和脈沖狀態(tài)等。
[0043]首先，使用圖2說明實驗裝置。圖2是表示實驗裝置的概略結構的示意圖。
[0044]實驗裝置30具有輸出激光的光源部31、載置試樣S的三維工作臺32、將從光源部 31輸出的激光聚光于載置在三維工作臺32的試樣S的拋物面鏡33、將從光源部31輸出的激光反射到拋物面鏡33的平面鏡34、以及配置在光源部31與平面鏡34之間且調節(jié)激光的光量的衰減器35。拋物面鏡33的焦點距離為約5cm。就利用該實驗裝置30的實驗例I~ 4進行說明。
[0045](實驗例I)
[0046]在實驗例I中，準備齲齒的健全象牙質作為健全齒試樣SI，并且準備用乳酸水溶液處理了齲齒象牙質的脫灰象牙質作為蛀齒試樣S2。分別將健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2 作為試樣S設置在三維工作臺32。實驗例I的光源部31成為與非專利文獻I所記載的結構同樣的結構的DFG激光。
[0047]在實驗例I中，從光源部31照射5.70~6.55 ii m的波段內的規(guī)定波長的激光。規(guī)定波長是在上述波段中0.05 y m間隔的波長。照射條件如下所述:
[0048]?脈沖寬度:5ns
[0049]?重復頻率:10Hz
[0050]?平均功率密度:20W/cm2
[0051]?照射時間:1秒
[0052]用掃描型顯微鏡觀察照射了脈沖激光的健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2的照射痕。 圖3是波段5.70 ii m~6.55 ii m中0.05 ii m間隔的各波長的健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2 的切削形態(tài)的圖表。
[0053]如圖3所示，在實驗的波段內與健全齒試樣SI相比蛀齒試樣S2切削量更多。因此，波段5.70 ii m~6.55 ii m的波長的激光對健全部位(或健全齒)是低侵襲的,可以選擇性地治療蛀牙部位(或蛀齒)。特別地，可以被理解為具有波長5.75 ii m~5.85 ii m的激光的對健全部位的低侵襲性優(yōu)良。
[0054](實驗例2)
[0055]與實驗例I同樣地，準備健全齒試樣SI和姓齒試樣S2。在實驗例2中,光源部31 具有輸出波長5.75 y m的激光的量子級聯激光及其控制部。在這種情況下，實驗例2的實驗裝置30與包含平面鏡34和拋物面鏡33作為照射光學系統(tǒng)13的齒科用治療裝置IOA相對應。
[0056]在實驗例2中，分別將健全齒試樣SI和姓齒試樣S2作為試樣S載置在三維工作臺32,并將從光源部31輸出的脈沖激光分別照射在健全齒試樣SI和姓齒試樣S2。脈沖激光的照射條件如下所述:
[0057]?脈沖寬度:500ns[0058]?重復頻率:1kHz
[0059]?平均功率密度:500W/cm2
[0060]?照射時間:2秒
[0061]用掃描型顯微鏡觀察照射了脈沖激光的健全齒試樣SI和蛀齒試樣S2的照射痕。
[0062]圖4 (a)是表不健全齒試樣的照射痕的圖。圖4 (b)是表不姓齒試樣的照射痕的圖。從圖4 (a)和圖4 (b)觀察到，與健全齒試樣SI相比蛀齒試樣S2切削量更多。另外， 在沒有被觀察到切削的健全齒試樣SI的表面也沒有觀察到裂紋。因此，可以被理解為，通過使用可以輸出波長5.75 y m的激光的量子級聯激光，對健全部位(或健全齒)是低侵襲的且可以選擇性地治療蛀牙部位(或蛀齒)。
[0063](實驗例3)
[0064]在實驗例3中，準備在健全齒試樣部上層疊了用乳酸水溶液處理了齲齒象牙質的蛀齒試樣部的兩層構造試樣S4。除了將試樣替代為兩層構造試樣S4方面以外，在與實驗例2同樣的條件下，將來自光源部31的脈沖激光照射到兩層構造試樣S4。對兩層構造試樣 S4，從蛀齒試樣部側照射脈沖激光。照射了脈沖激光后，通過光學顯微鏡觀察照射痕截面。
[0065]圖5是表示照射痕截面的圖。在圖5中，虛線表示蛀牙?健全邊界。從圖5可以理解，在蛀牙?健全邊界切削停止。因此，波長5.75 的激光也在實驗上表示出在蛀牙部位反應而在健全部位不反應。 [0066](實驗例4)
[0067]在實驗例4中，準備雞胸肉作為活體軟組織試樣S5，將活體軟組織試樣S5載置在三維工作臺32上。然后，與實驗例2，3的情況同樣地從包含量子級聯激光的光源部31輸出波長5.75 y m的脈沖激光，將該脈沖激光照射到活體軟組織試樣S5。照射條件如下所述:
[0068]?脈沖寬度:500ns
[0069]?重復頻率:1kHz
[0070]?平均功率密度:2500W/cm2
[0071]?照射時間:5秒
[0072]接著，將光源部31替代為醫(yī)療用碳酸氣體激光裝置(株式會社森田制作所 Lezawin CH S)，從光源部31輸出波長10.6 y m的激光，將該激光以連續(xù)波(CW)照射到活體軟組織試樣S5。照射條件如下所述:
[0073]?平均功率密度:2500W/cm2
[0074]?照射時間:5秒
[0075]如上述那樣，對照射了從量子級聯激光輸出的波長5.75 y m的激光的活體軟組織試樣S5、以及照射了從醫(yī)療用碳酸氣體激光裝置輸出的波長10.6 y m的激光的活體軟組織試樣S5各自的照射痕截面，施以一般的組織學評價辦法即蘇木精?伊紅染色并進行觀察。
[0076]圖6 Ca)是表示照射了波長5.75 y m的激光的試樣的照射痕截面的圖，圖6 (b) 是表示照射了波長10.6 y m的激光的試樣的照射痕截面的圖。
[0077]比較圖6 (a)和圖6 (b)的話，使用了量子級聯激光的情況的切開作用與使用了醫(yī)療用碳酸氣體激光的情況類似。在圖6 (a)和圖6 (b)的兩者中均產生了凝固和碳化，但圖6 (a)的程度較小。因此，從適度的凝固且不產生過剩的碳化這樣的觀點看，圖1所示的激光光源11的結構在臨床上可能更優(yōu)越。可以認為，量子級聯激光的短脈沖?高重復頻率這樣的脈沖構造對凝固?碳化的差異有效。由于通過脈沖寬度和重復頻率的可變機構(控制部12)能夠控制切開作用與凝固止血作用的平衡，因此圖1所示那樣的具備激光光源11 和控制部12的齒科用治療裝置IOA也能夠進行高精度的軟組織切除。
[0078]圖7是表示其他實施方式所涉及的齒科用治療裝置的概略結構的示意圖。圖7所示的齒科用治療裝置IOB在控制部40具備模式切換部41的方面與圖1所示的齒科用治療裝置IOA不同。除了控制部40以外的結構，與圖1的情況同樣，因而省略這些構成要素的說明。
[0079]控制部40所具有的模式切換部41將從激光光源11輸出的規(guī)定波長(例如波長
5.75 u m)的脈沖激光L的脈沖狀態(tài)在切削模式(第I模式)與止血模式(第2模式)進行切換。具體而言，在切削模式中，控制部40以可以進行蛀牙部位21的切削的脈沖寬度和重復頻率，驅動量子級聯激光即激光光源11。在止血模式中，控制部40以可以進行軟組織的止血的脈沖寬度和重復頻率，驅動量子級聯激光即激光光源11。
[0080]切削模式和止血模式各自的脈沖寬度和重復頻率根據脈沖激光L的照射區(qū)域的熱緩和時間進行規(guī)定。具體而言，在切削模式中，控制部40以比熱緩和時間短的脈沖寬度和比與熱緩和時間相對應的重復頻率慢的重復頻率，驅動激光光源11。另外，在止血模式中，控制部40以比熱緩和時間長的脈沖寬度和比與熱緩和時間相對應的 重復頻率快的重復頻率驅動激光光源11。例如，將活體相對于波段5.7~6.6iim的光的熱緩和時間設為 U s量級的情況下的切削用的脈沖寬度和重復周期的例子分別是5ns~I ii s和I~1kHz。 另外，將活體相對于波段5.7~6.6 ii m的光的熱緩和時間設為y s量級的情況下的止血用的脈沖寬度和重復周期的例子可以分別為I U s以上和IkHz以上，或者可以設為占空比50% 以上。
[0081]齒科用治療裝置IOB的結構除了控制部40具備模式切換部41的方面以外，與齒科用治療裝置IOA的結構同樣，因而齒科用治療裝置IOB能夠具有與齒科用治療裝置IOA 同樣的作用效果。再者，通過控制部40的模式切換部41能夠切換切削模式與止血模式，因而容易進行切削情況與止血情況的切換。因此，即使在用切削模式進行切削等中存在從蛀牙部位21周邊的軟組織(例如牙齦G)產生出血的情況下，也能夠更可靠且更快地實施止血處置。
[0082]以上，說明了本發(fā)明的實施方式，本發(fā)明不限定于上述實施方式，在不偏離發(fā)明的主旨的范圍內可以進行各種變更。
[0083]例如，激光光源不限于量子級聯激光，激光光源只要是輸出波段5.70 ~
6.60iim內的波長的激光并且可以通過控制部控制脈沖寬度和重復頻率的光源即可?？刂撇靠刂泼}沖寬度和重復頻率，但只要控制脈沖寬度和重復頻率中的至少一者即可。
[0084]符號的說明
[0085]10A, IOB…齒科用治療裝置、11…激光光源、12…控制部、20…具有蛀牙部位的牙齒、21…蛀牙部位、40…控制部、41…模式切換部。
【權利要求】
1.一種齒科用治療裝置，其特征在于，具備:激光光源，輸出具有5.7 ii m~6.6 ii m的波段的波長的激光；控制部，脈沖驅動所述激光光源，并且控制從所述激光光源輸出的脈沖狀的激光的脈沖寬度和重復頻率中的至少一者；以及照射光學系統(tǒng)，用于將從所述激光光源輸出的光照射到包含蛀牙部位的牙齒，所述控制部通過控制所述脈沖狀的激光的所述脈沖寬度和所述重復頻率中的至少一者，來選擇性地對所述牙齒所包含的蛀牙部位進行切削。
2.如權利要求1所述的齒科用治療裝置，其特征在于，所述控制部，在以比所述脈沖狀的激光的照射區(qū)域的熱緩和時間短的脈沖寬度和比與所述熱緩和時間相對應的重復頻率慢的重復頻率驅動所述激光光源的第I模式、與比所述熱緩和時間長的脈沖寬度和比與所述熱緩和時間相對應的重復頻率快的重復頻率驅動所述激光光源的第2模式之間，切換所述激光光源的控制。
3.如權利要求1或2所述的齒科用治療裝置，其特征在于，所述激光光源是量子級聯激 光。
【文檔編號】A61C3/02GK103596520SQ201280027064
【公開日】2014年2月19日 申請日期:2012年5月17日 優(yōu)先權日:2011年6月1日
【發(fā)明者】粟津邦男, 石井克典, 秋草直大, 枝村忠孝, 菅博文 申請人:國立大學法人大阪大學, 浜松光子學株式會社
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