(57)【要約】      （修正有）【課題】長期間にわたって効果を提供する滅菌レーザ、ならびに滅菌レーザと処置面とからなるシステムを提供する。【解決手段】グリップハンドル１４と、レーザ放射線源１２と、特にレーザ放射線が通過する放射線ガイドロッド１８と所定の放射線放出面２０を有する照射光学要素１６と、電源端子１９あるいは電池等のエネルギー供給源とを備えてなる、特に自然歯２５あるいは人工歯から、人工歯の場合は口腔外でも、齲蝕菌を除菌するための滅菌レーザ１０である。レーザが２２００ｎｍないし４０００ｎｍの波長領域で放射するもので、特にＥｒ：ＹＡＧレーザとして形成される。放射線放出面上において時間平均で１ｍＪ／ｍｍ２未満のエネルギー出力を有する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
グリップハンドルと、レーザ放射線源と、特にレーザ放射線が通過する放射線ガイドロッドと所定の放射線放出面を有する照射光学要素と、電源端子あるいは電池等のエネルギー供給源とを備えてなる、特に自然歯あるいは人工歯から、人工歯の場合は口腔外でも、齲蝕菌を除菌するための滅菌レーザであり、レーザが２２００ｎｍないし４０００ｎｍの波長領域で放射するもので、特にＥｒ：ＹＡＧレーザとして形成され、放射線放出面上において時間平均で１ｍＪ／ｍｍ２未満のエネルギー出力を有することを特徴とする滅菌レーザ。
【請求項２】
１０００ｎｍないし１５０００ｎｍの波長範囲の放射線に応答するとともに、特にレーザの放射極大の上方あるいは下方に感度極大を有するセンサを備えることを特徴とする請求項１記載の滅菌レーザ。
【請求項３】
センサが反射測定センサとして形成されるとともに処置面から反射された放射線を測定し、前記反射された放射線が特に照射光学要素を通過することを特徴とする請求項１または２記載の滅菌レーザ。
【請求項４】
センサが透過型センサとして形成されるとともに、放射線放出面を通過した放射線を、必要に応じて方向変換させた後、測定することを特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項５】
レーザのセンサが処置面の温度をその場で計測し、また特に、温度が５５℃超、特に４５℃超である場合にレーザの制御装置がそのレーザの放射エネルギーを削減するかあるいはゼロまで低下させることを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項６】
レーザ放射線源が１：１ないし１：１０００、特に１：５ないし１：２００、好適には約１:２５のパルス／ポーズ比を有するパルス式のレーザ放射線を放出し、さらに時間平均で２Ｗ未満、特に好適には約０．８Ｗの出力を有するようにすることを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項７】
レーザ放射線源が０．００２秒ないし０．０２秒の周期と２Ｗ未満の平均出力を有するパルス式のレーザ放射線を放出し、またレーザ放射線源をスイッチオンおよびスイッチオフするための１Ｈｚ未満、好適には約０．３Ｈｚの周波数を有する切換装置と、および／または、処置面の前に移動可能で処置面を放射線から保護する、例えばアイリス絞りあるいはミラー等の、処置面保護装置を設け、その処置面保護装置を使用して所与の時間、あるいは設定可能な時間、あるいは調節可能な時間で処置面を放射線から保護し得ることを特徴とする請求項１ないし６のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項８】
滅菌レーザの制御装置を処置面の温度を測定する温度センサに接続し、測定された温度上昇（ΔＴ／ｔ）が所与の閾値より大きくなった場合に滅菌レーザをスイッチオフし、前記閾値が特に湿った処置容積の温度上昇よりも大きくかつ最大でも乾いた処置容積の温度上昇と同等であることを特徴とする請求項１ないし７のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項９】
センサは処置面で反射された、伝送された、あるいは放射された放射線をパルスのポーズ中に測定することを特徴とする請求項１ないし８のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項１０】
放射線放出面および／または処置面が３ないし５ｍｍの直径を有し、および／または滅菌レーザが可視光の光源を備え、その可視光の光源がレーザ放射線源に追加して可視光を放射して放射線放出面を介して誘導し、特に処置面に投光してそこを照明することを特徴とする請求項１ないし９のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項１１】
レーザが滅菌水供給源を備え、その滅菌水供給源によって（レーザのスイッチオン状態中でなく）レーザのスイッチオフ後に滅菌水で処置面を湿らせることができることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれかに記載の滅菌レーザ。
【請求項１２】
齲蝕菌を除去するため、特に齲蝕菌の代謝、遺伝を阻害するため、および／または齲蝕菌を死滅させるための請求項１ないし１１のいずれかに記載の滅菌レーザの適用。
【請求項１３】
レーザが１５００ないし４５００ｎｍの波長領域、特に２２００ｎｍ超の放射線を放射して処置面に誘導し、前記処置面は特にエナメル質および／または象牙質からなる硬組織の表面を形成するものとし、放射線放出の開始時に侵入深度１ｍｍ当たりで半分未満、特に２０ないし３５％の放射線が吸収されてそれによって細菌を損傷させ、また放射線が時間平均で０．０１ｍＪ／ｍｍ２ないし１０ｍＪ／ｍｍ２のエネルギー密度で処置面に到達することを特徴とする滅菌レーザおよび処置面からなるシステム。
【請求項１４】
レーザが１ないし３０分間放射線を放出し、少なくとも０．３ｍｍである硬組織内への放射線の侵入深度が時間に従って増加し、また場合によってレーザ出力の変化によって、またはパルス／ポーズ比の変更によって、および／または硬組織の温度上昇および／または乾燥によって増加することを特徴とする請求項１３記載のシステム。
【請求項１５】
放出される波長を、特に約２．４ＧＨｚの、マイクロ波領域とし、従ってレーザをメーザとして構成することを特徴とする請求項１３または１４記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、請求項１前文に記載の滅菌レーザならびに請求項１３前文に記載のシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
人間あるいは動物の硬組織および／または軟組織に侵食した細菌を除去するために殺菌物質を使用することが古くから知られている。
【０００３】
それには特に抗生物質が含まれる。抗生物質投与によって耐性が発生し得る点を除いても、奥深くに存在する組織層が対象である場合は抗生物質が不適合であるかまたは効果が少なくなる。このことは特に硬組織に該当する。
【０００４】
硬組織には特に人間あるいは動物の歯が含まれる。歯はしばしば齲蝕菌による齲歯に罹患し、齲蝕菌には特にストレプトコッカス・ミュータンスが含まれる。
【０００５】
一般的に齲歯は、齲蝕した歯質が一般的な歯の孔によって離脱することによって進行する。
【０００６】
歯組織の離脱によって歯が損傷する。それでもなお、後に歯科医師が作成する歯科修復部材の下に細菌が残留しないことを保証するために、齲歯に罹患した歯質よりも幾らか多くを予防的に削除することが必要である。
【０００７】
齲蝕を防止するためのその他の方法も周知になっている。それには、例えば特殊なフッ素コンパウンドを使用したフッ素添加ならびにカリエスインフィルトレーションが含まれる。それによれば、低粘性の樹脂を齲蝕した歯組織内に付加しそれによって拡散バリアを形成する。
【０００８】
さらに、水酸化カルシウムまたはグラスアイオノマーセメントによる被覆も知られている。
【０００９】
さらに、カリエス治療のためのレーザ光の使用も２０年以上前から知られている。欧州特許出願公開第１０５２９４７号（Ａ１）明細書によれば、Ｎｄ：ＹＡＧレーザを使用して齲蝕菌を気化させる。所要の効果を達成するために１ないし１０ワットのレーザ出力を適用し、それによってレーザ放射線による治療表面の集中的な照射を実行し得るようにする。浸透は生じない。
【００１０】
過去２０年間この技術を検証したが、長期的な効果は得られないことが判明した。表面上のカリエスの拡大は阻止されるように見えるが、この技術を使用しても長期的にはカリエスが拡大し、従ってインレイ、オンレイあるいはクラウンによる該当する硬歯質の補綴または根管治療等の短期あるいは長期にわたる根本的な処置が必要になる。
【００１１】
それらの処置を実施しないと、隣接歯ならびに場合によって対咬歯も同様に齲歯になる危険が生じる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】欧州特許出願公開第１０５２９４７号（Ａ１）明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
従って本発明の目的は、長期間にわたって効果を提供する請求項１前文に記載の滅菌レーザ、ならびに請求項１３前文に記載の滅菌レーザと処置面とからなるシステムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
前記の課題は、本発明に従って請求項１あるいは請求項１３によって解決される。従属請求項によって好適な追加構成が定義される。
【００１５】
本発明によれば、滅菌レーザが手持ち式装置として形成される。そのためこの装置はハンドルを有し、そのハンドルを介してレーザ放射源のレーザ放射の方向および空間位置を制御することができる。
【００１６】
レーザ放射源も同様に手持ち式装置内に設けるかまたは固定式のベースステーション上に設けることができ、そのベースステーションを必要に応じて柔軟な放射線ガイドロッドを使用してグリップハンドルと結合する。グリップハンドルがさらに放射線放出面を備え、その位置でレーザ放射源によって放射された放射線がレーザから放出される。
【００１７】
放射線ガイドロッドに対して前置あるいは後置して、または両側に照射光学要素が設けられる。その照射光学要素が例えば放射線均一化の作用を有するか、または必要であれば放射された放射線を収束させるよう作用することができる。
【００１８】
レーザは２２００ｎｍないし４０００ｎｍの波長領域で放射する。その点に関して、約２９４０ｎｍの放射最大値を有するＥｒ：ＹＡＧレーザが適合する。
【００１９】
それに代えて、２１００ｎｍないし４０００ｎｍで放射するＧａＩｎＡｓＳｂレーザ、ＧａＩｎＳｎレーザ、またはＧａＩｎＳｂ／ＧａＳｂレーザも可能である。
【００２０】
レーザはマイクロ波放射線を使用して例えば２ないし３ＧＨｚの周波数領域で動作し、従ってメーザを構成することもできる。
【００２１】
長い波長を有するレーザ、すなわち長波赤外線領域のレーザは通常人体への使用に適しておらず、その理由はその波長のレーザ光照射を行うと例えば皮膚が熱傷を起こす危険があるためである。
【００２２】
さらに最新の専門文献によれば、長い波長のレーザ放射線は、存在する水分の吸収極大のため、より浅い侵入深度を有することが示唆されている。
【００２３】
しかしながら本発明によれば、滅菌レーザがそのような波長と時間平均で１ｍＪ／ｍｍ２未満のエネルギー出力を有する。
【００２４】
意外なことに、そのようなレーザ照射によって持続的な滅菌が達成される。適宜な深い侵入深度のためには、照射時間が少なくとも数分、好適には１０ないし１５分となる。
【００２５】
約３０００ｎｍである水の高い吸収特性を利用する。レーザ照射によって（１００℃より顕著に低い温度において）処置面およびその下方で水が蒸発する。
【００２６】
そこに存在する細菌も当然同時に蒸発するか、または少なくとも損傷する。
【００２７】
例えば１ｍｍの層厚の第１の層の水分が蒸発すると、その後水によって吸収されなくなったレーザ放射線がより深く侵入して次のミリメータ範囲に作用する。
【００２８】
この方式によって本発明に係る滅菌のためのレーザ放射線の照射は、処置面の下の深い層内に繁殖するカリエス菌が破壊されるまで実行される。
【００２９】
本発明によれば、歯の上に少ない数値、例えば最大で８℃あるいは１５℃の温度上昇のみしか生じないように滅菌レーザのエネルギー密度および出力を選択することが好適である。実験の結果、歯の表面の応力亀裂の危険を排除するために温度上昇が遅速であること重要であることが示された。温度上昇は２０℃／分未満、特に１５℃／分未満であることが好適である。
【００３０】
目標とされる治療表面の最高温度は４５℃である。そのため適宜なパルス／ポーズ比を選択することが有効になる。例えば、パルス／ポーズ比を１：２０あるいは１：３０にすることができる。それによって良好な妥協点が得られる。
【００３１】
本発明によれば、細菌が繁殖可能でなくなるとともに“酸／代謝生成物”を生成することができなくなる程度まで損傷させれば充分である。
【００３２】
蒸気圧によって細胞壁を破壊すること、すなわち１００℃における蒸発作用によって細胞を破裂させることは不要になり、むしろ（低温）殺菌と同様な顕著に低い温度への加熱で充分である。
【００３３】
さらに本発明に係る滅菌レーザの使用によって、独立した冷媒を使用する必要性も排除される。それによって歯の表面の熱応力と微細亀裂の危険性が排除される。水冷を省力することによってレーザの高い移動性が可能になる。
【００３４】
歯科補綴物には勿論細菌が繁殖しないが、本発明に係る滅菌レーザを補綴物の“消毒”のために適用することもでき、その理由は、そこに存在する細菌も（同様にストレプトコッカス・ミュータンスである可能性があり）本発明に従って損傷させ得るためである。
【００３５】
このことは、口腔衛生が極めて重要になる部分義歯の場合に特に有用である。
【００３６】
約３０００ｎｍのレーザ放射線を使用することの特別な利点は、象牙質とエナメル質の両方がその波長に対して極めて透過性であることである。このことは湿った歯の硬組織には勿論該当しない。水分とそれに従って細菌は、前記の波長を極めてよく吸収する。
【００３７】
本発明によれば、長時間のレーザの有効時間のため深い位置に存在する細菌にも良好に到達可能になる点において、上述の特性の組み合わせを利用することができる。
【００３８】
該当箇所に水分および細菌が存在する場合、入射されたレーザ放射線は侵入深度が大きくなるに従って弱くなる。吸収率は、例えば侵入深度１ｍｍ当たり１５％ないし２５％、あるいは２０％ないし３５％となる。
【００３９】
しかしながら、歯の硬組織の滅菌と乾燥が進むに従って侵入深度が増加し、従ってレーザ放射線が弱くなる領域がさらに歯の内部の方向、すなわち象牙質に向かって移動する。
【００４０】
この好適な効果のため深い位置に存在する細菌の除去が確立される。
【００４１】
従って深い位置に存在する細菌も意外なほど無害化することができる。
【００４２】
処置面によって反射された放射線あるいは処置面とその下の領域を透過する放射線を測定するよう設定されたセンサを滅菌レーザが備えることが好適である。
【００４３】
両方の方式の測定を組み合わせることも可能である。
【００４４】
特に透過型センサは、どの放射線が処置面とその下の領域、すなわち処理領域を透過するかを測定することができる。
【００４５】
例えば、センサの出力信号の増加から充分な湿度と細菌が除去されたことを判定して処理を終了することができる。
【００４６】
クロック制御されたレーザ放射線の放射ポーズ中に測定することも可能である。この場合、センサが１０００ないし１４０００ｎｍの適宜な波長領域、例えば３０００ｎｍの波長で処置面からの放出を測定し、さらに（例えば歯の）温度も測定する。
【００４７】
好適には放射中に温度を測定し、その際１ないし２．８μｍまたは３．５ないし１４μｍの波長領域、すなわちＥｒ：ＹＡＧレーザの放射極大外の波長領域で測定することが好適である。
【００４８】
滅菌レーザが制御装置を備えることが好適である。制御装置は、レーザを起動して所与の、しかも好適には選択可能な時間放射させ、また齲蝕菌除去が終了した際にレーザをスイッチオフするよう機能する。
【００４９】
他方、センサと相関させて例えば処置領域が過度に高温になったことが示された場合に放射を削減することもできる。その場合自動的に処置を延長することが好適である。
【００５０】
放射線放出面は歯より小さいことが好適である。その放射線放出面は１ないし７ｍｍの直径を有していて好適には円形であり、特に４ｍｍの直径を有する。
【００５１】
本発明に係るレーザは滅菌水供給源と結合することが好適である。それによって処置後に処置領域を洗浄して同時に湿らせることができ、従って処置領域の不要な過度の乾燥が防止可能になる。滅菌水供給源を後付けによって適用することもでき、すなわち滅菌水供給源はレーザに内蔵されていなくてもレーザと機能的に連結される。
【００５２】
本発明は、さらに滅菌レーザと処置面とからなるシステムを提供する。本発明によれば、レーザが１５００ないし４５００ｎｍの波長領域、特に２２００ｎｍ超の放射線を放射して処置面に誘導される。
【００５３】
放射線放出の開始時にレーザ放射線は侵入深度１ｍｍ当たりで２０ないし３５％吸収される。それによって細菌を損傷あるいは消滅させる。
【００５４】
一実施形態において、放射線は時間平均で０．０１ｍＪ／ｍｍ２ないし１０ｍＪ／ｍｍ２のエネルギー密度で処置面に到達する。
【００５５】
本発明は、齲蝕菌を除去するため、特に齲蝕菌の代謝、遺伝を阻害するため、および／または齲蝕菌を死滅させるために滅菌レーザを使用することを可能にする。
【００５６】
本発明のその他の詳細、特徴、ならびに利点は、添付図面を参照しながら以下に記述する実施例の説明によって明らかにされる。
【図面の簡単な説明】
【００５７】
【図１】齲蝕菌を除去するために使用される本発明の第１の実施形態に係る滅菌レーザを概略的に示した立体図である。
【図２】本発明に係る滅菌レーザのセンサを備えた第２の実施形態を示した説明図である。
【図３】本発明に係る滅菌レーザの第３の実施形態を示した説明図である。
【図４】細菌を強調して硬組織を概略的に示した説明図である。
【図５】レーザ放射線の硬組織内への侵入深度の増加を示した説明図である。
【図６】測定された温度上昇を湿った歯と乾燥した歯で比較して示した説明図である。
【図７】温度センサによって測定された湿った歯と乾燥した歯の温度を示した説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００５８】
滅菌レーザ１０は放射線源１２を備え、その放射線源はベースステーション内に収容されるとともに特に熱伝導性でもある光導体を介して手持ち式装置と結合される。場合によって全てを手持ち式装置のヘッド領域内に構成することもできる。手持ち式装置はグリップハンドル１４を備え、そのグリップハンドルによって使用者が任意の場所に移動させることができる。
【００５９】
手持ち式装置のヘッド内に照射光学要素１６が配置され、放射線源１２によって放出されたレーザ放射線がそれを通過する。
【００６０】
放射線放出面２０で終了する放射線ガイドロッド１８が設けられる。
【００６１】
手持ち式装置は、エネルギー供給源を形成する電源端子１９と制御装置２１を備える。
【００６２】
放射線源はＥｒ：ＹＡＧレーザとして形成され、２９４０ｎｍの放射極大を有するレーザ放射線を放出する。
【００６３】
レーザ放射線２２は処置面２４に衝突する。本実施例において処置面は臼歯２５として形成され、それの咬合面にカリエス２６が形成されている。
【００６４】
この実施例において処置面は１ｍｍの直径を有する円形面である。その面の大きさを必要に応じて広範に変更し得ることは勿論である。例えば、直径を５ｍｍにし得ることも勿論可能である。
【００６５】
処置面の大きさを調節可能にすることもできる。そのため、照射光学要素１６が適宜な調節能力を有する。
【００６６】
処置面の大きさは一般的にカリエスが形成された領域の大きさと同等であることが好適であり、すなわち約３ｍｍの直径を有する。カリエスが形成された領域よりも直径が小さい場合、使用者はカリエスが形成された領域全体にわたって処置面を移動させる必要があり、その結果処置時間が長くなる。
【００６７】
本発明によれば、本発明に係るレーザの使用者は、まず歯２５のどの領域にカリエスが形成されているかを検査する。光硬化装置において一般的なように、使用者が周知の方式で前記の領域にレーザ放射線の照準を合わせ、手持ち式装置を点入する。
【００６８】
レーザ放射線は１：３０のパルス／ポーズ比を有するパルス方式で放射される。
【００６９】
時間平均で１ｍＪ／ｍｍ２のエネルギー密度を有するレーザ放射線が放射される。その放射線が処置面２４に衝突する。
【００７０】
使用者がその状態を数分間維持する。
【００７１】
パルス放射されたレーザ放射線が処置面２４の領域内で齲蝕菌を損傷させる。まず処置面の表面領域、すなわち表面の直下が重点的に照射される。そこに存在する液体、すなわち主に唾液が蒸発し、その結果レーザ放射線がより深くに侵入する。必要な侵入深度に応じて放射線照射を１５分、または２０分間維持することができる。
【００７２】
歯２５は処置面２４の直下にエナメル質を有する。そのエナメル質の中に齲蝕菌が侵入しており、その際通常１ないし３ｍｍの深さまで侵入し、本発明に係る滅菌レーザを使用しなければそこでカリエスを生じさせる。
【００７３】
本発明の好適な構成形態によれば、支持装置を使用して患者の顎の上で滅菌レーザを支承する。
【００７４】
図示されていない支持装置が調節可能であって、レーザ放射線２２が所要の処置面２４に衝突する位置に設定することを可能にする。
【００７５】
支持装置によって放射線放出面２０と処置面２４の間の距離を調節することができる。その距離は、１ｍｍないし２ｃｍとすることが好適である。
【００７６】
レーザ処置が終了した後、元々齲蝕菌によって汚染されていていた領域を滅菌水供給源２７からの滅菌水によって洗浄することが好適である。それによって処置中の唾液喪失が補償され、他方で死んだ細菌が除去される。
【００７７】
図２には、本発明に係る滅菌レーザの別の実施形態が示されている。この実施形態において、レーザ１０と逆側の歯２５の面上にセンサ３０が装着される。そのセンサは歯２５を透過するレーザ放射線を測定する。特にレーザ放射線の変化が検出される。
【００７８】
処置面２４の領域内でレーザ放射線が吸収されるため、処置に伴ってそこに存在する水分あるいは液体が蒸発することによって吸収が少なくなり、センサの出力信号が増加する。
【００７９】
出力信号の増加から処置の進展を判定することができる。例えば、出力信号の３％の増加が１ｍｍの侵入深度から細菌がなくなったことを意味することができ、すなわち出力信号の増加に相関してランバート・ベールの法則：
【数１】
2020054810.tif 000003
から侵入深度が増加したことが理解される。
【００８０】
図２によれば、センサ３０がレーザ１０の光軸外に配置される。それによって歯２５内におけるレーザ放射線の拡散が考慮される。
【００８１】
図３によれば、レーザが光軸上に配置されており、従ってレーザ放射線は適宜に吸収された後直接センサ３０に衝突する。
【００８２】
図２と図３のセンサ３０は透過型センサとして形成される。それに代えて反射型センサを設置することも可能である。
【００８３】
その種の反射型センサは直接的に処置面２４を指向させる。湿った処置面２４は乾燥した処置面よりもより強力に反射するため、反射型センサがレーザ放射線による処置面の乾燥を検出する。
【００８４】
図４により、硬組織４２内の齲蝕菌４０の付着の例が示されている。この例において硬組織はエナメル質であり、その中に液体および細菌のいずれもが侵入する可能性がある。エナメル質の結晶構造は齲蝕菌が三次元に分散することを許容し、その際通常歯の表面から侵入が始まる。
【００８５】
従って細菌密度は通常歯の表面上でより高くなるが、有効なカリエス除去のためには、少数であっても深い位置に存在する細菌を少なくとも繁殖不能になるまで損傷させることが必要である。このことは本発明に係る滅菌レーザによって達成可能になる。
【００８６】
図２および図３に示されたセンサ３０はレーザ１０の波長で測定することができる。それに代えてセンサは、任意の適宜な位置に配置されていて、パルスのポーズ中および／またはレーザ波長の上方あるいは下方で測定を行う温度センサ３０とすることも好適である。温度センサは任意の適宜な場所に設置可能である。
【００８７】
好適で安価な温度センサは、１２００ないし２５００ｎｍの波長を検出する。
【００８８】
図５により、細菌を損傷させる波長の照射がどのように進行するかが示されている。まず処置面２４に直ぐ隣接する第１の層４４にレーザ放射線２２が衝突する。そこに存在する細菌を損傷させる。
【００８９】
損傷は細胞壁が破壊されることによって実行されるが、その他の任意の方式の滅菌も可能で、例えば細胞内に存在する液体をレーザ放射線によって完全に除去することもできる。
【００９０】
第１の層４４の湿度が顕著に低下すると同時に、レーザ放射線２２の大部分が第２の層４６の領域に到達するようになる。カリエス２６の全領域の細菌を壊滅あるいは損傷させるまで、第３の層４８、第４の層５０、および第５の層５２に対して同じことが繰り返される。
【００９１】
最初に歯２５の上部の層内で齲蝕菌を損傷させるような方式で、制御装置２１が放射線源１２を制御する。齲蝕菌が加熱されて乾燥し、従ってその部分の温度上昇が同じレーザ出力でもより大きくなる。
【００９２】
放射線源１２はパルス式に動作することが好適である。従って放射線源が周期的に、例えば３秒ごとにスイッチオンおよびスイッチオフされる。
【００９３】
所定時間経過後に層４４内の全ての齲蝕菌が壊滅する。その時点から第２の層４６が重点的に滅菌され、さらに他の層に同じことが繰り返される。
【００９４】
歯２５の温度、特に処置面２４の温度が、センサ３０またはその他のセンサによって継続的に測定される。
【００９５】
温度上昇が所定の閾値を超過すると、その場所で齲蝕菌が除去されたことを意味する。そのことは制御装置２１によって監視される温度勾配から判断することができる。
【００９６】
以下に、本発明に係る滅菌レーザ１０の動作データの例を示す：
【表１】
2020054810.tif 000004
【００９７】
本発明の別の実施形態において下記の動作データを使用した：
［レーザパラメータ］
波長                            ２．９４μｍ
Ｉ                              ３００Ａ
周波数                          １５０Ｈｚ
ｔｐ                            １５０μｓ
焦点直径                        ４ｍｍ
面積                            １２．６ｍｍ２
レーザエネルギー                ０．７２Ｗ
［エネルギー密度］
周期                            ６．６７ｍｓ
デューティ比                    ２．２５％
ピーク出力                      ０．００４８Ｗｓ
面積当たりピーク出力            ０．０００３８２Ｊ／ｍｍ２
０．３８２０ｍＪ／ｍｍ２
［エネルギー密度］
エネルギー密度                  ０．０００３８１９７Ｊ／ｍｍ２
０．３８２ｍＪ／ｍｍ２
［ピーク出力］
ピーク出力                      ３２Ｗｓ
［ピーク時エネルギー］
ピーク時エネルギー              ０．００４８Ｊ
［出力密度］
出力密度                        ０．０５７３Ｗ／ｍｍ２
［平均出力］
平均出力（完全サイクル当たり）  ０．７２Ｗ
【００９８】
さらに、理論的な齲蝕菌の除菌あるいは殺菌率が計算された：
直径は約０．１ないし７００μｍであり、最も一般的な種類の場合に約０．６ないし１．０μｍである。長さは大半の場合にそれぞれ約０．６μｍ（球桿菌）ないし７００μｍで、菌糸はさらに長いことが可能で、殆どの細菌は１ないし５μｍの長さである。大半の細菌の容積は１μｍ３程度である。
【００９９】
［細菌の要件］
容積                            １μｍ３
半径                            ０．６２０μｍ
直径                            １．２４μｍ
水分密度                        １ｇ／ｃｍ３
質量                            １Ｅ−１２ｇ
細菌の質量                      １．０Ｅ−０６μｇ
温度                            ２９８Ｋ
Ｈｖ                            ４４．０ｋＪ／ｍｏｌ
１００％水１０−６μｇ当たり      ２．４５Ｅ−０９Ｊ
１Ｗ当たり                      ４０８，８６９，８７０個の細菌／秒
【０１００】
すなわち、細菌１個を蒸発させるために２．５Ｅ−０９Ｗｓ＝２．５Ｅ−０９ジュールが必要である。ここで、１００％の水に対して１００％のエネルギーが蒸発エンタルピーになることとする。従って、１ワットによって１秒当たり約４億個の細菌を蒸発させることができる。
【０１０１】
図６には、測定された滅菌レーザ１０の動作中の温度上昇が“湿った”および“乾いた”場合の比較において示されている。
【０１０２】
乾いた歯を使用し、一般的なレーザパラメータ（上述参照）によって照射を行った。同時に温度を測定した。点入後最初の１分間の分当たり昇温率（勾配）を求め、棒グラフを使用して図６に示した。乾いた歯は、水分を蒸発させるためのエネルギーが必要とされないため、より速い昇温を示す。この効果は、請求項８に定義されるように、処置の終了を知的かつ個別に判定するために利用することができる。
【０１０３】
図７には、歯の昇温曲線が示されている。ここでは、湿った歯と乾いた歯の温度上昇が示されている。
【０１０４】
乾いた歯の時間辺り温度勾配が顕著に高いことが明らかであるが、測定を開始してから約１分後にエネルギー照射が中止され、そこで全ての水分（さらに細菌）が除去された。
【０１０５】
別の好適な構成形態によれば、レーザ放射線と並行して可視光線からなる照準ビームが使用される。その照準ビームによってどこを処置しているかが歯科医師に示される。
【符号の説明】
【０１０６】
１０  滅菌レーザ
１２  放射線源
１４  グリップハンドル
１６  照射光学要素
１８  放射線ガイドロッド
１９  電源端子
２０  放射線放出面
２１  制御装置
２２  レーザ放射線
２４  処置面
２５  臼歯
２６  カリエス
２７  滅菌水供給源
３０  センサ
４０  齲蝕菌
４２  硬組織
４４  第１の層
４６  第２の層
４８  第３の層
５０  第４の層
５２  第５の層
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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