(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
レーザ共振器と、このレーザ共振器から出力されたレーザ光を被照射体まで導く光導波路と、この光導波路の先端に装着されてレーザ光の径を微細な部位を照射するように規制する最先端外径が0.4〜１mmである細径チップと、この細径チップを通り前記被照射体の温度上昇を緩やかにして過大な熱影響を避けるように冷却する冷却ガスと、前記レーザ光を前記光導波路に集光して入射させる集光レンズと、前記レーザ共振器を放電励起する励起用電源と、パルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周期)が５〜20％のレーザ光パルスに制御するパルス条件調整手段とを備えたことを特徴とする歯科用気体レーザ装置。
【請求項２】
前記レーザ共振器を炭酸ガスレーザ共振器とし、前記光導波路を銀ハライド系結晶ファイバとしたことを特徴とする請求項１記載の歯科用気体レーザ装置。
【請求項３】
前記レーザ共振器を炭酸ガスレーザ共振器とし、前記光導波路を中空導波管としたことを特徴とする請求項１記載の歯科用気体レーザ装置。
【請求項４】
前記レーザ共振器を一酸化炭酸ガスレーザ共振器とし、前記光導波路を銀ハライド系結晶ファイバとしたことを特徴とする請求項１記載の歯科用気体レーザ装置。
【請求項５】
前記レーザ共振器を一酸化炭酸ガスレーザ共振器とし、前記光導波路をカルコゲナイド系ガラスファイバとしたことを特徴とする請求項１記載の歯科用気体レーザ装置。
【請求項６】
前記レーザ共振器を一酸化炭酸ガスレーザ共振器とし、前記光導波路を中空導波管としたことを特徴とする請求項１記載の歯科用気体レーザ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、レーザ光を口腔内の硬組織に作用させて蒸発，凝固，止血，殺菌等の効果をもたらす歯科用気体レーザ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、レーザ手術装置は、光導波路の改良（多関節ミラー型から柔軟性のある光ファイバへの改良）により、外科的ばかりでなく内視鏡手術にも幅広く適用されつつある。また、最近では口腔外科での好成果により、従来では未認可であった歯科硬組織領域への適用も盛んに研究され始めてきている。
【０００３】
この種のレーザ手術装置は、一般的には図２に示すように構成され、レーザ共振器１から出射されたレーザ光２は、集光レンズ３で小さな点に絞られ、光導波路４により目的の場所へ伝送される。なお、図中の７は被照射体、１０は光導波路４の先端から出射される照射レーザ光である。
【０００４】
ところで、レーザ光２を発生するレーザ共振器１は、発生させるレーザの波長によって、その構成が多少異なる。現在、ファイバ導光式レーザとして最も普及しているのは、固体レーザの一種であるＮｄ（ネオジウム）−ＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット）レーザ（波長１．０６μｍ）と石英製光ファイバとの組み合わせであり、数百Ｗ級の大出力までの伝送が可能になっている。
【０００５】
しかし、図３に示すように、前記波長のレーザ光は、生体の主成分である水や骨組織への吸収が少ないため深達距離が長く、目に見えない深部組織までレーザ光の影響を受けやすい。
【０００６】
このため、医療用レーザとして実用面から最も期待されているのは、水や骨に効率よく吸収する中遠赤外波長のレーザであり、実用化の最も進んでいる波長
１０．６μｍの炭酸ガスレーザ、および波長５．６μｍの一酸化炭素ガスが重要視されている。一般に、気体レーザの励起方法は放電励起であり、フラッシュランプで励起する固体レーザのような短パルスは原理的に得にくい。
【０００７】
放電励起型気体レーザ装置は、もともと連続発振を高出力・高効率にて取り出せるレーザとして開発されてきたものであり、また、従来のレーザ手術装置の主目的が生体軟組織を能率良く切開，蒸発させることにあったため、連続出力もしくはパルス幅の比較的長い（０．１秒以上）パルス出力のものが多い。
【０００８】
これらの波長に対しては、前記石英ファイバでは光を吸収してしまい、透過させることが不可能であり、高出力レーザを導光できる高性能光ファイバの開発は遅れており、現在、最も研究されているものである。
【０００９】
図４に示すように、例えば、波長５〜１５μｍのレーザ光に対しては銀ハライド系結晶が優れているとされているが、耐パワー性は数十Ｗ程度にとどまっている。また、金属製の細い導波管も検討されているが、柔軟性，操作性にやや劣ることの他にも、レーザ光の照射による内面酸化等において解決すべき課題がある。このような中遠赤外波長のレーザ伝送特性については、例えば、エス・ピー・アイ・イー（ＳＰＩＥ）１４２０（１９９１）第１５０〜１６０頁に発表されている。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、前記のような従来の気体レーザ装置の構成では、歯科硬組織の治療の場合、治療部位に近接して存在する歯髄等への熱影響が過大となり、それらを壊死させるおそれがあり、危険性が高いという問題がある。
【００１１】
すなわち、前記炭酸ガスレーザおよび一酸化炭素ガスレーザは、Ｎｄ−ＹＡＧレーザに比べてレーザ光が生体軟組織に良く吸収されて、深達距離が非常に浅く、下部組織への悪影響が発生するおそれがなくなるため、出射レーザ光の出力が大きい程、高能率であってよいとされてきた。
【００１２】
このため、連続出力の場合より平均出力が小さくなるパルス出力での治療は、能率が落ちるので、一般的には用いられず、特に短いパルスに対しては十分検討されておらず使用することができなかった。
【００１３】
本発明は、このような従来の問題を解決するものであり、歯科硬組織を安全に治療することができるようにした歯科用気体レーザ装置を提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成するため、本発明の歯科用気体レーザ装置は、レーザ共振器と、このレーザ共振器から出力されたレーザ光を被照射体まで導く光導波路と、この光導波路の先端に装着されてレーザ光の径を微細な部位を照射するように規制する最先端外径が0.4〜１mmである細径チップと、この細径チップを通り前記被照射体の温度上昇を緩やかにして過大な熱影響を避けるように冷却する冷却ガスと、前記レーザ光を前記光導波路に集光して入射させる集光レンズと、前記レーザ共振器を放電励起する励起用電源と、パルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周期)が５〜20％のレーザ光パルスに制御するパルス条件調整手段とを備えた構成にしたものであり、この構成により、レーザ共振器から出力された中遠赤外レーザ光は、光導波路(光ファイバもしくは中空導波管)を伝送されて、狭い口腔内にある歯科治療対象の硬組織に導かれ、このレーザ光が最終的に出射される先端には、細径チップが装着されているため、微細な治療部位に限定された確実な照射が行われる。さらにパルス幅が0.1〜50msでかつデューティ比(パルス幅／周期)が５〜20％のレーザ光パルスとすることにより、硬組織に近接する歯髄が壊死する等の悪影響の発生がなく、安全性が高まる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施の形態を図面に基づいて説明する。
【００１６】
図１は本発明の一実施形態を説明するための歯科用気体レーザ装置の概略構成図であり、図２に基づいて説明した部材と同様な部材には同一符号を付して詳しい説明は省略する。
【００１７】
図１において、１は、放電励起が行われて特定波長の気体レーザを生成するレーザ共振器、５は光導波路４の先端に着脱可能に装着されている最先端外径０．４〜１ｍｍの細径チップ、６は細径チップ５を通って被照射体７を冷却するため流出する冷却ガス、８はレーザ共振器１を放電励起する放電励起用電源、９はパルス幅が０．１〜５０ｍｓでかつデューティ比（パルス幅／周期）が５〜２０％のレーザ光パルスにコントロールするためのパルス条件調整手段である。なお、図１においては、電源回りの詳細構造に関する図示を省略してある。
【００１８】
図４に示す光導波路の種類の違いによるレーザ光伝送特性からして、レーザ共振器１に炭酸ガスレーザを使用する場合には、光導波路４として銀ハライド系結晶ファイバもしくは中空導波管を用いることがよく、また、レーザ共振器１に一酸化炭素ガスレーザを使用する場合には、光導波路４として銀ハライド系結晶ファイバもしくはカルコゲナイド系ガラスファイバを用いることがよい。
【００１９】
図１において、レーザ共振器１から出射されたレーザ光２は、集光レンズ３によって絞られ光導波路４を通って、細径チップ５によって微細な治療部位のみを照射するように規制されて被照射体７方向へ照射レーザ光１０として出射する。同時に前記細径チップ５からは冷却ガス６が流出して被照射体７を冷却する。前記レーザ光２は、パルス条件調整手段９によって、後述する理由から、パルス幅が０．１〜５０ｍｓでかつデューティ比（パルス幅／周期）が５〜２０％のレーザ光パルスにコントロールされる。
【００２０】
このようにすることによって、微細な治療部位に限定された確実なレーザ照射が行われ、しかも硬組織に近接する歯髄が壊死するおそれのない、安全性の高い歯科治療が可能になる。
【００２１】
次に、前記構成の気体レーザ装置の動作を、図５〜図７を参照して、より具体的に説明する。
【００２２】
図５は細径チップ５を通って被照射体７に吹き付ける冷却ガス６の流量の影響を示したものであり、照射エネルギ量（Ｊ）と照射部下部の温度上昇（ｄｅｇ）との関係例を示している。被照射体７は歯科治療で治療の主対象となる抜歯象牙質であり、冷却ガス６には乾燥空気を用いている。
【００２３】
図５において、照射エネルギの増大に伴って、当然、温度が上昇しており、温度上昇を緩やかにして過大な熱影響を避けるためには、毎分１．５リットル以上の冷却ガス流量が必要であることが分かる。また、冷却ガス６の流量が多過ぎても治療部位近傍の付着物等を飛散させるためよくない。
【００２４】
図６はデューティ比（パルス幅／周期）を一定にした場合のパルス幅の影響を、照射時間（ｓｅｃ）と照射部下部の温度上昇（ｄｅｇ）との関係において調べた例を示したものであり、パルス１周期に対する照射時間幅の割合を固定しており、パルス休止時間がパルス幅に比例して長くなっている。しかし、パルス幅が１００ｍｓ以下の場合、象牙質の温度上昇は、パルス幅，周期に依存せず、略同じであって差が見られない。このため、能率を考慮すれば短時間周期ほど有利となるため、２Ｈｚ程度以上が望ましく、デューティ比１０％と仮定するとパルス幅は５０ｍｓ以下となる。
【００２５】
一方、生体組織等をレーザ蒸発すると、プラズマが生成されて除去効率が低下するため、短パルスが理論的には有利になる。しかし、本例では上述したように中遠赤外レーザ用に適した光導波路４を用いるため、その耐パルス出力性能を十分考慮する必要がある。一般的には、この種の素材の短パルスに対するレーザ破壊しきい値は概ね数十Ｊ／ｃｍ２であり、例えばファイバ径が直径０．４ｍｍ、かつ入射出力６０Ｗの場合では、安全率を考慮すると、パルス幅は約０．１ｍｓが限界となる。
【００２６】
図７はデューティ比を変化させたときの照射エネルギ量（Ｊ）と照射部下部の温度上昇（ｄｅｇ）との関係例を示しており、同じ照射エネルギ量であっても温度上昇はデューティ比によって異なる。これはデューティ比が小さい程、休止時間が長いために冷却ガス６が大きく作用して温度上昇が抑制されるためである。そこで、デューティ比は小さな方が望ましいが、効率を考慮すると５〜２０％が妥当な範囲となる。
【００２７】
なお、従来のレーザ手術装置では、フット・スイッチ等のオン／オフの操作の繰り返しが無制限に行えるため、設定条件のレーザ光を過度に照射する可能性がある。このため、本歯科用気体レーザ装置においては、設定パルス条件に応じてフット・スイッチの連続照射を制限するための手段を設けることが望ましく、このようにすることによって安全性を向上させることができる。
【００２８】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の歯科用気体レーザ装置によれば、微細な治療部位に限定した確実なレーザ照射を行うことができ、硬組織に近接する歯髄が壊死する等の悪影響のおそれがない、安全な歯科治療が可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態を説明するための歯科用気体レーザ装置の概略構成図である。
【図２】従来のレーザ手術装置の概略構成図である。
【図３】レーザ光における波長と水および骨への吸収度との関係例を示す特性曲線図である。
【図４】各種の光導波路のレーザ光伝送特性例を示す特性曲線図である。
【図５】冷却ガス流量と照射エネルギ量と温度上昇との関係例を示す特性曲線図である。
【図６】パルス幅と照射時間と温度上昇との関係例を示す特性曲線図である。
【図７】デューティ比と照射エネルギ量と温度上昇との関係例を示す特性曲線図である。
【符号の説明】
１…レーザ共振器、  ２…レーザ光、  ３…集光レンズ、  ４…光導波路、  ５…細径チップ、  ６…冷却ガス、  ７…被照射体、  ８…放電励起用電源、  ９…パルス条件調整手段。
【図１】
0003577653.tif 000002
【図２】
0003577653.tif 000003
【図３】
0003577653.tif 000004
【図４】
0003577653.tif 000005
【図５】
0003577653.tif 000006
【図６】
0003577653.tif 000007
【図７】
0003577653.tif 000008