KR20170101211A - 치과 레이저 시스템들에서 치료 깊이를 제어하는 시스템들 및 방법들 - Google Patents

치과 레이저 시스템들에서 치료 깊이를 제어하는 시스템들 및 방법들 Download PDF

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Abstract

치과 레이저 치료 시스템(10)은 레이저 빔(12)을 제공하는 레이저 소스(11), 및 웨이스트(14)를 갖는 레이저 빔을 생성하는 포커싱 디바이스(24)를 포함할 수 있다. 초점 길이 및 레이저 빔(12)의 웨이스트(14)는, 치아 조직 상에서 선택된 치료를 수행하기 위해 요구되는 적어도 최소 전력 밀도의 전력 밀도를 갖고, 적어도 5 mm 길이인 치료 깊이를 달성하기 위해 선택된다. 일부 사례들에서, 초점 길이는 25 mm 이상이다.

Description

치과 레이저 시스템들에서 치료 깊이를 제어하는 시스템들 및 방법들{SYSTEMS AND METHODS TO CONTROL DEPTH OF TREATMENT IN DENTAL LASER SYSTEMS}
관련 출원들에 대한 상호 참조
본 출원은 발명의 명칭이 "Systems and Methods to Control Depth of Treatment in Dental Laser Systems"이고, 2014년 11월 26일에 출원된 미국 특허 가출원 제62/084,783호에 대한 우선권의 이득을 주장하며, 그것의 개시내용은 본원에 전체적으로 참조로 포함된다.
본 개시내용은 일반적으로 레이저 기반 치과 레이저 치료 시스템에 관한 것으로서, 더 구체적으로, 치료 능력의 증가된 깊이를 제공하기 위해 하나 이상의 레이저 파라미터들 및/또는 하나 이상의 시스템 파라미터들이 제어되는 시스템에 관한 것이다.
레이저들은 충치를 제거하는 것, 경조직을 커팅하거나, 드릴링하거나, 성형하는 것, 및 연조직을 제거하거나 커팅하는 것을 포함하는 다수의 경 및 연조직 치과 절차들에 유용한 것으로 점점 더 제시되고 있다. 치아는 3개의 층들을 갖는다. 가장 바깥쪽 층은 가장 단단하고 치아의 나머지에 대한 보호 층을 형성하는 에나멜이다. 치아의 중간 및 대부분은 상아질을 포함하고, 가장 안쪽 층은 펄프를 포함한다. 에나멜은 중량 당 대략적으로 적어도 70% 미네랄을 포함하며, 그것은 일반적으로 수산화인회석 탄산염을 포함한다. 에나멜 및 상아질은 조성이 유사하며, 상아질은 상당히 더 적은 수산화인회석을 갖는다. 펄프는 맥관들 및 신경들을 포함한다. 9.3 내지 9.6 마이크로미터 범위 내의 파장의 레이저들은 치아 및 뼈의 중요한 부분을 형성하는 수산화인회석에 의해 잘 흡수되어, 이러한 레이저들을 치아 경조직의 제거에 효율적이게 한다.
레이저들은 또한 유사한 절차가 드릴을 사용하여 수행될 때 요구되는 국부 마취약을 필요로 하는 것 없이 치과 재료의 제거에 유용한 것으로 발견되었다. 게다가, 레이저들은 일반적으로 치과 드릴들과 연관되는 잡음들 및 진동들을 야기하지 않는다. 적어도 이러한 이유들로, 레이저들은 드릴을 대체하고, 치과 치료로부터 불안 및 두려움을 제거하거나, 적어도 줄일 수 있는 것은 치과 산업에서의 많은 희망이다.
수개의 치과 레이저 시스템들에서, 레이저는 콘솔에 수용되고 미러들, 렌즈들 및 광섬유 케이블들을 포함할 수 있는 빔 전달을 위한 광학 시스템에 의해, 연접식 또는 가요성 아암을 통해 핸드피스에 송신된다. 아암은 일반적으로 핸드피스/메인 챔버 어셈블리에 부착된다. 클리닝 및 서비싱의 용이성을 위해, 핸드피스가 분리가능할 수 있다. 상이하게 구성된 분리가능 핸드피스들은 상이한 치과 절차들을 위해 사용될 수 있다. 아암의 단부 부분 내에 또는 핸드피스/메인 챔버 어셈블리 내에, 일반적으로 핸드피스/메인 챔버 어셈블리의 단부 또는 빔 출구로부터 그리고 치료 영역으로 레이저 빔을 정확히 안내하기 위해 사용될 수 있는 빔 안내 시스템이 있다. 일반적으로, 핸드피스/메인 챔버 어셈블리 빔 출구는 사람의 입 내의 개선된 인체 공학 및 더 용이한 조작을 위해 작고, 레이저 빔 경로는 전형적으로 대략 빔 출구의 중심을 통과한다. 빔 안내 시스템은 일반적으로 비교적 작고 저렴할 수 있는 한 쌍의 검류계들(예를 들어, 갈보(galvo) 또는 서보 제어 회전가능 미러들)을 포함한다.
치아 조직을 삭마하기 위해, 레이저는 치료 표면에서 충분한 에너지 밀도를 제공해야 한다. 에너지 밀도는 플루엔스로 언급될 수 있으며, 플루엔스는 주울/제곱 센티미터(J/cm2)의 단위들로 표현될 수 있다. 방사선의 각각의 특정 주파수에 대해, 전형적으로 경조직 예컨대 에나멜 및 상아질을 포함하는 치아 조직을 효과적으로 삭마하는 플루엔스 임계값(또한 삭마 임계값으로 칭해짐)이 존재한다. 예를 들어, 9.3 ㎛에 있어서 표면 개질에 대한 임계값은 대략 2 J/cm2에서 발생하고 삭마에 대한 임계값은 대략 10 J/cm2에서 발생한다. 레이저 빔이 펄스화되면, 플루엔스는 치료 위치(예를 들어, 빔 스폿 크기)에서 빔의 단면적으로 나누어지는 에너지/펄스로 정의된다.
치과 레이저 시스템들은 종종 하나 이상의 포커싱 요소들 예컨대 렌즈들을 포함한다. 포커싱 요소는 빔이 충돌하는 타겟 면적을 감소시킴으로써 레이저 빔 포커싱된 스폿에서 플루엔스(J/cm2)를 증가시키기 위해, 레이저 빔을 포커싱 요소에 입사되는 빔의 직경보다 더 작은 직경의 스폿으로 집중시키는 역할을 할 수 있다. 전형적으로, 그러한 레이저 빔은 아워글래스 프로파일을 가지며, 최소 직경 및 최고 플루엔스의 영역은 웨이스트로 언급된다. 포커싱 요소부터 웨이스트까지의 거리는 포커싱 요소의 초점 길이로 칭해질 수 있다. 웨이스트의 어느 하나의 측면으로부터, 레이저 빔 직경은 일반적으로 벗어나고 따라서 플루엔스는 감소한다. 일반적으로, 치료 깊이는 레이저 빔 플루엔스가 재료(예를 들어, 조직) 치료 임계값과 동일하거나 이 임계값을 초과하는 웨이스트 전의, 웨이스트에서의, 및 웨이스트 후의 전체 거리로 설명된다. 치료 임계값은 삭마 치료들을 위한 조직 삭마 임계값과 동일할 수 있다. 펄스 레이저 시스템에 대한 치료 깊이는 포커싱되는 웨이스트 직경 전의, 그 직경에서의, 및 그 직경 후의 거리로 설명될 수 있으며, 레이저 빔의 에너지/펄스/단면적은 치료되는 재료의 흡수 임계값을 초과한다. 레이저 빔 방정식들은 통상 웨이스트 반경(ω0)을 요구하고 따라서 웨이스트 직경은 2ω0이다. 많은 종래의 시스템들에서, 레이저 빔은 너무 커서 치료 깊이가 전형적으로 단 몇 밀리미터이도록 일정한 각도로 웨이스트에서 벗어난다.
캘리포니아 대학교 샌프란시스코에서, 연구자들 예컨대 Featherston, Fried, 및 Rechmann에 의해 수행되는 연구는 9.3 ㎛ 및 9.6 ㎛ 레이저 파장들이 치아 경조직의 치료에 적절한 것을 나타냈다. 레이저 치료를 위해 열 이완 시간을 펄스 지속의 표시기로 설명하는 기술들에 따르면, 5 ㎲ 내지 130 ㎲의 범위 내의 지속을 갖는 펄스들은 삭마를 위해 바람직할 수 있다. 5 ㎲ 내지 20 ㎲의 범위 내의 펄스 폭들은 열의 축적을 방지할 수 있고 펄프 손상의 위험을 최소화할 수 있다. 치아의 펄프는 5℃ 이상의 온도 상승을 겪으면 비가역적으로 손상될 수 있다.
치과 레이저 치료 시스템에서의 비교적 작은 치료 깊이는 치아 조직이 치료될 수 있는 거리, 인접 치간 치료를 위한 옵션들, 및 시스템의 사용자 유연성을 제한할 수 있다. 수개의 공지된 레이저 기반 치과 치료 기술들은 이하의 단점들 중 하나 이상을 겪는다: 치료 깊이는 단 몇 밀리미터임, 너무 큰 포커싱 요소들에 대한 요구, 너무 큰 레이저 빔 웨이스트, 치아 조직에 의해 효율적으로 흡수되지 않는 파장에서의 동작, 및 치아 경조직을 치료하는 불충분한 플루엔스.
개선된 치료, 예를 들어 더 빠르고 및/또는 더 효율적인 치료를 용이하게 하기 위해, 본원에 설명되는 치과 레이저 치료 시스템의 다양한 실시예들은 충분히 큰 플루엔스를 유지하고, 치료되지 않는 치아 조직에 손상을 최소화하거나 회피하면서 치아 조직(예를 들어, 에나멜 및 상아질)의 치료를 위해 비교적 큰 치료 깊이(예를 들어, 약 5 mm 이상)를 제공한다. 더 큰(예를 들어, 더 긴) 치료 깊이를 제공하는 것은 치아들의 인접 치간 커팅을 허용할 수 있고 치과 레이저의 사용을 단순화할 수 있다. 예를 들어, 충분히 큰 치료 깊이의 경우, 핸드피스 또는 치료 부위(예를 들어, 환자들의 머리/입)의 우연한 이동에 의해 야기될 수 있는, 치료 표면으로부터의 레이저 빔 전달 디바이스의 거리(예를 들어, 핸드피스의 빔 출구와 치료 표면 사이의 스탠드오프 거리)의 작은 편차들은 치료 표면에서 플루엔스에 상당한 영향(예를 들어, 1% 미만, 5% 미만, 10% 미만 등)을 미치지 않을 수 있다.
이 때문에, 본 개시내용의 일 양태는 레이저 빔을 제공하는 레이저 소스 및 웨이스트를 갖고 웨이스트 주위에 센터링되는 적어도 5 mm의 치료 깊이를 제공하기 위해 레이저 빔을 성형하도록 적응되는 서브시스템 포커싱 요소를 특징으로 하는 치과 레이저 치료 시스템을 포함한다. 레이저 소스는 치아 경조직 상에서 치료를 수행하기 위해 요구되는 최소 에너지 밀도와 적어도 동일한 에너지 밀도를 치료 깊이에서 제공하도록 적응될 수 있다.
다양한 실시예들에서, 웨이스트는 50 ㎛ 내지 500 ㎛의 범위일 수 있다. 레이저 빔은 9 ㎛ 내지 12 ㎛의 범위 내의 파장을 가질 수 있다. 일부 사례들에서, 포커싱 요소는 가우시안 빔 프로파일 또는 탑 햇 빔 프로파일을 갖는 레이저 빔을 제공하도록 적응된다. 포커싱 요소는 적어도 25 mm(예를 들어, 135 mm까지)의 초점 거리에 레이저 빔의 웨이스트를 형성하도록 적응될 수 있다. 포커싱 요소는 적어도 하나의 렌즈를 포함할 수 있다. 특정 구현들에서, 치과 레이저 치료 시스템은 또한 예를 들어 레이저 소스와 포커싱 요소 사이에 위치되는 빔 안내 시스템을 포함할 수 있다. 빔 안내 시스템은 적어도 하나의 갈보미터를 포함할 수 있다. 치과 레이저 치료 시스템은 또한 포커싱 요소로부터 하류에 핸드피스 어셈블리를 포함할 수 있다. 일부 사례들에서, 회전 미러 및/또는 포커싱 요소는 핸드피스 어셈블리 내에 배치될 수 있다. 특정 경우들에서, 레이저 소스는 웨이스트 및 포커싱 요소의 초점 길이에 적어도 부분적으로 기초하여 (예를 들어, 0.06 mm부터 5 mm까지의 범위 내에서) 직경을 갖는 레이저 빔을 제공하도록 구성된다.
일반적으로, 다른 양태에서, 본 개시내용의 실시예들은 레이저 소스로부터 레이저 빔을 제공하는 단계; 레이저 빔이 웨이스트를 갖고 웨이스트 주위에 센터링되는 적어도 5 mm의 치료 깊이를 제공하도록 서브시스템 포커싱 요소를 사용하여 레이저 빔을 성형하는 단계; 및 경조직 상에서 치료를 수행하기 위해 요구되는 최소 에너지 밀도와 적어도 동일한 에너지 밀도를 치료 깊이에서 제공하는 단계를 포함하는 레이저 치과 치료를 수행하는 방법을 특징으로 한다.
다양한 실시예들에서, 웨이스트는 50 ㎛ 내지 500 ㎛의 범위일 수 있다. 레이저 빔은 9 ㎛ 내지 12 ㎛의 범위 내의 파장을 갖고, 가우시안 또는 탑 햇 빔 프로파일을 가질 수 있다. 일부 사례들에서, 성형하는 단계는 적어도 25 mm(예를 들어, 135 mm까지)의 초점 거리에서 레이저 빔의 웨이스트를 형성하기 위해 포커싱 요소(예를 들어, 렌즈)를 사용하는 단계를 포함할 수 있다. 방법은 또한 핸드피스 어셈블리 내에 배치되는 회전 미러를 사용하여 레이저 빔을 회전시키는 단계를 포함할 수 있다. 일부 사례들에서, 핸드피스 어셈블리는 포커싱 요소로부터 하류에 배치된다. 다른 사례들에서, 포커싱 요소는 핸드피스 어셈블리 내에 배치된다. 특정 사례들에서, 레이저 소스로부터 레이저 빔을 제공하는 단계는 웨이스트 및 포커싱 요소의 초점 길이에 적어도 부분적으로 기초하여 (예를 들어, 0.06 mm부터 5 mm까지의 범위 내에서) 레이저 빔의 직경을 조정하는 단계를 포함한다.
일반적으로, 다른 양태에서, 본 개시내용의 실시예들은 웨이스트를 갖는 레이저 빔을 제공하는 레이저 소스, 레이저 빔을 위해 초점 거리를 제공하기 위해 적어도 하나의 렌즈를 포함하는 포커싱 요소, 및 레이저 소스와 포커싱 요소 사이에 위치되는 적어도 하나의 검류계를 포함하는 빔 안내 시스템을 포함하는 치과 레이저 치료 시스템을 특징으로 한다. 웨이스트는 50 ㎛ 내지 500 ㎛의 범위이고 초점 거리에 존재할 수 있다. 레이저 빔은 9 ㎛ 내지 10 ㎛의 범위 내의 파장을 가질 수 있다. 레이저 빔은 적어도 5 mm이고 웨이스트 주위에 센터링되는 치료 깊이를 제공할 수 있다. 일부 경우들에서, 치료 깊이는 치아 조직 상에서 치료를 수행하기 위해 요구되는 적어도 최소 에너지 밀도의 에너지 밀도를 갖는다.
다양한 실시예들에서, 레이저 빔은 가우시안 또는 탑 햇 빔 프로파일을 가질 수 있다. 치과 레이저 치료 시스템은 포커싱 요소와 치료 깊이 사이에 배치되는 핸드피스 어셈블리를 더 포함할 수 있다. 일부 사례들에서, 치과 레이저 치료 시스템은 또한 핸드피스 어셈블리 내에, 예를 들어 포커싱 요소와 치료 깊이 사이에 배치되는 회전 미러를 포함할 수 있다.
일반적으로, 다른 양태에서, 본 개시내용의 실시예들은 웨이스트 및 초점 거리, 및 웨이스트 주위에 센터링되는 치료 깊이를 갖는 레이저 빔을 제공하는 레이저 소스를 포함하는 치과 레이저 치료 시스템을 특징으로 한다. 레이저 빔은 50 ㎲보다 더 큰 지속을 갖는 펄스들을 포함할 수 있다. 치료 깊이는 치아 경조직 상에서 치료를 수행하기 위해 요구되는 적어도 최소 에너지 밀도의 에너지 밀도를 가질 수 있다. 일부 경우들에서, 초점 거리와 조합되는 치료 깊이는 레이저 치과 치료가 치과 레이저 치료 시스템과 치아 조직 사이에 인터디스포징(interdisposing)되는 스탠드오프 거리 조절에 대한 요구 없이 수행되는 것을 허용한다.
다양한 실시예들에서, 레이저 빔은 가우시안 또는 탑 햇 빔 프로파일을 가질 수 있다. 치과 레이저 치료 시스템은 치료 깊이 내에서 재료를 냉각하는 시스템을 포함할 수 있다. 재료를 냉각하는 시스템은 치료 깊이 내의 재료 전달되는 유체(예를 들어, 물 또는 미분무수)를 포함할 수 있다. 일부 사례들에서, 치과 레이저 치료 시스템은 또한 핸드피스 어셈블리를 포함하며, 유체는 핸드피스 어셈블리를 통해 재료에 전달된다. 일부 경우들에서, 웨이스트는 50 ㎛ 내지 500 ㎛의 범위일 수 있다. 레이저 빔은 9 ㎛ 내지 12 ㎛의 범위 내의 파장을 가질 수 있다. 특정 구현들에서, 치과 레이저 치료 시스템은 레이저 빔을 위해 초점 거리(예를 들어, 적어도 25 mm, 예컨대 135 mm까지)를 제공하는 적어도 하나의 포커싱 요소를 포함한다. 일부 경우들에서, 웨이스트는 초점 거리에 존재한다. 특정 구현들에서, 치과 레이저 치료 시스템은 또한 빔 안내 시스템을 포함하며, 빔 안내 시스템은 레이저 소스와 포커싱 요소 사이에 위치될 수 있다. 일부 사례들에서, 핸드피스 어셈블리는 포커싱 요소와 치료 깊이 사이에 배치될 수 있다. 포커싱 요소는 적어도 하나의 렌즈를 포함할 수 있다. 빔 안내 시스템은 적어도 하나의 검류계를 포함할 수 있다. 특정 구현들에서, 치과 레이저 치료 시스템은 핸드피스 어셈블리 내에 배치되는 회전 미러를 특징으로 할 수 있으며, 회전 미러는 포커싱 요소와 치료 깊이 사이에 배치된다.
일반적으로, 다른 양태에서, 본 개시내용의 실시예들은 웨이스트 및 초점 거리를 갖는 레이저 빔을 제공하는 레이저 소스, 적어도 하나의 렌즈를 포함하는 포커싱 요소, 및 적어도 하나의 검류계를 포함하는 빔 안내 시스템을 포함하는 치과 레이저 치료 시스템을 특징으로 한다. 웨이스트는 50 ㎛ 내지 500 ㎛의 범위일 수 있다. 레이저 빔은 9 ㎛ 내지 10 ㎛의 범위 내의 파장을 가질 수 있다. 일부 사례들에서, 레이저 빔은 대략 50 ㎲의 지속을 갖는 펄스들을 포함한다. 일부 사례들에서, 포커싱 요소는 레이저 빔을 위해 초점 거리를 제공하며, 웨이스트는 초점 거리에 존재하고, 치료 깊이는 웨이스트 주위에 센터링된다. 빔 안내 시스템은 레이저 소스와 포커싱 요소 사이에 위치될 수 있다. 치료 깊이는 치아 조직 상에 치료를 수행하기 위해 요구되는 적어도 최소 에너지 밀도의 에너지 밀도를 가질 수 있다. 특정 구현들에서, 초점 거리 및/또는 펄스들과 조합되는 치료 깊이는 레이저 치과 치료가 치과 레이저 치료 시스템과 치아 조직 사이에 인터디스포징되는 스탠드오프 거리 조절에 대한 요구 없이 수행되는 것을 허용한다.
다양한 실시예들에서, 레이저 빔은 가우시안 또는 탑 햇 빔 프로파일을 가질 수 있다. 치과 레이저 치료 시스템은 또한 치료 깊이 내의 재료를 냉각하는 시스템을 포함할 수 있다. 냉각을 위한 시스템은 치료 깊이 내의 재료에 전달되는 유체(예를 들어, 물 또는 미분무수)를 포함할 수 있다. 일부 사례들에서, 레이저 치과 치료 시스템은 또한 핸드피스 어셈블리를 포함할 수 있으며, 유체는 핸드피스 어셈블리를 통해 재료에 전달된다. 핸드피스 어셈블리는 포커싱 요소와 치료 깊이 사이에 배치될 수 있다. 일부 경우들에서, 회전 미러는 포커싱 요소와 치료 깊이 사이의 핸드피스 어셈블리 내에 배치된다.
이러한 개시내용의 다양한 양태들은 첨부된 도면들 및 첨부하는 상세한 설명을 고려하여 더 분명해질 것이다. 본원에 도시되는 실시예들은 제한이 아닌 예로서 제공되며, 유사한 참조 번호들은 일반적으로 동일 또는 유사한 요소들을 언급한다. 상이한 도면들에서, 동일 또는 유사한 요소들은 상이한 참조 번호들을 사용하여 참조될 수 있다. 도면들은 반도시 축척에 따라 도시되는 것은 아니며, 대신에 본 발명의 양태들을 예시하는 것이 강조된다.
도 1은 다양한 실시예들에 따른 레이저 빔의 웨이스트 및 치료 영역들의 깊이를 개략적으로 도시한다.
도 2a 내지 도 2c는 다양한 실시예들에 따른 3개의 상이한 레이저 웨이스트들 및 치료 영역들의 깊이를 도시한다.
도 3은 다양한 실시예들에 따른 레이저 빔 경로 및 최종 빔 웨이스트 및 치료 깊이의 묘사이다.
도 4는 다양한 실시예들에 따른 레이저 빔 핸드피스/메인 챔버 어셈블리의 일부 및 치료 깊이를 도시한다.
도 5는 다양한 실시예들에 따른 레이저 시스템의 예시적 최소, 최대, 및 공칭 동작 파라미터들을 나타내는 차트이다.
도 6은 다양한 실시예들에 따른 신호 펄스 및 레이저 펄스 둘 다를 포함하는 예시적 레이저 펄스 트레인을 나타내는 개략적 그래프이다.
도 7은 다양한 실시예들에 따른 치료를 위해 사용될 수 있는 가우시안 빔 프로파일 및 탑 햇 빔 프로파일을 도시한다.
도 8은 다양한 실시예들에 따른 치아 경조직에서 레이저 펄스 폭, 에너지/펄스, 및 대응하는 온도 상승들의 예시적 값들을 나타내는 차트이다.
도 1은 다양한 실시예들에서 발생하는 예시적 레이저 빔(12)의 일부를 도시한다. 레이저 빔(12)은 2ω0의 직경을 갖는 웨이스트(14)를 갖는다. 웨이스트(14)의 면적은 A0이며, A0 = πω0 2이고, 레이저 빔(12)을 따르는 지점(n)에서의 면적은 An = πωn 2이다. 펄스 레이저 빔에 대해, 에너지/펄스는 E로 설명되고 플루엔스 또는 에너지 밀도는 F로 설명된다. 따라서, 레이저 빔(12)을 따르는 임의의 주어진 지점(n)에서의 플루엔스는 Fn = E/An이다. 특정 치과 치료를 위한 레이저 빔(12)의 플루엔스 임계값(15), 또는 요구된 최소 에너지 밀도는 FT이다. 삭마 치료들에 대해, 치료 임계값은 치아 조직의 삭마를 위해 요구되는 최소 에너지 밀도와 동일하다. 일부 실시예들에서, 부삭마(sub-ablative) 동작은 치아 경조직 상에 수행될 수 있으며 에나멜의 표면의 온도는 그것으로부터 탄산염을 삭마하기 위해 약 400℃만큼 증가된다. 탄산염 제거는 전형적으로 0.5 내지 5 J/cm2 사이의 플루엔스를 갖는 9.3 ㎛ 레이저에 의해 에나멜에서 발생될 수 있다. 탄산염 제거로 인해, 치아는 카리에스의 형성에 더 많이 견딜 수 있다. 플루엔스 임계값(15) 또는 FT는 일반적으로 웨이스트(14) 직경(2ω0), 웨이스트로부터 빔을 따르는 거리, 에너지/펄스(E), 치료되는 재료에 의한 레이저 에너지의 흡수, 수행되는 치료에 의해 결정된다. 레이저 에너지의 흡수는 레이저 빔(12)의 파장 및 치료되는 재료의 함수이다. 치아 경조직 내의 레이저 에너지의 흡수에 대해, 파장 범위는 일반적으로 약 9 ㎛ 내지 약 12 ㎛, 예를 들어 약 9.3 ㎛ 내지 약 9.6 ㎛이다.
일반적으로, 지점(n)이 웨이스트(14)로부터 더 멀어질수록, ωn이 일반적으로 더 커질 것이다. ωn이 증가함에 따라, Fn은 감소한다. 이것은 웨이스트(14)로부터 양 방향들로 발생한다. 따라서, 웨이스트(14)의 어느 하나의 측면 상에, 전형적으로 빔 직경(2ωn)을 갖는, Fn = FT인 지점이 존재한다. 그와 같이, 빔 직경의 임의의 추가 증가는 레이저 빔(12)의 주어진 에너지/펄스에서 치아 조직을 치료하지 못할 수 있다. 따라서, 치료 깊이(16)는 2개의 지점들 사이의 거리로 설명될 수 있으며, 하나는 웨이스트(14)의 각각의 측면 상에 있고, 그것에서 플루엔스는 FT와 대략 동일하다. 치료 깊이(16)는 전형적으로 웨이스트(14) 주위에 센터링된다.
웨이스트(14)의 크기는 치료 깊이(16)에 강한 영향을 미칠 수 있다. 도 2a 내지 도 2c를 참조하여, 주어진 레벨의 E에 대해, 낮은 빔 테이퍼를 갖는 적정한 웨이스트(14)(예를 들어 도 2a에 도시됨)는 치료 깊이(16)를 최대화할 수 있다. 더 작은 웨이스트(14)(예를 들어 도 2b에 도시됨)는 웨이스트(14)에서 더 높은 F를 제공하지만, 더 높은 빔 테이퍼와 조합하여 ωn의 조합의 더 큰 비율을 야기할 수 있고, 따라서, 더 작은 치료 깊이(16)를 야기할 수 있다. 더 큰 웨이스트(14)(예를 들어 도 2c에 도시됨)는 아무리 빔 테이퍼가 낮아도, 치아 경조직의 치료에 일반적으로 요구되는 플루엔스 임계값(15) 아래의 에너지 밀도를 일반적으로 초래한다. 웨이스트(14)가 최소 빔 직경이지만, 치료 표면 상의 접촉의 지점에서의 실제 빔 직경은 일반적으로 스폿 크기로 칭해진다. 50 ㎛ 미만의 스폿 크기들은 전형적으로 비교적 짧은 치료 깊이(16)에 형성될 수 있는 반면에, 1000 ㎛보다 더 큰 스폿 크기들은 전형적으로 더 긴 펄스 폭들에서도 충분한 플루엔스를 갖지 않는다.
도 3을 참조하여, 다양한 실시예들에서, 예시적 치과 레이저 치료 시스템(10)은 빔 안내 시스템(18)에 의해 형성되는 경로를 따르는 레이저 소스(11)에 의해 제공되는 레이저 빔(12)을 포함한다. 일부 실시예들에서, 빔 안내 시스템(18)은 검류계 액추에이터들(22)에 의해 구동되는 2개의 검류계 미러들(20), 및 포커싱 요소(24)를 포함한다. 다양한 다른 실시예들에서, 임의의 다른 빔 안내 디바이스들, 예를 들어 광섬유들, 도파관들 등이 사용될 수 있다. 일반적으로, 하나 이상의 렌즈들은 적어도 하나의 포커싱 요소(24)를 형성한다. 레이저 소스(11)는 일반적으로 거리에 걸쳐 레이저 빔을 송신하는 연접식 아암, 하나 이상의 광섬유 케이블들, 연접식 아암 및 하나 이상의 광섬유 케이블들의 조합, 또는 임의의 다른 디바이스들을 통해 나중에 송신되는 레이저 빔을 출력한다.
포커싱 요소(24)부터 웨이스트(14)까지의 거리는 초점 거리(28)로 언급된다. 일부 실시예들에서, 포커싱 요소(24)는 빔 안내 시스템(18)과 웨이스트(14) 사이에 위치되고, 빔 안내 시스템(18)은 레이저 소스와 포커싱 요소(24) 사이에 위치될 수 있다. 레이저 소스(11) 및/또는 포커싱 요소(24)는 약 50 ㎛부터 약 500 ㎛까지의 범위 내의 직경을 갖는 웨이스트(14)가 형성될 수 있도록 구성된다. 다양한 사례들에서, 웨이스트(14) 직경은 예를 들어 50 ㎛, 75 ㎛, 100 ㎛, 150 ㎛, 200 ㎛, 250 ㎛, 300 ㎛, 350 ㎛, 400 ㎛, 450 ㎛, 500 ㎛ 등일 수 있다. 약 5 mm 이상의 적절한 치료 깊이(16)를 제공하기 위해 충분히 낮은 빔 테이퍼를 갖도록, 초점 거리(28)는 일부 실시예들에서 적어도 약 25 mm이다. 예를 들어, 초점 거리(28)는 예를 들어 25 mm, 35 mm, 45 mm, 55 mm, 65 mm, 75 mm, 85 mm, 95 mm, 105 mm, 120 mm, 135 mm, 150 mm, 165mm, 175 mm, 185 mm, 200 mm 등일 수 있다. 초점 거리(28), 웨이스트(14) 직경, 레이저 파장, 및 에너지/펄스의 적절한 선택의 경우, 적어도 약 5 mm, 10 mm, 15 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, 35 mm, 40 mm, 45 mm, 또는 심지어 50 mm의 치료 깊이(16)가 달성될 수 있다. 일부 사례들에서, 예를 들어 도 3의 실시예에 도시된 바와 같이, 초점 거리(28) 및 치료 깊이(16)는 대략 동일하다.
도 4를 참조하여, 일부 실시예들에서, 핸드피스/메인 챔버 어셈블리(26)는 경조직, 예를 들어 치아(30)의 일부를 치료하기 위해 레이저 빔(12)을 지향시키도록 구성된다. 핸드피스/메인 챔버 어셈블리(26)의 핸드피스 부분은 포커싱 요소(24)(메인 챔버 내에 위치됨)로부터 하류에 배치된다. 임의로, 핸드피스/메인 챔버 어셈블리(26)는 인체 공학을 개선하기 위해 포커싱 요소(24)로부터 하류에 배치되고 핸드피스/메인 챔버 어셈블리(26)의 메인 축에 대해 일정한 각도로 레이저 빔(12)을 안내하는 회전 미러(도시되지 않음)를 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 포커싱 요소(24)는 핸드피스 내에 위치된다.
예시적 핸드피스/메인 챔버 어셈블리(26)가 사용될 때, 초점 거리(28)는 일 실시예에서 대략 135 mm일 수 있다. 약 9.3 ㎛의 파장에서 그리고 직경에 있어서의 약 7 mm의 포커싱 요소(24)에 입사되는 빔의 크기의 경우, 이러한 초점 거리는 약 250 ㎛의 웨이스트를 생성할 수 있다. 높은 플루엔스 및 긴 초점 거리(28)는 비교적 큰 치료 깊이(16)를 제공하는데 도움이 된다. 큰 치료 깊이의 하나의 이득은 레이저 시스템(일반적으로 핸드피스/메인 챔버 어셈블리)과 치료되는 치아 조직 사이의 임의의 기계적 거리 조절기에 대한 요구의 결핍이다. 종래의 거리 조절 디바이스들은 치과 레이저 치료 시스템과 치료되는 치아 표면 사이의 거리를 조절하는 게이지들, 스케일들, 스페이서들, 스탠드오프 디바이스들, 또는 임의의 다른 수단을 포함할 수 있다. 충분히 큰 치료 깊이의 경우, 레이저 치과 치료는 레이저 빔 에너지 밀도가 플루엔스 임계값 이상에 남아 있으므로 수동으로 제어된 도구를 사용하여 예상되는(예를 들어, 치과 의사의 손 및/또는 환자의 머리/입의 이동들에 의해 야기되는) 거리 변화들에도 불구하고, 임의의 거리 조절 없이 수행될 수 있다.
많은 레이저 기반 치료 시스템들은 치료를 위해 사용되지 않으면, 치료되지 않는 조직 부분들에 손상을 야기할 수 있는 폐기된 레이저 에너지를 최소화하도록 구성된다. 이 때문에, 다양한 시스템들은 레이저 빔이 예를 들어 레이저 빔의 웨이스트에 포커싱되는 영역에서 레이저 기반 삭마 및/또는 다른 치료가 발생하도록 구성된다. 초점 영역은 조직 표면에 있거나 조직 표면 아래에 있을 수 있지만, 레이저 빔은 원하는 치료가 초점 영역에 발생하거나 초점 영역에 매우 가깝게 발생하도록 일반적으로 타겟팅된다. 따라서, 초점 영역이 조직 표면에 있으면, 치료는 일반적으로 조직 표면에서 발생한다. 초점 영역이 조직 표면 아래에 있으면, 치료는 조직 표면 아래에 발생될 수 있다. 그러한 시스템들은 종종 "광학적으로 빠른" 시스템들로 설명된다.
"광학적으로 빠른" 시스템들에서, 비교적 짧은 초점 길이(예를 들어, 5 mm, 10 mm, 12 mm, 15 mm 등)를 갖는 포커싱 옵틱은 초점 영역 내에 그것의 에너지를 집중시키기 위해 비교적 짧은 빔 전파 거리에 걸쳐 레이저 빔을 테이퍼하는데 사용된다. 조작자가 밤 지향 기구, 예컨대 핸드피스를 Z 방향으로(즉, 조직 표면에 수직인 방향으로 그리고 빔을 따르는) 고의로 또는 우연히 이동시키면, 치료되는 조직 부분은 초점 영역에서 더 길지 않을 수 있다. 그와 같이, Z 방향으로 그러한 시스템들의 공차는 일반적으로 낮으며, 예를 들어 1 mm, 0.5 mm, 또는 훨씬 더 작다. 밤 지향 기구의 팁과 조직 표면 사이의 스탠드오프는 또한 비교적 낮으며, 예를 들어 2 mm, 5 mm 등이다. 짧은 스탠드오프로 인해, 밤 지향 기구의 약간의 이동은 고의든 우연이든, 레이저 빔 스폿이 비교적 작은 거리를 X 및/또는 Y 방향들로 조직 표면들을 따라 이동시키게 할 수 있다.
종래의 "광학적으로 빠른" 시스템들과 달리, 본원에 설명되는 다양한 실시예들은 "광학적으로 느린" 시스템들로 설명될 수 있는 광학 서브시스템들을 특징으로 한다. 도 5는 본원에 설명되는 예시적 레이저 시스템의 다양한 파라미터들에 대한 예시적 최소, 최대, 및 공칭 값들을 나타내는 차트이다. 그러한 "광학적으로 느린" 시스템들은 예를 들어 약 25 mm보다 더 크고 약 200 mm까지, 예를 들어 25 mm, 35 mm, 45 mm, 55 mm, 65 mm, 75 mm, 85 mm, 95 mm, 105 mm, 120 mm, 135 mm, 150 mm, 165 mm, 175 mm, 185 mm, 200 mm 등의 비교적 긴 초점 길이를 갖는 포커싱 옵틱을 포함하며, 각각의 제한은 예를 들어 0.5%, 1%, 2%, 5%, 10%, 20% 등의 공차를 갖는다. 밤 지향 기구의 팁과 조직 표면 사이의 스탠드오프는 예를 들어 0.1 mm, 1 mm, 5 mm, 10 mm, 15 mm, 20 mm, 30 mm, 40 mm, 50 mm 등일 수 있다. 스탠드오프가 비교적 큰 사례들에서, 레이저 빔 스폿이 조직 표면을 따라 X 및/또는 Y 방향들로 이동하게 할 수 있는 기구의 작은 각 운동은 빔 스폿의 비교적 큰 이동을 예를 들어 0.2 mm, 0.5 mm, 1 mm 이상만큼 야기할 수 있다. 레이저 빔이 그러한 X 및/또는 Y 방향 이동으로 인해 치료되지 않는 조직의 일부에 지향될 위험을 최소화하기 위해, 이러한 개시내용의 다양한 실시예들은 치료되는 조직의 영역을 스캐닝하는 자동화된 피드백 제어 빔 안내 시스템을 포함한다. 따라서, 조작자는 빔을 X 및/또는 Y 방향들로 이동시키기 위해 밤 지행 기구를 수동으로 이동시킬 필요가 없다.
더욱이, 다양한 실시예들에서, 포커싱 요소(24)는 그것의 에너지를 초점 영역 내에 집중시키기 위해 비교적 긴 전파 거리에 걸쳐에 레이저 빔을 테이퍼할 수 있다. 다양한 실시예들에서, 조직 표면에 수직인 것에 대한 테이퍼 각도는 예를 들어 0.5°, 0.75°, 1°, 1.25°, 1.75°, 2°, 5°, 7°, 10°등일 수 있다. 이것으로 인해, 치료 깊이(16)(예를 들어, 플루엔스가 치료(예를 들어, 삭마, 탄산염의 제거 등)에 효과적인 빔 웨이스트(14)에 관한 Z 방향으로의 거리)는 예를 들어 5 mm, 10 mm, 15 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, 35 mm, 40 mm, 45 mm, 50 mm 등일 수 있으며, 예를 들어 0.5%, 1%, 5%, 10%, 20% 등의 공차를 가진다. 그러한 시스템들에서, 웨이스트(14)에서의 플루엔스는 예를 들어 10 J/cm2, 12 J/cm2, 15 J/cm2, 20 J/cm2, 25 J/cm2, 30 J/cm2, 40 J/cm2, 50 J/cm2 등일 수 있다. 치료 깊이(16)의 극값들에서의 플루엔스(FT)는 예를 들어 5 J/cm2, 7 J/cm2, 10 J/cm2, 12 J/cm2, 15 J/cm2, 17 J/cm2, 20 J/cm2 등일 수 있다. 따라서, 다양한 실시예들은 이동이 우연이든 고의든, Z 방향으로의 밤 지향 기구의 이동에서 약 5 mm부터 약 15 mm까지의 더 큰 공차를 허용한다. 다양한 사례들에서, 그러한 시스템들에 의해 발생하는 스폿 크기는 예를 들어 50 ㎛, 75 ㎛, 100 ㎛, 150 ㎛, 200 ㎛, 250 ㎛, 300 ㎛, 350 ㎛, 400 ㎛, 450 ㎛, 500 ㎛, 600 ㎛, 700 ㎛, 800 ㎛, 900 ㎛, 1000 ㎛ 등일 수 있다.
일반적으로, 포커싱 요소에 입사되는 레이저 빔의 직경은 또한 웨이스트의 직경(포커싱 요소로부터 초점 거리에서의 스폿 크기)에 영향을 미친다. 입사 빔의 직경과 웨이스트 직경 사이의 관계는 일반적으로 이하에 의해 주어진다:
웨이스트 직경 = 1.27 * f * 파장 * M2/D
여기서, f는 빔-포커싱 요소의 초점 길이이고, M은 빔 프로파일(예컨대 가우시안, 탑 햇 등)과 연관되는 상수이고, D는 입사 빔의 직경이다. 따라서, 특정 파장(예를 들어, 9.3 ㎛, 9.6 ㎛ 등) 및 빔 프로파일을 갖는 레이저에 대해, 적절한 웨이스트 직경을 갖는 빔은 포커싱 요소의 초점 길이(f) 및/또는 입사 빔의 직경(D)을 제어함으로써 형성될 수 있다. 지정된 초점 길이(f)에 대해, 웨이스트 직경(또한 웨이스트로 칭해짐)은 입사 빔 직경(D)에 반비례한다.
다양한 실시예들에서, 웨이스트 직경은 웨이스트에서 그리고 치료 깊이 내의 레이저 빔의 임의의 단면에서의 플루엔스/펄스가 선택된 치료 예컨대 치아 경조직의 삭마, 부삭마 치료 예컨대 에나멜로부터의 탄산염의 제거 등에 적절하도록 선택된다. 이 때문에, 일부 실시예들에서, 초기에 레이저의 파장, 빔 프로파일, 및 포커싱 요소의 초점 길이(f)가 선택된다. 적절한 범위 내에, 예를 들어 약 50 ㎛부터 약 500 ㎛까지 웨이스트 직경을 제공하기 위해, 레이저는 적절한 직경을 갖는 레이저 빔을 포커싱 요소에 송신하도록 구성된다. 그러한 빔이 제공되지 않으면, 치료 깊이 내의 선택된 웨이스트 직경들 및 스폿 크기들은 달성되지 않을 수 있다.
예시하기 위해, 25 mm의 초점 길이를 갖는 포커싱 요소가 사용되면, 50 ㎛의 웨이스트 직경을 달성하기 위해, 레이저는 약 0.6 mm의 직경을 갖는 빔을 제공하도록 구성된다. 그러나, 250 ㎛ 및 500 ㎛의 웨이스트 직경들을 달성하기 위해, 레이저는 각각 약 0.6 mm 및 0.06 mm의 직경들을 갖는 빔들을 제공하도록 구성된다. 200 mm의 초점 길이를 갖는 포커싱 요소가 대신에 사용되면, 50 ㎛의 웨이스트 직경을 달성하기 위해, 레이저는 약 5 mm의 직경을 갖는 빔을 제공하도록 구성된다. 250 ㎛ 및 500 ㎛의 웨이스트 직경들을 달성하기 위해, 레이저는 각각 약 0.95 mm 및 0.48 mm의 직경들을 갖는 빔들을 제공하도록 구성된다.
일반적으로, 지정된 직경을 갖는 레이저 빔이 짧은 포커스(예를 들어, 25 mm 미만)을 갖는 포커싱 요소에 입사되면, 초점 길이에 정비례하는 웨이스트 직경은 동일한 레이저 빔이 더 긴 초점 길이(예를 들어, 약 25 mm 이상)를 갖는 포커싱 요소에 지향되면 획득되는 웨이스트 직경과 비교하여 비교적 작을 것이다. 그와 같이, 더 긴 포커스를 갖는 포커싱 요소로부터 출력되는 빔의 테이퍼 각도는 더 짧은 포커스를 갖는 포커싱 요소에 의해 생성되는 테이퍼 각도 미만일 것이다. 상기 설명된 바와 같이, 더 작은 테이퍼 각도는 광학적으로 느린 시스템이 광학적으로 빠른 시스템보다 비교적 더 큰 치료 깊이를 갖는 것을 야기할 수 있다. 본원에 설명되는 초점 길이 및 웨이스트 또는 웨이스트 직경의 값들은 예를 들어 0.05%, 0.1%, 1%, 2%, 5%, 10%, 20% 등의 공차 내에 있다.
도 6은 다양한 실시예들에 따른 예시적 펄스 트레인을 도시하며, 이 펄스 트레인은 신호 펄스(40) 및 레이저 펄스(42)(예를 들어, CO2 레이저 펄스) 둘 다를 포함한다. 신호 펄스(40)는 TTY 트리거 신호일 수 있다. 레이저 펄스(42)는 샥스 핀의 것과 유사한 형상을 가질 수 있고 신호 펄스의 시작 후에 점화 지연을 갖는다. 트리거 신호의 펄스 폭(X)(44) 및 펄스 높이(Y)(46)가 도시되고, 레이저 펄스를 설명하기 위해 사용될 수 있다. 하나의 펄스 사이클(R)(48)이 또한 도시되며, 그것의 지속은 펄스 온 지속(44)과 함께 2개의 연속 펄스들 사이의 거리/간격을 설명할 수 있다. 연속파 모드에서 동작되지 않는 한, 펄스 사이클은 온 및 오프 지속들을 포함한다. 펄스 사이클들(48)의 수는 1초에 펄스 반복률을 표현한다. 다양한 사례들에서, 펄스 온 지속(44)은 예를 들어 5 ㎲, 10 ㎲, 15 ㎲, 20 ㎲, 25 ㎲, 30 ㎲, 40 ㎲, 50 ㎲, 60 ㎲, 70 ㎲, 80 ㎲, 90 ㎲, 100 ㎲, 125 ㎲, 150 ㎲, 175 ㎲, 200 ㎲, 250 ㎲, 300 ㎲ 등일 수 있다. 다양한 사례들에서, 펄스 사이클 기간은 예를 들어 30 ㎲, 40 ㎲, 50 ㎲, 100 ㎲, 200 ㎲, 300 ㎲, 500 ㎲, 750 ㎲, 1000 ㎲, 2000 ㎲, 5000 ㎲, 10,000 ㎲, 15,000 ㎲, 20,000 ㎲ 등일 수 있다. 다양한 사례들에서, 듀티 사이클(펄스 온 지속 대 펄스 사이클 기간의 비율로 설명됨)은 예를 들어 1%, 5%, 10%, 20%, 30%, 40%, 50% 등일 수 있다.
일부 실시예들에서, 펄스 레이저들은 광자들의 버스트들에서 레이저 광학 에너지를 방출한다. 광자들의 버스트들, 또는 펄스들은 펄스 트레인으로 구조화될 수 있다. 펄스들은 전형적으로 펄스 폭, 펄스 높이, 및/또는 펄스 에너지에 관해 설명된다. 펄스 폭은 펄스 온 지속 또는 펄스 사이클 기간을 표현할 수 있다. 펄스 트레인은 전형적으로 반복률 또는 펄스 주파수, 즉 광자들의 버스트들의 주파수에 관해 설명된다. 펄스 폭, 높이, 및 반복률에 의해 설명되는 특정 펄스 트레인들만이 치아 조직, 특히 치아 경조직을 안전하게 그리고 효과적으로 커팅할 수 있다. 치아 경조직은 치아들의 조직뿐만 아니라 구강 골성 조직을 포함할 수 있다. 치아 조직의 삭마 임계값을 초과하기에 충분한 에너지를 갖고, 불리한 표면 열 개질을 회피하기 위해 너무 많은 에너지를 갖지 않는 요구는 펄스 및 펄스 트레인 파라미터들을 포함하는 유용한 레이저 파라미터들의 가능한 조합들을 제한한다. 유용한 레이저 파라미터들의 조합은 조합으로 사용될 때, 치아 조직의 안전하고 효과적인 치료를 야기할 수 있는 레이저 파라미터들의 세트들이다. 레이저 파라미터들은 펄스 형상, 펄스 폭, 펄스 높이, 및/또는 반복률을 포함한다. 펄스 폭 및 높이는 에너지/펄스의 양에 영향을 미치고, 반복률은 시간에 따라 전달되는 전력의 양에 영향을 미친다. 부가적으로, 치아 조직은 냉각이 없다면, 열 충격을 야기할 수 있고 치아 조직을 손상시킬 수 있는 더 큰 펄스 에너지들이 사용되는 것을 허용하도록 냉각될 수 있다. 따라서, 냉각의 사용은 치아 조직/펄스에 안전하게 그리고 효과적으로 지향될 수 있는 에너지를 증가시킬 수 있다.
펄스 형상 파라미터들의 변화는 펄스 에너지의 변경들을 야기할 수 있다. 반복률의 변화는 레이저 전력의 변경들을 야기할 수 있다. 에너지/펄스는 전형적으로 표면 특성들에 영향을 미치고 에너지/펄스가 너무 클 때 균열 또는 거칠기들을 야기할 수 있다. 거칠기들은 에나멜 및/또는 상아질의 용융 및 염 상태로 전이되는 세라믹으로부터의 연관된 미네랄 개질에 의해 형성될 수 있다. 시간에 따라 치아에 전달되는 전력은 너무 클 때, 펄프 가열을 야기할 수 있다. 치아의 펄프의 온도가 약 5℃만큼 증가하면, 펄프가 손상될 것이고 치아 영구적으로 손상될 수 있는 가능성이 있다. 그러나, 일반적으로, 치아 조직은 절연성이고, 통상 치아 표면 온도들이 비교적 높을 때에도, 펄프의 온도 증가를 제한한다. 부가적으로, 치아 표면을 냉각하는 것은 치아로 전도되는 열의 양을 감소시킬 수 있고 펄프 온도의 임의의 증가를 더 제한할 수 있다.
이러한 열 절연 성질들은 일반적으로 치아의 표면과 그것의 펄프 챔버 사이의 치아의 두께에 의존한다. 따라서, 치아 표면이 마모되거나 제거됨에 따라, 치아의 열 전연 성질들은 일반적으로 감소된 효과를 갖는다. 따라서, 펄스 에너지들은 전형적으로 펄프 챔버에 대한 치아 조직 두께가 감소함에 따라 감소되어야 한다. 종종 마모, 부식, 임상 제거 등에서 기인하는 치아 두께의 감소는 안전하게 그리고 효과적으로 사용될 수 있는 펄스 형상들 및 반복률들을 변경할 수 있다. 그와 같이, 다양한 실시예들에서, 치아의 펄프의 바람직하지 않은 표면 개질들 및 과도한 가열을 회피하는 목적은 안전하고 실제적인 펄스 형상들 및 반복률들의 그룹, 또는 유용한 레이저 파라미터들의 조합을 결정할 수 있다. 안전하고 효과적인 레이저 펄스 형상들 및 반복률들의 범위는 치아 표면의 냉각에 의해 그리고 치아들의 절연 성질들에 의해 넓어질 수 있다.
도 7을 참조하여, 단일 레이저 축(X)에서의 2개의 상이한 예시적 빔 프로파일들이 도시된다. 레이저 빔은 X 축에 수직인 방향으로 전파된다. 가우시안 빔 프로파일(50)은 벨 형상 빔 프로파일을 갖는다. 탑 햇 빔 프로파일(52)은 구형파와 같이 성형된다. 웨이스트는 D4σ, 10/90 또는 20/80 나이프 에지, 1/e2, 반치전폭(full width half maximum)(FWHM), 및 D86을 포함하는 다수의 표준 기술들에 의해 정의될 수 있다. 본 기술분야의 통상의 기술자는 이러한 기술들의 정의 및 사용을 이해하고, 그와 같이, 이러한 기술들의 사용은 이러한 개시내용의 다양한 실시예들의 범위 내에 있다. 가우시안 빔 프로파일(50)은 웨이스트의 중심에서 최대 에너지를 제공할 수 있다. 근접 가우시안 빔 프로파일은 형상에 있어서 전적으로 가우시안이지 않고 가우시안 빔 프로파일과 아주 유사하다. 가우시안 빔 프로파일 또는 근접 가우시안 빔 프로파일들은 전형적으로 표준 구체 옵틱스 및 레이저들을 사용하여 발생한다. 탑 햇 빔 프로파일은 회절 옵틱스를 사용하여 발생될 수 있다. 탑 햇 빔 프로파일을 생성하는 회절 옵틱스는 전형적으로 각각의 특정 응용을 위해 설계된다. 근접 탑 햇 빔 프로파일들은 빔 호모지나이저들 및 렌즈들을 사용하여 발생될 수 있다. 탑 햇 빔 프로파일(52)은 웨이스트 도처에 에너지를 균일하게 제공할 수 있다. 이것은 가우시안 또는 근접 가우시안 프로파일만을 사용하여 획득될 수 있지만, 빔 스폿 도처에서 실질적으로 균일한 플루엔스로부터 이익을 얻을 수 있는 임계 플루엔스를 필요로 하지 않는 치료들에 탑 햇 및 근접 탑 햇 빔 프로파일들이 적절한 것을 허용할 수 있다. 전형적인 삭마 치료들과 달리, 일부 레이저 치료들은 플루엔스가 치료 플루엔스 범위 내에 있는 것을 필요로 하며, 그것의 하한값은 더 낮은 치료 임계값보다 더 크고(또는 이 임계값과 적어도 동일함), 그것의 상한값은 더 높은 치료 임계값보다 더 작다(또는 이 임계값과 최대한 동일함). 탑 햇 빔 프로파일은 치아 조직의 영역에 지향되는 에너지가 선택된 치료 플루엔스 범위 내에 있는 것을 보장하기 위해 이러한 치료들을 위해 사용될 수 있다. 다른 실시예들에서, 본 기술분야에 공지된 다른 빔 프로파일들(예를 들어, 도넛 빔 프로파일)이 사용될 수 있다.
도 8은 치아 경조직(예를 들어, 에나멜)의 온도에 관한 레이저 펄스 폭 및 에너지/펄스의 예시적 효과들을 나타낸다. 50 ㎲보다 더 큰 펄스 지속들은 전형적으로 9.3 ㎛ 또는 9.6 ㎛ 레이저들을 사용하는 삭마 치료를 위해 사용되는 것들보다 더 길다. 일부 사례들에서, 치아 경조직의 열 이완 시간보다 상당히 더 큰 펄스 지속들은 열 축적을 야기할 수 있으며, 열 축적은 치아의 펄프의 손상시킬 수 있다. 이러한 더 긴 펄스 지속들은 또한 나쁜 표면 형태학, 균열, 및/또는 거칠기들을 야기할 수 있다. 그러나, 치아 조직의 냉각을 이용함으로써, 열 비축 및 표면 손상이 회피되거나 적어도 완화될 수 있고, 더 긴 펄스 지속들이 안전하게 사용될 수 있다. 치아 조직을 냉각하기 위해, 유체는 치료되는 치아 조직에 전달될 수 있고, 핸드피스/메인 챔버 어셈블리는 유체/냉각재를 전달하는 서브시스템을 제공할 수 있다. 미국 특허 출원 제2013/0323675호는 그러한 냉각 시스템들 및 방법들의 예들을 설명하고 본원에 전체적으로 참조로 포함된다. 일부 사례들에서, 냉각재 유체는 물 또는 미분무수이다. 50 ㎲보다 더 큰 펄스 지속들은 일부 경우들에서, 더 큰 에너지/펄스(E)를 제공하고, 더 큰 치료 깊이(16)를 허용할 수 있다.
본원에 이용되는 용어들 및 표현들은 제한이 아닌 설명의 용어들 및 표현들로 사용되고, 그러한 용어들 및 표현들의 사용에서, 도시되고 설명되는 특징들의 임의의 균등물들 또는 그것의 부분들을 배제할 의도는 없다. 게다가, 본 발명의 특정 실시예들을 설명했지만, 본원에 개시되는 개념들을 포함하는 다른 실시예들은 본 발명의 사상 및 범위로부터 벗어나는 것 없이 사용될 수 있다는 점이 본 기술분야의 통상의 기술자들에게 분명할 것이다. 다양한 실시예들의 구조 특징들 및 동작 기능들은 다양한 조합들 및 순열들로 배열될 수 있고, 전부는 개시된 발명의 범위 내에 있는 것으로 간주된다. 따라서, 설명된 실시예들은 모든 점들에 있어서 단지 예시적인 것으로 간주되고 제한적인 것으로 간주되지 않아야 한다. 더욱이, 본원에 설명되는 구성들, 재료들, 및 치수들은 예시적인 것으로 의도되고 결코 제한적인 것으로 의도되지 않는다. 유사하게, 물리적 설명들이 설명적 목적들을 위해 제공되었지만, 임의의 특정 이론 또는 메커니즘에 의해 구속되거나, 그것에 따라 청구항들을 제한할 의도는 없다.

Claims (25)

  1. 치과 레이저 치료 시스템으로서,
    레이저 빔을 제공하는 레이저 소스; 및
    웨이스트를 갖고 상기 웨이스트 주위에 센터링되는 적어도 5 mm의 치료 깊이를 제공하기 위해 레이저 빔을 성형하도록 적응되는 서브시스템 포커싱 요소 - 상기 레이저 소스는 치아 경조직 상에서 치료를 수행하기 위해 요구되는 최소 에너지 밀도와 적어도 동일한 에너지 밀도를 상기 치료 깊이에서 제공하도록 적응됨 -
    를 포함하는 치과 레이저 치료 시스템.
  2. 제1항에 있어서, 상기 웨이스트는 50 ㎛ 내지 500 ㎛의 범위 내인 치과 레이저 치료 시스템.
  3. 제1항에 있어서, 상기 레이저 빔은 9 ㎛ 내지 12 ㎛의 범위 내의 파장을 갖는 치과 레이저 치료 시스템.
  4. 제1항에 있어서, 상기 포커싱 요소는 가우시안 빔 프로파일을 갖는 레이저 빔을 제공하도록 적응되는 치과 레이저 치료 시스템.
  5. 제1항에 있어서, 상기 포커싱 요소는 탑 햇 빔 프로파일을 갖는 레이저 빔을 제공하도록 적응되는 치과 레이저 치료 시스템.
  6. 제1항에 있어서, 상기 포커싱 요소는 적어도 25 mm의 초점 거리에서 상기 레이저 빔의 웨이스트를 형성하도록 적응되는 치과 레이저 치료 시스템.
  7. 제6항에 있어서, 상기 초점 거리는 대략 135 mm인 치과 레이저 치료 시스템.
  8. 제1항에 있어서,
    빔 안내 시스템을 더 포함하며, 상기 빔 안내 시스템은 상기 레이저 소스와 상기 포커싱 요소 사이에 위치되는 치과 레이저 치료 시스템.
  9. 제8항에 있어서, 상기 빔 안내 시스템은 적어도 하나의 검류계를 포함하는 치과 레이저 치료 시스템.
  10. 제1항에 있어서, 상기 포커싱 요소로부터 하류에 배치되는 핸드피스 어셈블리를 더 포함하는 치과 레이저 치료 시스템.
  11. 제10항에 있어서, 상기 핸드피스 어셈블리 내에 배치되는 회전 미러를 더 포함하는 치과 레이저 치료 시스템.
  12. 제1항에 있어서, 핸드피스 어셈블리를 더 포함하며, 상기 포커싱 요소는 상기 핸드피스 어셈블리 내에 배치되는 치과 레이저 치료 시스템.
  13. 제1항에 있어서, 상기 레이저 소스는 상기 웨이스트 및 상기 포커싱 요소의 초점 길이에 적어도 부분적으로 기초하여 직경을 갖는 레이저 빔을 제공하도록 구성되며, 상기 레이저 빔 직경은 0.06 mm부터 5 mm까지의 범위 내인 치과 레이저 치료 시스템.
  14. 제1항에 있어서, 상기 포커싱 요소는 적어도 하나의 렌즈를 포함하는 치과 레이저 치료 시스템.
  15. 레이저 치과 치료를 수행하는 방법으로서,
    레이저 소스로부터 레이저 빔을 제공하는 단계;
    상기 레이저 빔이 웨이스트를 갖고 상기 웨이스트 주위에 센터링되는 적어도 5 mm의 치료 깊이를 제공하도록 서브시스템 포커싱 요소를 사용하여 상기 레이저 빔을 성형하는 단계; 및
    치아 경조직 상에서 치료를 수행하기 위해 요구되는 최소 에너지 밀도와 적어도 동일한 에너지 밀도를 치료 깊이에서 제공하는 단계
    를 포함하는 방법.
  16. 제15항에 있어서, 상기 웨이스트는 50 ㎛ 내지 500 ㎛의 범위 내인 방법.
  17. 제15항에 있어서, 상기 레이저 빔은 9 ㎛ 내지 12 ㎛의 범위 내의 파장을 갖는 방법.
  18. 제15항에 있어서, 상기 레이저 빔은 가우시안 빔 프로파일을 갖는 방법.
  19. 제15항에 있어서, 상기 레이저 빔은 탑 햇 빔 프로파일을 갖는 방법.
  20. 제15항에 있어서, 상기 성형하는 단계는 적어도 25 mm의 초점 거리에서 상기 레이저 빔의 웨이스트를 형성하기 위해 상기 포커싱 요소를 사용하는 단계를 포함하는 방법.
  21. 제20항에 있어서, 상기 초점 거리는 대략 135 mm인 방법.
  22. 제15항에 있어서, 상기 포커싱 요소로부터 하류에 있는 핸드피스 어셈블리 내에 배치되는 회전 미러를 사용하여 상기 레이저 빔을 회전시키는 단계를 더 포함하는 방법.
  23. 제15항에 있어서, 핸드피스 어셈블리 내에 배치되는 회전 미러를 사용하여 상기 레이저 빔을 회전시키는 단계를 더 포함하며, 상기 포커싱 요소는 또한 상기 핸드피스 어셈블리 내에 배치되는 방법.
  24. 제15항에 있어서, 상기 포커싱 요소는 적어도 하나의 렌즈를 포함하는 방법.
  25. 제15항에 있어서, 상기 레이저 소스로부터 상기 레이저 빔을 제공하는 단계는 상기 웨이스트 및 상기 포커싱 요소의 초점 길이에 적어도 부분적으로 기초하여 상기 레이저 빔의 직경을 조정하는 단계를 포함하며, 상기 레이저 빔 직경은 0.06 mm부터 5 mm까지의 범위 내인 방법.
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