WO2007129424A1 - 治療装置及び治療方法 - Google Patents

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Hitoshi Hatayama
Akira Inoue
Hiroshi Suganuma
Junji Kato
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Definitions

  • the present invention relates to a treatment apparatus and a treatment method.
  • the dental treatment device described in Patent Document 1 has a laser whose oscillation wavelength is in the range of 1.5 ⁇ m to 4 ⁇ m and whose pulse width is in the range of 250 ⁇ s to lms. Light is used to treat both hard tissues (enamel, dentin, etc.) and soft tissues (gingers, gingiva, etc.).
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 2004-57658
  • the oscillation wavelength of the laser beam used in the dental treatment device is 1.5 ⁇ ⁇ .
  • the laser light in the oscillation wavelength range of 1.5 m to 4 ⁇ m is easily absorbed by moisture (see Fig. 4), so when treating soft tissues of teeth, It was difficult to obtain a good hemostatic effect.
  • the present invention has been made to solve the above problems, and is capable of treating both hard tissue and soft tissue at a treatment site and obtaining a good hemostatic effect. And it aims at providing the treatment method.
  • a treatment apparatus includes a first light emitting element that emits laser light having a specific wavelength in a range of 400 nm to 420 nm, and a first light collecting light that is collected from the first light emitting element. And a first output means for outputting the laser light output from the first light emitting element and condensed by the first condenser lens.
  • the laser light output from the light emitting element is in the range of the specific wavelength ⁇ force S400 nm to 420 nm. It is well absorbed by the proteins contained in the weaving and instantaneously changes to thermal energy, causing the irradiated site to evaporate. Further, since the laser light of 400 nm to 420 nm is well absorbed by hemoglobin and myoglobin in the soft tissue, the soft tissue at the treatment site can be transcribed. Thus, this treatment apparatus can treat both hard tissue and soft tissue at the treatment site.
  • the wavelength range of the laser light is in the range of 00 nm to 420 nm, the absorption coefficient of water is low, and an appropriate denatured layer is formed around the irradiated area where tissue permeability is higher than that of mid-far infrared light. And can be expected to have a hemostatic effect.
  • the first output means is an optical fiber that inputs and guides the laser beam collected by the first condenser lens to the incident end and outputs the output end force. It is preferred that there be. In this case, the propagation of the laser beam is facilitated, and the transmission loss that occurs when the laser beam is guided can be suppressed.
  • the numerical aperture at the light output end of the first output means is smaller than 0.14. In this case, the effect of evaporating the treatment site can be enhanced, and the incision efficiency can be improved.
  • N first light emitting elements S each outputting laser light of a specific wavelength.
  • optical fiber F is bundled at the exit end.
  • N is an integer greater than or equal to 2
  • n is any integer greater than or equal to 1 and less than or equal to N.
  • the first light emitting element S and the first condenser lens L are provided on a one-to-one basis with respect to the optical fiber F.
  • the efficiency of optical coupling to the incident end of F can be increased.
  • the laser light output from each first light emitting element S is collected by the corresponding first condenser lens L, enters the incident end of the corresponding optical fiber F, and is guided by the optical fiber F. Then, the light is efficiently emitted from the emission end of the optical fiber F to the outside. Furthermore, since the optical fiber F is bundled at the exit end, the laser light output from the first light emitting element S force is collected, and laser light with high power density is collected. Obtainable.
  • the treatment device comprise a control unit for controlling the power of the laser light output from the first light emitting element s n are preferred.
  • the laser light power can be adjusted according to the need for treatment, and the performance and applicability of the apparatus can be improved.
  • a non-contact temperature sensor that detects the temperature of a portion irradiated with laser light output from the emission end is attached to the emission end of the optical fiber F, and the control unit It is preferable to control the power of the laser beam that also outputs the first light-emitting element S force based on the temperature result detected by the non-contact temperature sensor. In this case, damage to tissues other than the irradiated region can be suppressed by precisely managing the temperature rise at the irradiated region and controlling the power of the output laser beam.
  • the control unit controls the laser light output from the first light emitting element S so that the irradiation intensity of the laser light output by the first light emitting element S is temporally changed. It is preferable to control the power. In this case, the damage to the tissue other than the irradiated region can be suppressed by controlling the power of the output laser beam.
  • a second light emitting element that emits laser light of a specific wavelength 2 in the range of ⁇ lOOOnm
  • a second condensing lens that condenses the laser light output from the second light emitting element
  • a second light emitting element card It is preferable to further include a second output unit that outputs the laser beam output from the laser beam and collected by the second condenser lens.
  • the laser light having a specific wavelength in the range of 800 nm to 1000 nm has high tissue permeability, an appropriate denatured layer can be formed around the irradiated site, and the hemostatic effect can be enhanced.
  • the control unit adjusts the power of the laser light output by the second light emitting element so as to change temporally the irradiation intensity of the laser light output by the second light emitting element. Is preferably controlled. In this case, the damage to the tissue other than the irradiated region can be suppressed by controlling the power of the output laser beam.
  • the first output means and the second output means may irradiate the laser beams so that the output laser beams overlap each other spatially. Is preferred.
  • the treatment apparatus in the irradiation spots formed by the respective laser beams output from the first output means and the second output means, the vicinity of the center of the irradiation spot and the peripheral portion thereof are mutually connected. It is preferable that the first output means and the second output means irradiate laser beams having different wavelengths. In this case, two types of laser beams having specific wavelengths can be easily handled, and treatment can be performed more effectively.
  • the first output means irradiates the peripheral portion of the irradiation spot with laser light.
  • a specific wavelength ⁇ is applied to the treatment site along the laser beam scanning direction.
  • the treatment method according to the present invention has a specific wavelength of 400 ⁇ ! It is characterized by treating at least one of a hard tissue and a soft tissue at a treatment site by irradiating a laser beam of ⁇ 420 nm.
  • the specific wavelength is 400 ⁇ !
  • the laser light is well absorbed by the protein contained in the hard tissue at the treatment site, so the energy of the absorbed laser light instantaneously becomes thermal energy. Instead, the treatment site can be treated by evaporating the hard tissue.
  • the laser light of 400 nm to 420 nm is irradiated to the soft tissue at the treatment site, the laser light is well absorbed by hemoglobin and myoglobin, so that it can be transpired and incised.
  • this laser light is less absorbed by water and has a relatively high tissue permeability, a modified layer with an appropriate thickness can be formed.
  • the treatment method according to the present invention has a specific wavelength of 400 ⁇ ! ⁇ 420nm laser light and specific wavelength 800 ⁇ ! ⁇ IOOOnm laser light is irradiated to treat at least one of hard tissue and soft tissue (excluding humans) at a treatment site.
  • the specific wavelength is 800 ⁇ ! ⁇ LOOOnm laser beam is treated Since it has a hemostatic effect on the position, it can be treated more effectively by using laser beams of both specific wavelengths.
  • the specific wavelength is 400 ⁇ ! It is preferable that the irradiation intensity of the laser beam of ⁇ 420 nm is changed temporally based on the temperature of the treatment site. In this case, by adjusting the irradiation intensity of the laser beam suitable for the treatment site, it is possible to suppress the occurrence of cracks and carbonization at the treatment site that is likely to occur when continuous irradiation is performed. Can reduce damage to normal tissue.
  • the specific wavelength is 400 ⁇ ! It is preferable to irradiate at least one of laser light having a wavelength of ⁇ 420 nm and a specific wavelength of 800 ⁇ m to 1000 nm by temporally changing the irradiation intensity based on the temperature of the treatment site.
  • the irradiation intensity of the laser beam suitable for the treatment site it is possible to suppress the occurrence of cracks and carbonization in the treatment site that is likely to occur when continuous irradiation is performed. Normal damage to the tissue can be suppressed.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a dental treatment apparatus according to a first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram showing a light absorption spectrum of dentin.
  • FIG. 3 is a diagram showing an absorption spectrum of water.
  • FIG. 4 is a diagram showing the relationship between the temperature rise of bovine dentin and time.
  • FIG. 5 is a diagram showing pulse irradiation of laser light.
  • FIG. 6 is a diagram showing irradiation conditions of Examples 1 to 4.
  • FIG. 7 is a diagram showing the irradiation results of Examples 5 to 7.
  • FIG. 8 is a configuration diagram of a treatment apparatus according to a second embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram showing a light absorption spectrum of oxygen hemoglobin.
  • FIG. 10 is a diagram showing irradiation conditions of Examples 8 to 10 and Comparative Example 11.
  • FIG. 11 is a diagram showing irradiation results of Examples 8 to 10 and Comparative Example 11.
  • FIG. 12 is a diagram showing a configuration of irradiation spots.
  • FIG. 13 is a view showing a modification of the irradiation spot.
  • first condensing lens F to F ... optical fiber (first output means).
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a dental treatment apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the dental treatment device 1 includes an irradiation unit 10, a temperature detection unit 20, and a control unit 30.
  • the irradiation unit 10 includes N first light emitting elements S to S, N first condenser lenses L to L, and N optical fibers (first output means) F to F. It consists of a one-to-one combination.
  • N is an integer of 2 or more
  • n appearing later is an arbitrary integer of 1 or more and N or less.
  • the first light emitting elements S to S, the first condenser lenses L to L, or the optical fibers F to F are preferably equivalent ones.
  • the optical fibers F are bundled and held by the rule 12.
  • the first light emitting element S is an element that outputs laser light having a specific wavelength in a range of 400 nm to 420 nm, and preferably a laser having a specific wavelength in a range of 400 nm to 420 nm. It includes a semiconductor laser element that outputs light.
  • the first condenser lens L has both lens surfaces convex, and is disposed between the first light emitting element S and the optical fiber F. The light output from the child S n is collected and incident on the incident end of the optical fiber F n .
  • the optical fiber F is provided on a one-to-one basis with respect to the first light emitting element S and the first condenser lens L, and the incident end of the optical fiber F passes through the first condenser lens L and the first light emitting element. It is optically connected to S, and its exit end is bundled and held by ferrule 12.
  • the temperature detection unit 20 includes a non-contact temperature sensor 22 and a wire 24.
  • the non-contact temperature sensor 22 is attached to the emitting end of the optical fiber F of the irradiating unit 10, and emits far-infrared rays emitted from a portion (irradiating portion) that emits laser light output from the emitting end force. Detect without contact.
  • the non-contact temperature sensor 22 is connected to the control unit 30 via the wire 24. Accordingly, the temperature data detected by the non-contact temperature sensor 22 is transmitted to the control unit 30 through the wire 24.
  • the control unit 30 is provided on the first light emitting element S side of the dental treatment apparatus 1, and controls the power of light output from each of the N first light emitting elements S to S. That is, the control unit 30
  • the power of the output laser beam is controlled by changing the irradiation intensity of the output laser beam over time.
  • the hard tissue of a tooth is composed of dentin, enamel and cementum, and most of them are occupied by dentin and enamel.
  • Dentin is the main component of the dental hard tissue, and its components are 69% mineral, 18% organic, and 13% water by weight.
  • Enamel on the other hand, consists of 96% minerals, 2% organics and 2% moisture by weight.
  • FIG. 2 is a diagram showing a light absorption spectrum of dentin (thickness: 900 m). As shown in the figure, the absorption coefficient of dentin tends to increase with shorter wavelengths. Medically, it is said that light with a wavelength shorter than 400 nm (that is, ultraviolet light, etc.) may destroy the DNA of living organisms. Use light with a wavelength shorter than 400 nm for treatment. Is not desirable.
  • the laser beam of the dental treatment apparatus 1 according to this embodiment has a wavelength range of 400 ⁇ ! ⁇ Four Since it is in the range of 20 nm, there is little adverse effect on the living body. Further, as shown in FIG.
  • the dentin has a light absorption peak in the vicinity of the wavelength of 405 nm at a wavelength longer than 400 nm. For this reason, the laser light is well absorbed and instantaneously changes to heat, and the irradiated site (ie, the treatment site) can be evaporated. As a result, if there is a lesion such as a caries in the irradiated region, it can be removed and a therapeutic effect is brought about.
  • the compositional component of the soft tissue of teeth for example, gingiva
  • a laser beam with a wavelength having a certain degree of tissue penetrability that absorbs water to some extent is suitable.
  • the laser light having a specific wavelength of 400 nm to 420 nm used in the dental treatment apparatus 1 has low absorption due to moisture.
  • it has moderate thread and weave permeability that is highly absorbed by hemoglobin and myoglobin. As a result, the laser irradiation site can be incised with good hemostasis.
  • a dental treatment method using the dental treatment device 1 will be described below.
  • FIG. 4 shows the position where the laser beam irradiation power is 1.7 W, the power density is 30 WZmm 2 , the irradiation beam diameter is 270 ⁇ m, the room temperature is 30 ° C, and the temperature measurement point is 600 ⁇ m away from the irradiation center.
  • FIG. 6 is a diagram showing the relationship between the time and temperature rise when laser light having a wavelength of 405 nm is irradiated onto bovine dentin for 5 seconds under such conditions.
  • the horizontal axis indicates the time relative to the start of irradiation, and the vertical axis indicates the temperature.
  • the pulse irradiation treatment method that changes the irradiation intensity suppresses the generation of cracks and carbonization at the treatment site.
  • the irradiation off time t when performing such pulse irradiation treatment, the irradiation off time t
  • the treatment area may be cooled with water or cold air. In this way, more efficient treatment is possible.
  • the non-contact temperature sensor 22 of the temperature detection unit 20 is used to detect far-infrared rays emitted from the treatment site by the non-contact temperature sensor 22 to manage the temperature of the treatment site. Specifically, far-infrared light that also generated the treatment site force is detected by the non-contact temperature sensor 22 in a non-contact manner, and the detection result is transmitted to the control unit 30 via the wire 24. Then, the control unit 30 adjusts, for example, the on-Z off time of the laser light output from the first light emitting element S based on the transmitted temperature result, or the laser from which the first light emitting element S force is also output. The average power of the laser beam to be output is controlled by changing the light emission intensity with time.
  • the irradiation on time t and the irradiation off time t are not necessarily constant values.
  • T T, t as appropriate depending on the condition of the treatment site (eg temperature)
  • Irradiation may be performed while changing 1 2.
  • a wavelength band force ⁇ ⁇ ! Irradiate laser light of ⁇ 420nm.
  • Laser light in this wavelength range has a high degree of penetrability into soft tissues, so that when irradiated with laser light, the irradiated site is transpired and incised, and a denatured layer with an appropriate thickness is formed, resulting in good hemostasis. An effect is also obtained.
  • the dental treatment apparatus 1 includes a light emitting element that emits laser light having a specific wavelength of 400 ⁇ m to 420 ⁇ m, and the laser light having a wavelength of 400 / z ⁇ to 420 / ⁇ m. Is well absorbed by the protein in the dentin and has more characteristics of moderate penetrability into soft tissue, so that both hard and soft tissues of teeth can be treated.
  • the first condensing lens L and the optical fiber F corresponding to the first light emitting element S are provided in the dental treatment apparatus 1 on a one-to-one basis, the first light emitting element S force The efficiency of optical coupling to the incident end of the optical fiber F can be increased. For this reason, the laser light output from the first light emitting element S force is collected by the corresponding first condenser lens L, enters the incident end of the corresponding optical fiber F, is guided by the optical fiber F, The light is efficiently emitted from the output end of the optical fiber F to the outside.
  • the optical fiber F is bundled at the exit end, the laser light from which the first light emitting element S force is also output is collected, the arrangement density at the exit end of the optical fiber F is increased, and the high power density is increased.
  • the laser beam can be obtained and the effect of enhancing the performance and applicability of the dental treatment apparatus 1 can be expected.
  • the use of the optical fiber F facilitates the propagation of the laser light and can suppress the transmission loss that occurs when the light is guided. Further, since the optical fiber F is bundled at the exit end, workability can be improved when the dental treatment apparatus 1 is manufactured, and handling of the apparatus during treatment is facilitated. In addition, the use of an inexpensive and compact semiconductor light-emitting element for the first light-emitting element S can reduce the size and cost of the dental treatment apparatus 1.
  • the laser light under the irradiation conditions of Example 2 to Example 4 is the hard tissue of the tooth. It was proved that it has a treatable effect.
  • the irradiation conditions of Example 1 are considered to be insufficient conditions for treatment with low laser beam density.
  • Example 5 is tuna as a representative example of soft tissue rich in lipids
  • Example 6 is used as a representative example of muscle tissue
  • Example 7 is a lever as a representative example of tissue rich in hemoglobin.
  • laser light having a wavelength of force 05Nm, power 1. 7W, beam diameter 2 70 ⁇ m, power density is 30WZmm 2, irradiation time 1.0 seconds, the irradiation conditions sweep rate is 1. OmmZs, these soft tissues An incision was made.
  • FIG. 8 is a configuration diagram of the treatment apparatus according to the second embodiment.
  • the treatment apparatus 2 includes a first irradiation unit 40, a second irradiation unit 50, a temperature detection unit 20, and a control unit 30.
  • the first irradiator 40 (l) outputs five first light emitting elements 42 that emit laser light having a specific wavelength in the range of 400 nm to 420 nm, and (2) outputs from the first light emitting elements 42.
  • Five first condensing lenses 44 that collect laser light, and (3) laser light output from the first light emitting element 42 and condensed by the first condensing lens 44 is input to the incident end.
  • the five first optical fibers (first output means) 46 that guide light and output from the exit end are configured in a one-to-one combination.
  • the second irradiation unit 50 (l) emits laser light having a specific wavelength in the range of 800 nm to 1000 nm.
  • the first light-emitting element 42 and the second light-emitting element 52 are elements that output light, and preferably include semiconductor laser elements that output laser light.
  • the first condenser lens 44 and the second condenser lens 54 have both convex surfaces, and each has a specific wavelength ⁇ emitted from the first light emitting element 42 and a specific wavelength emitted from the second light emitting element 52. Condensing laser light of ⁇
  • One end (outgoing end) of the first optical fiber 46 and the second optical fiber 56 is bundled and held by the ferrule 14, and the other ends are respectively the first condensing lens 44 and the second condensing lens.
  • the first light-emitting element 42 and the second light-emitting element 52 are optically connected via
  • the numerical apertures at the light output ends of the first optical fiber 46 and the second optical fiber 56 are smaller than 0.14.
  • the force described in the example in which the light output from the optical fiber is directly applied to the yarn and the weave. May be adjusted.
  • the numerical aperture at the light output end of the output means is the light output end of the output means immediately before the tissue is irradiated.
  • the structure, installation, and the like of the temperature detection unit 20 are the same as those in the first embodiment described above, and thus redundant description is omitted.
  • the control unit 30 is provided on the first light emitting element 42 side and the second light emitting element 52 side of the treatment device 2 and is detected by the non-contact temperature sensor 22 and based on the temperature result of the irradiated part transmitted by the wire 24.
  • the power of the laser light output from these light emitting elements is controlled so that the irradiation intensity of each laser light output from the first light emitting element 42 and the second light emitting element 52 is temporally changed. To do.
  • FIG. 9 is a diagram showing a light absorption spectrum of oxygen hemoglobin.
  • the absorption coefficient of oxygen hemoglobin tends to increase as the wavelength decreases. It is said that light with a wavelength shorter than 400 nm may destroy biological DNA. Therefore, it is desirable to use light with a wavelength shorter than 400 nm for treatment! /.
  • the wavelength is 400 ⁇ ! ⁇ 420 nm is well absorbed by oxygen hemoglobin.
  • the laser light of that wavelength is absorbed by oxygen hemoglobin, which is abundant in the blood in the soft tissue, and instantly changes to heat, effectively evaporating the soft tissue. Can do.
  • an effect of efficiently cutting the soft tissue is obtained.
  • the laser beam having the wavelength is well absorbed by moglobin into oxygen, blood can be coagulated and the hemostatic effect can be immediately enhanced.
  • laser light with a specific wavelength in the range of 800 nm to 1000 nm is used to immerse living tissue.
  • a denatured layer having an appropriate thickness can be formed around the irradiated site, and the hemostatic effect can be enhanced.
  • the laser light wavelength, beam diameter, beam divergence angle, and numerical aperture at the laser light output end Laser light was irradiated under the four types of irradiation conditions, and the transpiration depth of the tissue was measured. For comparison, irradiation with semiconductor laser light with a wavelength of 930 nm was performed. Irradiation was performed with the laser beam focused on the soft tissue surface of tuna and scanning conditions of ImmZs.
  • the irradiation with the laser beam having a wavelength of 930 nm does not show the transpiration of the yarn and the weave (see Comparative Example 11), and the laser beam having the wavelength of 400 nm to 420 nm is efficiently used in the structure.
  • the wavelength is 400 ⁇ ! It was proved that laser light of ⁇ 420nm has the effect of cutting tissue efficiently.
  • a laser beam having a specific wavelength ⁇ and a specific wavelength ⁇ are applied to a treatment site.
  • the central portion 60a and the peripheral portion 60b of the irradiation spot 60 And irradiate laser beams having different wavelengths.
  • the central portion 60a of the irradiation spot 60 is irradiated with laser light having a specific wavelength, and the outer frame of the irradiation spot 60 is irradiated.
  • the peripheral edge 60b is irradiated with laser light having a specific wavelength ⁇ .
  • the treatment site is first irradiated with the laser beam of 400 nm to 420 nm at the peripheral portion 60b of the irradiation spot 60. Is done. For this reason, the treatment site is transpired and incised. Subsequently, by scanning the irradiation spot 60, a laser beam of 800 nm to: LOOOnm in the central portion 60a of the irradiation spot 60 is irradiated to the treatment site.
  • This 800 nm to 1000 nm laser light has a high transmittance to living tissue, and thus has the effect of hemostasis the incised treatment site.
  • 400 ⁇ ! Irradiating with ⁇ 420nm laser light reduces the excess of infrared light in the tissue, and the wavelength range is 800 ⁇ !
  • the absorption rate near the incision of near-infrared light that is ⁇ lOOOnm increases.
  • 400 ⁇ ! A laser beam with a specific wavelength is irradiated on a treatment site irradiated with a laser beam of ⁇ 420 nm.
  • a laser beam having a specific wavelength and a laser beam having a specific wavelength are used in combination.
  • the laser light may be irradiated simultaneously in time or alternately.
  • the first light emitting element 42 and the second light emission are transmitted via the control unit 30 based on the temperature of the treatment site detected by the temperature detecting unit 20 as in the first embodiment. It is preferable to control the power of the laser light output from each of the elements 52 or change the irradiation intensity of the laser light output from these light emitting elements over time. In this case, by adjusting the irradiation intensity of the laser beam adapted to the treatment site, it is possible to suppress the occurrence of cracks and carbonization at the treatment site, which is likely to occur when continuous irradiation is performed. Can reduce damage to normal tissue.
  • the laser beam with a specific wavelength output from the first optical fiber 46 and the laser beam with a specific wavelength output from the second optical fiber 56 are used.
  • the laser beam is not spatially overlapped with each other but separated by a predetermined distance, the laser beam with the specific wavelength ⁇ is first, and the laser beam with the specific wavelength ⁇ is later, along the scanning direction indicated by the arrow. It is arranged to irradiate the treatment site.
  • the laser beam with the specific wavelength ⁇ is firstly recorded along the scanning direction indicated by the arrow.
  • the laser beam is arranged to irradiate the treatment site later.
  • the central portion 60c of the irradiation spot 60 is irradiated with laser light having a specific wavelength output from the second optical fiber 56, and the peripheral portion 60d thereof is irradiated with the first portion.
  • the central portion 60c and the peripheral portion 6 Od are separated by a blank area formed in an annular shape without irradiating the two laser beams.
  • the existence of the above blank area is not essential.
  • Part of the area irradiated with the laser beam may overlap.
  • the present invention is not limited to the above embodiment.
  • the dental treatment device 1 has been described as the treatment device.
  • the treatment device is not limited to the dental treatment device 1. It can also be used as a semiconductor laser knife or other treatment device.
  • both hard tissue and soft tissue at the treatment site can be treated, and a good hemostatic effect can be obtained.

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Abstract

　歯科治療装置１は、照射部１０と温度検出部２０と制御部３０とを備えている。照射部１０は、Ｎ個の第１発光素子Ｓ１～ＳＮと、Ｎ個の第１集光レンズＬ１～ＬＮと、Ｎ本の光ファイバＦ１～ＦＮとが１対１の組み合わせにより構成されており、照射部１０の出力側には、光ファイバＦｎは束ねられている。第１発光素子Ｓｎは、４００ｎｍ～４２０ｎｍの範囲にある特定波長λのレーザ光を出力する素子である。温度検出部２０は、非接触温度センサ２２とワイヤ２４とから構成されている。非接触温度センサ２２は出射端から出力されるレーザ光を照射する部位の温度を検出する。

Description

明 細 書
治療装置及び治療方法
技術分野
[0001] 本発明は、治療装置及び治療方法に関する。
背景技術
[0002] 治療装置として、治療部位の硬組織だけではなく治療部位の軟組織も治療できる 装置が要求されている。一例として、例えば特許文献 1に記載されている歯科治療装 置は、発振波長が 1. 5 μ m〜4 μ mの範囲内であり、パルス幅が 250 μ s〜lmsの範 囲内であるレーザ光を用いて、歯の硬組織 (エナメル質、象牙質等)及び軟組織 (歯 茎、歯肉等)の双方を治療するものである。
特許文献 1：特開 2004— 57658号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0003] し力しながら、上記の歯科治療装置に用いられるレーザ光の発振波長が 1. 5 μ ηι
〜4 μ mの範囲内であり、この 1. 5 m〜4 μ mの発振波長域のレーザ光は水分によ く吸収されやすい（図 4参照)ため、歯の軟組織を治療する際に、良好な止血効果を 得ることは困難であった。
[0004] 本発明は、上記問題点を解消する為になされたものであり、治療部位の硬組織及 び軟組織の双方を治療することができると共に、良好な止血効果を得ることができる 治療装置及び治療方法を提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0005] 本発明に係る治療装置は、 400nm〜420nmの範囲にある特定波長え のレーザ 光を発する第 1発光素子と、第 1発光素子から出力されるレーザ光を集光する第 1集 光レンズと、第 1発光素子から出力されて第 1集光レンズにより集光されたレーザ光を 出力する第 1出力手段と、を備えることを特徴とする。
[0006] 本発明に係る治療装置では、発光素子から出力されたレーザ光は、特定波長 λ 力 S400nm〜420nmの範囲にあるため、レーザ光のエネルギーが治療部位の硬組 織中に含まれる蛋白質に良く吸収され、瞬間的に熱エネルギーに変わり、照射部位 を蒸散させる。また、この 400nm〜420nmのレーザ光は、軟組織中のヘモグロビン 、ミオグロビンに良く吸収されるため、治療部位の軟組織の蒸散も可能である。このよ うに、この治療装置は治療部位の硬組織及び軟組織の双方を治療することができる 。また、レーザ光の波長域力 00nm〜420nmの範囲にあるので、水の吸収係数は 低ぐ中'遠赤外光に比べ組織浸透性が高ぐ照射部位の周囲に適度な変性層を形 成することができ、止血効果が期待できる。
[0007] 本発明に係る治療装置では、第 1出力手段は、第 1集光レンズにより集光されたレ 一ザ光を入射端に入力して導光し、出射端力 出力する光ファイバであることが好適 である。この場合には、レーザ光の伝搬が容易となると共に、レーザ光を導光する際 に発生する伝送損失を抑制することができる。
[0008] 本発明に係る治療装置では、第 1出力手段の光の出力端における開口数が 0. 14 よりも小さいことが好適である。この場合には、治療部位を蒸散させる効果を高めるこ とができ、切開効率の向上を図ることができる。
[0009] 本発明に係る治療装置では、（1)特定波長え のレーザ光を各々出力する N個の 第 1発光素子 S
1〜S と、（2) N個の第 1発光素子 S
N 1〜S に対して 1対 1に設けられ、
N
各々対応する第 1発光素子から出力されるレーザ光を集光する N個の第 1集光レン ズ L〜L と、（3) N個の第 1発光素子 S〜S力 出力されて第 1集光レンズ L
I N I N I〜L
N
により集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し出射端力 出力する N本の光 ファイバ F〜Fとを備え、光ファイバ Fは出射端で束ねられていることが好適である
1 N n
。ただし、 Nは 2以上の整数、 nは 1以上 N以下の任意の整数。
[0010] 本発明に係る治療装置では、光ファイバ Fに対して 1対 1に第 1発光素子 Sと第 1 集光レンズ Lとがそれぞれ設けられているので、第 1発光素子 S力も光ファイバ Fの 入射端への光結合の効率を高くすることができる。そして、各々の第 1発光素子 Sか ら出力されたレーザ光は、対応する第 1集光レンズ Lにより集光され、対応する光フ アイバ Fの入射端に入射し、光ファイバ Fにより導光され、光ファイバ Fの出射端か ら外部へ効率良く出射される。さらに、光ファイバ Fは出射端で束ねられているため、 第 1発光素子 S力 出力されたレーザ光がまとめられ、高パワー密度のレーザ光を 得ることができる。
[ooii] 本発明に係る治療装置では、第 1発光素子 snから出力されるレーザ光のパワーを 制御する制御部を備えることが好適である。この場合には、治療の必要に応じてレー ザ光のパワーを調整することができ、装置の性能及び応用性を向上することができる
[0012] 本発明に係る治療装置では、光ファイバ Fの出射端には、その出射端から出力さ れるレーザ光を照射する部位の温度を検出する非接触温度センサが取り付けられて おり、制御部は、非接触温度センサにて検出した温度結果に基づいて、第 1発光素 子 S力も出力されるレーザ光のパワーを制御することが好適である。この場合には、 精密に照射部位の温度上昇を管理し、出力されるレーザ光のパワーを制御すること により、照射部位以外の組織へのダメージを抑制することができる。
[0013] 本発明に係る治療装置では、制御部は、第 1発光素子 S力 出力されるレーザ光 の照射強度を時間的に変化させるように、第 1発光素子 Sから出力されるレーザ光の パワーを制御することが好適である。この場合には、出力されるレーザ光のパワーを 制御することにより、照射部位以外の組織へのダメージを抑制することができる。
[0014] 本発明に係る治療装置では、 800ηπ！〜 lOOOnmの範囲にある特定波長え 2のレ 一ザ光を発する第 2発光素子と、第 2発光素子から出力されるレーザ光を集光する第 2集光レンズと、第 2発光素子カゝら出力されて第 2集光レンズにより集光されたレーザ 光を出力する第 2出力手段と、をさらに備えることが好適である。
[0015] 800nm〜1000nmの範囲にある特定波長え 2のレーザ光は、組織浸透性が高い ので、照射部位の周囲に適度な変性層を形成することができ、止血効果を高めること ができる。
[0016] 本発明に係る治療装置では、制御部は、第 2発光素子力 出力されるレーザ光の 照射強度を時間的に変化させるように、第 2発光素子力 出力されるレーザ光のパヮ 一を制御することが好適である。この場合には、出力されるレーザ光のパワーを制御 することにより、照射部位以外の組織へのダメージを抑制することができる。
[0017] 本発明に係る治療装置では、第 1出力手段及び第 2出力手段が、それぞれ出力さ れるレーザ光が空間的に互いに重なるようにそれぞれのレーザ光を照射することが 好適である。
この場合には、特定波長え と特定波長え とのレーザ光を併用することにより、より効
1 2
果的に治療することができる。
[0018] 本発明に係る治療装置では、第 1出力手段及び第 2出力手段から出力されるそれ ぞれのレーザ光により形成された照射スポットにおいて、照射スポットの中央近傍と周 縁部とで互いに波長が異なるレーザ光を第 1出力手段及び第 2出力手段が照射する ことが好適である。この場合には、 2種類の特定波長のレーザ光を容易に扱うことでき 、より効果的に治療することができる。
[0019] 本発明に係る治療装置では、第 1出力手段がレーザ光を照射スポットの周縁部に 照射することが好適である。この場合には、レーザ光の走査方向に沿って治療部位 に特定波長 λ
1のレーザ光を先に照射し、その後に特定波長 λ のレ
2 ーザ光を照射 することができ、良好な蒸散効果及び止血効果が得られる。
[0020] 本発明に係る治療方法は、特定波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光を照射すること により、治療部位の硬組織及び軟組織のうち少なくともいずれかを治療することを特 徴とする。
[0021] 本発明に係る治療方法では、特定波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光を治療部位 の硬組織に照射したときに、レーザ光が治療部位の硬組織に含まれる蛋白質に良く 吸収されるため、吸収されるレーザ光のエネルギーが瞬間的に熱エネルギーに変わ り、硬組織を蒸散させることにより、治療部位を治療することができる。また、この 400 nm〜420nmのレーザ光を治療部位の軟組織に照射したときに、このレーザ光は、 ヘモグロビンやミオグロビンに良く吸収されるため蒸散させられ、切開することが可能 である。さらに、このレーザ光は水による吸収が小さく組織浸透性が比較的高いため 適度な厚さの変性層を
形成し、その結果、良好な止血効果が得られる。
[0022] 本発明に係る治療方法は、特定波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光及び特定波長 800ηπ！〜 lOOOnmのレーザ光を照射することにより、治療部位の硬組織及び軟組 織 (ヒトを除く）のうち少なくとも 、ずれかを治療することを特徴とする。
[0023] 本発明に係る治療方法では、特定波長 800ηπ！〜 lOOOnmのレーザ光が治療部 位に対する止血効果を有するため、両特定波長のレーザ光を併用することにより、よ り効果的に治療することができる。
[0024] また、本発明に係る治療方法では、特定波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光の照射 は、治療部位の温度に基づいて照射強度を時間的に変化させることが好適である。 この場合には、治療部位に適応するレーザ光の照射強度を調整することにより、連続 照射した場合に生じやすい治療部位でのクラックや炭化の発生を抑制することがで き、また、治療部位以外の正常組織へのダメージを抑えることができる。
[0025] また、本発明に係る治療方法では、特定波長 400ηπ！〜 420nmと特定波長 800η m〜1000nmとのうち少なく一方のレーザ光の照射は、治療部位の温度に基づいて 照射強度を時間的に変化させることが好適である。この場合には、治療部位に適応 するレーザ光の照射強度を調整することにより、連続照射した場合に生じやすい治 療部位でのクラックや炭化の発生を抑制することができ、また、治療部位以外の正常 組織へのダメージを抑えることができる。
発明の効果
[0026] 本発明によれば、治療部位の硬組織及び軟組織の双方を治療することができると 共に、良好な止血効果を得ることができる治療装置及び治療方法を提供することが できる。
図面の簡単な説明
[0027] [図 1]第 1実施形態に係る歯科治療装置の構成図である。
[図 2]象牙質の光吸収スペクトルを示す図である。
[図 3]水の吸収スペクトルを示す図ある。
[図 4]牛歯の象牙質の温度上昇と時間との関係を示す図である。
[図 5]レーザ光のパルス照射を示す図である。
[図 6]実施例 1〜4の照射条件を示す図である。
[図 7]実施例 5〜7の照射結果を示す図である。
[図 8]第 2実施形態に係る治療装置の構成図である。
[図 9]酸素ヘモグロビンの光吸収スペクトルを示す図である。
[図 10]実施例 8〜 10と比較例 11との照射条件を示す図である。 [図 11]実施例 8〜 10と比較例 11との照射結果を示す図である。
[図 12]照射スポットの構成を示す図である。
[図 13]照射スポットの変形例を示す図である。
符号の説明
[0028] 1…歯科治療装置 (治療装置)、 2…治療装置、 10· ··照射部、 20· ··温度検出部、 2 2…非接触温度センサ、 30· ··制御部、 42· ··第 1発光素子、 44· ··第 1集光レンズ、 4 6…第 1光ファイバ (第 1出力手段)、 52…第 2発光素子、 54…第 2集光レンズ、 5 6…第 2光ファイバ (第 2出力）、 60…照射スポット、 S〜S …第 1発光素子、 L〜L
…第 1集光レンズ、 F〜F …光ファイバ (第 1出力手段)。
発明を実施するための最良の形態
[0029] 以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態を詳細に説明す る。なお、図面の説明において同一の要素には同一符号を付し、重複する説明は省 略する。
[0030] (第 1実施形態）
以下、本実施形態に係る治療装置及び治療方法について歯科治療装置を用いて 説明する。なお、本発明に係る治療装置は歯科治療装置に限定されるものではない 。図 1は第 1実施形態に係る歯科治療装置 1の構成図である。同図に示すように、歯 科治療装置 1は、照射部 10と温度検出部 20と制御部 30とを備えている。
[0031] 照射部 10は、 N個の第 1発光素子 S〜S と、 N個の第 1集光レンズ L〜Lと、 N本 の光ファイバ（第 1出力手段) F〜Fとが 1対 1の組み合わせにより構成されている。 ここで、 Nは 2以上の整数であり、後に現れる nは 1以上 N以下の任意の整数である。 第 1発光素子 S〜S 、第 1集光レンズ L〜L、または光ファイバ F〜Fはそれぞれ 同等のものであるのが好適である。また、歯科治療装置 1の出力側では、光ファイバ Fは束ねられて、フ ルール 12により保持されている。
[0032] 第 1発光素子 Sは、 400nm〜420nmの範囲にある特定波長え のレーザ光を出 力する素子であって、好適には、 400nm〜420nmの範囲にある特定波長え のレ 一ザ光を出力する半導体レーザ素子を含む。第 1集光レンズ Lは、両方のレンズ面 が凸面であり、第 1発光素子 Sと光ファイバ Fとの間に配置されており、第 1発光素 子 Snから出力される光を集光し、光ファイバ Fnの入射端に入射させるものである。光 ファイバ Fは、第 1発光素子 Sと第 1集光レンズ Lとに対して 1対 1に設けられており 、光ファイバ Fの入射端は第 1集光レンズ Lを介して第 1発光素子 Sと光学的に接 続されており、出射端は束ねられ、フエルール 12により保持されている。
[0033] 温度検出部 20は、非接触温度センサ 22とワイヤ 24とから構成されている。具体的 には、非接触温度センサ 22は照射部 10の光ファイバ Fの出射端に取り付けられて おり、出射端力 出力されるレーザ光を照射する部位 (照射部位)から発する遠赤外 線を非接触で検出する。また、非接触温度センサ 22はワイヤ 24を介し、制御部 30に 接続されている。従って、非接触温度センサ 22にて検出した温度データがワイヤ 24 を通して制御部 30に送信される。
[0034] 制御部 30は、歯科治療装置 1の第 1発光素子 S側に設けられており、 N個の第 1 発光素子 S〜Sそれぞれ出力される光のパワーを制御する。すなわち、制御部 30
1 N
は、非接触温度センサ 22にて検出しワイヤ 24により送信された照射部位の温度結 果に基づいて、例えば、第 1発光素子 S力 出力されるレーザ光のオン Zオフ時間 を調整し、または第 1発光素子 S力 出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変 ィ匕させることにより、出力されるレーザ光のパワーを制御する。
[0035] ここで、歯科治療装置 1に用いられる特定波長 400nm〜420nmのレーザ光が歯 の硬組織及び軟組織の双方を治療することにつ ヽて説明する。
[0036] 歯の硬組織は、象牙質とエナメル質とセメント質とから構成されており、その多くは 象牙質とエナメル質とで占めている。象牙質は歯の硬組織の主体をなしており、その 成分は重量比では 69%の無機質、 18%の有機質および 13%の水分力もなつてい る。一方、エナメル質は重量比では 96%の無機質、 2%の有機質及び 2%の水分か らなっている。
[0037] 図 2は象牙質 (厚さは 900 m)の光吸収スペクトルを示す図である。同図に示すよ うに、象牙質の吸収係数は短波長ほど大きくなる傾向が見られる。医療上では、波長 400nmよりも短い波長の光 (すなわち、紫外線等）は、生体の DNAを破壊するおそ れがあると言われており、波長 400nmよりも短い波長の光を治療に使用することは望 ましくない。本実施形態に係る歯科治療装置 1のレーザ光は、波長域が 400ηπ！〜 4 20nmの範囲にあるので、生体に悪影響を与えることは少ない。また、図 2に示すよう に、 400nmよりも長い波長において、波長 405nm付近に象牙質は光吸収ピークを 有する。このため、レーザ光は良く吸収され、瞬間的に熱に変わり、照射部位 (すな わち、治療部位)を蒸散させることができる。これにより、照射部位に虫歯等の病変部 分がある場合、それを除去することができ治療効果をもたらす。
[0038] 一方、歯の軟組織 (例えば、歯肉）の組成成分の 80%が水分である。軟組織をレー ザ光で止血性良く切開するためには、水分による吸収がある程度低ぐある程度の組 織浸透性をもつ波長のレーザ光が適して 、る。歯科治療装置 1に用いられる特定波 長 400nm〜420nmのレーザ光は、図 3に示すように水分による吸収が低い。その一 方で、ヘモグロビンやミオグロビンによる吸収が高ぐ適度な糸且織浸透性をもつ。その 結果、レーザ照射部位を止血性良く切開することが可能である。
[0039] 以下に、上記の歯科治療装置 1を用いた歯科治療方法について説明する。
[0040] まず、歯の硬組織を治療する場合につ!ヽて、象牙質の切削を例として説明する。歯 科治療装置 1を用 、て象牙質の治療部位に特定波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光 を照射する。このとき、レーザ光のエネルギーが象牙質中の蛋白質に吸収され、瞬時 に熱に変換され、象牙質を蒸散させる。これにより、象牙質の切削は可能となる。な お、このとき、高熱により歯にクラックや炭化が発生しないよう、治療部位に断続的に レーザ光を照射することが好適である。すなわち、歯の象牙質に必要以上に連続照 射する場合、熱により歯の象牙質にはクラックや炭化が生じやすい。これらの発生を 防止するため、例えば、第
1発光素子 Sから出力されるレーザ光のオン Zオフ時間を調整し、または第 1発光素 子 S力 出力されるレーザ光の出射強度を時間的に変化させるのが好ましい。
[0041] 図 4は、レーザ光の照射パワーが 1. 7W、パワー密度が 30WZmm2、照射ビーム 径が 270 μ m、室温が 30°C、温度測定点が照射中心から 600 μ m離れた位置であ る条件で、波長 405nmのレーザ光を牛歯の象牙質に 5秒間照射したときの時間と温 度上昇との関係を示す図である。横軸は照射開始時を基準とする時間を示しており、 縦軸は温度を示している。同図に示すように、照射開始力も 0. 2秒以内の領域では 、象牙質の温度が急激に上昇し、 0. 2秒〜 0. 8秒の領域では、温度の上昇が緩や 力になった。そして、照射開始後 0. 8秒〜 1秒の領域では、象牙質の温度が再び急 激に上昇し、照射開始後 0. 9秒の時に象牙質の温度が 120°Cに達し、象牙質に掘 削の発生が確認された。さらに、照射開始後 1秒〜 5秒の領域では、象牙質の温度 が再び緩やかに上昇し続け、象牙質にクラック及び炭化が発生し、炭化領域が徐々 に拡大していき、照射開始 5秒後の温度は 180°Cに達していた。
[0042] 以上の結果に基づき、象牙質を治療する際に、例えば図 5に示すように、照射オン 時間 t (t =0. 9秒)と照射オフ時間 t (t = 2秒)とを一定周期で繰り返し断続的に
1 1 2 2
照射強度を変化させるパルス照射治療方法により、治療部位でのクラックや炭化の 発生を抑制する。また、このようなパルス照射治療する場合、照射オフ時間 tにおい
2 て、水または冷気を用いて治療部位を冷やしてもよい。このようにすれば、より効率の 良い治療が可能となる。
[0043] また、温度検出部 20の非接触温度センサ 22を用いて、治療部位から発せられる遠 赤外線を非接触温度センサ 22により検出し治療部位の温度を管理することが好適で ある。具体的には、治療部位力も発せられた遠赤外線を非接触温度センサ 22により 非接触で検出し、検出した結果をワイヤ 24を介して制御部 30に送信する。そして、 制御部 30は、送信された温度結果に基づいて、例えば、第 1発光素子 Sから出力さ れるレーザ光のオン Zオフ時間を調整し、または第 1発光素子 S力も出力されるレー ザ光の出射強度を時間的に変化させることにより、出力されるレーザ光の平均パワー を制御する。このようにすれば、より精密に治療部位の温度上昇を抑制することがで き、正常組織へのダメージの少ない治療を実現することができる。なお前記のように パルス照射する場合でも、照射オン時間 tと照射オフ時間 tとは必ずしも一定の値で
1 2
継続して行なわれる必要はなぐ治療部位の状況 (例えば温度）に応じて、適宜 t、 t
1 2 を変更しながら照射しても良い。
[0044] 同様に、例えば歯肉の切開などのように歯の軟組織を治療する際に、歯科治療装 置 1を用いて歯肉の照射部位に波長域力 ΟΟηπ！〜 420nmのレーザ光を照射する。 この波長域のレーザ光は、軟組織への浸透性がある程度高いため、レーザ光を照射 させることにより照射部位が蒸散し切開されるとともに、適度な厚さの変性層が形成さ れ、良好な止血効果も得られる。 [0045] 本実施形態によれば、歯科治療装置 1は特定波長 400 μ m〜420 μ mのレーザ光 を発する発光素子を備えており、この波長 400 /z πι〜420 /ζ mのレーザ光は、象牙 質中の蛋白質に良く吸収され、軟組織への適度な浸透性をもっという特徴を有する ため、歯の硬組織及び軟組織の双方を治療することができる。
[0046] また、歯科治療装置 1には、第 1発光素子 Sに対応する第 1集光レンズ Lと光ファ ィバ Fとが 1対 1に設けられているので、第 1発光素子 S力 光ファイバ Fの入射端 への光結合の効率を高くすることができる。このため、第 1発光素子 S力 出力され たレーザ光は、対応する第 1集光レンズ Lにより集光され、対応する光ファイバ Fの 入射端に入射し、光ファイバ Fにより導光されて、光ファイバ Fの出射端から外部へ 効率良く出射される。
[0047] また、光ファイバ Fは出射端で束ねられているため、第 1発光素子 S力も出力され たレーザ光がまとめられ、光ファイバ Fの出射端での配列密度が高くなり、高パワー 密度のレーザ光を得ることができ、歯科治療装置 1の性能及び応用性を高める効果 が期待できる。そして、光ファイバ Fの使用により、レーザ光の伝搬が容易となると共 に、導光する際に発生する伝送損失を抑制することができる。また、光ファイバ Fは 出射端で束ねられていることにより、歯科治療装置 1を製造する際に、作業性を向上 することができ、治療を行う際の装置の取扱いも容易となる。さらに、第 1発光素子 S に安価かつコンパクトな半導体発光素子の使用により、歯科治療装置 1の小型化や 低コスト化を図ること
ができる。
[0048] 以下、実施例により第 1実施形態をさらに詳細に説明する。
[0049] (実施例 1〜4)
まず、図 6に示すように、レーザ光の波長、照射パワー、ビーム径、パワー密度、照 射時間及び掃引速度という項目により構成された 4種類の照射条件でのレーザ光を 用いて、牛歯の象牙質に照射し、象牙質の切削を行った。
[0050] その結果として、実施例 1の照射条件では照射による象牙質の外観の変化が見ら れな力つたが、実施例 2〜4の照射条件では、象牙質の切削が確認できた。
[0051] 上記の結果により、実施例 2から実施例 4の照射条件でのレーザ光は、歯の硬組織 を治療可能な効果をもつことが実証できた。実施例 1の照射条件はレーザ光のパヮ 一密度が低ぐ治療には不十分な条件と考えられる。
[0052] (実施例 5〜7)
また、実施例 5は脂質を多く含む軟組織の代表例としてマグロ、実施例 6は筋肉組 織の代表例としてささみ、実施例 7はヘモグロビンを多く含む組織の代表例としてレ バーをそれぞれ用いて、レーザ光の波長力 05nm、パワーが 1. 7W、ビーム径が 2 70 ^ m,パワー密度が 30WZmm2、照射時間が 1. 0秒、掃引速度が 1. OmmZsと なる照射条件で、これらの軟組織の切開を実施した。
[0053] その結果、図 7に示すように、実施例 5〜7のサンプルの切開が確認できた。また、 全てのサンプルに適度な厚さの変性層が形成されており、止血性の良い切開ができ ることが期待できる。なお上記実施例ではヒト以外の歯、組織についての実験結果を 示した力 ヒトの歯および歯肉でも上記と同様の効果が得られることは明らかである。
[0054] (第 2実施形態）
次に、本実施形態に係る治療装置の第 2実施形態について説明する。図 8は第 2 実施形態に係る治療装置の構成図である。治療装置 2は、第 1照射部 40と第 2照射 部 50と温度検出部 20と制御部 30とを備えている。
[0055] 第 1照射部 40は、（l) 400nm〜420nmの範囲にある特定波長え のレーザ光を 発する 5個の第 1発光素子 42と、（2)第 1発光素子 42から出力されるレーザ光を集 光する 5個の第 1集光レンズ 44と、（3)第 1発光素子 42から出力されて第 1集光レン ズ 44により集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し、出射端から出力する 5 本の第 1光ファイバ (第 1出力手段) 46とがそれぞれ 1対 1の組み合わせにより構成さ れている。
[0056] 第 2照射部 50は、（l) 800nm〜1000nmの範囲にある特定波長え のレーザ光を
2
発する 5個の第 2発光素子 52と、 (2)第 2発光素子 52から出力されるレーザ光を集 光する 5個の第 2集光レンズ 54と、（3)第 2発光素子 52から出力されて第 2集光レン ズ 54により集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し、出射端から出力する 5 本の第 2光ファイバ (第 2出力手段） 56とがそれぞれ 1対 1の組み合わせにより構成さ れている。 [0057] 第 1発光素子 42と第 2発光素子 52とは、光を出力する素子であって、好適にはレ 一ザ光を出力する半導体レーザ素子を含む。第 1集光レンズ 44と第 2集光レンズ 54 とは、両方のレンズ面が凸面であり、それぞれ第 1発光素子 42から発する特定波長 λ のレーザ光と、第 2発光素子 52から発する特定波長 λ のレーザ光とを集光する
1 2
ものである
。第 1光ファイバ 46と第 2光ファイバ 56とは、その一端（出射端)が束ねられ、フェル ール 14により保持されており、その他端はそれぞれ第 1集光レンズ 44と第 2集光レン ズ 54とを介し、第 1発光素子 42と第 2発光素子 52と光学的に接続されている。
[0058] 治療装置 2では、第 1光ファイバ 46と第 2光ファイバ 56の光の出力端におけるそれ ぞれの開口数が 0. 14よりも小さいことが好適である。この場合には、レーザ光を狭い 領域に集中させることができるため、治療部位を蒸散させる効果を高めることができ、 切開効率の向上を図ることができる。なお上記実施形態 1、 2では光ファイバから出 力される光を直接糸且織に照射する例について説明した力 必要に応じこれらの光フ アイバの出力端にさらにレンズ等を設置してレーザ光を調整しても良い。この場合に は、前記出力手段の光の出力端における開口数とは、組織に照射される直前にある 出力手段の光の出力端に
おける開口数をさす。
[0059] 温度検出部 20の構造及び設置等は上記の第 1実施形態と同様のため、重複説明 を省略する。制御部 30は、治療装置 2の第 1発光素子 42及び第 2発光素子 52側に 設けられており、非接触温度センサ 22にて検出しワイヤ 24により送信された照射部 位の温度結果に基づいて、第 1発光素子 42及び第 2発光素子 52から出力されるそ れぞれのレーザ光の照射強度を時間的に変化させるようにこれらの発光素子から出 力されるレーザ光のパワーを制御する。
[0060] ここで、治療装置 2に用いられる 400nm〜420nmの範囲にある特定波長え のレ 一ザ光及び 800ηπ！〜 lOOOnmの範囲にある特定波長 λ のレーザ光が治療部位を
2
治療することについて説明する。
[0061] 図 9は酸素ヘモグロビンの光吸収スペクトルを示す図である。同図に示すように、酸 素ヘモグロビンの吸収係数は短波長ほど大きくなる傾向が見られる力 S、上述したよう に波長 400nmよりも短い波長の光は生体の DNAを破壊するおそれがあると言われ て 、るため、波長 400nmよりも短 、波長の光を治療に使用することは望ましくな!/、。 また、図 9【こ示すよう【こ波長 400mnよりも長!ヽ波長【こお!ヽて、波長域 400ηπ！〜 420 nmは酸素ヘモグロビンに良く吸収される。
[0062] 従って、波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光を治療部位に照射する際に、当該波長 のレーザ光は軟組織中の血液に多く含まれている酸素ヘモグロビンにより吸収され 瞬間的に熱に変わり、軟組織を効率的に蒸散させることができる。これにより軟組織 を効率的に切開する効果が得られる。また、当該波長のレーザ光は酸素へモグロビ ンに良く吸収されるため、血液を凝固させやすぐ止血効果を高めることができる。
[0063] また、 800nm〜1000nmの範囲にある特定波長え のレーザ光は、生体組織の浸
2
透性が高いので、照射部位の周囲に適度な厚みの変性層を形成することができ、止 血効果を高めることができる。
[0064] 以下、 400nm〜420nmの範囲にある特定波長え のレーザ光をもちいた実施例を 説明する。
[0065] (実施例 8〜： LOと比較例 11)
図 10に示すように、酸素ヘモグロビンと同様な吸収特性を持つミオグロビンを多く 含むマグロの軟組織を用いて、レーザ光の波長、ビーム径、ビーム広がり角及びレー ザ光出力端における開口数という項目により構成された 4種類の照射条件でレーザ 光を照射し、組織の蒸散深さを測定した。また、比較のため波長 930nmの半導体レ 一ザ光での照射を実施した。なお、照射はレーザ光の焦点をマグロの軟組織表面に 合わせ、 ImmZsの走査速度の条件で行った。
[0066] その結果、図 11に示すように波長 930nmのレーザ光での照射は糸且織の蒸散が見 られず (比較例 11を参照）、波長 400nm〜420nmのレーザ光が効率的に組織を蒸 散することが見られた（実施例 8〜 10を参照）。従って、波長 400ηπ！〜 420nmのレ 一ザ光が効率良く組織を切開する効果をもつことが実証できた。
[0067] また、波長 400nm〜420nmのレーザ光にお!、て、ビーム径及びビーム広がり角が 小さい場合に、より良い切開性が得られた。これは、ビーム径が小さい方が照射部分 の光パワー密度を高くすることができるため組織を蒸散させるために必要な光出力パ ヮ一の閾値を低くでき、ビーム広がり角が小さい方がより局所的に深く照射できるの で、組織表面力も深い位置でもパワー密度を高く保つことができ、より効率よく組織を 切開することができるからである。
[0068] 次に、治療装置 2を用いた治療方法について説明する。
[0069] まず、治療装置 2を用いて治療部位に特定波長 λ のレーザ光及び特定波長 λ の
1 2 レーザ光を照射する。このとき、レーザ光の走査方向に沿って治療部位に特定波長 λ のレーザ光を先に照射し、その後に特定波長え のレーザ光を照射することが好
1 2
適である。
[0070] すなわち、図 12に示すように、第 1光ファイバ 46及び第 2光ファイバ 56から出力さ れるレーザ光により形成された照射スポット 60において、照射スポット 60の中央部 60 aと周縁部 60bとで互いに波長が異なるレーザ光を照射する。具体的には、照射スポ ット 60の中央部 60aには特定波長え のレーザ光が照射され、照射スポット 60の外枠
2
である周縁部 60bには特定波長 λ のレーザ光が照射される。
[0071] このように形成された照射スポット 60を用いて治療部位にレーザ光を走査しながら 照射する際に、照射スポット 60の周縁部 60bの 400nm〜420nmのレーザ光が先に 治療部位に照射される。このため、治療部位が蒸散し切開されることとなる。続いて 照射スポット 60の走査により、照射スポット 60の中央部 60aの 800nm〜： LOOOnmの レーザ光が治療部位に照射される。この 800nm〜1000nmのレーザ光は生体組織 への透過率が高いため、切開された治療部位を止血する効果をもたらす。特に当該 治療部位に先に 400ηπ！〜 420nmのレーザ光が照射されるので、組織の赤外光の 過率が低下し、波長域 800ηπ！〜 lOOOnmである近赤外光の切開部近傍での吸収 率が高くなる。そして、このように先に 400ηπ！〜 420nmのレーザ光が照射された治 療部位に特定波長え のレーザ光が照射されることで、当該特定波長え のレーザ光
2 2 力 り多く吸収され、治療部位の止血効果を一層高めることができる。
[0072] このように、特定波長え のレーザ光及び特定波長え のレーザ光を併用することに
1 2
より、各々単独照射した場合に比べて良好な治療部位の切開性及び止血効果を同 時に得ることができる。なお、治療部位に照射する際に、特定波長え のレーザ光及 び特定波長え のレ
2 ーザ光を時間的には同時に照射してもよぐあるいは交互に照射 してちよい。
[0073] また、レーザ光を照射する時に、第 1実施形態と同様に温度検出部 20により検出さ れた治療部位の温度に基づいて制御部 30を介して第 1発光素子 42と第 2発光素子 52とから出力されるレーザ光のパワーをそれぞれ制御し、またはこれらの発光素子か ら出力されるレーザ光の照射強度を時間的に変化させることが好適である。この場合 には、治療部位に適応するレーザ光の照射強度を調整することにより、連続照射した 場合に生じやす 、治療部位でのクラックや炭化の発生を抑制することができ、また、 治療部位以外の正常組織へのダメージを抑えることができる。
[0074] 以下、第 1光ファイバ 46及び第 2光ファイバ 56から出力されるレーザ光により形成さ れた照射スポット 60の変形例について図 13を参照して説明する。図 13 (a)変形例で は、第 1光ファイバ 46から出力される特定波長え のレーザ光及び第 2光ファイバ 56 から出力される特定波長え のレ
2 ーザ光は、空間的に互いに重ならず所定距離で離 れた状態で、矢印に示す走査方向に沿って特定波長 λ のレーザ光が先に、特定波 長 λ のレーザ光が後に、治療部位を照射するように配置されて 、る。
2
[0075] 図 13 (b)の変形例では、第 1光ファイバ 46から出力される特定波長え のレーザ光 と第 2光ファイバ 56から出力される特定波長え のレーザ光とは、一部が空間的に互
2
いに重なった状態で、矢印に示す走査方向に沿って特定波長 λ のレーザ光が先に 、特定波長え のレ
2 ーザ光が後に、治療部位を照射するように配置されている。
[0076] 図 13 (c)の変形例では、照射スポット 60の中央部 60cには第 2光ファイバ 56から出 力される特定波長え のレーザ光が照射され、その周縁部 60dには第 1光ファイバ 46
2
から出力される特定波長え のレーザ光が照射される。そして、中央部 60cと周縁部 6 Odとは、 2つのレーザ光を共に照射せず環状に形成された空白領域により隔離され ている。もちろん上記空白領域の存在は必須ではなぐ特定波長え レ
2の ーザ光が照 射される領域と特定波長え
のレーザ光が照射される領域の一部が重なりあって 、ても良 、。
[0077] なお、本発明は上記実施形態に限定されるものではない。例えば、第 1実施形態に おいて治療装置として歯科治療装置 1を用いて説明したが、歯科治療装置 1に限ら ず、半導体レーザメスやその他の治療装置としても用いることが可能である。
産業上の利用可能性
本発明の治療装置及び治療方法では、治療部位の硬組織及び軟組織の双方を 治療することができると共に、良好な止血効果を得ることができる。

Claims

請求の範囲
[1] 400nm〜420nmの範囲にある特定波長 λェのレーザ光を発する第 1発光素子と、 前記第 1発光素子から出力されるレーザ光を集光する第 1集光レンズと、 前記第 1発光素子から出力されて前記第 1集光レンズにより集光されたレーザ光を 出力
する第 1出力手段と、
を備えることを特徴とする治療装置。
[2] 前記第 1出力手段は、前記第 1集光レンズにより集光されたレーザ光を入射端に入 力して導光し、出射端から出力する光ファイバであることを特徴とする請求項 1に記載 の治療装置。
[3] 前記第 1出力手段の光の出力端における開口数が 0. 14よりも小さいことを特徴と する請求項 1または 2に記載の治療装置。
[4] 前記特定波長 λ のレーザ光を各々出力する Ν個の前記第 1発光素子 S〜S と、
1 1 N 前記 N個の第 1発光素子 S〜S に対して 1対 1に設けられ、各々対応する第 1発光
1 N
素子から出力されるレーザ光を集光する N個の前記第 1集光レンズ L〜Lと、
1 N 前記 N個の第 1発光素子 S〜S力 出力されて前記第 1集光レンズ L〜L により
1 N 1 N 集光されたレーザ光を入射端に入力して導光し出射端から出力する N本の前記光フ アイバ F〜Fと、
1 N
を備え、
前記光ファイバ Fは出射端で束ねられている、ことを特徴とする請求項 1〜3のい ずれか 1項に記載の治療装置 (ただし、 Nは 2以上の整数、 nは 1以上 N以下の任意 の整数)。
[5] 前記第 1発光素子 S力 出力されるレーザ光のパワーを制御する制御部を備える ことを特徴とする請求項 1〜4のいずれか 1項に記載の治療装置。
[6] 前記光ファイバ Fの出射端には、その出射端から出力されるレーザ光を照射する 部位の温度を検出する非接触温度センサが取り付けられており、前記制御部は、前 記非接触温度センサにて検出した温度結果に基づいて、前記第 1発光
素子 S力 出力されるレーザ光のパワーを制御することを特徴とする請求項 5に記載 の治療装置。
[7] 前記制御部は、前記第 1発光素子 Snから出力されるレーザ光の照射強度を時間的 に変化させるように、前記第 1発光素子 S力 出力されるレーザ光のパワーを制御す ることを特徴とする請求項 5に記載の治療装置。
[8] 800nm〜1000nmの範囲〖こある特定波長え のレーザ光を発する第 2発光素子と
2
、前記第 2発光素子から出力されるレーザ光を集光する第 2集光レンズと、
前記第 2発光素子から出力されて前記第 2集光レンズにより集光されたレーザ光を 出力する第 2出力手段と、
をさらに備えることを特徴とする請求項 1〜7のいずれか 1項に記載の治療装置。
[9] 前記制御部は、前記第 2発光素子から出力されるレーザ光の照射強度を時間的に 変化させるように、前記第 2発光素子力 出力されるレーザ光のパワーを制御するこ とを特徴とする請求項 8に記載の治療装置
[10] 前記第 1出力手段及び前記第 2出力手段が、それぞれ出力されるレーザ光が空間 的に互 ヽに重なるようにそれぞれのレーザ光を照射することを特徴とする請求項 8に 記載の治療装置。
[11] 前記第 1出力手段及び前記第 2出力手段力 出力されるそれぞれのレーザ光によ り形成された照射スポットにおいて、前記照射スポットの中央近傍と周縁部とで互い に波長が異なるように前記第 1出力手段及び前記第 2出力手段が照射することを特 徴とする請求項 8に記載の治療装置。
[12] 前記第 1出力手段がレーザ光を前記照射スポットの周縁部に照射することを特徴と する請求項 11に記載の治療装置。
[13] 特定波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光を照射することにより、治療部位の硬組織 及び軟組織 (ヒトを除く）のうち少なくとも ヽずれかを治療することを特徴とする治療方 法。
[14] 特定波長 400nm〜420nmのレーザ光及び特定波長 800nm〜1000nmのレー ザ光を照射することにより、治療部位の硬組織及び軟組織 (ヒトを除く）のうち少なくと も!ヽずれかを治療することを特徴とする治療方法。
[15] 前記特定波長 400ηπ！〜 420nmのレーザ光の照射は、前記治療部位の温度に基 づいて照射強度を時間的に変化させることを特徴とする請求項 13に記載の治療方 法。
前記特定波長 400nm〜420nmと前記特定波長 800nm〜1000nmのレーザ光 のうち少なく一方のレーザ光の照射は、前記治療部位の温度に基づ 、て照射強度を 時間的に変化させることを特徴とする請求項 14に記載の治療方法。
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