JP2012249762A - 歯科用治療装置 - Google Patents

Abstract

【課題】より確実に低侵襲で歯科治療が可能な歯科用治療装置を提供する。
【解決手段】歯科用治療装置１０Ａは、５．７μｍ〜６．６μｍの波長域の波長を有するレーザ光Ｌを出力するレーザ光源１１と、レーザ光源をパルス駆動すると共に、レーザ光源から出力されるパルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御する制御部１２と、レーザ光源から出力された光を、う蝕部位２１を含む歯２０に照射するための照射光学系１３と、を備える。この歯科用治療装置では、制御部が前記パルス光のパルス幅及び前記繰り返し周波数の少なくとも一方を制御することによって、う蝕部位２１を選択的に切削する。
【選択図】図１

Description

本発明は、歯科用治療装置に関する。

近年、う蝕された歯、いわゆる虫歯は、エアタービンに代表される回転切削器又は波長２．９４μｍのＥｒ：ＹＡＧレーザ光を利用して処理されている。このような技術は、う蝕されていない健全な部位と、う蝕部位とを分離し得ない。そのため、虫歯治療は、歯科医師の技量に左右される傾向がある。そこで、う蝕部位を選択的に加工可能な低侵襲治療技術が求められている。このような技術の一つとして、差周波発生（DFG: Difference-Frequency Generation）方式の中赤外波長可変レーザ（以下、ＤＦＧレーザと称す）を利用した非特許文献１及び非特許文献２記載の技術が知られている。差周波発生方式とは、２種類の波長λ_１，λ_２を非線形光学結晶に入射し、位相整合条件を満たすことにより、波長λ_３の光を発生させる方法である。非特許文献１のＤＦＧレーザでは、非線形光学結晶としてＡｇＧａＳ_２（銀ガリウムサルファイト）を採用し、ＤＦＧポンプ光、シグナル光としてそれぞれＮｄ：ＹＡＧレーザ（波長λ_１：１．０６４μｍ）、Ｃｒ：ｆｏｒｓｔｅｒｉｔｅレーザ（波長λ_２：１．１５〜１．３６μｍ）を採用している。これは、非特許文献２においても同様である。

佐伯将之、他５名、「波長６μｍ帯パルスレーザーによる齲蝕歯の選択的治療技術の開発」、電気学会研究会資料（光・量子デバイス研究会 バイオメディカル応用）、ＯＱＤ−１０−０２５、２０１０、ｐ３１−３４ 佐伯将之、石井克典、吉川一志、保尾謙三、山本一世、粟津邦男、「波長６．０２μｍのナノ秒パルスレーザーによる脱灰象牙質の選択的切削」、日本レーザー歯学会誌、２０１１、２２、ｐ１６−２０

非特許文献１記載の技術では、レーザ光をパルス幅５ｎｓ及び繰り返し周波数１０Ｈｚという駆動条件で出力しているため、う蝕部位の切削スピードも速く切削が非常に生じやすい条件となっている。そのため、逆に、口腔内の軟組織などを損傷する可能性がある。

そこで、本発明は、より確実に低侵襲で歯科治療が可能な歯科用治療装置を提供することを目的とする。

本発明の一側面に係る歯科用治療装置は、５．７μｍ〜６．６μｍの波長域の波長を有するレーザ光を出力するレーザ光源と、レーザ光源をパルス駆動すると共に、レーザ光源から出力されるパルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御する制御部と、レーザ光源から出力された光を、う蝕部位を含む歯に照射するための照射光学系と、を備える。この歯科用治療装置では、制御部がパルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御することによって、上記う蝕部位を選択的に切削する。

この構成では、５．７μｍ〜６．６μｍの波長域の波長を有するレーザ光を出力するレーザ光源を用いているため、例えば健全な部位への影響をより低減しながら、う蝕部位を選択的に切削可能である。更に、制御部は、レーザ光源をパルス駆動し、パルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御する。この制御により、切削条件（例えば切削スピード）を変えられるので、う蝕部位を更に選択的に切削可能である。その結果、低侵襲で歯科治療をより確実に行え得る。

上記制御部は、パルス状のレーザ光の照射領域の熱緩和時間より短いパルス幅及び熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より遅い繰り返し周波数でレーザ光源を駆動する第１モードと、上記熱緩和時間より長いパルス幅及び上記熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より速い繰り返し周波数でレーザ光源を駆動する第２モードとの間で、レーザ光源の制御を切り換え得る。

上記第１モードでレーザ光源を駆動した場合、熱的作用を抑制した切削が行われる。一方、第２モードでレーザ光源を駆動した場合、レーザ光源から出力されるパルス状のレーザ光の照射領域外に熱が拡散しやすい。例えば、レーザ光が、歯肉等の口腔内軟組織に照射されると、その軟組織が切除される場合がある。この場合、出血が生じるが、上記熱拡散により照射領域周辺が一定の温度以上になると、軟組織を凝固し、止血効果が得られる。よって、例えば、第１モードで、う蝕部位を切削する際に、う蝕部位周辺の軟組織を損傷したとしても、第２モードに切り換えることで、軟組織からの出血を止めることができる。

上記レーザ光源は、量子カスケードレーザであり得る。量子カスケードレーザを利用することで、歯科用治療装置の小型化を図ることができる。

本発明によれば、より確実に低侵襲で歯科治療が可能な歯科用治療装置を提供し得る。

一実施形態に係る歯科用治療装置の一例の概略構成を示す模式図である。 実験装置の概略構成を示す模式図である。 波長域５．７０μｍ〜６．５５μｍにおいて０．０５μｍ間隔の各波長における健全歯試料と、う蝕歯試料の切削形態を示す図表である。 （ａ）は、健全歯試料の照射痕を示す図面である。（ｂ）は、う蝕歯試料の照射痕を示す図面である。 ２層構造試料にレーザ光を照射した場合の実験結果を示す図面である。 （ａ）は、波長５．７μｍのレーザ光が照射された試料の照射痕断面を示す図面であり、（ｂ）は、波長１０．６μｍのレーザ光が照射された試料の照射痕断面を示す図面である。 他の実施形態に係る歯科用治療装置の一例の概略構成を示す模式図である。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。図面の説明において、同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。図面の寸法比率は、説明のものと必ずしも一致していない。

図１は、一実施形態に係る歯科用治療装置の一例の概略構成を示す模式図である。図１には、歯科用治療装置１０Ａで治療される「う蝕歯２０」も模式的に示している。う蝕歯２０は、う蝕された部位（以下、単に「う蝕部位」と称す）２１を有する歯であり、いわゆる虫歯である。

歯科用治療装置１０Ａは、レーザ光を出力するレーザ光源１１と、レーザ光源１１の駆動を制御する制御部１２と、レーザ光源１１から出力されたレーザ光Ｌを治療対象としてのう蝕歯２０に照射するための照射光学系１３とを有する。図１では、歯科用治療装置１０Ａの要部のみ示している。歯科用治療装置１０Ａは、う蝕部位２１を切削加工する歯の加工装置であり得る。

レーザ光源１１は、波長域５．７μｍ〜６．６μｍ内の波長を有するレーザ光を出力する量子カスケードレーザである。量子カスケードレーザは、半導体量子井戸構造におけるサブバンド間の電子遷移を利用して光を生成するモノポーラタイプの光導波型半導体レーザ素子である。量子カスケードレーザとしてのレーザ光源１１は、半導体基板と、半導体基板上に形成された活性層とを備えて構成されている。レーザ光源１１は互いに対向している前側端面１１ａ及び後側端面１１ｂを有しており、前側端面１１ａ及び後側端面１１ｂにより光共振器が構成されている。レーザ光源１１の共振器構造（前側端面１１ａ及び後側端面１１ｂ）については、両端面へき開によって形成することができる。量子カスケードレーザの構成及び動作は、既知であり（例えば、特開２００４−２４７４９２号公報、特開２００５−０３９０４５号公報、及び、特開２００８−１７７３６６号公報等に記載されている。）、これ以上の詳細な説明を省略する。

制御部１２は、レーザ光源１１に電圧を印加することによって、レーザ光源１１をパルス駆動する。この場合、レーザ光源１１から出力されるレーザ光Ｌはパルス状のレーザ光Ｌ（以下、単に「パルスレーザ光Ｌ」と称す）である。制御部１２は、レーザ光源１１に印加する電圧の印加状態を変化させることによって、レーザ光源１１から出力されるパルスレーザ光Ｌのパルス幅及び繰り返し周波数を制御し得る。レーザ光源１１から出力されるパルスレーザ光Ｌの波長の一例は５．７５μｍである。パルス幅の例は１０ｎｓ〜１ｍｓであり、繰り返し周波数の例は５００Ｈｚ〜２ＭＨｚである。

照射光学系１３は、レーザ光源１１から出力されたパルスレーザ光Ｌを導波可能な光ファイバ１４と、レーザ光源１１から出力されたパルスレーザ光Ｌを光ファイバ１４の一端に入射するための入射レンズ系１５と、光ファイバ１４の他端から出力されたパルスレーザ光Ｌをう蝕歯２０に照射するための集光レンズ系１６とを有し得る。照射光学系１３の構成は、光ファイバ１４を用いたものに限定されず、レーザ光源１１から出力されたレーザ光Ｌを治療対象に照射可能な構成であればよい。例えば、照射光学系１３には、光を導光するための導光路として多関節導光路を利用してもよい。

上記レーザ光源１１及び照射光学系１３は、光軸調整といった光学的条件の最適化を図って組み合わされている。波長域５．７μｍ〜６．６μｍ内の波長を有するパルスレーザ光Ｌの照射位置の確認などは、医療用として使用されている波長１０．６μｍの医療用炭酸ガスレーザを使用する場合と同様とすることができる。

上記構成では、制御部１２により駆動されたレーザ光源１１から出力された５．７μｍ〜６．６μｍの波長域の波長を有するパルスレーザ光Ｌは、入射レンズ系１５を経て光ファイバ１５に入射される。光ファイバ１５に入射されたパルスレーザ光Ｌは、光ファイバ１５中を伝搬して光ファイバ１５の他端から出射される。光ファイバ１５の他端から出射されたパルスレーザ光Ｌは、集光レンズ系１６により集光されて、う蝕歯２０のう蝕部位２１に照射される。歯科医は、う蝕歯２０を観察しながら、照射光学系１３を操作することによって、う蝕部位２１にパルスレーザ光Ｌを照射し得る。

歯科用治療装置１０Ａでは、上記波長域内の波長を有するパルスレーザ光Ｌを使用することによって、後述する実験例１で示すように、治療したい部分（病変組織）である「う蝕部位２１」に治療領域を限局することができる。このような空間的な相互作用領域の制限は、う蝕部位２１とう蝕細菌に感染していない健全な部位（以下、「健全部位」と称す）２２との硬さによる差であると考えられる。このとき、う蝕部２１より健全部位２２に吸収される波長（９〜１０μｍ帯）は利用できない。生体組織は中赤外波長域に分子振動由来の特徴的な吸収パターンを有し、特にタンパク質のアミド結合由来の吸収帯であるアミドＩ（吸収帯の中心波長は６．１μｍ）およびアミドＩＩ（吸収帯の中心波長は６．４５μｍ）に対応する波長は生体軟組織に強く吸収される。う蝕においては、う蝕細菌によって、う蝕部位２１の性質が、健全部位２２から改変され、上記吸収による切削反応がより生じやすくなっていると考えられる。そのため、レーザ光源１１から出力されるパルスレーザ光Ｌを利用することによって、健全部位２２への影響をより低減しながら、う蝕部位２１の切削が可能である。

更に、パルスレーザ光Ｌのパルス状態を制御することによって、パルスレーザ光Ｌとパルスレーザ光Ｌの照射領域との時間的な相互作用を制御し得る。歯科用治療装置１０Ａでは、制御部１２によりレーザ光源１１から出力されるパルスレーザ光Ｌのパルス幅及び繰り返し周波数を制御している。従って、パルス幅及び繰り返し周波数を制御することで、切削条件、例えば切削スピードを調整可能である。

上記のように、歯科用治療装置１０Ａでは、パルスレーザ光Ｌとその照射領域との相互作用を空間的及び時間的に制御可能であることから、低侵襲治療が可能である。例えば、歯肉Ｇ（図１参照）といった軟組織の近傍にう蝕部位２１が位置していたとしても、う蝕部位２１を観察しながら、パルスレーザ光Ｌのパルス幅等のパルス状態を制御することで、切削スピードを調整すれば、軟組織が損傷しないように治療し得る。

また、波長域５．７μｍ〜６．６μｍの波長を有する中赤外光は生体組織に対して熱的作用を与える。この熱的作用は、パルス幅（相互作用時間）と繰り返し周波数とを制御することで調整し得る。

熱的作用では、熱緩和時間が重要である。例えば、波長域５．７μｍ〜６．６μｍのレーザ光に対する生体組織の熱緩和時間はμｓオーダーである。よって、パルス幅がｎｓオーダー（〜約１０μｓまで）であると共に、繰り返し周波数が約１〜１０００Ｈｚであるパルスレーザ光Ｌを照射することによって、熱効果を抑制しながらう蝕部位２１を切削し得る。

一方、パルス幅がμｓ〜ｍｓオーダーであると共に、繰り返し周波数が１０００Ｈｚ以上であるパルスレーザ光Ｌを照射した場合、パルスレーザ光Ｌは、その照射領域に、融解・凝固に適した熱効果の強い相互作用を与えることができる。具体的には、波長域５．７μｍ〜６．６μｍの波長の光は、タンパク質に効率よく吸収されるため、軟組織の切除が可能である。また、パルスレーザ光Ｌの照射領域の熱緩和時間より長いパルス幅及び短いパルス間隔を満たす条件であれば、照射領域外に熱が拡散する。この拡散による加熱効果により温度が６０℃以上に達すると、軟組織の凝固も可能である。そして、軟組織の切除周辺の凝固は、血管を閉塞させ止血効果をもたらし得る。これは、医療用として使用されている炭酸ガスレーザとの比較からも理解され得る。すなわち、生体組織の吸収特性を考慮した場合、例えば波長域５．７μｍ〜６．６μｍ内の波長５．７５μｍにおける吸収係数は約５００ｃｍ^−１である。この数値は、医療用として使用されている炭酸ガスレーザの波長１０．６μｍに対する吸収係数（約６００ｃｍ^−１）とほぼ同様である。様々な診療科において炭酸ガスレーザの凝固止血能力は活用されている。よって、炭酸ガスレーザと吸収特性が類似する波長の光（例えば、波長５．７５μｍの光）は前述したように軟組織切除及び凝固止血をし得る。

以上述べたことから、パルス幅と繰り返し周波数の可変機構としての制御部１２を有する歯科用治療装置１０Ａは、う蝕歯２０のう蝕部位２１の切削以外に軟組織の切除及び止血などにも適用され得る。歯科用治療装置１０Ａが止血も可能であることから、軟組織近傍のう蝕部位２１の切削において、仮に、軟組織を損傷して軟組織から出血したとしても、パルスレーザ光Ｌの繰り返し周波数を上げることで、止血をすることが可能である。従って、歯科用治療装置１０Ａにより、最適な治療効果を得ることができる。

また、歯科用治療装置１０Ａは、一台でう蝕部位２１の切削と共に、止血等も可能であることから、止血等のために他の装置が不要である。よって、歯科医は治療処置室内を有効に利用して歯の治療をすることが可能である。

更に、量子カスケードレーザは、発光層が多段に繋がったカスケード構造を有することから、より高いパワーの光を出力できる。そのため、レーザ光源１１として量子カスケードレーザを採用することによって、う蝕部位２１等がより確実に切削され得る。更に、量子カスケードレーザは、量子井戸構造サブバンド間遷移を利用して波長域５．７μｍ〜６．６μｍの波長を有する光を出力しているので、例えば、差周波発生方式によるレーザ装置に比べてレーザ光源１１は、小型である。従って、前述したように、歯科医は治療処置室内を有効に利用して歯の治療をすることが可能である。

以下、歯科用治療装置１０Ａの作用効果を、実験結果に基づいてより具体的に説明する。実験の説明のために波長及びパルス状態などの実験条件を例示するが、本発明は以下に例示する波長及びパルス状態などに限定されない。

まず、図２を用いて実験装置について説明する。図２は、実験装置の概略構成を示す模式図である。

実験装置３０は、レーザ光を出力する光源部３１と、試料Ｓを載置する３次元ステージ３２と、光源部３１から出力されたレーザ光を３次元ステージ３２に載置された試料Ｓに集光する放物面鏡３３と、光源部３１から出力されたレーザ光を放物面鏡３３側に反射する平面鏡３４と、光源部３１と平面鏡３４との間に配置され、レーザ光の光量を調節するアッテネータ３５とを有する。放物面鏡３３の焦点距離は約５ｃｍである。この実験装置３０を利用した実験例１〜４について説明する。

（実験例１）
実験例１では、健全歯試料Ｓ１としてウシ歯の健全象牙質を準備すると共に、う蝕歯試料Ｓ２として乳酸水溶液でウシ歯象牙質を処理した脱灰象牙質を準備した。健全歯試料Ｓ１及びう蝕歯試料Ｓ２をそれぞれ３次元ステージ３２に試料Ｓとして設置した。実験例１の光源部３１は、非特許文献１記載されている構成と同様の構成のＤＦＧレーザとした。

実験例１では、光源部３１から５．７０〜６．５５μｍの波長域内の所定波長のレーザ光を照射した。所定波長は、上記波長域で０．０５μｍ間隔の波長である。照射条件は、次の通りである。
・パルス幅：５ｎｓ
・繰り返し周波数：１０Ｈｚ
・平均パワー密度：２０Ｗ／ｃｍ^２
・照射時間：１秒

パルスレーザ光が照射された健全歯試料Ｓ１及びう蝕歯試料Ｓ２の照射痕を走査型顕微鏡で観察した。図３は、波長域５．７０μｍ〜６．５５μｍにおいて０．０５μｍ間隔の各波長における健全歯試料Ｓ１の切削形態と、う蝕歯試料Ｓ２の切削形態とを示す図表である。

図３に示されているように、実験した波長域において健全歯試料Ｓ１に比べてう蝕歯試料Ｓ２の方が、切削量が多い。従って、波長域５．７０μｍ〜６．５５μｍの波長のレーザ光は、健全部位（又は健全歯）に対して低侵襲であり、う蝕部位（又はう蝕歯）を選択的に治療可能である。特に、波長５．７５μｍ〜５．８５μｍを有するレーザ光の健全部位に対する低侵襲性は優れていることが理解され得る。

（実験例２）
実験例１と同様にして、健全歯試料Ｓ１及びう蝕歯試料Ｓ２を準備した。実験例２において、光源部３１は、波長５．７５μｍのレーザ光を出力する量子カスケードレーザとその制御部とを備える。この場合、実験例２の実験装置３０は、照射光学系１３として平面鏡３４及び放物面鏡３３とを含む歯科用治療装置１０Ａに対応する。

実験例２では、３次元ステージ３２に健全歯試料Ｓ１及びう蝕歯試料Ｓ２をそれぞれ試料Ｓとして載置して、光源部３１から出力されたパルスレーザ光を健全歯試料Ｓ１及びう蝕歯試料Ｓ２にそれぞれ照射した。パルスレーザ光の照射条件は次の通りである。
・パルス幅：５００ｎｓ
・繰り返し周波数：１ｋＨｚ
・平均パワー密度：５００Ｗ／ｃｍ^２
・照射時間：２秒

パルスレーザ光が照射された健全歯試料Ｓ１及びう蝕歯試料Ｓ２の照射痕を走査型顕微鏡で観察した。

図４（ａ）は、健全歯試料の照射痕を示す図面である。図４（ｂ）は、う蝕歯試料の照射痕を示す図面である。図４（ａ）及び図４（ｂ）より、健全歯試料Ｓ１に比べてう蝕歯試料Ｓ２のほうが、切削量が多いことが観察される。また、切削が観察されなかった健全歯試料Ｓ１の表面にはひび割れも観察されなかった。従って、波長５．７５μｍのレーザ光を出力可能な量子カスケードレーザを用いることによって、健全部位（又は健全歯）に低侵襲であり、う蝕部位（又はう蝕歯）を選択的に治療可能なことが理解され得る。

（実験例３）
実験例３では、健全歯試料部上に、乳酸水溶液でウシ歯象牙質を処理したう蝕歯試料部を積層した２層構造試料Ｓ４を準備した。試料を２層構造試料Ｓ４に代えた点以外は、実験例２と同様の条件で、光源部３１からのパルスレーザ光を２層構造試料Ｓ４に照射した。２層構造試料Ｓ４には、う蝕歯試料部側からパルスレーザ光が照射された。パルスレーザ光を照射した後、光学顕微鏡によって照射痕断面を観察した。

図５は、照射痕断面を示す図面である。図５において、破線は、う蝕・健全境界を示している。図５より、う蝕・健全境界で切削が停止することが理解され得る。よって、波長５．７５μｍのレーザ光は、う蝕部位に反応し、健全部位には反応しないことも実験的に示された。

（実験例４）
実験例４では、生体軟組織試料Ｓ５としてトリ胸肉を準備して、生体軟組織試料Ｓ５を３次元ステージ３２上に載置した。そして、実験例２，３の場合と同様に量子カスケードレーザを含む光源部３１から、波長５．７５μｍのパルスレーザ光を出力して、そのパルスレーザ光を生体軟組織試料Ｓ５に照射した。照射条件は、次の通りである。
・パルス幅：５００ｎｓ
・繰り返し周波数：１ｋＨｚ
・平均パワー密度：２５００Ｗ／ｃｍ^２
・照射時間：５秒

次に、光源部３１を、医療用炭酸ガスレーザ装置（株式会社モリタ製作所製Lezawin CHS）に代えて、光源部３１から波長１０．６μｍのレーザ光を出力して、そのレーザ光を連続波（ＣＷ）で生体軟組織試料Ｓ５に照射した。照射条件は、次の通りである。
・平均パワー密度：２５００Ｗ／ｃｍ^２
・照射時間：５秒

上記のように、量子カスケードレーザから出力された波長５．７５μｍのレーザ光が照射された生体軟組織試料Ｓ５と、医療用炭酸ガスレーザ装置から出力された波長１０．６μｍのレーザ光が照射された生体軟組織試料Ｓ５それぞれの照射痕断面を、一般的な組織学評価手法であるヘマトキシリン・エオジン染色を施し観察した。

図６（ａ）は、波長５．７５μｍのレーザ光が照射された試料の照射痕断面を示す図面であり、図６（ｂ）は、波長１０．６μｍのレーザ光が照射された試料の照射痕断面を示す図面である。

図６（ａ）及び図６（ｂ）を比較すると、量子カスケードレーザを使用した場合の切開作用は、医療用炭酸ガスレーザを使用した場合と類似している。図６（ａ）及び図６（ｂ）の両方において、凝固及び炭化は発生しているが、図６（ａ）の方がその程度は小さい。従って、適度な凝固かつ過剰な炭化を発生しないという観点から、図１に示したレーザ光源１１の構成は、臨床上、優位であり得る。凝固・炭化の違いは量子カスケードレーザの短パルス・高繰り返し周波数というパルス構造が効いていると考えられる。パルス幅と繰り返し周波数の可変機構（制御部１２）により、切開作用及び凝固止血作用のバランスを制御することができるため、図１に示したようなレーザ光源１１及び制御部１２を備える歯科用治療装置１０Ａは高度な軟組織切除も行い得る。

図７は、他の実施形態に係る歯科用治療装置の概略構成を示す模式図である。図７に示した歯科用治療装置１０Ｂは、制御部４０が、モード切替部４１を備える点で、図１に示した歯科用治療装置１０Ａと相違する。制御部４０以外の構成は、図１の場合と同様であるため、それらの構成要素の説明を省略する。

制御部４０が有するモード切替部４１は、レーザ光源１１から出力される所定波長（例えば、波長５．７５μｍ）のパルスレーザ光Ｌのパルス状態を、切削モード（第１モード）と止血モード（第２モード）とに切り換える。具体的には、切削モードでは、制御部４０は、う蝕部位２１の切削が可能なパルス幅及び繰り返し周波数で、量子カスケードレーザであるレーザ光源１１を駆動する。止血モードでは、制御部４０は、軟組織の止血が可能なパルス幅及び繰り返し周波数で、量子カスケードレーザであるレーザ光源１１を駆動する。

切削モード及び止血モードそれぞれにおけるパルス幅及び繰り返し周波数は、パルスレーザ光Ｌの照射領域の熱緩和時間に応じて規定される。具体的には、切削モードでは、熱緩和時間より短いパルス幅及び熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より遅い繰り返し周波数で、制御部４０はレーザ光源１１を駆動する。また、止血モードでは、熱緩和時間より長いパルス幅及び熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より速い繰り返し周波数で、制御部４０はレーザ光源１１を駆動する。例えば、波長域５．７〜６．６μｍの光に対する生体の熱緩和時間をμｓオーダーとした場合の切削用のパルス幅及び繰り返し周波数の例は、それぞれ５ｎｓ〜１μｓ及び１〜１ｋＨｚである。また、波長域５．７〜６．６μｍの光に対する生体の熱緩和時間をμｓオーダーとした場合の止血用のパルス幅及び繰り返し周波数の例は、それぞれ１μｓ以上及び１ｋＨｚ以上であり、或いは、デューティ比５０％以上とし得る。

歯科用治療装置１０Ｂの構成は、制御部４０が、モード切替部４１を備える点以外は、歯科用治療装置１０Ａの構成と同様であるため、 歯科用治療装置１０Ｂは、歯科用治療装置１０Ａと同様の作用効果を有し得る。そして、制御部４０のモード切替部４１で切削モードと止血モードとを切り換え得るので、切削する場合と止血する場合の切り替えが容易である。そのため、仮に、切削モードで切削等に、う蝕部位２１周辺の軟組織(例えば歯肉Ｇ）から出血が生じた場合であっても、止血処置をより確実且つ早く実施することができる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々の変更が可能である。

例えば、レーザ光源は、量子カスケードレーザに限らず、レーザ光源は、波長域５．７０μｍ〜６．６０μｍ内の波長のレーザ光を出力すると共に、制御部によりパルス幅及び繰り返し周波数が制御可能な光源であればよい。制御部は、パルス幅及び繰り返し周波数を制御するとしたが、パルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御すればよい。

１０Ａ，１０Ｂ…歯科用治療装置、１１…レーザ光源、１２…制御部、２０…う蝕部位を有する歯、２１…う蝕部位、４０…制御部、４１…モード切替部。

Claims (3)

1. ５．７μｍ〜６．６μｍの波長域の波長を有するレーザ光を出力するレーザ光源と、
   前記レーザ光源をパルス駆動すると共に、前記レーザ光源から出力されるパルス状のレーザ光のパルス幅及び繰り返し周波数の少なくとも一方を制御する制御部と、
   前記レーザ光源から出力された光を、う蝕部位を含む歯に照射するための照射光学系と、
   を備え、
   前記制御部が前記パルス状のレーザ光の前記パルス幅及び前記繰り返し周波数の少なくとも一方を制御することによって、前記歯に含まれるう蝕部位を選択的に切削する、
   ことを特徴とする歯科用治療装置。
2. 前記制御部は、前記パルス状のレーザ光の照射領域の熱緩和時間より短いパルス幅及び前記熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より遅い繰り返し周波数で前記レーザ光源を駆動する第１モードと、前記熱緩和時間より長いパルス幅及び前記熱緩和時間に対応する繰り返し周波数より速い繰り返し周波数で前記レーザ光源を駆動する第２モードとの間で、前記レーザ光源の制御を切り換える、ことを特徴とする請求項１記載の歯科用治療装置。
3. 前記レーザ光源は、量子カスケードレーザである、請求項１又は２記載の歯科用治療装置。