JP2006042997A - 歯科用の微小磁界発生装置及び、これを用いたフィクスチャ - Google Patents

Abstract

【課題】超小型の歯科用の微小磁界発生装置を提供すること。
【解決手段】歯科用の微小磁界発生装置１は、電磁コイルと、該電磁コイルに電流を通電する駆動回路５とを含むものである。微小磁界発生装置１は、アモルファスワイヤと、駆動回路５の電源である電池６とを有し、駆動回路５が、アモルファスワイヤの外周に巻回された電磁コイルに交番電圧を印加するように構成されている。そして、この微小磁界発生装置１は、顎骨に埋め込むフィクスチャと人工歯を含むアパットメントとを組み合わせてなる歯科治療用のインプラントにおけるフィクスチャに収容するように構成してある。
【選択図】図１

Description

本発明は、電磁コイルに電力を供給して磁界を発生する小型の歯科用の磁界発生装置に関する。

従来より、磁界の作用によりヒトや動物の血行が促進され、骨や皮膚等の組織再生機能が向上する旨の研究報告がなされている（例えば、非特許文献１、２参照。）。さらに、ヒトや動物の一部を内周側に配置するように構成した大径の電磁コイルに電力を供給し、生体組織に微小なパルス磁界を作用して組織再生機能を高めるよう構成された微小パルス磁界発生装置がある（特許文献１参照。）。

しかしながら、上記従来の磁界発生装置では、次のような問題がある。すなわち、上記微小パルス磁界発生装置は、組織再生機能を高めたい部分の外周に被せるように構成されており、常時使用には適していない。一方、組織再生機能の向上により組織を早期に再生等させるためには、継続的に、磁界を作用し続けることが効果的である。

補綴誌Ｊ Ｊｐｎ Ｐｒｏｓｔｈｏｄｏｎｔ Ｓｏｃ，４０：１１７１〜１１８２，１９９６． 平成１５年７月４日 浜松ホトニクス「分光ワークショップ」、「ｍＧ，Ｕ−ＶＬＦ磁気・水分子プロトニクスと環境、生物活性化」 特開２００３−８８５９２号公報

本発明は、上記従来の問題点に鑑みてなされたものであり、超小型の微小磁界発生装置を提供しようとするものである。

第１の発明は、電磁コイルと、該電磁コイルに電力を供給する駆動回路とを含む歯科用の微小磁界発生装置において、
該微小磁界発生装置は、棒状の軟磁性体と、上記駆動回路の電源である電池とを有し、上記駆動回路が、上記軟磁性体の外周に巻回された上記電磁コイルに交番電圧を印加するように構成されており、
上記微小磁界発生装置は、顎骨に埋め込むフィクスチャと人工歯を含むアパットメントとを組み合わせてなる歯科治療用のインプラントにおける上記フィクスチャに収容するように構成してあることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置にある（請求項１）。

上記第１の発明の歯科用の微小磁界発生装置は、顎骨に埋め込むフィクスチャと人工歯を含むアパットメントとを組み合わせてなる歯科治療用のインプラントにおける上記フィクスチャに収容するように構成したものである。一般に、インプラント治療では、顎骨に埋設したフィクスチャ周辺の骨の養生に数カ月程度の長い期間を要する。
これに対して、上記第１の発明の歯科用の微小磁界発生装置を収容したフィクスチャを利用すれば、上記微小磁界発生装置が発生する磁界の作用により、周辺の骨の組織再生機能を向上させることができる。そのため、周辺の骨の養生に要する期間を格段に短縮して、インプラント治療患者の時間的、精神的な負担を軽減することができる。特に、本発明の微小磁界発生装置は、フィクスチャに収容した状態で使用するように構成してある。そのため、インプラント治療を受ける患者に不自由や、異物感等の不自由を与えるおそれがない。

さらに、上記第１の発明の歯科用の微小磁界発生装置における上記駆動回路は、内周側に上記軟磁性体を配置した上記電磁コイルに交番電圧を印加する。ここで、上記微小磁界発生装置では、上記電磁コイルの内周側に配置した上記軟磁性体が磁芯として機能する。そのため、上記歯科用の微小磁界発生装置では、効率良く磁界を発生させることができる。

以上のように、上記第１の発明の歯科用の磁界発生装置は、インプラント治療の際の骨の養生期間を短縮させるのに有効なものである。

第２の発明は、歯科治療用のインプラントにおける顎骨に埋設するフィクスチャであって、
上記第１の発明の歯科用の微小磁界発生装置を収容したことを特徴とするフィクスチャにある（請求項９）。

上記第２の発明のフィクスチャは、上記第１の発明の歯科用の微小磁界発生装置を収容したものである。そのため、このフィクスチャをインプラント治療に用いれば、フィクスチャ周辺の骨組織の再生機能を促進して、骨の養生に要する期間を短縮させることができる。それ故、上記第２の発明のフィクスチャを用いれば、インプラント治療に要する期間を短縮でき、患者の負担等を軽減することができる。

本発明においては、上記軟磁性体としては、例えば、軟鉄、鉄系アモルファス、電磁石用材料等を適用することができる。
また、上記軟磁性体の形状である棒状とは、厳密な棒状のほか、長手方向に長い矩形板状を含む形状をいう。

また、上記駆動回路は、繰り返しパルス状の電圧変化を上記電磁コイルに作用するように構成してあることが好ましい（請求項２）。
この場合には、上記フィクスチャ周辺の骨にパルス磁界を作用して組織再生機能を効果的に高めることができる。

また、上記駆動回路が上記繰り返しパルス状の電圧変化を上記電磁コイルに作用する際のデューティー比は、０．００１％以上５０％以下であることが好ましい（請求項３）。
上記デューティ比を上記の範囲に設定する場合には、顎骨の組織再生機能を活性化させる作用を得ることができる。また、上記デューティー比を５０％以下に設定すれば、省電力効果を得ることができる。

また、上記駆動回路は、０．１Ｈｚ以上１００Ｈｚ以下の周波数の交番電流を上記電磁コイルに通電するように構成してあることが好ましい（請求項４）。
この場合には、上記の周波数範囲の磁界変化を発生させることにより、上記微小磁界発生装置が奏する上記組織再生機能を一層、向上させることができる。

また、上記駆動回路は、双極性の交番電圧にオフセット電圧を重畳した単極性の交番電圧を上記電磁コイルに印加するように構成してあることが好ましい（請求項５）。
この場合には、例えば、直流電圧を発生するように構成した上記電池を駆動電源として、上記駆動回路を比較的簡単に構成することができる。それ故、この場合には、上記駆動回路の構成をシンプルにして、上記歯科用の微小磁界発生回路の全体サイズを小型化させることができる。

また、上記駆動装置は、上記電磁コイルに交番電圧を印加する通電期間と、上記電磁コイルへの交番電圧の印加を停止する通電停止期間とを周期的に交互に繰り返すように構成してあることが好ましい（請求項６）。
この場合には、上記通電期間と上記通電停止期間とを交互に繰り返すことで、上記駆動装置の消費電力を抑制し、上記電池の寿命を長くさせることができる。そして、組織再生機能を長期間に渡って高く維持することで、高い効果を実現させることができる。

なお、上記駆動装置における上記通電期間と上記通電停止期間とを組み合わせた１周期中の上記通電期間の割合であるデューティー比は、１０％以上５０％未満であることが好ましい。このデューティー比を上記の範囲に設定すれば、省エネルギー効果をさらに向上できる。上記磁界発生装置が磁界を発生する時間を長時間化させるのに有効である。

また、上記微小磁界発生装置は、凹溝状の延在溝を設けた電極配線基板と、上記延在溝の溝方向と交差するように該延在溝の内周面に配設されていると共に上記電極配線基板の表面に両端部が延設された第１の導電パターンと、アモルファスワイヤよりなる上記軟磁性体を貫通させた状態で上記延在溝に収容された上記絶縁体と、上記延在溝を跨ぐように上記絶縁体の外表面に配設された第２の導電パターンとを有しており、
上記電磁コイルは、上記第１の導電パターンよりなる一方のコイル部と、隣り合う上記第１の導電パターンの端部を電気的に接続する上記第２の導電パターンよりなる他方のコイル部とを組み合わせたものであることが好ましい（請求項７）。

この場合には、上記延在溝の内周面に配設した上記第１の導電パターンよりなる上記一方のコイル部と、上記絶縁体の外表面に配設した上記第２の導電パターンよりなる上記他方のコイル部とを組み合わせることで、上記電磁コイルを極めて小径に形成することができる。そしてそれ故、上記微小磁界発生装置は、小型のものとなり、上記フィクスチャに収容し易いものとなる。また、上記延在溝の内周面や、上記絶縁体の外表面の上記導電パターンは、例えば、金属蒸着や、エッチング処理等により極めて効率良く、かつ、精度良く形成することができる、それ故、上記微小磁界発生装置は、生産効率良く製造でき、かつ、高精度の優れた品質を有するものとなる。
また、アモルファスワイヤよりなる上記軟磁性体によれば、上記微小磁界発生装置で発生する磁界強度を高めることができる。

また、上記微小磁界発生装置では、アモルファスワイヤよりなる上記軟磁性体の外周に上記絶縁体を形成してあり、上記電磁コイルが、上記絶縁体の外周面に配設した上記導電パターンよりなることが好ましい（請求項８）。
この場合には、上記感磁体の外周に形成した上記絶縁体の外周面に、上記導電パターンを形成することで、極めて効率良く、精度の高い電磁コイルを形成することができる。また、上記絶縁体の外周面に導電パターンを配設して電磁コイルを形成すれば、非常に小型の上記微小磁界発生装置を実現することができる。
なお、電磁コイルをなす上記導電パターンを上記絶縁体の外周面に形成する方法としては、金属蒸着による方法や、蒸着した金属薄膜をエッチングにより除去する方法や、導電性インクを塗布する方法などがある。なお、上記絶縁体としては、エポキシ樹脂、シリコーン等のうちの少なくともいずれかよりなるものを適用することができる。
また、アモルファスワイヤよりなる上記軟磁性体によれば、エネルギー変換効率の高い上記微小磁界発生装置を構成することができる。

（実施例１）
本例は、歯科治療用のインプラント２の土台部分であるフィクスチャ２１に収容する歯科用の微小磁界発生装置１に関する例である。この内容について、図１〜図１６を用いて説明する。
本例の歯科用の微小磁界発生装置１（以下、適宜、単に微小磁界発生装置１と記載する。）は、図１及び図２に示すごとく、電磁コイル３０と、該電磁コイル３０に電力を供給する駆動回路５とを含むものである。
この微小磁界発生装置１は、アモルファスワイヤよりなる棒状の軟磁性体３２（以下、アモルファスワイヤ３２と記載する。）と、駆動回路５の電源である電池６とを有し、上記駆動回路５が、アモルファスワイヤ３２の外周に巻回された電磁コイル３０に交番電圧を印加するように構成されている。
そして、本例の歯科用の微小磁界発生装置１は、図３に示すごとく、顎骨２０１に埋め込むフィクスチャ２１と人工歯２３を含むアパットメント２２とを組み合わせてなる歯科治療用のインプラント２におけるフィクスチャ２１に収容するように構成してある。なお、同図中の符号２０２は歯槽を示し、符号２０３は歯肉を示している。
以下に、この内容について詳しく説明する。

本例の歯科用の微小磁界発生装置１は、図１及び図３に示すごとく、上記駆動回路５を形成した駆動回路基板５０にコイル素子３を表面実装した磁界発生ユニット１０を有する。そして、微小磁界発生装置１は、磁界発生ユニット１０を電池６と共にケース７に収容したものである。そして、この微小磁界発生装置１は、フィクスチャ２１の窪み部２１０に収容するように構成してある。

本例の微小磁界発生装置１は、顎骨２０１に埋設したフィクスチャ２１に収容された状態で、１０ミリガウス程度の微小磁界を発生する。これにより、数ミリガウスの微小磁界が、フィクスチャ２１周辺の顎骨２０１に作用し、骨組織の再生機能を向上させる。なお、微小磁界発生装置１に発生させる微小磁界の強度としては、数ミリガウス〜数１０ミリガウス程度が好ましく、この場合には、骨組織の再生機能を効果的に向上させることができる。

フィクスチャ２１は、図３に示すごとく、直径Ｄ＝約４．５ｍｍ、長さＬ＝約１０ｍｍの略円柱外形状を呈するものである。そして、フィクスチャ２１におけるアパットメント２２側の内周には、窪み部２１０が形成されている。この窪み部２１０は、開口端側の大径部２１０ａと、奥側のＭ２雌ねじを形成した小径部２１０ｂとよりなる。大径部２１０ａは、内径ｄ1＝約３．５ｍｍ、奥行きｌ1＝３．３ｍｍである。小径部２１０ｂは、内径ｄ2＝約１．７ｍｍであり、開口端から小径部２１０ｂの底までの長さｌ2＝約６ｍｍである。なお、本例のフィクスチャ２１は、チタンよりなるものである。チタンに代えて、非磁性ステンレス等、非磁性材料によりなるフィクスチャを適用することができる。

フィクスチャ２１の上記の形状の窪み部２１０に対して、本例の歯科用の微小磁界発生装置１は、図１に示すごとく、大径円柱部７２と小径円柱部７１とよりなる略２段円柱外形状を呈するものである。本例では、上記窪み部２１０に収容できるよう、大径円柱部７２の直径Ｄ2＝３ｍｍ、軸方向長さＬ2＝２．５ｍｍ、小径円柱部７１の直径Ｄ1＝１．４ｍｍ、軸方向長さＬ1＝４．２ｍｍを実現してある。

上記コイル素子３は、図４〜図６に示すごとく、凹溝状の延在溝３１を設けた電極配線基板３５と、延在溝３１の溝方向と交差するように該延在溝３１の内周面３１１に配設されていると共に電極配線基板３５の表面に両端部が延設された第１の導電パターン３０ａと、アモルファスワイヤ３２を貫通させた状態で延在溝３１に収容された絶縁体３４と、延在溝３１を跨ぐように絶縁体３４の外表面３４１に配設された第２の導電パターン３０ｂとを有している。
ここで、電磁コイル３０は、第１の導電パターン３０ａよりなる一方のコイル部と、隣り合う第１の導電パターン３０ａの端部を電気的に接続する第２の導電パターン３０ｂよりなる他方のコイル部とを組み合わせたものである。

電磁コイル３０は、導電パターン３０ａよりなる上記一方のコイル部と、導電パターン３０ｂよりなる上記他方のコイル部とを組み合わせて、全体としてら旋状の電気的な経路を形成したものである。なお、本例では、導電パターン３０ａは、図７〜図９に示すごとく、延在溝３１の溝方向と略直交して形成してある。導電パターン３０ｂは、延在溝３１の幅方向に対して斜めに形成し、隣り合う導電パターン３０ａの端部を電気的に接続している。なお、これに代えて、導電パターン３０ｂを延在溝３１の溝方向と略直交して配設すると共に、導電パターン３０ａを幅方向に対して斜めに形成することもできる。

さらに、本例のコイル素子３では、電極配線基板３５の端面３５９に電極３５１を形成してある。この電極３５１は、延在溝３１を設けた側壁面に配設された導電パターン３５０を経由して電磁コイル３０の両端から延設されたものである。本例のコイル素子３は、この電極３５１を利用して、回路基板等に表面実装するように構成してある。

本例のアモルファスワイヤ３２は、直径２０μｍの導電性の軟磁性体よりなるワイヤである。そして、本例のコイル素子３では、図４及び図５に示すごとく、電極配線基板３５に形成した深さ５０μｍ、幅７０μｍの延在溝３１内に、その溝方向に沿ってアモルファスワイヤ３２を収容してある。そして、アモルファスワイヤ３２を収容した延在溝３１内には、エポキシ樹脂よりなる絶縁体３４を充填してある。

なお、アモルファスワイヤ３２としては、例えば、直径５０μｍ以下のものを用いることができる。この場合には、電磁コイル３０の断面積を小さく形成でき、コイル素子３及び微小磁界発生装置１を極めて小型に構成することができる。さらに好ましくは、直径３０μｍ以下のアモルファスワイヤ３２を用いるのが良い。なお、上記軟磁性体の材質としては、ＦｅＣｏＳｉＢ、ＮｉＦｅ等を採用することができる。

本例のコイル素子３では、磁気コアとして磁気特性に優れるアモルファスワイヤ３２を採用しているため、電磁コイル３０のひと巻あたりの磁界強度を高め、巻き線数の低減を実現している。なお、本例のコイル素子３では、電磁コイル３０の単位長さ当たりの捲線間隔を１００μｍ／巻以下の５０μｍ／巻としてある。

ここで、延在溝３１の内周面３１１に配設した導電パターン３０ａの形成方法について、図７及び図８を用いて説明する。本例では、まず、電極配線基板３５の長手方向に形成された延在溝３１の内周面３１１の全面および電極配線基板３５の表面における延在溝３１の近傍領域に導電性の金属薄膜を蒸着した。その後、選択エッチング手法を用いて金属薄膜の一部を選択的に除去することにより、垂直パターン３０１ａ、水平パターン３０２ａよりなる上記の導電パターン３０ａを形成した。垂直パターン３０１ａは、延在溝３１の溝側面において上下方向垂直に形成したものである。水平パターン３０２ａは、延在溝１１の溝底面において、相互に対面する垂直パターン３０１ａを接続するものである。

次に、延在溝３１の上面、すなわち絶縁体３４の外表面３４１（図５参照。）に上記導電パターン３０ｂを形成するに当たっては、まず、延在溝３１に絶縁体３４を充填した電極配線基板３５の表面のうち、延在溝３１の上面及びその近傍領域に導電性の金属薄膜を蒸着した。その後、図９に示すごとく、選択エッチング手法を用いて、この金属薄膜を除去することにより、溝方向に隣り合う導電パターン３０ａ（図８参照。）の端部を接続する導電パターン３０ｂを形成した。なお、本例では、垂直パターン３０１ａおよび水平パターン３０２ａの溝方向の幅を２０μｍに設定し、上記間隙部の同幅を２０μｍに設定した。

上記のように、コイル素子３では、アモルファスワイヤ３２を貫通させた絶縁体３４の外周に、直接、電磁コイル３０を形成してある。すなわち、アモルファスワイヤ３２と電磁コイル３０の間に絶縁体３４が配置され、この絶縁体３４が、アモルファスワイヤ３２と電磁コイル３０との電気的な絶縁を保持している。

本例のコイル素子３では、上記のような構成を採用することで、電磁コイル３０の内径を２００μｍ以下と、非常に小径にして、微小磁界発生装置１全体の小型化を実現している。特に、本例では、電磁コイル３０の円相当内径（高さと幅で形成される溝断面積と同一面積となる円の直径。）を６６μｍと、非常に小径に形成してある。

次に、コイル素子３の端面３５９に電極３５１を形成する方法について、図１０を用いて説明する。コイル素子３を構成する電極配線基板３５の長手方向の両端に所定の幅の溝部３３を形成する。このコイル素子３では、電磁コイル３０から溝部３３の内壁面、すなわちコイル素子３の端面３５９をなす面に電極３５１を形成する。そして、本例のコイル素子３は、溝部３３において切断して切り出したものである。なお、本例では、半導体技術であるフォトリソ工程を利用して上記のコイル素子を作製した。

上記のように作製した本例のコイル素子３は、電極配線基板３５の大きさが０．５ｍｍ×０．５ｍｍ×４．０ｍｍのものである。アモルファスワイヤ３２は、ＣｏＦｅＳｉＢ系合金を使った直径２０μｍ、長さ１ｍｍのものである。そして、延在溝３１は、電極配線基板３５の長手方向に形成してある。そして、以上のような構成を採用したことにより、本例では、コイル素子３を、０．５ｍｍ×０．５ｍｍ×４．０ｍｍの大きさで実現している。

次に、上記駆動回路５は、図１１及び図１２に示すごとく、電子回路基板である略円形状の駆動回路基板５０に形成したマルチバイブレータ回路である。本例では、ＣＭＯＳ−ＩＣ５１を利用してマルチバイブレータ回路として動作する駆動回路５を構成してある。この駆動回路５は、抵抗５３の抵抗値Ｒとコンデンサ５２の静電容量Ｃとの積ＲＣの値に応じた周波数で発振し、図１３（Ａ）に示すごとく、周波数１０Ｈｚ、デューティー比５０％の周期的な矩形状（パルス状）の電圧変化を電磁コイル３０に印加するように構成してある。そして、電磁コイル３０にパルス状の電圧変化を作用すると、図１３（Ｂ）に示すごとく、コイル素子３が周波数１０Ｈｚ、１０ミリガウスのパルス磁界を発生する。

本例の駆動回路基板５０は、図１１に示すごとく、コイル素子３側の表面に、コイル素子３の電極３５１を接合するための電極パッド５５０を有していると共にＣＭＯＳ−ＩＣ５１、抵抗５３及びコンデンサ５２等を表面実装するように構成してある。そして、駆動回路基板５０は、図１に示すごとく、電池６側の表面に、電池６のプラス側の電極６１と当接する電極（図示略）を設けてある。また、駆動回路基板５０の外周部には、駆動回路５のグランド電極として機能する導電パターン５６を設けてある。この導電パターン５６は、ケース７に収容したとき、ケース７の内周面に配設した導電パターン（図示略）と電気的に接触するように構成してある。なお、本例では、直径２．６ｍｍ、厚さ０．３ｍｍの大きさで上記駆動回路５を実現している。また、上記電池６としては、直径２．６ｍｍ、軸方向長さ１．６ｍｍのものを適用した。

ケース７は、図１４に示すごとく、樹脂よりなる２段円柱外形状を呈するものである。また、ケース７の内周には、２段円柱を呈する外形状に対応して有底の２段円柱状の中空穴を設けてなる。底部側の小径円柱部７１は、内周にコイル素子３を収容するように構成してある（図１参照。）。また、開放側の大径円柱部７２は、内周に駆動回路基板５０及び電池６を収容するように構成してあると共に、端部の内周面には、キャップ７８（図１参照。）を螺入するための雌ねじを有する。そして、上記大径円柱部７２の内周面には、収容した駆動回路基板５０の外周部に設けた導電パターン５６と電気的に接続すると共に、収容した電池６の外周をなすマイナス電極６０と電気的に接続する導電パターン（図示略）を設けてある（図１参照。）。

そして、本例の微小磁界発生装置１（図１参照。）は、図１５に示すごとく、フィクスチャ２１におけるアパットメント２２（図３参照。）を螺入するための凹み状の窪み部２１０に収容され、樹脂材料により封止された状態で顎骨２０１に埋設される。

以上のように、本例の歯科用の微小磁界発生装置１は、電池６を含み、極めて小形に形成されたものである。そして、この微小磁界発生装置１を収容したフィクスチャ２１を顎骨２０１に埋設すれば、周辺の骨組織の再生機能を向上して、養生に要する期間を短縮させることができる。

ここで、この微小磁界発生装置１の電磁コイル３０は、上記延在溝３１の内周面３１１に配設した上記第１の導電パターン３０ａよりなる上記一方のコイル部と、上記絶縁体３４の外表面３４１に配設した上記第２の導電パターン３０ｂよりなる上記他方のコイル部とを組み合わせたものである。そのため、上記電磁コイル３０は、極めて小型のものとなり、そして、上記微小磁界発生装置１は、フィクスチャ２１に収容し得る程の小型のものとなる。なお、上記延在溝３１の内周面３１１や、上記絶縁体３４の外表面３４１の上記導電パターン３０ａ、ｂは、例えば、金属蒸着やエッチング処理等により極めて効率良く、かつ、精度良く形成することができる。それ故、上記コイル素子３及び上記微小磁界発生装置１は、生産効率良く製造でき、かつ、高精度の優れた品質を有するものとなる。

なお、本例に代えて、図１６に示すごとく、ケース７における小径円柱部７１の外周面にねじを設けるのも良い。この場合には、フィクスチャ２１の窪み部２１０の内周面に設けたアパットメント２２螺入用のねじに対して、微小磁界発生装置１をねじ係合させることができる。

（実施例２）
本例は、実施例１を基にして、駆動回路の構成を変更した例である。この内容について、図１７及び図１８を用いて説明する。
本例の駆動回路５は、図１７に示すごとく、駆動周波数の異なる２つのマルチバイブレータ回路を組み合わせたものである。第１のマルチバイブレータ回路５ａは、抵抗５６２及びコンデンサ５６１からなる微分回路との組み合わせにより繰り返し周波数１０Ｈｚ、デューティー比２５％のパルス電圧（図１８（Ａ）参照。）を発生させるものである。第２のマルチバイブレータ回路５ｂは、繰り返し周波数０．５Ｈｚ、デューティー比５０％のパルス電圧（図１８（Ｂ）参照。）を発生させるものである。そして、本例の駆動回路５は、２つのマルチバイブレータ回路５ａ、５ｂの論理積（ＡＮＤ）をとって、電磁コイル３０にパルス電圧（図１８（Ｃ）参照。）を印加するように構成してある。

以上のように、本例の駆動回路５は、電磁コイル３０に通電する時間が極めて少ない。そのため、駆動回路５の電源である電池の長寿命化を実現することができる。一方、本例のように、時間間隔を設けてパルス磁界を発生させた場合にも、骨組織等の再生機能を向上するのに十分に有効である。

（実施例３）
本例は、実施例１を基にして、駆動回路の構成を変更した例である。この内容について、図１９〜図２１を用いて説明する。
本例の駆動回路５は、図１９に示すごとく、実施例１と同様に構成したマルチバイブレータ回路の出力部において、直流成分をカットするためのコンデンサ５４１を出力抵抗５４に直列接続したものである。このコンデンサ５４１の作用により、電磁コイル３０には、正負に交互に反転する電流、すなわち交流電流が供給される。そして、コイル素子３では、磁界の向きが交互に判定する交流磁界が生じる。

さらに、本例の駆動回路５では、コンデンサ５２の静電容量Ｃ、抵抗５３の抵抗値Ｒ、コンデンサ５４１の静電容量ｃ１及び出力抵抗５４の抵抗値ｒ１は、（ｃ１×ｒ１＜Ｒ×Ｃ）の関係を満たすように設定してある。これにより、コンデンサ５４１及び出力抵抗５４からなる微分回路が形成されるため、電磁コイル３０に通電される電流値は、図２０に示すごとく、駆動回路５の出力電圧（同図（Ａ）参照。）の立ち上がりで正の極値となり、立ち下がりで負の極値となる（同図（Ｂ）参照。）。なお、図２０（Ｂ）では、図１９におけるＰ点の電圧を縦軸に規定してある。

すなわち、駆動回路５の出力電圧の立ち上がりエッジあるいは立ち下がりエッジに対応して、電磁コイル３０に通電される電流が瞬間的に最大値あるいは最小値となり、その後、素早くゼロに収束するインパルス状のパルス電流となる。これにより、電磁コイル３０に電流を通電する期間を瞬間的なものとし、平均電流を抑制して省電力化を図ることができる。

一方、図２１に示すごとく、アモルファスワイヤ３２は、瞬間的な通電電流により磁化（このときの磁界強度を±Ｈｐとする。）され、その後、残留磁気特性により所定の磁界強度（この磁界強度を±Ｈｏとする。）を保持する。その結果、本例のコイル素子３では、図２０（Ｃ）に示すごとく、交流磁界が発生することになる。
なお、その他の構成及び作用効果については、実施例１と同様である。

（実施例４）
本例は、実施例１を基にして、コイル素子３の構成を変更した例である。この内容について、図２２〜図２８を用いて説明する。
本例のコイル素子３は、図２２に示すごとく、アモルファスワイヤ３２の外周側に形成した絶縁体３４の外周面に、電磁コイル３０を形成したものである。この電磁コイル３０は、絶縁体３４の外周面に配設した導電パターンより形成してある。また、コイル素子３の端面３５９には、電磁コイル３０の両端から電気的に延設された一対の電極３５１を配設してある。

以下に、本例のコイル素子３を作製する手順について概説する。
まず、図２３に示すごとく、型成形により、アモルファスワイヤ３２の外周に樹脂よりなる絶縁体３４を形成した。この絶縁体３４は、断面矩形状を呈する棒状のものである。
次に、絶縁体３４の外周面の全面に渡って、銅を含む金属材料を蒸着し、金属薄膜を形成した。その後、図２４に示すごとく、選択エッチングにより電磁コイル３０を形成した。さらに、本例では、電磁コイル３０を形成すると同時に該電磁コイル３０の一方の端部から延設される導電パターンを形成し、コイル素子３の端面３５９に電極３５１を設けた。また、電磁コイル３０の他方の端部には、絶縁体３４の側面に電極３５２を設ける。

次に、図２５に示すごとく、絶縁体３４の側面のうち電極３５２を設けた側面に、電極３５２を残して電気的な絶縁性を有する絶縁被膜３０ｃを配設する。その後、図２２に示すごとく、絶縁体３４の端面３５９に電極３５１を新たに設けると共に、この電極３５１と電極３５２とを電気的に接続する導電パターンを絶縁被膜３０ｃ（図２５参照。）の表面に形成する。本例のコイル素子３は、以上の手順により作製したものである。
そして、本例の磁界発生ユニット１０は、図２６に示すごとく、駆動回路５を形成した駆動回路基板５０の表面に、上記のコイル素子３を表面実装したものである。

なお、その他の構成及び作用効果については、実施例１と同様である。
また、本例では、一本のアモルファスワイヤ３２を用いてコイル素子３を構成したが、これに代えて、外周を絶縁被覆した複数本のアモルファスワイヤ３２を束ねて適用することもできる。この場合には、個々のアモルファスワイヤ３２の断面積を抑制して渦電流をの発生を抑えながら、複数本のアモルファスワイヤ３２を束ねることで総断面積を確保することができる。そのため、このコイル素子３によれば、一層効率良く磁界を発生させることができる。

実施例１における、微小磁界発生装置の断面構造を示す断面図。 実施例１における、磁界発生ユニットを示す斜視図。 実施例１における、歯科治療用のインプラントを示す説明図。 実施例１における、コイル素子を示す正面概念図。 実施例１における、コイル素子の断面構造を示す断面概念図（図４におけるＡ−Ａ線矢視断面。）。 実施例１における、コイル素子を示す斜視図。 実施例１におえる、延在溝内の電磁コイルの配設状態を示す斜視図。 実施例１における、第１の導電パターンを示す正面図。 実施例１における、第２の導電パターンを示す正面図。 実施例１における、切り出し前のコイル素子を示す斜視図。 実施例１における、駆動回路基板を示す正面図。 実施例１における、駆動回路を示す回路図。 実施例１における、コイル素子の発生磁界を示すグラフ。 実施例１における、ケースを示す斜視図。 実施例１における、微小磁界発生装置の収容構造を示す断面図。 実施例１における、微小磁界発生装置の収容構造の別例を示す断面図。 実施例２における、駆動回路を示す回路図。 実施例２における、駆動回路の出力電圧を示すグラフ。 実施例３における、駆動回路を示す回路図。 実施例３における、コイル素子の発生磁界を示すグラフ。 実施例３における、コイル素子に発生する磁化変化を説明するグラフ。 実施例４における、コイル素子を示す斜視図。 実施例４における、コイル素子の作製手順１を説明する説明図。 実施例４における、コイル素子の作製手順２を説明する説明図。 実施例４における、コイル素子の作製手順３を説明する説明図。 実施例４における、磁界発生ユニットを示す斜視図。

符号の説明

１ 歯科用の微小磁界発生装置（微小磁界発生装置）
１０ 磁界発生ユニット
２ インプラント
２１ フィクスチャ
２２ アパットメント
３ コイル素子
３０ 電磁コイル
３２ 軟磁性体（アモルファスワイヤ）
３４ 絶縁体
５ 駆動回路
５０ 駆動回路基板
６ 電池
７ ケース

Claims (9)

1. 電磁コイルと、該電磁コイルに電力を供給する駆動回路とを含む歯科用の微小磁界発生装置において、
   該微小磁界発生装置は、棒状の軟磁性体と、上記駆動回路の電源である電池とを有し、上記駆動回路が、上記軟磁性体の外周に巻回された上記電磁コイルに交番電圧を印加するように構成されており、
   上記微小磁界発生装置は、顎骨に埋め込むフィクスチャと人工歯を含むアパットメントとを組み合わせてなる歯科治療用のインプラントにおける上記フィクスチャに収容するように構成してあることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置。
2. 請求項１において、上記駆動回路は、繰り返しパルス状の電圧変化を上記電磁コイルに作用するように構成してあることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置。
3. 請求項２において、上記駆動回路が上記繰り返しパルス状の電圧変化を上記電磁コイルに作用する際のデューティー比は、０．００１％以上５０％以下であることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置。
4. 請求項１〜３のいずれか１項において、上記駆動回路は、０．１Ｈｚ以上１００Ｈｚ以下の周波数で、上記電磁コイルに交番電圧を印加するように構成してあることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置。
5. 請求項１〜４のいずれか１項において、上記駆動回路は、双極性の交番電圧にオフセット電圧を重畳した単極性の交番電圧を上記電磁コイルに印加するように構成してあることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置。
6. 請求項１〜５のいずれか１項において、上記駆動装置は、上記電磁コイルに交番電圧を印加する通電期間と、上記電磁コイルへの交番電圧の印加を停止する通電停止期間とを周期的に交互に繰り返すように構成してあることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置。
7. 請求項１〜６のいずれか１項において、上記微小磁界発生装置は、凹溝状の延在溝を設けた電極配線基板と、上記延在溝の溝方向と交差するように該延在溝の内周面に配設されていると共に上記電極配線基板の表面に両端部が延設された第１の導電パターンと、アモルファスワイヤよりなる上記軟磁性体を貫通させた状態で上記延在溝に収容された上記絶縁体と、上記延在溝を跨ぐように上記絶縁体の外表面に配設された第２の導電パターンとを有しており、
   上記電磁コイルは、上記第１の導電パターンよりなる一方のコイル部と、隣り合う上記第１の導電パターンの端部を電気的に接続する上記第２の導電パターンよりなる他方のコイル部とを組み合わせたものであることを特徴とする歯科用の微小磁界発生装置。
8. 請求項１〜６のいずれか１項において、上記微小磁界発生装置では、アモルファスワイヤよりなる上記軟磁性体の外周に上記絶縁体を形成してあり、上記電磁コイルが、上記絶縁体の外周面に配設した上記導電パターンよりなることを特徴とする歯科用の磁界発生装置。
9. 歯科治療用のインプラントにおける顎骨に埋設するフィクスチャであって、
   請求項１〜８のいずれか１項の歯科用の微小磁界発生装置を収容したことを特徴とするフィクスチャ。

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