JP2011055982A - Dental instrument - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、歯髄が除去された歯を機械的に強化するための歯科装置に関する。より詳細には、歯髄腔において歯の象牙質に紫外線を照射することにより歯を機械的に(あるいは力学的に)強化するための歯科装置に関する。 The present invention relates to a dental device for mechanically strengthening a tooth from which pulp has been removed. More specifically, the present invention relates to a dental apparatus for mechanically (or mechanically) strengthening a tooth by irradiating ultraviolet rays onto the dentin of the tooth in the dental pulp cavity.
歯科治療において、進行した虫歯が原因で歯髄を除去する処置(歯神経を抜く処置)が、日常的に行われている。しかし、歯髄が除去された歯には、歯の中心部に空洞が形成されるため、構造上、歯の機械的強度が著しく低下することが知られている(非特許文献1)。このような歯を補強するため、歯髄が存在した歯の中心部に金属、樹脂などからなる支柱を建てる処置が、一般的に行われている(非特許文献2)。 In dental treatment, a treatment for removing the dental pulp (treatment for removing the dental nerve) due to advanced caries is routinely performed. However, since a cavity is formed in the central part of the tooth from which the pulp has been removed, it is known that the mechanical strength of the tooth is significantly reduced due to the structure (Non-Patent Document 1). In order to reinforce such a tooth, the treatment which builds the support | pillar which consists of a metal, resin, etc. in the center part of the tooth | gear in which the dental pulp existed is generally performed (nonpatent literature 2).
このような歯髄が除去された歯を人工材料で補強する処置は、歯と補強材との機械的性質が異なる場合、歯の内部に過剰な応力の集中を招き、歯が割れる恐れがあり、そのため抜歯の誘引ともなり得る(非特許文献3)。実際に、プラークコントロールによって、虫歯や歯周病などの細菌感染症は予防できるものの、過剰な力の負担に起因する歯の歯折を防止することは困難である(非特許文献4)。歯髄が除去された歯を安全かつ効果的に補強する方法は、未だ確立されておらず、このように強度が低下した歯の強化は、解決すべき急務の課題となっている。 The treatment to reinforce the tooth from which the pulp has been removed with an artificial material, when the mechanical properties of the tooth and the reinforcing material are different, may cause excessive stress concentration inside the tooth, and the tooth may break. Therefore, it can also be an inducement of tooth extraction (Non-patent Document 3). Actually, plaque control can prevent bacterial infections such as dental caries and periodontal disease, but it is difficult to prevent dental fracture caused by excessive force (Non-patent Document 4). A method for safely and effectively reinforcing a tooth from which the pulp has been removed has not yet been established, and strengthening a tooth with such reduced strength has become an urgent issue to be solved.
従来から、加齢あるいは乾燥および湿潤などの異なる環境における歯の機械的性質について種々の検討が行われている(非特許文献5〜7)。しかし、物理的刺激などによって歯質そのものを強化しようという取り組みはほとんど行われていない。唯一、本発明者らが、歯髄腔に露出した象牙質を表面温度が70℃〜140℃になるように加熱することにより、コラーゲンの網目状構造が緻密になって、歯の機械的強度が向上することを見出している(特許文献1および非特許文献8)。
Conventionally, various studies have been made on the mechanical properties of teeth in different environments such as aging or drying and wetting (
ところで、現在歯科領域において、紫外線の利用は日常的には行われていない。以前は、歯髄腔への充填物(例えば、光重合レジン)を固化するために紫外線を照射することもあった。しかし、現在一般的に用いられている光重合レジンは可視光によって硬化するため、紫外領域や近赤外領域をフィルタで除去した可視光を照射する光照射器のみが使用されている。あるいは、殺菌の目的で、歯科治療用ハンドピースに殺菌光(例えば、紫外光)を照射する機能を搭載し、該殺菌光を刃物(歯牙治療具)から照射する装置が考案されている(特許文献2)。 By the way, in the dental field, ultraviolet rays are not used on a daily basis. In the past, ultraviolet rays were sometimes irradiated to solidify the filling (for example, photopolymerization resin) into the dental pulp cavity. However, since currently used photopolymerization resin is cured by visible light, only a light irradiator that irradiates visible light from which an ultraviolet region or a near infrared region is removed by a filter is used. Alternatively, for the purpose of sterilization, a device for irradiating a sterilization light (for example, ultraviolet light) on a dental treatment handpiece and irradiating the sterilization light from a blade (dental treatment tool) has been devised (patent) Reference 2).
本発明の目的は、歯髄が除去された歯を、上記の象牙質の加熱による処置よりも、さらに安全かつ効果的に補強する手段およびそのための装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide means for reinforcing a tooth from which pulp has been removed more safely and effectively than the above-described treatment by heating dentin, and an apparatus therefor.
本発明者らは、歯の象牙質に長波長側の紫外線を5〜15分間照射することにより、方向特異性を持って象牙質の曲げ強さが約2倍に増加することを見出したことに基づき、本発明を完成した。 The present inventors have found that by irradiating dental dentin with ultraviolet rays on the long wavelength side for 5 to 15 minutes, the bending strength of the dentin is increased approximately twice with direction specificity. The present invention has been completed based on the above.
本発明は、歯髄が除去された歯を機械的に強化するための歯科装置を提供し、該歯科装置は、ハンドピース部および制御デバイスを備え、該ハンドピース部が、該歯の象牙質に紫外線を照射するための歯髄腔差込みプラグおよび紫外線光源を備え、そして該歯髄腔差込みプラグが紫外線照射部を有する。 The present invention provides a dental apparatus for mechanically strengthening a tooth from which the pulp has been removed, the dental apparatus comprising a handpiece part and a control device, the handpiece part being in the dentin of the tooth A pulp cavity plug for irradiating ultraviolet light and an ultraviolet light source are provided, and the pulp cavity plug has an ultraviolet irradiation section.
1つの実施態様では、上記紫外線照射部は、歯髄腔の深さと略同等の長さを有する。 In one embodiment, the ultraviolet irradiation section has a length substantially equal to the depth of the dental pulp cavity.
1つの実施態様では、上記紫外線照射部において、その先端部および側面部から紫外線が照射される。 In one embodiment, in the said ultraviolet irradiation part, an ultraviolet-ray is irradiated from the front-end | tip part and a side part.
1つの実施態様では、上記紫外線照射部は、複数の段を有する円錐形状である。 In one embodiment, the ultraviolet irradiation section has a conical shape having a plurality of steps.
1つの実施態様では、上記紫外線照射部は、該紫外線照射部を覆いかつ着脱可能であるチップを備える。 In one embodiment, the ultraviolet irradiation section includes a chip that covers the ultraviolet irradiation section and is detachable.
1つの実施態様では、上記チップは、紫外線を散乱して照射可能である。 In one embodiment, the chip can irradiate by scattering ultraviolet light.
1つの実施態様では、上記紫外線は、320nm〜400nmの波長である。 In one embodiment, the ultraviolet light has a wavelength of 320 nm to 400 nm.
1つの実施態様では、上記紫外線光源は、紫外線発光ダイオードである。 In one embodiment, the ultraviolet light source is an ultraviolet light emitting diode.
1つの実施態様では、上記歯科装置は、上記紫外線光源の出力制御手段を備える。 In one embodiment, the dental apparatus includes output control means for the ultraviolet light source.
本発明によれば、歯髄が除去された歯を安全にかつ効果的に補強し得る歯科装置が提供される。本発明の装置を用いれば、虫歯などの治療によって歯髄を除去して脆くなった歯を容易に強化することができ、より長期間にわたって歯髄を失った歯の健康が維持され得る。そのため、クオリティ・オブ・ライフ(QOL)の向上にもつながる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the dental apparatus which can reinforce the tooth | gear from which the pulp was removed safely and effectively is provided. By using the apparatus of the present invention, it is possible to easily reinforce a tooth that has become brittle by removing the pulp by treatment such as caries, and the health of the tooth that has lost the pulp over a longer period of time can be maintained. Therefore, it leads to the improvement of quality of life (QOL).
歯は、エナメル質、象牙質、およびセメント質からなる表層構造物であり、解剖学的には、象牙質とそれを覆うエナメル質からなる歯冠と、象牙質とそれを覆うセメント質からなる歯根に分けられる。中心部には歯髄腔があり、歯の神経である歯髄で満たされている。虫歯などのため、歯の神経である歯髄を除去すると、歯髄腔が円柱状の空洞として露出する。歯髄腔の露出部は象牙質である。 A tooth is a surface layer structure made of enamel, dentin, and cementum. Anatomically, it consists of a dentine and a crown made of enamel covering it, and a dentine and a cementum covering it. Divided into tooth roots. There is a pulp cavity in the center, which is filled with pulp, which is the nerve of the tooth. When the dental pulp, which is a nerve of the tooth, is removed due to caries or the like, the pulp cavity is exposed as a cylindrical cavity. The exposed part of the pulp cavity is dentin.
象牙質は、その組成の約25容量%がコラーゲン繊維であり、約50容量%がハイドロキシアパタイトである。象牙質においては、歯髄腔から外側への方向性を有する多数の象牙細管が走行している。 Dentin is about 25% by volume collagen fiber and about 50% by volume hydroxyapatite. In the dentin, a large number of dentinal tubules having a direction from the pulp cavity outward are running.
象牙質に紫外線を照射することにより、コラーゲン内部の架橋構造が増加し、コラーゲン繊維のトリプルへリックスの中心間距離が縮まる。この現象は、象牙質を加熱した場合にも見られる(特許文献1および非特許文献8)。タンパク質の変性温度は、約55℃〜60℃であり、コラーゲンの変性点は、約105℃〜110℃である。そのため、加熱によってハイドロキシアパタイト結晶を含むコラーゲンの網目状構造が緻密になって、歯の機械的強度が向上する。特に、歯髄腔の象牙質を70℃〜140℃に加熱すると、象牙細管の走行方向特異的に、曲げ強度、引っ張り強度、および破壊靭性値が著しく向上する。しかし、加熱後にハンクス平衡塩溶液(HBSS)に浸漬した場合、象牙質の曲げ強さは加熱前とほぼ同様に戻る。これに対して、象牙質に紫外線を照射した場合は、HBSSに浸漬した後であっても、紫外線照射によって獲得した曲げ強度を保持する。したがって、口腔内で象牙質を加熱するよりも紫外線を照射するほうが、より効果的に歯を機械的に強化することができる。
By irradiating the dentin with ultraviolet rays, the cross-linked structure inside the collagen increases, and the distance between the centers of the triple helix of the collagen fibers is reduced. This phenomenon is also observed when dentin is heated (
以下、図を参照して本発明の歯科装置を説明する。 Hereinafter, the dental apparatus of the present invention will be described with reference to the drawings.
図1は、本発明の歯科装置の一例を説明するための模式図である。本発明の歯科装置1は、ハンドピース部10および制御デバイス20を備える。図1において、制御デバイス20は筐体であり、この筐体から可撓性の接続部30を介してハンドピース部10が設けられる。本発明の歯科装置は、制御デバイスとハンドピース部とが一体となったコードレスタイプであってもよい。ここで例示する歯科装置1のハンドピース部10は、口腔内で紫外線を照射するために適した形状であればよく、ハンドピースに限定されず、マウスピースなどであってもよい。本明細書においては、ハンドピースの形状である場合を例に挙げて、詳細に説明する。
FIG. 1 is a schematic view for explaining an example of a dental apparatus of the present invention. The
図1に示すように、ハンドピース部10は、ハンドル部11、保護管12、歯髄腔差込みプラグ13(紫外線照射部14を備える)、紫外線光源15、および照射スイッチ16を備える。
As shown in FIG. 1, the
ハンドル部11は、使用者(例えば、歯科医)が保持する部分である。ハンドル部11は、使用者が把持可能でありかつ操作しやすいサイズおよび形状に設計され得る。例えば、ハンドル部11は、プラスチックなどで形成される。ハンドル部11は、把持しやすさの点で、好ましくは直径3cm程度の円筒形である。
The
保護管12は、後述の歯髄腔差込みプラグ13が、患者の口、特に患者の唇や舌などに直接触れないようにする部分である。例えば、保護管12が設けられていることによって、歯に紫外線を照射している時間にわたって、口を開放し続ける必要はなく、保護管12を噛むようにして、口を閉じることも可能となる。保護管12の材質は、特に限定されない。また、口内に挿入するのに便利でありかつ違和感のないサイズおよび形状を有する。
The
歯髄腔差込みプラグ13は、歯髄腔に挿入して、歯(特に、象牙質)に紫外線を照射するための手段であり、その先端部に紫外線照射部14を備える。歯髄腔差込みプラグ13では、例えば、紫外線光源15から発生した紫外線が、必要に応じて紫外線分光レンズを介して紫外線照射部14に伝送され、該紫外線照射部14から紫外線が象牙質に向けて照射される。そのため、歯髄腔差込みプラグ13中には、光ファイバーなどの光導体が備えられていてもよい。歯髄腔差込みプラグ13は、歯髄腔の径(通常、3mm以下)より小さい外径を有し、その外径は好ましくは1mm〜2mmである。
The pulp
紫外線照射部14は、紫外線を透過する材料(例えば、樹脂、ガラス)からなる。また、紫外線照射部14に、紫外線照射部14を覆いかつ着脱可能であるチップを装着してもよい(図示せず)。このようなチップは、通常樹脂製であり、好ましくはディスポーザブルである。
The
紫外線照射部14は、歯髄腔に露出している象牙質全体に均一に紫外線を照射するように構成されていることが好ましい。例えば、その先端部および側面部から紫外線を照射するように、歯髄腔の深さと略同等の長さを有することが好ましい。なお、この場合、歯髄腔差込みプラグ13のうち、紫外線照射部14のみが歯髄腔に挿入される。
The
紫外線照射部14の先端部および側面部から紫外線を照射するような形状としては、例えば、複数の段を有する円錐形状が挙げられる。あるいは、複数の光ファイバーの束であって、それらの末端がそれぞれ異なる位置で切断されて階段状になっていてもよい。
As a shape which irradiates an ultraviolet-ray from the front-end | tip part and side part of the
あるいは、紫外線照射部14は、歯髄腔差込みプラグ13の先端の末端部のみであってもよい。例えば、光ファイバーの末端の切断面であってもよい。この場合、例えば、紫外線を散乱させることが可能な材料からなる上記の着脱可能なチップを紫外線照射部14に装着することにより、広い角度で紫外線を照射することが可能となる。
Or the
歯髄腔差込みプラグ13の先端部に設けられた紫外線照射部14は、歯髄腔の径(通常、3mm以下)より小さい外径を有する。紫外線照射は象牙質と直接接触して行わないため、紫外線照射部14と象牙質との距離を考慮すると、その外径は好ましくは1mm〜2mmである。また、側面部から紫外線を照射可能な紫外線照射部14は、歯髄腔の深さと略同等の長さを有することが好ましい。例えば、歯髄腔以外の口腔内に紫外線を照射することがないように、歯冠表面から歯髄腔底部までの距離に匹敵する19mmよりも短い長さ、例えば、10〜15mmであることが好ましい。
The
紫外線照射部14はまた、1本に限定されない。例えば、大臼歯の場合、歯髄腔は、3つに分かれているため、それに応じて3本の紫外線照射部14が設けられていてもよい。あるいは、歯髄腔差込みプラグ13の先端で、1〜3本の紫外線照射部14が着脱可能に装着されていてもよい。
Moreover, the
紫外線光源15は、特に限定されないが、低圧水銀ランプ、高圧水銀ランプ、メタルハライドランプ、水銀キセノンランプ、発光ダイオードなどが挙げられる。寿命が長く、光量のバラツキがなく温度や熱をコントロールしやすく、水銀など有害物質を使わないため環境にも優しく、不要波長光除去用のフィルタ(例えば、紫外線分光レンズ)を必要とせず、小型化が可能であるという点で、紫外線発光ダイオード(UV−LED)が好ましい。
Although the
紫外線光源15は、必ずしも、図1に例示されるようにハンドピース部11に配置される必要はなく、制御デバイス20内に備えられていてもよい。その場合、紫外線光源15により発光した紫外線は、光ファイバーなどによって、制御デバイス20から紫外線照射部14まで伝送される。
The ultraviolet
紫外線光源15により発光される紫外線は、一般にUV−Aといわれる320nm〜400nmの波長であることが好ましい。より好ましくは360nm〜400nmである。320nm未満の波長の紫外線は、日焼けの効果を有し、強い殺菌作用もあり、そして生体に対する破壊性が強いため、好ましくない。このような紫外線の出力は、制御デバイス20内に設けられた出力制御手段22によって制御される。
The ultraviolet light emitted from the
照射スイッチ16は、ハンドル部11の外側に設けられ、紫外線光源15を発光させるためのスイッチである。照射スイッチ16が、使用者が保持するハンドル部11に設けられているため、使用者は、使用時に紫外線照射操作を容易に行い得る。照射スイッチ16は、制御デバイス20内に設けられた通電スイッチ21に接続されており、そして、この通電スイッチ21は、出力制御手段22を介して紫外線光源15に接続されている。例えば、使用開始時に照射スイッチ16をオンにすると、紫外線光源15が電源と接続され、紫外線照射が開始され、一方、オフにすると、電源との接続が遮断されて紫外線照射が中止される。
The
図1に示すように、制御デバイス20は、通電スイッチ21および出力制御手段22を含む。
As shown in FIG. 1, the
通電スイッチ21は、紫外線光源15への電気の供給を、出力制御手段22によって制御可能であるように接続される。通電スイッチ21は、電源(コンセント)またはバッテリー(必要に応じて、制御デバイス20内に配置される)から紫外線光源15への電気の供給を制御する。紫外線の強さは、紫外線光源15に通電される電流の量にほぼ比例する。
The
出力制御手段22は、紫外線照射時間を制御するために、図示していないが、例えば、タイマーが備えられていてもよい。タイマーは、例えば、設定された時間に照射スイッチ16を自動的にオフにするように作動する。
Although the output control means 22 is not shown in order to control the ultraviolet irradiation time, for example, a timer may be provided. The timer operates to automatically turn off the
制御デバイス20には、さらに、直流増幅器、直流変換器など一般的な出力調節装置に備えられる構成部品が設けられる。バッテリーが搭載される場合は、持ち運びが可能となる。
The
次に、図1に示す本発明の歯科装置1の使用方法について説明する。まず、本発明の歯科装置1を電源(コンセント)またはバッテリーに接続して通電し、歯科装置1を使用可能な状態にする。次いで、出力制御手段22に設けられた出力設定手段(図示せず)によって紫外線光源15から発光される紫外線の出力を設定する。
Next, the usage method of the
設定される出力は、用いる波長によって異なるが、少なくとも500mW/cm2であることが好ましい。より好ましくは800〜3200mW/cm2、さらに好ましくは1000〜2500mW/cm2で特に好ましくは1200〜2000mW/cm2である。出力が500mW/cm2未満である場合、象牙質に十分な強度を付与するために必要な紫外線照射時間が長くなるため、好適ではない。一方、出力が大きい場合、例えば4000mW/cm2よりも大きい場合には、照射部が過度に温度上昇する可能性があること、象牙質を構成するコラーゲンが破壊される可能性があることなどのため、好適ではない。出力制御手段22にタイマーが備えられている場合には、必要に応じて、以下で詳述する紫外線照射時間を予め設定してもよい。 The set output varies depending on the wavelength used, but is preferably at least 500 mW / cm 2 . More preferably 800~3200mW / cm 2, more preferably and particularly preferably at 1000~2500mW / cm 2 is 1200~2000mW / cm 2. When the output is less than 500 mW / cm 2 , the ultraviolet irradiation time necessary for imparting sufficient strength to the dentin becomes long, which is not preferable. On the other hand, when the output is large, for example, when it is larger than 4000 mW / cm 2 , there is a possibility that the temperature of the irradiated part will excessively increase, and that the collagen constituting the dentin may be destroyed. Therefore, it is not suitable. When the output control means 22 is provided with a timer, an ultraviolet irradiation time described in detail below may be set in advance as necessary.
次いで、ハンドピース部10のハンドル部11を保持して、歯髄腔差込みプラグ13を歯髄腔に挿入する。このとき、歯髄腔差込みプラグ13に設けられた紫外線照射部14が、該歯髄腔に露出している象牙質全体を照射可能なように配置する。
Next, the
次いで、ハンドピース部10の照射スイッチ16をオンにすることによって、紫外線光源15に電流を流し、紫外線照射部14から紫外線を象牙質に照射させる。象牙質を均一に照射するために、必要に応じて、歯髄腔内での歯髄腔差込みプラグ13の位置を移動させてもよい。
Next, by turning on the
紫外線を照射する時間は、出力あるいは歯の種類や大きさに応じて変動する。通常は30秒間〜30分間、好ましくは1〜20分間、より好ましくは5〜15分間である。 The time for irradiating ultraviolet rays varies depending on the output or the type and size of the teeth. Usually, it is 30 seconds to 30 minutes, preferably 1 to 20 minutes, more preferably 5 to 15 minutes.
所望の時間にわたって紫外線照射した後、ハンドピース部10の照射スイッチ16をオフにして、紫外線照射を終了する。その後、歯髄腔差込みプラグ13を歯髄腔から取り出し、口腔内から撤収する。
After irradiating with ultraviolet rays for a desired time, the
以上のようにして、本発明の歯科装置1を用いて象牙質に紫外線照射することによって、歯髄が除去された歯を機械的に強化することができる。なお、紫外線照射によって歯を強化するための方法には、本発明の装置が好適に用いられるが、象牙質に紫外線を照射できるのであれば、他の装置および/または手段を用いて紫外線照射してもよい。
As described above, the tooth from which the pulp has been removed can be mechanically strengthened by irradiating the dentin with ultraviolet rays using the
以下、本発明の歯科装置を用いる歯の強化方法の原理を、実施例によって説明する。 Hereinafter, the principle of the tooth strengthening method using the dental apparatus of the present invention will be described with reference to examples.
(棒状試料の作製)
実施例では、う蝕および破折のないヒト抜去第3大臼歯の歯冠咬合面中央部の象牙質から、低速精密切断器(ISOMET2000:BUEHLER社)および回転研磨器(ECOMET III:BUEHLER社)を用いて、象牙細管走行方向に平行および垂直な方向を長軸とする2種類の0.9×1.6×8.0mmの象牙質棒状試料を採取した。
(Preparation of rod-shaped sample)
In the examples, a low-speed precision cutter (ISOMET2000: BUEHLER) and a rotary polisher (ECOMET III: BUEHLER) from the dentin at the center of the occlusal surface of the third extracted molar without caries and fracture. Two types of 0.9 × 1.6 × 8.0 mm dentin rod-shaped samples having a major axis in the direction parallel to and perpendicular to the dentinal tubule running direction were collected.
(実施例1:紫外線照射による曲げ強度の検討)
上記の棒状試料について、LED紫外線照射器(ZUV-C30H:オムロン株式会社)を用いて、波長365nm、ならびに出力800、1200、1600、または3200mW/cm2の条件で、5分間、15分間、または30分間、10mmの照射距離にて紫外線照射を行った。
(Example 1: Examination of bending strength by ultraviolet irradiation)
For the above rod-shaped sample, using an LED ultraviolet irradiator (ZUV-C30H: OMRON Corporation) at a wavelength of 365 nm and an output of 800, 1200, 1600, or 3200 mW / cm 2 for 5 minutes, 15 minutes, or Ultraviolet irradiation was performed for 30 minutes at an irradiation distance of 10 mm.
紫外線照射処理前後での試料の寸法を、デジタルノギス(IP54:株式会社ミツトヨ)を用いて、最小表示量0.001mmの精度で測定し、線収縮率を算出した。紫外線照射により、約0.4%の線収縮が認められた(データは示さず)。これは、110℃および140℃での加熱処理の場合(約2%)よりも小さい収縮であった。 The dimensions of the sample before and after the ultraviolet irradiation treatment were measured with a precision of a minimum display amount of 0.001 mm using a digital caliper (IP54: Mitutoyo Corporation), and the linear shrinkage rate was calculated. About 0.4% linear shrinkage was observed by UV irradiation (data not shown). This was a smaller shrinkage than the heat treatment at 110 ° C. and 140 ° C. (about 2%).
紫外線照射後、室温大気中にて万能機械強度試験機(オートグラフAG−IS;島津製作所)を用いて、片持ち梁曲げ試験を行った。具体的には、上記紫外線照射後の試料を、金属製の治具に装着し、棒状試料の端部から2mm長を保持し、この保持された位置から2mmの位置(すなわち、棒状試料の保持された側の端部から4mmの位置)にクロスヘッドスピード0.1mm/秒で破壊荷重をかけ、降伏点での破壊荷重を測定した。上記の各条件につき各10〜15試料について測定を行った。降伏点での破壊荷重についての結果を図2に示す。
After ultraviolet irradiation, a cantilever bending test was performed using a universal mechanical strength tester (Autograph AG-IS; Shimadzu Corporation) in the room temperature atmosphere. Specifically, the sample after the ultraviolet irradiation is mounted on a metal jig, held 2 mm from the end of the rod-shaped sample, and 2 mm from the held position (that is, holding the rod-shaped sample). A breaking load was applied at a crosshead speed of 0.1 mm / second to a
図2からわかるように、いずれの出力においても、紫外線照射によって象牙質の曲げ強さは向上した。特に、1200および1600mW/cm2の場合、5〜15分間の照射で、曲げ強さが処理前の約2倍に向上した。したがって、紫外線照射により、象牙質の機械的強度が向上することがわかった。 As can be seen from FIG. 2, at any output, the bending strength of the dentin was improved by the ultraviolet irradiation. In particular, in the case of 1200 and 1600 mW / cm 2 , the bending strength was improved about twice as much as that before the treatment by irradiation for 5 to 15 minutes. Therefore, it was found that the mechanical strength of dentin is improved by ultraviolet irradiation.
(実施例2:紫外線照射による象牙質表面温度の検討)
上記の棒状試料について、LED紫外線照射器(ZUV-C30H:オムロン株式会社)を用いて、波長365nm、ならびに出力800、1200、1600、または3200mW/cm2の条件で、10mmの照射距離にて紫外線照射を行った。紫外線照射開始後5分、10分および30分の時点で、試料の表面温度を測定した。結果を表1に示す。
(Example 2: Examination of dentin surface temperature by ultraviolet irradiation)
Using the LED ultraviolet irradiator (ZUV-C30H: OMRON Corporation), the above bar-shaped sample was irradiated with ultraviolet rays at an irradiation distance of 10 mm under a wavelength of 365 nm and an output of 800, 1200, 1600, or 3200 mW / cm 2. Irradiation was performed. The surface temperature of the sample was measured at 5 minutes, 10 minutes, and 30 minutes after the start of ultraviolet irradiation. The results are shown in Table 1.
表1からわかるように、照射出力および時間に応じて表面温度が少しずつ上昇した。しかし、歯の機械的強度の向上に有効であることが知られている加熱温度(70℃〜140℃:特許文献1および非特許文献8)よりも十分に低い温度であった。このことから、紫外線照射による象牙質の強度の向上は、加熱に起因するものではないことがわかった。
As can be seen from Table 1, the surface temperature gradually increased according to the irradiation power and time. However, the temperature was sufficiently lower than the heating temperature (70 ° C. to 140 ° C .:
(実施例3:紫外線照射後の再浸漬による曲げ強度の検討)
上記の棒状試料(n=10)について、LED紫外線照射器(ZUV-C30H:オムロン株式会社)を用いて、波長365nmおよび出力3200mW/cm2の条件で、10mmの照射距離にて5分間または15分間紫外線照射を行った。紫外線照射後、ハンクス平衡塩溶液(HBSS:シグマアルドリッチジャパン株式会社)中に37℃にて3日間または7日間浸漬した。浸漬後、上記実施例1と同様の操作で片持ち梁曲げ試験を行った。また、上記実施例1と同様に試料の寸法を測定し、線収縮率を算出した。結果を図3に示す。図3において、棒グラフ(左縦軸)は曲げ強さを表し、そして折れ線グラフ(右縦軸)は線収縮率を表す。
(Example 3: Examination of bending strength by re-immersion after UV irradiation)
For the above rod-shaped sample (n = 10), using an LED ultraviolet ray irradiator (ZUV-C30H: OMRON Corporation) at a wavelength of 365 nm and an output of 3200 mW / cm 2 for 5 minutes or 15 Ultraviolet irradiation was performed for a minute. After the ultraviolet irradiation, it was immersed in Hanks balanced salt solution (HBSS: Sigma Aldrich Japan Co., Ltd.) at 37 ° C. for 3 days or 7 days. After immersion, a cantilever bending test was performed in the same manner as in Example 1. Moreover, the dimension of the sample was measured similarly to the said Example 1, and the linear shrinkage rate was computed. The results are shown in FIG. In FIG. 3, the bar graph (left vertical axis) represents the bending strength, and the line graph (right vertical axis) represents the linear shrinkage rate.
図3からわかるように、象牙質に紫外線を照射した場合は、HBSSに浸漬した後であっても、紫外線照射によって獲得した曲げ強度を保持していた。なお、140℃で加熱処理した試料では、HBSSに浸漬した場合、象牙質の曲げ強さは加熱前とほぼ同様に戻った(データは示さず)。したがって、紫外線照射による象牙質の強度の向上は、加熱による強度の向上とは異なることがわかった。 As can be seen from FIG. 3, when the dentin was irradiated with ultraviolet rays, the bending strength obtained by the ultraviolet irradiation was maintained even after being immersed in HBSS. In addition, in the sample heat-processed at 140 degreeC, when it immersed in HBSS, the bending strength of dentin returned almost the same as before heating (data not shown). Therefore, it was found that the improvement of dentin strength by ultraviolet irradiation is different from the improvement of strength by heating.
また、紫外線照射により生じた線収縮は、HBSSへの浸漬により浸漬前に完全に戻ることがわかった。 In addition, it was found that the linear shrinkage caused by the ultraviolet irradiation completely returned to the pre-immersion by immersion in HBSS.
(実施例4:紫外線照射後のX線回折測定によるコラーゲン分子間距離の検討)
象牙細管の走行方向が試料の長軸に対して垂直になるように規定した0.5×0.3×3.0mmの棒状試料を、23℃にて0.5MのEDTA中に7日間保存して、ハイドロキシアパタイト脱灰処理を行った。脱灰後、波長365nmおよび出力3200mW/cm2の条件で、10mmの照射距離にて5分間紫外線照射を行った。次いで、回転対陰極型X線発生装置(ultraX18:Rigaku Co.)を搭載したイメージングプレートX線検出器(RAXIS-IV:Rigaku Co.)を用いて、出力:50kV,250mA、X線源:CuKα線、ビームサイズ:0.3mm、カメラ長:150〜300mmにて室温真空中でコラーゲンの分子間距離を測定した。また、紫外線照射後7日間にわたってHBSS中に浸漬した試料についても、同様にコラーゲンの分子間距離を測定した。
(Example 4: Examination of distance between collagen molecules by X-ray diffraction measurement after ultraviolet irradiation)
A rod-shaped sample of 0.5 × 0.3 × 3.0 mm in which the running direction of the dentinal tubule is perpendicular to the long axis of the sample is stored in 0.5 M EDTA at 23 ° C. for 7 days. Then, hydroxyapatite decalcification treatment was performed. After deashing, ultraviolet irradiation was performed for 5 minutes at an irradiation distance of 10 mm under the conditions of a wavelength of 365 nm and an output of 3200 mW / cm 2 . Next, using an imaging plate X-ray detector (RAXIS-IV: Rigaku Co.) equipped with a rotating anti-cathode X-ray generator (ultraX18: Rigaku Co.), output: 50 kV, 250 mA, X-ray source: CuKα The intermolecular distance of collagen was measured in vacuum at room temperature using a line, beam size: 0.3 mm, and camera length: 150 to 300 mm. Moreover, the intermolecular distance of collagen was similarly measured about the sample immersed in HBSS over 7 days after ultraviolet irradiation.
なお、比較のために、脱灰処理前の湿潤試料、ならびにオーブン(KL100:クラレメディカル株式会社)を用いて140℃まで加熱した試料についても、X線回折測定によりコラーゲンの分子間距離を測定した。結果を表2に示す。 For comparison, the intermolecular distance of collagen was also measured by X-ray diffraction measurement for a wet sample before decalcification treatment and a sample heated to 140 ° C. using an oven (KL100: Kuraray Medical Co., Ltd.). . The results are shown in Table 2.
X線回折にてコラーゲン分子の配向を分析した結果、紫外線または加熱処理前のコラーゲン分子間距離は13.6Åであった。紫外線照射および加熱処理により、コラーゲン分子間距離が約10.6〜10.8Åに収縮した。この収縮は、加熱処理の場合は7日間のHBSSへの浸漬によりほぼ完全に処理前の状態に戻るが、紫外線処理の場合は完全には戻らないことがわかった。このように、紫外線照射後の試料では、HBSSへの浸漬後に、上記実施例3の結果から明らかなように線収縮率は元に戻るのに対し、コラーゲン分子間距離は元には戻らなかった。 As a result of analyzing the orientation of collagen molecules by X-ray diffraction, the distance between collagen molecules before ultraviolet light or heat treatment was 13.6 mm. The distance between collagen molecules contracted to about 10.6 to 10.8 cm by ultraviolet irradiation and heat treatment. This shrinkage was found to be almost completely restored to the pre-treatment state by immersion in HBSS for 7 days in the case of heat treatment, but not completely in the case of ultraviolet treatment. Thus, in the sample after ultraviolet irradiation, after the immersion in HBSS, the linear shrinkage rate was restored as apparent from the results of Example 3 above, whereas the collagen intermolecular distance was not restored. .
(実施例5:紫外線照射後のコラーゲン分子間架橋の定量)
歯冠象牙質を液体窒素で凍結粉砕した後、波長365nmおよび出力3200mW/cm2の条件で、10mmの照射距離にて5分間紫外線照射を行った。紫外線照射後、試料を、23℃にて0.5MのEDTA中に7日間保存して、ハイドロキシアパタイト脱灰処理を行った。脱灰後、トリチウム標識した水素化ホウ素ナトリウムにより、未成熟架橋である還元性架橋(ジヒドロキシリジノノルロイシンおよびヒドロキシリジノノルロイシン)の還元およびトリチウム標識を行った。次いで、6Nの塩酸を用いて加水分解を行った後、陽イオン交換高速液体クロマトグラフィー(DGU20A3:株式会社島津製作所)を用いてコラーゲン分子間架橋の定量を行った。成熟架橋である非還元性架橋(ピリジノリンおよびデオキシピリジノリン)および老化架橋(ペントシジン)については、自然蛍光の特性を用いて蛍光定量を行った。結果を図4に示す。
(Example 5: Quantification of cross-linking between collagen molecules after ultraviolet irradiation)
The crown and dentin were frozen and pulverized with liquid nitrogen, and then irradiated with ultraviolet rays for 5 minutes at an irradiation distance of 10 mm under conditions of a wavelength of 365 nm and an output of 3200 mW / cm 2 . After the ultraviolet irradiation, the sample was stored in 0.5 M EDTA at 23 ° C. for 7 days to perform a hydroxyapatite decalcification treatment. After decalcification, reduction of the immature crosslinkable reductive bridges (dihydroxylydinonorleucine and hydroxylydinonorleucine) and tritium labeling were carried out with tritium-labeled sodium borohydride. Next, after hydrolysis using 6N hydrochloric acid, collagen intermolecular crosslinking was quantified using cation exchange high performance liquid chromatography (DGU20A3: Shimadzu Corporation). Non-reducing bridges (pyridinoline and deoxypyridinoline) and aging bridges (pentosidine), which are mature bridges, were fluorimetrically determined using the properties of natural fluorescence. The results are shown in FIG.
図4からわかるように、紫外線照射により、成熟架橋である非還元性架橋は紫外線照射前の0.20mol/molコラーゲンから0.04mol/molコラーゲンへと約20%に、そして老化架橋であるペントシジンは2.46mol/molコラーゲンから1.68mol/molコラーゲンへと約70%に減少していた。成熟架橋の減少は機械的強度の低下につながることが知られている(L. Knottら、Bone,22巻,181-187頁,1998年)が、老化架橋の減少が、機械的強度の増加に影響を及ぼしたと考えられる。 As can be seen from FIG. 4, by UV irradiation, the non-reducing cross-linkage that is a mature cross-linkage is about 20% from 0.20 mol / mol collagen to 0.04 mol / mol collagen before UV irradiation, and pentosidine that is an aging cross-link. Decreased from 2.46 mol / mol collagen to 1.68 mol / mol collagen to about 70%. It is known that a decrease in mature cross-linking leads to a decrease in mechanical strength (L. Knott et al., Bone, 22: 181-187, 1998), but a decrease in aging cross-linking increases mechanical strength. It is thought that had influenced.
(実施例6:顕微赤外分光分析による紫外線照射後のコラーゲン分子構造変化の解析)
歯冠象牙質より、厚さ約20μmの薄切切片を採取し、23℃にて0.5MのEDTA中に7日間保存して、ハイドロキシアパタイト脱灰処理を行った。脱灰後、波長365nmおよび出力3200mW/cm2の条件で、10mmの照射距離にて3分間、5分間、10分間および15分間紫外線照射を行った。試料を、顕微赤外分光装置(FTIR620+IRT30:日本分光株式会社)を用いて、分解能4cm−1、積算回数100回、スキャンスピード4mm/秒、測定領域200×200μm2の条件で分析した。
(Example 6: Analysis of collagen molecular structure change after ultraviolet irradiation by micro-infrared spectroscopy)
A thin slice of about 20 μm in thickness was collected from the coronal dentin and stored in 0.5 M EDTA at 23 ° C. for 7 days for hydroxyapatite decalcification. After decalcification, UV irradiation was performed for 3 minutes, 5 minutes, 10 minutes, and 15 minutes at an irradiation distance of 10 mm under the conditions of a wavelength of 365 nm and an output of 3200 mW / cm 2 . The sample was analyzed using a micro-infrared spectrometer (FTIR620 + IRT30: JASCO Corporation) under the conditions of a resolution of 4 cm −1 , an integration count of 100 times, a scan speed of 4 mm / second, and a measurement area of 200 × 200 μm 2 .
アミド結合には、図5の上部に示すように、アミドI、II、およびIIIと呼ばれる基準振動がある。このうち、アミドIは、C=O伸縮振動の性質を強く有する。一方、アミドIIおよびIIIは、C−N伸縮振動とN−H面内変角振動の混成モードを有する。測定結果は、ポリペプチドの平面構造を規定しているこれらのアミドI、II、およびIIIのスペクトルに着目して解析した。得られた赤外吸収スペクトルを図5の下部に示す。図5のスペクトル図において、上から順に、未処理、3分照射、5分照射、10分照射および15分照射の試料の結果を示す。 The amide bond has a reference vibration called amides I, II, and III, as shown at the top of FIG. Of these, amide I has a strong property of C═O stretching vibration. On the other hand, amides II and III have a hybrid mode of CN stretching vibration and NH in-plane bending vibration. The measurement results were analyzed by paying attention to the spectra of these amides I, II, and III that define the planar structure of the polypeptide. The obtained infrared absorption spectrum is shown in the lower part of FIG. In the spectrum diagram of FIG. 5, the results of the untreated, 3 minute irradiated, 5 minute irradiated, 10 minute irradiated and 15 minute irradiated samples are shown in order from the top.
加熱試料において見られる3300cm−1付近の脱水による高さピークの減衰は、紫外線照射試料においては見られなかった。また、アミドI(1650cm−1)およびアミドII(1540cm−1)などの主たる構造にも大きな変化は認められなかった。 The attenuation of the height peak due to dehydration near 3300 cm −1 seen in the heated sample was not seen in the UV irradiated sample. Moreover, a large change in the primary structure, such as the amide I (1650 cm -1) and amide II (1540 cm -1) were observed.
(実施例7:顕微レーザーラマン分光分析による紫外線照射後のコラーゲン分子構造変化の解析)
歯冠象牙質より、厚さ約20μmの薄切切片を採取し、23℃にて0.5MのEDTA中に7日間保存して、ハイドロキシアパタイト脱灰処理を行った。脱灰後、波長365nmおよび出力3200mW/cm2の条件で、10mmの照射距離にて3分間、5分間、および15分間紫外線照射を行った。試料を、顕微レーザーラマン分光分析装置(RAMAN-11:ナノフォトン株式会社)を用いて、レーザーは長785nm、分解能2cm−1、測定時間180秒、測定領域1.0×1.0μm2の条件で分析した。得られたラマンスペクトルを図6に示す。図6中、上から順に、未処理、3分照射、5分照射、および15分照射の試料の結果を示す。
(Example 7: Analysis of changes in collagen molecular structure after ultraviolet irradiation by microscopic laser Raman spectroscopy)
A thin slice of about 20 μm in thickness was collected from the coronal dentin and stored in 0.5 M EDTA at 23 ° C. for 7 days for hydroxyapatite decalcification. After decalcification, ultraviolet irradiation was performed for 3 minutes, 5 minutes, and 15 minutes at an irradiation distance of 10 mm under the conditions of a wavelength of 365 nm and an output of 3200 mW / cm 2 . Using a microscopic laser Raman spectroscopic analyzer (RAMAN-11: Nanophoton Co., Ltd.) as a sample, the laser was 785 nm long, the resolution was 2 cm −1 , the measurement time was 180 seconds, and the measurement area was 1.0 × 1.0 μm 2 . Analyzed with The obtained Raman spectrum is shown in FIG. In FIG. 6, the results of the untreated sample, 3 minute irradiation, 5 minute irradiation, and 15 minute irradiation sample are shown in order from the top.
プロリンの炭素間結合と考えられる922cm−1のピーク高さの増幅、ならびに1323、1407、および1453cm−1のピークの増幅が認められ、コラーゲン分子構造の変化が示唆された。このことから、紫外線照射によって、脱水に起因するコラーゲン分子間距離の収縮だけでなく、コラーゲンの成熟架橋や老化架橋の減少が認められること、ならびにラマン分光分析によりコラーゲン分子構造の変化が生じることがわかった。このようなコラーゲンの化学変化が、HBSSへ浸漬した場合での象牙質の強度の保持に関与することが示唆される。したがって、加熱処理よりも紫外線照射のほうが、象牙質の機械的強度の向上に適すると考えられる。 Amplification of the peak height of 922 cm −1 , which is considered to be a carbon-carbon bond of proline, and amplification of peaks of 1323, 1407, and 1453 cm −1 were observed, suggesting a change in the collagen molecular structure. From this, not only the shrinkage of the distance between collagen molecules due to dehydration but also the decrease in collagen mature and aging crosslinks due to dehydration, and changes in the molecular structure of the collagen due to Raman spectroscopic analysis may occur. all right. It is suggested that such chemical change of collagen is involved in maintaining the strength of dentin when immersed in HBSS. Therefore, it is considered that ultraviolet irradiation is more suitable for improving the dentin mechanical strength than heat treatment.
本発明によれば、歯髄が除去された歯を安全にかつ効果的に補強し得る歯科装置が提供される。したがって、本発明の装置は、歯髄が除去された歯を強化するのに有用である。本発明の装置を用いれば、虫歯などの治療によって歯髄を除去して脆くなった歯を容易に強化することができ、より長期間にわたって歯髄を失った歯の健康が維持され得る。そのため、QOLの向上にもつながる。また、本発明の装置が普及すれば、歯の歯折という歯科治療における致命的な失敗を回避でき、今日の歯科治療の大部分を占めている詰物のやり直し治療に要する医療費の削減にもつながる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the dental apparatus which can reinforce the tooth | gear from which the pulp was removed safely and effectively is provided. Thus, the device of the present invention is useful for strengthening teeth from which the pulp has been removed. By using the apparatus of the present invention, it is possible to easily reinforce a tooth that has become brittle by removing the pulp by treatment such as caries, and the health of the tooth that has lost the pulp over a longer period of time can be maintained. Therefore, it leads to improvement of QOL. In addition, if the device of the present invention becomes widespread, it can avoid a fatal failure in dental treatment, such as a tooth fracture, and it can also reduce the medical cost required for redoing the filling that accounts for the majority of today's dental treatment. Connected.
1 歯科装置
10 ハンドピース部
11 ハンドル部
12 保護管
13 歯髄腔差込みプラグ
14 紫外線照射部
15 紫外線光源
16 照射スイッチ
20 制御デバイス
21 通電スイッチ
22 出力制御手段
30 接続部
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2013179977A (en) * | 2012-02-29 | 2013-09-12 | Atsushi Takahashi | Root canal treatment instrument |
Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH09505213A (en) * | 1993-09-30 | 1997-05-27 | シーダーズ − サイナイ メディカル センター | Fiber optic endodontic device and method |
JPH11347052A (en) * | 1998-03-13 | 1999-12-21 | Yuusuke Nonomura | Tooth reforming device and reforming agent |
JP2003144458A (en) * | 2001-11-19 | 2003-05-20 | Atsushi Takahashi | Dental root canal filling system applying optical diffusion resin fiber, photo-curing resin, and photo- curing resin dentine adhesive |
JP2003310641A (en) * | 2002-04-25 | 2003-11-05 | Dentsply Sankin Kk | Light irradiating auxiliary tip for dental restoration |
JP2005160865A (en) * | 2003-12-04 | 2005-06-23 | Sun Medical Co Ltd | Optical fiber for dental use, kit for dental treatment including the same, and method for curing photopolymerizable composition for dental use |
JP2007268226A (en) * | 2006-03-30 | 2007-10-18 | Akihiko Tashiro | Device for irradiation and curing of adhesive or the like for dental restoration |
WO2008047490A1 (en) * | 2006-10-17 | 2008-04-24 | Osaka University | Dental apparatus |
JP2008526580A (en) * | 2005-05-27 | 2008-07-24 | ケール コーポレーション | Curing light equipment |
-
2009
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Patent Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH09505213A (en) * | 1993-09-30 | 1997-05-27 | シーダーズ − サイナイ メディカル センター | Fiber optic endodontic device and method |
JPH11347052A (en) * | 1998-03-13 | 1999-12-21 | Yuusuke Nonomura | Tooth reforming device and reforming agent |
JP2003144458A (en) * | 2001-11-19 | 2003-05-20 | Atsushi Takahashi | Dental root canal filling system applying optical diffusion resin fiber, photo-curing resin, and photo- curing resin dentine adhesive |
JP2003310641A (en) * | 2002-04-25 | 2003-11-05 | Dentsply Sankin Kk | Light irradiating auxiliary tip for dental restoration |
JP2005160865A (en) * | 2003-12-04 | 2005-06-23 | Sun Medical Co Ltd | Optical fiber for dental use, kit for dental treatment including the same, and method for curing photopolymerizable composition for dental use |
JP2008526580A (en) * | 2005-05-27 | 2008-07-24 | ケール コーポレーション | Curing light equipment |
JP2007268226A (en) * | 2006-03-30 | 2007-10-18 | Akihiko Tashiro | Device for irradiation and curing of adhesive or the like for dental restoration |
WO2008047490A1 (en) * | 2006-10-17 | 2008-04-24 | Osaka University | Dental apparatus |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
JPN6013043313; 小出武, 外1名: '"象牙質コラーゲンの強化が象牙質齲蝕の進行に及ぼす影響について: 各種コラーゲン強化法によるコラーゲン' 小児歯科学雑誌 34(2), 19960401, 367, 一般社団法人 日本小児歯科学会 * |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2013179977A (en) * | 2012-02-29 | 2013-09-12 | Atsushi Takahashi | Root canal treatment instrument |
Also Published As
Publication number | Publication date |
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