JP2016027839A - 医療用加熱機器 - Google Patents

Abstract

【解決課題】歯科矯正臨床における接着剤を用いて歯面に直接ブラケット類を接着させるダイレクト・ボンディング法に際して、矯正治療終了後のブラケット類をディボンディング等のような加熱を苦痛無く安全に行える医療加熱機器の提供。【解決手段】本発明の医療用加熱機器、特に歯科用加熱機器は、加熱部、熱伝導部、適用部、グリップ部を有し、口腔内の歯質に展開された歯科用接着性組成物を加熱して、前記組成物の接着性を制御することを特徴としている。【選択図】図１

Description

本発明は、口腔中の歯質と、歯科治療に用いられる補綴物や装置あるいは治療用器具などとを、接着・結合させる医療用接着性組成物を加熱するための医療用加熱機器であり、たとえば、矯正用ブラケットを加熱する装置、齲蝕部除去などにより欠損した歯質の機能を回復させるためのクラウンなどの補綴物を加熱するための医療用機器、特に歯科用加熱機器に関する。

歯科矯正臨床においては、接着剤を用いて歯面に直接ブラケット類を接着させるダイレクト・ボンディング法が広く用いられている。この方法においては、矯正治療終了後のブラケット類の撤去時、特に、ディボンディング時に患者に強い疼痛を与えたり、それだけでなく、歯面のエナメル質を損傷するに至るという危険性があることが問題視されている。

これについては、非特許文献１において、スーパーボンド^TM（サンメディカル(株)製）等の架橋が比較的少ない医療用接着材等を用いて、これを短時間で急速に加熱することによって、接着強度が大きく低下して容易に脱落させることができることが開示されている。また、この方法によれば、歯髄への加熱がほとんど無いので、疼痛の虞がないとの利点を有することも開示されている。

しかしながら、ここに開示されている方法は、ブラケットに直接電流を流すことによりブラケットに発生するジュール熱を利用しているものである。ブラケットは生活歯であり、生きていることから、この方法は人体に直接電気を通電させることであり、感電、火傷、神経あるいは心臓への影響をはじめ、チェアサイドの周辺の電子機器や患者が装着している電子機器、例えば、補聴器やペースメーカー等への障害や破損の危険性が問題となり得る。そのうえ、ジュール熱の発生効率は、通電するブラケットの材質によって異なるので、常に所定の効果があげられる保証がない点も指摘される。実際、この方法が提案されてから、２９年近く経過しているにも拘わらず、この方法についての改良あるいはこの方法を実施するための改良方法あるいは改良器具が普及するどころか、何一つとして、実用化・商品化された試しがないことは、前述の問題点の証左と言っても過言ではない。

因みに、口腔において用いられる機器としては、特許文献１のような、電熱性プラガーや特許文献２では回転運動を併用しているようなものも知られている。これらは、歯髄が除去された死んだ歯牙根管内に接着性を有さないガッタパーチャを充填乃至は除去するためのものであり、取り扱う材料の物性は接着材とは大きく違う側面を有するものであり、加熱による歯髄への疼痛の危険性を全く配慮する必要のない技術分野に属するものである。

則ち、より、安全で安定したディボンディング方法が求められているにも拘わらず、そのような手段も転用可能な技術も未だに知られていないのが現状である。
口腔に対して用いられる加熱機器としては、根管充填用のガッタパーチャの充填や除去の際に使用される加熱装置が知られている。

また、ダイレクト・ボンディング法等に用いられる医療用接着剤においては、化学重合型および光重合型が広く普及している。
化学重合型医療用接着剤としては、スーパーボンド^TM（サンメディカル(株)製）等が広く知られており、この接着材は、メチルメタクリレート（MMA）系の医療用接着材料で、成分として拡散促進（接着性）モノマーである4-メチルアクリロイルオキシエチルトリメリット酸無水物（4-META）と重合開始剤として「TBB」とを採用しており、歯質（エナメル質および象牙質）、医療用金属合金、医療用陶材およびレジンに対して強力に接着し、良好な辺縁封鎖性を示すので、接着性レジンセメントとして高い評価を受けている。

しかしながら、光重合型に比して、硬化時間が長いため、そのための保持時間が患者あるいは術者にとって、少なからぬ苦痛あるいは困難性を与えているという問題を有している。

特開昭６３−２５７５５１号公報 特開平０９−２５３０９４号公報

歯材器 4(6)、599-607、1985

本発明は、歯科矯正臨床における接着剤を用いて歯面に直接ブラケット類を接着させるダイレクト・ボンディング法に際して、矯正治療終了後のブラケット類をディボンディングをより安全で苦痛の少ない方法にて、達成させる医療用、特に歯科用加熱機器を提供することを目的としている。

本発明の医療用加熱機器は、加熱部、熱伝導部、適用部、グリップ部を有し、口腔内の歯質に展開された医療用接着性組成物を加熱して、前記組成物の接着性を制御することを特徴としている。

本発明の加熱機器は、特に歯科用加熱機器は、生活歯に好適に適用できる。
また、本発明において、前記加熱が、熱伝導によるものであることが好ましい。
上記の加熱の熱源がＰＴＣ（Positive Temperature Coefficient）ヒーターであることが好ましい。

本発明の医療用加熱機器が、硬化前の医療用接着性組成物を加熱して、硬化速度を促進させるものであることが好ましい。
また、本発明の医療用加熱機器が、硬化後の医療用接着性組成物を加熱して、接着性を低下させるものであることが好ましい。
本発明の医療用加熱機器は、口腔内の歯質に展開された歯科用接着性組成物を加熱して、前記組成物の接着性を制御する歯科用加熱機器であることが好ましい。

本発明の医療用加熱機器は、温度センサーを用いることなく、加熱部にある温度になると電気抵抗値が急激に増加し、温度が一定となる正温度特性（Positive Temperature Coefficient: ＰＴＣ)を示すヒーター（以下ＰＴＣヒーター）を有する加熱部を採用し、ここで発生した熱を効果的に熱伝導部に移動させて適用部で医療機器に接触させて加熱するもので、かつ、口腔内で使用できるように小型サイズで軽量化したグリップ部からなる医療用加熱機器を提供するものである。

本発明の医療用加熱機器は、例えば、口腔内の歯質に展開された医療用接着性組成物を加熱して、前記組成物の接着性を制御するものである。則ち、硬化前の医療用接着性組成物を加熱して、硬化速度を早めるものである。または硬化後の医療用接着性組成物を加熱して、接着性を低下させて安全かつ容易の接着固定物を脱着・除去可能にさせるものである。しかも、前記加熱により歯髄が熱くなり疼痛を発生する虞が極めて少ない。

本発明におけるＰＴＣヒーターの採用は、小型サイズを維持したまま加熱部と適用部が近くに配置できるため、熱伝導効率が著しく良くなる。したがって、口腔内に入れられるサイズで加熱部と適用部が組み入れることができるため、熱伝道効率が高くなるとの利点がある。

図１は、本発明の医療用過熱期器を模式的に示す図であると共に、その使用方法も模式的に示す図である。 図２は、各部温度センサーの配置位置を示す図である。

以下、本発明の医療用加熱機器について詳述する。
本発明の医療用加熱機器は、図１に示すように、口腔内の歯質に展開された医療用接着性組成物を加熱して、前記組成物の接着性を制御する医療用加熱機器である。

本発明の医療用は特に歯科用加熱機器として好適である。
図１は、歯面に貼着したし歯列矯正用のブラケットを脱離する際に本発明の医療用加熱機器を用いる態様を模式的に示す図である。

本発明の医療用加熱器１は、図１に示すように、電導挟持対からなる加熱部、放熱体からなる熱伝導部、放熱体の先端部である適用部、加熱機器全体を覆うグリップ部を有し、導電線１ｆから導入された電気をニューズ１ｇを介して電導挟持対１ｂに導入するように接続されている。加熱機器１の先端部には絶縁膜１ｃに囲繞されて、ＰＴＣ素子１ａを介して一対の電導挟持対１ｂが配置されている。この絶縁膜１ｃの外側は金属などで囲繞されて伝熱円筒体１ｄが形成されている。

この実施例では、前述のＰＴＣ素子１ａを温度を一定に保つスタビライザーとしてだけでなく、発熱素子としても兼用できるＰＴＣ型半導体温度計（AS-140、Sakaguchi E.H. VOC INC.）を用いた構成としているが、勿論、発熱素子は別途設けて、ＰＴＣ素子は、定温スタビライザー専用として用いても良い。

本発明の加熱機器１の本体は全体を一体のものに取りまとめ、かつ、外部からの水などの導電性物質の侵入を阻止し、電気回路のショートや破損につながる外力や異物を排除するものである。又、逆に内部構成物からの高熱や電流が不用意に外部へ漏れる事を防止するものである。

伝熱円筒体１ｄの先端部であって、電導挟持対１ｂの先端部分は、ＰＴＣ素子１ａで発生した熱を外部に取り出す放熱体１ｅが、一方の先端部を加熱機器１から突出するように形成されている。
一対の電導挟持対１ｂは、ＰＴＣ素子１ａを介して電気的に接続されている。

このＰＴＣ素子１ａは、温度が高くなると電気抵抗値が高くなるとの特性を有しており、この特性を利用することにより、一対の電導挟持対１ｂ間を通過する電気量を調整することができる。そして、ＰＴＣ素子１ａによって通過する電気量を調整することにより一対の電導挟持対１ｂで発生する熱量を制御することができるので、放熱体１ｅの温度を一定に維持することができる。

ＰＴＣ素子１ａは電導挟持対１ｂにて挟持されており、それぞれは、ＰＴＣ素子１ａの片面のほぼ全面に亘って接して通電するものであるが、ＰＴＣ素子からの発熱を受けて伝熱し、本実施例ではその熱容量にて発熱の時間的平準化と空間的熱集中の拡散の役割も果たしている。勿論、電導挟持対１ｂは、単に通電機能に特化して、ＰＴＣ素子１ａの片面のほぼ全面に亘って形成された導電膜という構成にしてもよい。

前記電導挟持対１ｂは、ＰＴＣ素子１ａと併せて、絶縁膜１ｃによって包まれており、後述の伝熱円筒体等に漏電乃至はショートしないように絶縁するものである。あるいは、前記絶縁膜１ｃに代えて、電導挟持対１ｂとＰＴＣ素子１ａとを密着させた状態にて、樹脂でモールディングしてもよい。または、電導挟持対１ｂのＰＴＣ素子１ａとは接触しない面を非導電性材料にて被覆乃至は薄膜積層しても良いし、当該面の電導挟持対１ｂの材料を酸化や窒化等の改質にて非導電化してもよい。

伝熱円筒体１ｄは、ＰＴＣ素子１ａ、電導挟持対１ｂ、及び絶縁膜１ｃ全体を保持し、ＰＴＣ素子からの発熱を受けて伝熱し、その熱容量にて発熱の時間的平準化と空間的熱集中の拡散の役割を果たしているが、前記のとおり、電導挟持対１ｂにその機能が充分に備わっている場合には、省略してもよい。また、本実施例では円筒形であるが、特に限定されるものでなく、直方体や多角柱等、必要に応じて様々な形状を選択できる。

前記伝熱円筒体１ｄより導かれた熱は放熱体１ｅにて外部に導かれる。図面では、放熱体１ｅが伝熱円筒体１ｄ貫くように設けているが、これに限定されるものではなく、また、伝熱円筒体１ｄと放熱体１ｅは別の構造として設けられているが、両者が一体となっていても良い。

なお、電導挟持対はそれぞれ、導電線１ｆにより、通電されている。本実施例では交流電流を用いたがこれに限定されるものではなく、直流であっても差し支えない。
又、電通のその途中の経路にヒューズ１ｇ等の過電流が流れた場合には、自動的に電流を遮断する安全装置を設けておくことが好ましい。

なお、材質に関しては、加熱機器１の本体は、少なくとも、発熱部位周辺は耐熱性を有することが好ましいので、少なくともその周辺は耐熱性樹脂、金属、セラミックス等が好ましい。他の部位も同様であっても好ましいが、必要により、非耐熱性樹脂等を用いても良い。ＰＴＣ素子１ａについては、後述の通りの性状のものから任意に選択可能である。電導挟持対１ｂは導電性を有する必要があるので、銅、鉄、アルミニウム、金、銀、等の導電性の良い金属などの素材が好ましく用いられる。なお、少々のジュール熱を発するような材質でも差し支えない。絶縁膜１ｃは、耐熱性を有する通電しない素材であるべきであり、耐熱樹脂、セロハン、耐熱性繊維、耐熱性樹脂含浸繊維、セラミックス等の素材が好ましい。伝熱円筒体１ｄと放熱体１ｅは熱伝導性が良い、銅、鉄、アルミニウム、金、銀等の金属などの素材が好ましく用いられる。なお、放熱体１ｅは外部露出しており、水分の多い口腔にて使用されるので、錆びにくいステンレスなどの素材が好ましく、或いは少なくとも外部は、熱伝導に差し障らない範囲にてセラミックス皮膜や高分子膜などにて覆われていても良い。

前記加熱機器にて歯質に展開された接着材２を加熱するものであり、試験歯４を用いた実験では、試験歯４の象牙質表面に接着材により固定された金属製ブラケット３の上から放熱体１ｅを接触させて過熱するものである。

本実施例での剪断断試験は、図の通り、接着面の法線とは垂直方向から剪断試験端子を直線的に移動させて、剥離するまでの応力を測定し、該当面積で除して計算される。
なお、試験を円滑に進めるために試験歯４は試験歯支持台６に固定されている。

本発明の医療用加熱機器は、具体的には、硬化前の医療用接着性組成物を加熱して、硬化速度を早めるものである。また逆に硬化後の医療用接着性組成物を加熱して、接着性を低下させることもできる。

まず、前者について説明する。
一般に特定の樹脂を用いた接着組成物の硬化反応というものは、当然、熱を用いた化学反応であるので、ある一定範囲内であれば、温度が高いほど、反応は早く進み、その結果、硬化時間は短くなる。これは化学重合型接着材だけでなく、光硬化型接着材も同様である。その加熱時間によって奏される効果は、接着材によって様々であり一概には言えないが、本発明の適用時の硬化時間は好ましくは０．５〜３００秒間、より好ましくは１〜１８０秒間、さらに好ましくは２〜６０秒間である。あるいは人間の体温における通常の硬化時間を１００％として、好ましくは０．１〜６５％、より好ましくは０．２〜４０％さらに好ましくは０．４〜１５％の範囲内にあるである。そのためには、本発明の加熱機器の適用部の温度は好ましくは４０〜２００℃、より好ましくは６０〜１９０℃、さらに好ましくは８０〜１７０℃に設定される。前記数値範囲の下限値を下回ると熱伝達効率が失われ、一方、上限値を上回ると樹脂の可使時間が短すぎて、充分な接着強度が発現しないことがある。

後者については、これは、接着材の組成により、本発明の機器にて、適用可能なものと不可能なものが別れるものである。例えば、スーパーボンド^TM（サンメディカル(株)製）などのような、架橋が実質上無いか、比較的少ない接着材の場合は、熱可塑性を示し、本発明の機器による加熱によって、樹脂を軟化させることが可能となり、結果として、当該接着材にて接着固定された部材を脱着・除去が可能となる。その効果は、接着材によって様々であり一概には言えないが、本発明適用時の剪断応力は好ましくは７ＭＰ以下、より好ましくは６ＭＰａ以下、さらに好ましくは１〜５ＭＰａの範囲内にある。あるいは人間の体温下の通常の剪断応力を１００％として、好ましくは４０％以下、より好ましくは３０％以下、さらに好ましくは２５％以下である。そのためには、本発明の医療用加熱機器の適用部の温度は好ましくは１４０〜５００℃、より好ましくは１５０〜３００℃、さらに好ましくは１５０〜２００℃に設定される。前記数値範囲の下限値を下回ると熱可塑性樹脂の軟化が進行せず、一方、上限値を上回ると反応が不均一になり所望の接着強度が発現しなばかりでなく、疼痛をはじめとして火傷などの医療事故のもとになりかねない。

本発明の機器の適用対象は原則として、歯髄が生きた状態の歯牙である生活歯である。当該歯髄は、ピッグズらの報告によれば、４７．７℃を超えると疼痛が生じるとされている。従って、本発明の機器の適用時、対象となる生活歯の歯髄は、上記臨界温度に達しないことが求められ、歯髄温度を４７．４℃未満、好ましくは４６℃以下、さらに好ましくは４５℃以下となるように機器の温度が設定される。

本発明の医療用加熱機器は、口腔内の歯質に展開された歯科用接着性組成物を所定温度範囲にて加熱可能であり、かつ、歯髄等の加熱対象の周辺の組織等は所定温度以下の保持可能であれば、その加熱手段は特に限定されるものではない。例えば、超音波を集中させたり、赤外線を照射したり、高周波あるいは誘導渦電流を利用したジュール熱も挙げられる。

本発明では、作用の安全性や、機器の簡便性を考慮して、熱伝導を利用することが好ましいと考えられる。作用上、熱源は何ら限定されるものではないが、機器の構造の簡易性を考慮すると、電熱が熱源として最も好ましい。なお、本発明の機器では、性能上、前記の通り、温度条件に様々な制約があり、しかも、形態上、狭い口腔内において用いられるものである上に、患者或いは術者に大きな負担を求められないように小さく、軽量なものが求められる。それらの条件をみたすためには、ＰＴＣサーミスタが好ましい。この場合のＰＴＣはPositive Temperature Coefficient（正温度特性）のことであり、また、サーミスタ(thermistor)とは、温度変化に対して電気抵抗が大きく変化する抵抗体のことである。この現象を利用し、温度を測定するセンサーとしても利用される。センサーとしては−５０℃から１０００℃まで測定ができる。

則ち、ＰＴＣサーミスタは温度の上昇に対して抵抗が増大するサーミスタである。温度センサーのほか、電流を流すと自己発熱によって抵抗が増大し、電流が流れにくくなる性質を利用して電流制限素子として用いられる。また、ある温度を超えると急激に抵抗が上昇するような非線形の動作をするものは、ヒューズを置き換える回路保護素子として利用される。

例えば、セラミックＰＴＣとしては、チタン酸バリウムに添加物を加えたセラミックを用いたもの等が挙げられる。チタン酸バリウムのキュリー温度付近で急激に電気抵抗が増大する性質を利用することができる。

電流を流し続けると自己発熱によって電流が流れにくくなり、一定の温度を保つようになるため半田ごて等のヒーターとしても用いられる。
ポリマーＰＴＣとしては、低融点のポリマー中にカーボンブラック、ニッケル等の導電性粒子を分散させたもの等が挙げられる。本発明で使用することができるＰＴＣに関しては、特開平4-144201号公報、特開昭56-169301号公報、特開昭56-169301号公報、ＷＯ2006／118274Ａ1号、ＷＯ2006／118274Ａ1号、ＷＯ2008／050877Ａ１号、特開2009-256179号公報などの公報に記載されている。

ＰＴＣとして使用可能なポリマーＰＴＣは、ポリマーが溶融することによって導電性粉末の接触が絶たれ電気抵抗が増大する。ポリエチレンなどの結晶性ポリマーにカーボンブラックなどの導電性粒子を均一に分散させることで良好なＰＴＣ特性を得ることができる。これらはポリマーＰＴＣ（ポリスイッチ）として電気製品の保護回路やリチウムイオン二次電池等の保護素子として使用される。また、電気カーペット等で過熱を防ぎ、温度を一定に維持する目的でも使用される。本発明では、例えば、板状のＰＴＣ型半導体温度計（AS-140、Sakaguchi E.H. VOC INC.）を挟み込み、さらに断熱絶縁フィルムを巻く。そのまま熱伝導円筒体の筒の中に挿入する。電流が流れるとＰＴＣ型半導体温度計が発熱することで加熱部全体の温度が上昇する。同時に熱伝導部に熱が伝わり適用部の温度が上昇する。

本発明ではいずれのＰＴＣ素子をも使用することができる。
熱伝導部（放電体）は特に限定されるものではない。
熱伝導方式の場合には、熱放射部は、鉄、ステンレス、銅、アルミニウム等の熱伝導の良好な素材よりなることが好ましい。

熱伝導方式の熱伝導部の形状は、ブラケットなどの略平面形状に対して、平面に接するように一定面積の平面部有することが好ましい。また、前記ブラケットは中央部が膨らんだ、略凸形状のものもあるので、それに合わせて熱伝導部の形状は、略凹形状であることが好ましい。また、クラウンの場合には、中央部が凹んだ略凹形状であるので、熱伝導部の形状は、略凸形状のものが好ましい。

或いは、特に脱着の場合、熱伝導部を針状乃至はヘラ状の形状となして、これを接着された部材と歯質の間隙に差し込み、順次、加熱、接着性低下、剥離、挿入を繰返して侵入を続け、最終的には、完全に脱着させるものであっても良い。

さらに、必要に応じて、様々な形状のアタッチメントを用意して、場面に応じて付け替える方式を採用することも好ましい。或いは、熱伝導部と加熱対象部との間の隙間を埋めるために、熱伝導性が良くて、熱による変性が少なく、ゴム状体、粘性体、液体等の形状変形可能な媒体を介在させても良い。例えば、伝熱性良好な炭素繊維を含有したゴムや、蒸発しにくいグリセリン等の液体を含んだ組成物を当該媒体に用いることも可能である。

熱伝導部を正面から見た形状は略円形、略方形、その他多角形や楕円を含む曲面など、特に限定されるものではない。また、熱伝導体の先端の面積は、好ましくは０．５〜３００ｃｍ²、より好ましくは０．６〜２００ｃｍ²、さらに好ましくは０．７〜１５０ｍｍ²である。前記数値範囲の下限値を下回るとブラケットを充分に加熱することができなくなり、ブラケットの着脱に支障をきたす。一方、上限面積値を上回るとブラケットの表面からはみ出した部分によって火傷を負うことがある。

また、操作性を考慮すると、機器本体部乃至は術者の手により把持される部位から、当該熱伝導部は一定の長さに突き出た形状であることが好ましい。その長さは特に限定されるものではないが、好ましくは０．１〜５ｃｍ、より好ましくは０．２〜４ｃｍ、更に好ましくは０．３〜３ｃｍである。前記数値範囲の下限値を下回ると歯面と直接接触することがあり、一方、上限値を長すぎる熱伝導部からの放熱が避けられず、充分な加熱を行うことが困難になる。

また、突き出ている形状は、熱効率に問題ない限り、太さが一定でも良いし、先細りでも良いし、特に限定するものではない。
本発明の歯科用加熱機器の例を図１を利用してこの歯科用加熱機器を使用したブラケットの着脱について説明する。

図１は、試験歯支持台６上に固定された試験歯（牛）４のエナメル質表面に熱可塑性の歯科用接着剤２（サンメディカル（株）製、商品面：スーパーボンド^TM）によって接着されたブラケット３に、加熱機器１の放熱体１ｅによって加熱することにより熱可塑性の歯科用接着剤２を軟化させて剪断試験端子５を用いて、ブラケット３を試験歯４の歯面から剥離する際の図である。

これとは逆に、ブラケットを歯面に貼着する場合には、ブラケット３の接着面（裏面）に熱可塑性接着性樹脂を配置し、接着対象の歯面にブラケット３の裏面の熱可塑性接着性樹脂を当接し、ブラケット３の表面に放熱体１ｅの表面を当接し、必要により、歯牙の裏面から放電体方向に圧力を加えながら加熱機器の導電挟対に通電して発熱させ、この熱を放熱体１ｅを介してブラケットを加熱し、ブラケット裏面にある熱可塑性接着性樹脂を溶融状態にして、ブラケットを歯面に貼着させる。

そして、上記のようなブラケットの貼着の際、あるいは、ブラケットの脱離の際に、放熱体１ｅは電導挟持対に通電することによって発生した熱をブラケットに伝えるものであるけれども、本発明では電導挟持対へ流れる電流の制御をＰＴＣ素子を用いて行っており、このＰＴＣ素子はその組成により一定の温度に達すると絶縁抵抗が高くなり、実質的に通電することができなくなり、こうして設定した温度以上に放電体が加熱されることはない。
本発明の医療用加熱機器は、上記のような構成を有するが、本発明の目的を損なわない範囲内で改変を加えてもかまわない。

以下、本発明の実施例を示して本発明をさらに詳細に説明するが、本発明はこれらによって限定されるものではない。
〔実施例１〕
実験を行うに当たり以下に記載する原料を用意した。
・樹脂接着剤
4-META/MMA-TBB 樹脂接着剤（オルソマイト スーパー ボンド、サンメディカル（株）製）
・ブラケット
矯正ステンレス鋼（ＳＵＳ）ブラケット（ＳＵＳ304、スーパーメッシュブラケットミディアムツイン、トミーインターナショナル社製）
・歯牙
牛の下顎門歯は、横浜食肉市場株式会社より購入した。

加熱下における樹脂サンプルの温度変化と硬化時間の測定
円盤形状の樹脂接着剤サンプル（半径１０ｍｍ、高さ２ｍｍのテフロン金型で成形）を加熱プレート機（加熱プレートの大きさ：１００×３０ｍｍ）を用いて、硬化させた。加熱プレートの反対側は、３７℃に設定したスライド保温器と接するようにした。

加熱中の樹脂サンプルの硬化時間の評価には、ギルモア針を用いた。ギルモア針（重さ：１ポンド、先端半径：１／２４インチ）により表面が凹とならない時間を硬化時間として記録した。
各部温度測定センサーの配置位置は図２に示す通り下記の位置である。
ブラケット（牛歯のエナメルとブラケット基材の間）。
エナメル表面（ブラケット基材より５ｍｍの距離）。
象牙質歯髄側表面（ブラケットの真下）。

本発明において最適温度を決定するに際して、
器具の快適な接着と脱着に関して、報告されている、口腔内の熱痛覚域値温度；
樹脂接着剤の重合を加速させることによって器具を即座に接着させることに関して、熱硬化樹脂における過酸化ベンゾイル（ＢＰＯ）の最低活性温度；
重合樹脂接着剤を軟化させることにより容易に器具を接着させることに関して、４ＭＥＴＡ／ＭＭＡ−ＴＢＢを含むアクリル樹脂（ＰＭＭＡ）のガラス転移温度（Ｔｇ）を検討した。

樹脂接着剤を用いてエナメル表面に付着させた器具の剪断応力に与える加熱の影響
本発明において、剪断応力の測定には、万能材料試験機（AG-I, 島津製作所）を使用した。
牛歯は、０．１％のチモール溶液に４℃で保存しておき、取り出して１か月以内のものを実験に用いた。
ブラケットをエナメル表面に接着させる前に、これら牛歯は、２４時間、フサヤマ・マイヤー人口唾液（ＡＳ）に漬浸させ（ＡＳはKCl；0.4ｇ、NaCl;0.4g、CaCl₂・2H₂O;0.795ｇ、NaHPO₄・2H₂O；0.78ｇ、Na₂S・9H₂O；0.005gおよびNH₂CONH₂；1ｇ（すべて和光純薬工業製試薬である。）をｐＨが５．３の１リットルの脱イオン蒸留水に漬浸させたものである。）、その後、牛歯を、自己硬化性樹脂（UNIFAST III, GC）を用いて、ＳＵＳの治具に固定した。

牛歯のエナメルに対し、３０秒間、接着剤セットに添付のエッチング剤（６５％リン酸溶液）を用いて、エッチングを施し、その後、蒸留水を用いて、２度洗浄した。
エッチングが施されたエナメル表面を空気中で乾燥させ、矯正ブラケットを、前記牛歯に対し、4-META/MMA-TBB樹脂接着剤を用いて、従来の接着手順に沿い、加熱をせずに、または、１６０℃で５秒間加熱をして、取り付けた（接着方法は、製造業者の指示書に従った）。

加熱には、口腔内で使用可能なコンパクトサイズの加熱ユニット（幅×長さ×深さ：１５×１５０×１０ｍｍ）（円筒形ＰＴＣサーミスター：ＳＡ-０６０、坂口電熱株式会社 を使用）を用いた。

ＡＳに漬浸させたブラケット付き歯を、使用するまで、３７度に設定したインキュベーターに置いた。これらのサンプルは、その接着表面が、万能材料試験機の歯と平行になるように置いた。

脱着試験に際しての剪断応力は、容易に脱着させるために、１６０℃で２０秒間加熱したサンプル（１６０℃で５秒間加熱をした、あるいは、加熱をしていない、ブラケットを取り付けた歯）を用いた。

上記のようにすることにより剪断応力（ニュートン[N]で測定）のデータが得られた。その後、剪断応力(MPa)の計算には、剪断応力（Ｎ）をブラケット基材の平均面積（10.91 mm²）で割ることにより求めた。

ブラケット平均面積は、セル画像分析ソフト（ミニマジックス２．０ マテリアライズジャパン株式会社）を用いた３Ｄデジタルスキャナー（デンタルウイングス ７ シリーズ；デジタルウィングス、モントリオール、カナダ）から得られた３Ｄデータから見積もった。

〔実施例１〕
表３の通り、硬化時の加熱時間５秒の場合、表２よりブラケット温度は樹脂試料温度として、硬化時間は１０秒程度であると判断できた。また、エナメル表面温度と歯髄象牙質表面温度より歯周組織や歯髄に疼痛を与える温度ではなかった。

〔実施例２〕
硬化時非加熱の試料については、剥離時加熱時間２０秒の場合、剥離が極めて容易なレベルにまでせん断接着強さが低下した。また、表２（２０秒の場合）より歯髄に疼痛を及ぼすものでもなかった。更に、表５の通り、ＡＲＩも良好な成績を収めた。

〔実施例３〕
硬化時加熱の試料については、剥離時加熱時間２０秒の場合、実施例２とほぼ同様な結果となった。

さらに、脱着後、牛エナメル表面における、樹脂接着材の接着材残存指数（ＡＲＩ）を評価した。ＡＲＩの点数は以下のとおりである。
０：歯に残存する接着剤なし。
１：歯に接着剤の半分未満が残存。
２：歯に接着剤の半分をこえる量が残存
３：歯にすべての接着剤が残存し、ブラケットのメッシュの跡がはっきりと残っている。

すべての実験は、２２±１℃の温度に維持した実験室で行った。各実験は、８回繰り返し、最大値と最小値は、分析前に除外することで、異常値エラーのリスクを除去した。残りの６つの値を用いて、平均標準偏差（ＳＤ）を計算した。

本発明で使用した加熱硬化樹脂におけるＢＰＯの最低活性温度（約７０℃）であった。
また、本発明で使用したＰＭＭＡのTgは、約１１５℃であった。
さらに、歯肉組織の熱痛覚閾値、47.7℃乃至は47,9〜48.3℃であり、本発明によれば熱疼痛はみとめられない。

１・・・・加熱機器
１ａ・・・ＰＴＣ素子
１ｂ・・・電導挟持対
１ｃ・・・絶縁膜
１ｄ・・・伝熱円筒体
１ｅ・・・放熱体
１ｆ・・・導電線
１ｇ・・・ヒューズ
２・・・・接着剤層
３・・・・ブラケット
４・・・・試験歯（牛）
５・・・・剪断歯片端子
６・・・・試験歯支持台

Claims (6)

1. 加熱部、熱伝導部、適用部、グリップ部を有し、口腔内の歯質に展開された歯科用接着性組成物を加熱して、前記組成物の接着性を制御することを特徴とする医療用加熱機器。
2. 前記歯質は生活歯であることを特徴とする請求項１に記載の医療用加熱機器。
3. 前記加熱は熱伝導によるものであることを特徴とする請求項１または２に記載の医療用加熱機器。
4. 加熱の熱源がＰＴＣヒーターであることを特徴とする請求項１に記載の医療用加熱機器。
5. 上記医療用加熱機器が、硬化前の歯科用接着性組成物を加熱して、硬化速度を促進させるものであることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の医療用加熱機器。
6. 上記医療用加熱機器が、硬化後の医療用接着性組成物を加熱して、接着性を低下させるものであることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の医療用加熱機器。

Images