JP4975039B2 - 歯科装置 - Google Patents

Description

本発明は、歯を強化するための歯科装置に関する。

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おり（Ｒｅｅｈら、Ｊ．Ｅｎｄｏｄｏｎ，１５巻，５１２−５１５頁，１９８９年）、このような強度の低下による歯の破折が、歯を失う第一の原因であることが報告されている（Ｐ．Ａｘｅｌｓｓｏｎら、Ｊ．Ｃｌｉｎ．Ｐｅｒｉｏｄｏｎｔａｌ，３１巻，７４９−７５７頁，２００４年）。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（坪田有史、日本歯科評論，６５巻１０号（通刊７５６号），５３−６４頁，２００５年）。
しかし、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。歯髄を除去した歯においては、それ自体が乾燥によって脆弱になっているとの懸念もある。このように、歯髄が除去された歯を安全にかつ効果的に補強する方法は、未だに確立されていない。

本発明の目的は、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を提供することにある。
本発明者らは、歯の象牙質を加熱することによって、特に、７０℃〜１４０℃に加熱することによって、その強度が著しく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。
本発明は、歯の象牙質を加熱するための加熱手段を備える、歯を強化するための歯科装置を提供する。
１つの実施態様においては、上記歯の象牙質は、該象牙質の表面温度が７０℃〜１４０℃になるように加熱される。
１つの実施態様においては、上記歯科装置は、さらに温度制御手段を備える。
１つの実施態様においては、上記歯科装置は、さらに歯髄腔差込みプラグを備え、該歯髄腔差込みプラグは、上記加熱手段により加熱される。
ある実施態様においては、上記歯科装置は、ハンドピース部および制御デバイスを備え、該ハンドピース部は、ハンドル部；該ハンドル部の先端部に設けられ、その一部が該ハンドル部の先端部から突出した保護管；該保護管を貫通し、先端部が該保護管の外部にあり、後端部が該ハンドル部内に収納された上記歯髄腔差込みプラグ；該プラグの先端部内に設けられたプラグ先端温度測定手段；該ハンドル部内に収納された該プラグを加熱するための加熱手段；および該ハンドル部の外側に設けられ、該加熱手段を作動させるための加熱用スイッチを備え、該制御デバイスは、電源オン／オフスイッチおよび上記温度制御手段を備え、該プラグ先端温度測定手段および該加熱用スイッチは、それぞれ該温度制御手段に接続され、該温度制御手段は、該電源オン／オフスイッチを介して該加熱手段に接続され、そして該温度制御手段において、該加熱手段の温度制御は、該プラグ先端温度測定手段により測定された温度に基づいて行われる。
１つの実施態様においては、上記歯科装置は、さらに、象牙質表面温度測定手段を備え、該象牙質表面温度測定手段が、前記温度制御手段に接続されており、該温度制御手段において、前記加熱手段の温度制御が、さらに該象牙質表面温度測定手段により測定された温度に基づいて行われる。
ある実施態様においては、上記プラグの先端部の温度は、象牙質表面温度が７０℃〜１４０℃となるように設定される。
さらなる実施態様においては、プラグの先端部の温度は、７０℃〜５００℃の範囲に設定される。
他の実施態様においては、上記制御デバイスに、さらにプラグ温度表示部が設けられている。
さらなる実施態様においては、上記制御デバイスに、さらに象牙質表面温度表示部が設けられている。
さらなる実施態様においては、上記加熱手段では、電気ヒーター、電磁波、またはレーザーによる加熱が行われる。
さらに、本発明は、歯の象牙質を加熱する工程を包含する、歯を強化するための方法を提供する。
１つの実施態様においては、上記歯の象牙質は、該象牙質の表面温度が７０℃〜１４０℃になるように加熱される。
ある実施態様においては、上記加熱する工程は、上記歯科装置を用いて行われる。
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、ＱＯＬの向上にもつながる。

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。
図２は、種々の条件で保管したヒト象牙質棒状試料の片持ち梁曲げ試験結果を示すグラフである。
図３は、種々の条件で保管したヒト象牙質棒状試料の微小引張り試験結果を示すグラフである。
図４は、種々の条件で保管したヒト象牙質棒状試料の破壊靭性値を示すグラフである。
図５は、種々の条件で保管したヒト象牙質棒状試料の弾性係数を示すグラフである。
図６は、湿潤および加熱条件で保管したヒト象牙質棒状試料のＸ線回折写真である。
図７は、脱灰湿潤群試料におけるコラーゲンのトリプルヘリックスの中心間距離を示す模式図である。

まず、本発明の原理について説明する。
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。
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。
象牙質を加熱することにより、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ヘリックスの中心間距離が縮まる。なお、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、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。したがって、口腔内で象牙質を加熱することにより、歯を機械的に強化することが可能である。
以下、図を参照して本発明の歯科装置を説明する。
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。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。ここで例示する歯科装置のハンドピース部１０は、歯を加熱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、ハンドピース型を例に挙げて、詳細に説明する。
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、プラグ先端温度測定手段１４、加熱手段１５、および加熱用スイッチ１６から構成される。
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。ハンドル部１１は、使用者が保持する部分であることを考慮すると、後述のようにハンドル部１１の内部の加熱手段１５によって発生した熱を伝えない構造および材質であることが好ましい。ハンドル部１１の構造としては、例えば、内側に断熱材が配置され、そして外側が保持および操作しやすい材料で覆われた構造が挙げられる。具体的には、ハンドル部１１は、内部に断熱材を裏装した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。
保護管１２は、後述の加熱された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、歯を加熱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、特に限定されないが、上記ハンドル部１１と同様に、熱を伝えない材質が好ましい。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。
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）を加熱するための手段である。歯髄腔差込みプラグ１３は、例えば、その後端部がハンドル部１１の内部の加熱手段１５によって加熱され、その熱が先端部まで伝わって、象牙質を加熱する。そのため、歯髄腔差込みプラグ１３は、熱伝導率に優れた材質（金属）で形成されていることが好ましい。また、加熱されるべき象牙質よりもやや高い温度（例えば、１００℃〜３００℃）の範囲に加熱可能な材質であり得る。このような材質としては、例えば、ステンレススチール、白金加金、金合金などが挙げられる。これらの中でも、耐久性、加工容易性、およびコストの点で、ステンレススチールが好ましい。
歯髄腔差込みプラグ１３は、後述のようにその内部にプラグ先端温度測定手段１４およびその温度制御手段２２への接続手段を備えるため、中空ニードルまたはチューブであることが好ましく、そして先端部は閉塞している。歯髄腔差込みプラグ１３の外径は、歯髄腔の径より小さく、好ましくは１ｍｍ〜２ｍｍである。歯髄腔差込みプラグ１３の形状は、真っ直ぐな棒状でも、図１に示すように保護管の外部でＬ字型（鉤型）に湾曲した形状でもよい。使用時に扱いやすい点から、Ｌ字型であることが好ましい。歯髄腔の形状を考慮すると、歯髄腔差込みプラグ１３は、保護管１２の外部に突出している先端部が、先端にいくほど幅が狭くなっているテーパー状の構造が好ましい。
歯髄腔差込みプラグ１３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本のプラグ１３が設けられていてもよい。あるいは、ハンドル部１１の先端で、１から３本のプラグ１３が保護管１２と一緒になって、着脱可能に設計されていてもよい。
加熱手段１５は、歯髄腔差込みプラグ１３の後端部、すなわちハンドル部１１内に収納された部分を加熱する。加熱手段１５としては、図１の装置の場合は、電気を熱源とするヒーターであれば、特に限定されない。例えば、当業者が通常用いるような、抵抗加熱で発熱し、外部を金属製のシースで保護したシーズヒーターが好適に用いられ得る。
あるいは、加熱手段は、電磁波、レーザーなどの発熱手段であってもよい。その場合、歯髄腔差込みプラグ１３は、その先端付近から電磁波、レーザーなどを象牙質に向けて放射することにより、象牙質を加熱し得る。
加熱用スイッチ１６は、ハンドル部１１の外側に設けられ、加熱手段１５を作動させるためのスイッチである。加熱用スイッチ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、使用時に加熱操作を容易に行い得る。加熱用スイッチ１６は、後述の制御デバイス２０内に設けられた温度制御手段２２に接続されており、そして、この温度制御手段２２は、後述の電源オン／オフスイッチ２１を介して加熱手段１５に接続されている。例えば、使用開始時に加熱用スイッチ１６をオンにすると、加熱手段１５が電源と接続され、加熱が開始され、一方、オフにすると、電源との接続が遮断されて加熱が中止される。
プラグ先端温度測定手段１４は、歯髄腔差込みプラグ１３の先端部内に設けられ、歯髄腔差込みプラグ１３の先端部の温度を測定する。プラグ先端温度測定手段１４としては、プラグ１３の先端内部に配置可能なサイズであり、プラグ１３の先端の温度を測定可能な温度範囲を有する温度センサであれば、当業者が通常用いるものを用いることができる。例えば、種々のタイプの熱電対が挙げられる。プラグ先端温度測定手段（温度センサ）１４は、温度制御手段２２内の温度計側器に接続される。例えば、温度センサ１４が熱電対の場合は、採用されている熱電対とほぼ同等の熱起電力特性の金属を使用した導線（補償導線）で接続される。
本発明の歯科装置１は、図示していないが、好ましくは、象牙質表面温度測定手段を備える。象牙質表面温度測定手段は、表面が被覆された温度センサであり、歯髄腔中に挿入されて、上記プラグ１３とは接触しないように象牙質の表面に接触させて、その温度を測定する。温度センサとしては、上記のプラグ先端温度測定手段１４と同様のものが採用され得る。
象牙質表面温度測定手段は、ハンドピース部１０の先端に歯髄腔差込みプラグ１３と並列して設けられてもよく、あるいはハンドピース部１０とは別個に、温度センサおよび導線のみを有するプローブとして設けられてもよい。保護管１２から突出し、プラグ１３と並列することが好ましく、その場合、象牙質表面温度測定手段は、ハンドル部１１および保護管１２の内部においては、加熱されているプラグ１３とは断熱されているべきである。なお、象牙質表面温度測定手段は、温度制御手段２２内の温度計側器に接続される。また、象牙質表面温度測定手段は、プラグ１３と並列する場合、プラグ１３と接触せずに象牙質の表面に接触させることができるように、歯髄腔中での位置を調節できるように可動であることが好ましい。
図１に示すように、制御デバイス２０は、電源オン／オフスイッチ２１および温度制御手段２２から構成されている。
電源オン／オフスイッチ２１は、加熱手段１５への電気の供給を、温度制御手段２２によって制御可能であるように接続される。電源オン／オフスイッチは、電源（コンセント）またはバッテリー（必要に応じて、制御デバイス内に配置される）から加熱手段１５への電気の供給を制御する。
温度制御手段２２は、プラグ先端温度測定手段１４によって測定されたプラグ１３の先端の温度、象牙質表面温度測定手段によって測定された象牙質表面の温度などに基づいて、電源オン／オフスイッチ２１を制御する役割を果たす。温度制御手段２２は、図示していないが、温度計測器、温度設定手段、加熱速度制御手段などから構成される。
例えば、温度計測器は、上記のプラグ先端温度測定手段１４および象牙質表面温度測定手段によって測定された温度を認識する。温度設定手段は、プラグ１３の先端の温度範囲および象牙質表面温度の温度範囲を適切に設定する。例えば、温度設定のためのつまみが、制御デバイス２０の筐体の表面に設けられ得る。加熱速度制御手段は、プラグ１３の先端の温度および象牙質表面温度のいずれか一方が、設定温度以上にならないように、加熱速度を制御する。いずれも、電子制御部によって制御される。
このような温度制御手段２２が設けられていることによって、加熱手段１５によるプラグ１３の過熱などを防止し得、プラグ１３の先端の温度を適切な温度に保持し得る。さらに、象牙質表面温度測定手段を設けることによって、象牙質を加熱する歯髄腔差込みプラグ１３の温度制御だけではなく、加熱される象牙質表面の温度による制御が可能となり、より安全で精密な治療が可能となる。
さらに、歯髄腔差込みプラグ１３の温度および象牙質表面温度を視認するために、プラグ温度表示部、象牙質表面温度表示部などが制御デバイス２０の筐体の表面に設けられることが好ましい。表示部を備えることにより、温度設定などを誤った場合であっても、温度表示部によって使用中の各部の温度を視認することができるため、過熱による事故を未然に防ぐことが可能である。
その他、直流増幅器、直流変換器など一般的な温度調節装置に設け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。
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、温度制御手段２２に設けられた温度設定手段（図示せず）によって歯髄腔差込みプラグ１３の温度を設定する。歯髄腔差込みプラグ１３の温度は、好ましくは７０℃〜５００℃、より好ましくは１５０℃〜２００℃の範囲に設定される。この温度は、象牙質表面温度が７０℃〜１４０℃になるように設定されることが好ましい。象牙質表面温度測定手段が設けられている場合、象牙質表面温度についても、上述のような温度設定を行う。象牙質表面温度は、好ましくは７０℃〜１４０℃、より好ましくは９０℃〜１２０℃の範囲に設定される。このような温度に設定することにより、象牙質全体の温度が、約７０℃〜１１０℃の範囲になる。
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、プラグ１３は、象牙質に直接接触させるように配置する。あるいは、歯髄腔に予め熱伝導性かつ無害の媒体を注入した場合は、プラグ１３は、この媒体に浸漬するように配置する。ここで、熱伝導性かつ無害の媒体としては、例えば、グリセリン、シリコーンオイルなどが挙げられる。さらに、象牙質表面温度測定手段が設けられている場合は、これを歯髄腔に挿入して、象牙質表面に直接接触するように配置する。
次いで、ハンドピース部１０の加熱用スイッチ１６をオンにすることによって、加熱手段１５に電流を流し、加熱手段１５を発熱させる。この熱を用いて歯髄腔差込みプラグ１３を設定された温度まで昇温させる。歯髄腔差込みプラグ１３の先端の温度は、プラグ先端温度測定手段１４によって感知され、温度制御手段２２に伝わる。歯髄腔差込みプラグ１３の先端の温度が設定された温度に近づくと、温度制御手段２２に設けられた加熱速度制御手段が作動し、加熱手段１５に発熱抑制の信号が送られ、加熱手段１５の発熱が抑制される。次いで、歯髄腔差込みプラグ１３の先端の温度が設定された温度に達すると、加熱手段１５に発熱停止または発熱抑制の信号が送られ、設定された温度が保持される。象牙質を均一に加熱するために、必要に応じて、歯髄腔内でのプラグ１３の位置を移動させてもよい。
象牙質を加熱する時間は、歯の種類や大きさに応じて変動する。通常は１０分〜３０分、好ましくは１０分〜１５分である。象牙質表面の温度は、象牙質表面温度測定手段によって感知され、温度制御手段２２に伝わる。象牙質が所望の設定温度範囲内の温度に達すると、温度制御手段２２に設けられた加熱速度制御手段が作動し、加熱手段１５に発熱抑制の信号が送られ、加熱手段１５の発熱が抑制または停止される。温度が維持される。所望の時間にわたって設定温度を保持した後、ハンドピース部１０の加熱用スイッチ１６をオフにして、加熱を終了する。その後、歯髄腔差込みプラグ１３および象牙質表面温度測定手段を歯髄腔から取り出し、唇や舌に接触しないように注意しながら、口内から撤収する。上記の媒体を用いた場合は、加熱終了後に、歯髄腔からこの媒体を任意の方法によって除去する。
以上のようにして、本発明の歯科装置を用いて象牙質を加熱することによって、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、加熱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、象牙質を上記の所定の温度に加熱することができるのであれば、他の装置および／または手段を用いて加熱してもよい。
他の装置および／または手段としては、例えば、レーザーによる加熱が挙げられる。しかし、熱伝導性が良好ではない象牙質全体を加熱するためには数分を要するため、レーザーを歯髄腔内で数分間照射して保持する必要がある。したがって、安全性の点で、本発明の歯科装置がより好適である。また、歯髄腔に支柱を建てる場合、一般的に、支柱の材料（例えば、金属および樹脂）を溶かすために加熱したプローブが用いられており、このようなプローブを用いて象牙質を加熱することも可能である。しかし、上述のように象牙質全体を所定の温度にするために保持することを考慮すると、本発明の歯科装置がより好適である。

以下、本発明の歯科装置による歯の強化方法の原理を、実施例によって説明する。実施例では、ヒト第３大臼歯の歯冠咬合面中央の象牙質から、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種類のヒト象牙質棒状試料を採取し、これらの試料について、以下の種々の条件下で保管した後、各試験に用いた。
湿潤群：２３℃、細胞培養液（ＨＢＳＳ）浸漬；
乾燥群：２３℃、相対湿度２０％にてデシケータ中に７日間保管；および
加熱群：５０℃、７０℃、１１０℃、または１４０℃にてオーブンで１時間加熱。
（片持ち梁曲げ試験）
１．７×０．９×８．０ｍｍの象牙細管走行方向に平行および垂直の２種類の棒状試料を用いた。室温大気中にて万能機械強度試験機（オートグラフＡＧ−ＩＳ；島津製作所製）を用いて、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および変位量を測定した。上記の各群の各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。なお、図２の下方の図では、平行および垂直の２種類の棒状試料へのそれぞれの荷重方向を示す。象牙細管走行方向に平行な試料では、各温度での加熱群試料はいずれも曲げ強さが向上していた。１１０℃加熱群試料および１４０℃加熱群試料においては、湿潤群試料の２倍以上の曲げ強度を示した。一方、垂直な試料では、加熱群試料のほうがやや強度が向上する傾向が見られた。
（微小引張り試験）
１．０×０．５×８．０ｍｍの棒状試料の象牙細管走行方向に平行および垂直な２種類の棒状試料について、室温大気中にて卓上型機械強度試験機（ＥＺ Ｔｅｓｔ；島津製作所製）を用いて、ヘッドスピード０．１ｍｍ／秒で試料の両端を引いた。結果を図３に示す。なお、図３の下方の図では、平行および垂直の２種類の棒状試料についてのそれぞれの引張り方向を示す。象牙細管走行方向に平行な試料では、７０℃以上に加熱した群の試料において、湿潤群試料および乾燥群試料の２倍以上の強度を示した。一方、垂直な試料では、加熱による強度の向上はあまり見られなかった。
次いで、凍結乾燥機（ＪＦＤ−３１０；日本電子株式会社製）中で各試料の破断面に白金を蒸着させた後、破断面を走査電子顕微鏡（ＪＳＭ−３１０；日本電子株式会社製）で観察したところ、象牙細管走行方向に平行な試料については、湿潤群試料では破断面が比較的平面的であるのに対して、加熱群試料では凹凸に富んでいた（×５０００：データは示さず）。
（破壊靭性値）
１．７×０．９×８．０ｍｍの象牙細管走行方向に平行および垂直の２種類の棒状試料の中央付近に、試料厚さの約４０％の刻み目（ｐｒｅｎｏｔｃｈ）を形成した。この刻み目を有する試料を、電磁力式微小材料試験機（ＭＭＴ−１０１Ｎ；島津製作所製）を用いて、正弦波：２Ｈｚ，Ｒ＝１および最大負荷回数：５０００回にて、刻み目による亀裂を伸展させた。次いで、上記の万能機械強度試験機（オートグラフＡＧ−ＩＳ；島津製作所製）を用いて、クロスヘッドスピード０．１ｍｍ／秒で片持ち梁曲げ試験を行った。以下の式により、各試料について破壊靭性値（Ｋ値）を求めた。
Ｋ＝σ√（πａ）・Ｆ（ａｂ）
Ｆ（ａｂ）＝１．１２２−０．２３１（ａ／ｂ）＋７．３３（ａ／ｂ）^２−１３．０８（ａ／ｂ）^３＋１４．０（ａ／ｂ）
ここで、σ：破壊応力（ＭＰａ）、ａ：刻み目の深さ（ｍｍ）、およびｂ：試料の厚さ（ｍｍ）である。
湿潤群試料、乾燥群試料、および１１０℃加熱群試料について求めた破壊靭性値（Ｋ値）を図４に示す。なお、図４の下方の図では、平行および垂直の２種類の棒状試料へのそれぞれの荷重方向を示す。１１０℃加熱群試料では、湿潤群試料および乾燥群試料よりも、靭性値が高かった。
（弾性係数）
上記の片持ち梁曲げ試験の結果より、次の式に基づいて弾性係数を求めた。
Ｅ＝［（ＰＬ^３）／３δＩ］・１０^−９
Ｉ＝（ｂｄ^３）／１２
ここで、Ｅ：弾性係数（ＧＰａ）、Ｐ：降伏点での破壊荷重（Ｎ）、Ｌ：有効距離（ｍ）、δ：降伏点での変位量（ｍ）、Ｉ：断面２次モーメント（ｍ^４）、ｂ：幅（ｍ）、およびｄ：厚さ（ｍ）である。
湿潤群試料、乾燥群試料、および１１０℃加熱群試料について求めた弾性係数を図５に示す。なお、図５の下方の図では、平行および垂直の２種類の棒状試料へのそれぞれの荷重方向を示す。弾性係数については、平行および垂直のいずれの試料についても、大きな差は見られなかった。このことから、上記の種々の強度に関しては加熱によって増強されるが、弾性に関しては保持されていることがわかった。
（Ｘ線回折測定）
各群の試料について、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。次いで、回転対陰極型Ｘ線発生装置（ｕｌｔｒａＸ１８：Ｒｉｇａｋｕ Ｃｏ．製）を搭載したイメージングプレートＸ線検出器（Ｒ−ＡＸＩＳ
ＩＶ：Ｒｉｇａｋｕ Ｃｏ．製）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：７０ｍｍにてＸ線回折測定を行った。なお、比較のために、脱灰処理前の湿潤試料についてもＸ線回折測定を行った。非脱灰湿潤試料、湿潤群試料、および１１０℃加熱群試料についてのＸ線回折写真を図６に示す。脱灰湿潤群試料においては、１４Åのコラーゲン由来のリングが観察された。一方、１１０℃加熱群試料においては、このコラーゲン由来のリングが１１Åに縮小されていた。コラーゲン由来の１４Åは、コラーゲンのトリプルヘリックスの中心間距離であり（図７を参照のこと）、加熱によりこの距離が１１Åに縮まったことがわかる。
これらの結果から、約７０℃〜１４０℃で加熱することによって、象牙細管周囲の構造が補強され、それによって象牙質全体の強度が向上したことがわかる。

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、本発明の歯科装置は、一般的な加熱用プローブと温度センサとを備える比較的単純な構成であるため、安価に製造可能であり、使用方法も簡単であり、広く普及させるのに適している。

Claims (10)

1. 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であって、
   歯髄が除去された歯髄腔に挿入して該歯髄腔から歯の象牙質を加熱するための歯髄腔差込みプラグ、および
   該歯髄腔差込みプラグを加熱するための加熱手段
   を備え、
   該歯髄腔差込みプラグが、該加熱手段により加熱され、該象牙質を加熱する、歯科装置。
2. 前記歯の象牙質が、該象牙質の表面温度が７０℃〜１４０℃になるように加熱される、請求項１に記載の歯科装置。
3. さらに、前記加熱手段の温度を制御する温度制御手段を備える、請求項１または２に記載の歯科装置。
4. 請求項３に記載の歯科装置であって、
   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、ハンドル部；該ハンドル部の先端部に設けられ、その一部が該ハンドル部の先端部から突出した保護管；該保護管を貫通し、先端部が該保護管の外部にあり、後端部が該ハンドル部内に収納された、前記歯髄腔差込みプラグ；該プラグの先端部内に設けられたプラグ先端温度測定手段；該ハンドル部内に収納された該プラグを加熱するための加熱手段；および該ハンドル部の外側に設けられ、該加熱手段を作動させるための加熱用スイッチを備え、
   該制御デバイスが、電源オン／オフスイッチおよび前記温度制御手段を備え、
   該プラグ先端温度測定手段および該加熱用スイッチが、それぞれ該温度制御手段に接続され、該温度制御手段が、該電源オン／オフスイッチを介して該加熱手段に接続され、そして
   該温度制御手段において、該加熱手段の温度制御が、該プラグ先端温度測定手段により測定された温度に基づいて行われる、歯科装置。
5. さらに、象牙質表面温度測定手段を備え、
   該象牙質表面温度測定手段が、前記温度制御手段に接続されており、該温度制御手段において、前記加熱手段の温度制御が、さらに該象牙質表面温度測定手段により測定された温度に基づいて行われる、請求項４に記載の歯科装置。
6. 前記プラグの先端部の温度が、象牙質表面温度が７０℃〜１４０℃となるように設定される、請求項１から５のいずれかの項に記載の歯科装置。
7. 前記プラグの先端部の温度が、７０℃〜５００℃の範囲に設定される、請求項１から６のいずれかの項に記載の歯科装置。
8. 前記制御デバイスに、さらにプラグ温度表示部が設けられている、請求項４から７のいずれかの項に記載の歯科装置。
9. 前記制御デバイスに、さらに象牙質表面温度表示部が設けられている、請求項５から８のいずれかの項に記載の歯科装置。
10. 前記加熱手段が、電気ヒーター、電磁波、またはレーザーによる加熱を行う、請求項１から９のいずれかの項に記載の歯科装置。