WO2012008599A1 - 生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置及びその作動方法、並びに耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織 - Google Patents

生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置及びその作動方法、並びに耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織 Download PDF

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文男 廣田
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Hirota Fumio
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    • A61C1/0046—Dental lasers
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    • A61B2018/2255—Optical elements at the distal end of probe tips
    • A61B2018/2266—Optical elements at the distal end of probe tips with a lens, e.g. ball tipped

Definitions

  • the present invention relates to a laser device for irradiating a living hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite with a laser, and an operating method thereof.
  • the present invention also relates to a method for producing an acid-resistant biological hard tissue by generating an acid-resistant participating substance in a biological hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite.
  • the present invention relates to an acid-resistant biological hard tissue containing an acid-resistant substance in a biological hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite.
  • Laser has made it possible to irradiate even minute parts due to recent advances in optical fibers and other technologies.
  • In vivo organs such as blood vessels irradiated with laser are instantly transcribed by the high energy of the laser, Because the cut end is blocked by heat coagulation, there is almost no bleeding, so-called bloodless surgery can be performed, and pathogenic bacteria such as bacteria are also killed, so there is no need for blood transfusion or sterilization at the time of surgery, and surgery has been difficult until now.
  • Successful brain tumor surgery has been reported, and successful cases have been reported.
  • surgery for laryngeal cancer, esophageal cancer, etc. which required long-term treatment, has a great merit that it can be discharged on the same day.
  • laser treatment In dentistry, electric drills are conventionally used for the treatment of caries, etc., accompanied by intense pain and unpleasant high frequency sound and vibration, and people are hesitant to treat it, but laser treatment is In addition to such pain, noise, and vibration, it can be treated with little bleeding and has a bactericidal effect.
  • Lasers which are said to be “controlling the laser in the 21st century, control the medical treatment”, include the treatment of periodontal disease, cavity formation, caries (cutting) cutting, temporomandibular arthritis It has also been applied to various fields of dental clinical fields such as treatment and laser welding of prosthetics. In 2006, it was possible to apply insurance as an advanced medical technology.
  • the optimum fluorine concentration is 1 ppm, and if it is higher (1.5 to 2 ppm), the frequency of swollen teeth gradually increases, and further harmful effects occur due to the onset of osteosclerosis and osteosarcoma.
  • Many reports have been issued. In 1965, with the promotion of WHO, fluoride was added to tap water in 40-60 countries at one time, but now it is reduced to 18 countries. In Japan, there is an opposition from civil society, and fluorine is not added to tap water.
  • a fisher sealant that covers the fissures of the molars, which are sites of tooth decay, with resin or the like, and sugars such as xylitol and sorbitol in place of sucrose that induces caries are used for caries prevention.
  • the present inventors invented a method for identifying acid-resistant substances in living hard tissues and a method for investigating the heating status of living hard tissues by laser irradiation, and conducted evaluation and analysis using this method.
  • It is Nd: YAG laser that can give acid resistance in a wide range, followed by CO 2 laser, and Er: YAG laser that has been mainly used for cutting teeth and caries parts so far.
  • Nd YAG laser that can give acid resistance in a wide range
  • CO 2 laser YAG laser that has been mainly used for cutting teeth and caries parts so far
  • a denatured region was present in a layer along the crater that draws a parabola and a wall portion of the crater, and the region exhibited acid resistance.
  • these lasers are irradiated to a living hard tissue containing inorganic crystal HAP, and the living hard tissue is applied to the inside and / or surface of the living hard tissue as calcium acid pyrophosphate (PYR) and calcium metaphosphate.
  • PYR calcium acid pyrophosphate
  • an acid-resistant biohard tissue can be produced by heating to a temperature of 1000 ° C. or higher where both (MET) are generated and 1500 ° C. or lower where melting does not occur (see Patent Document 1). .
  • the conventional lasers as described above are effective for imparting acid resistance to living hard tissues such as tooth strengthening treatment (prevention of dental caries) using these, the laser output is large, There was a problem that the amount of heat given to the tissue and surrounding tissues was large. In addition, there is a problem that the laser device is large and difficult to handle, and is expensive.
  • a laser can be used to impart acid resistance to biological hard tissues including dental materials, medical materials, biomaterials, and the like including inorganic crystal HAP, and to produce acid resistant biological hard tissues.
  • the biological hard tissue manufactured using these conventional lasers is imparted with acid resistance such as a tooth strengthening (prevention of caries) effect by the laser, the output of the laser is large, and a part of the tissue is There was a problem of melting.
  • the present invention solves the above-mentioned problems of the prior art, and its purpose is to provide a low-power laser with a small amount of heat applied to the biological hard tissue and surrounding tissues, and to impart acid resistance to the biological hard tissue. It is an object of the present invention to provide a laser device that is small, easy to handle, and inexpensive, and a method for operating the laser device. It is a further object of the present invention to provide a method for producing acid-resistant biohard tissue that is easy to handle and efficiently using a low-power laser and can impart acid resistance to the hard tissue. It is a further object of the present invention to provide a living hard tissue imparted with acid resistance such as a tooth strengthening (prevention of caries) effect without losing a part of the tissue.
  • the present invention provides a laser device for irradiating a living hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite with a laser, and an emitter that emits the laser, and one end connected to the emitter.
  • an irradiation control means for controlling irradiation.
  • the laser irradiation conditions are as described above is that when the output exceeds 1.2 W, the amount of heat given to the surrounding tissue on the laser irradiated surface is too large and the power density exceeds 12.0 W / cm 2 , or When the energy density exceeds 50.0J / cm 2, the amount of heat too large to be applied to the surface which is irradiated with the laser, or the power density is less than 0.8 W / cm 2, or energy density of less than 1.7 J / cm 2 This is because the acid-resistant substances are not sufficiently produced in the living hard tissue.
  • the power density and energy density refer to the power density and energy density on the irradiated surface of the laser.
  • biological hard tissue includes human and animal teeth and bones, dental materials, medical materials, biomaterials, and the like.
  • the output of the laser is 1.0 W or less, the power density is 1.09 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less, and the energy density is 6.54 J / cm 2 or more and 43.56 J / cm 2 or less. It is preferable to control the irradiation of the laser from the irradiator.
  • the power of the laser is 1.0 W or less, the power density is 1.06 W / cm 2 or more and 10.64 W / cm 2 or less, and the energy density is 2.12 J / cm 2 or more and 21.28 J / cm 2 or less.
  • the irradiation control means preferably controls at least one of the output of the laser from the irradiator, the focal position, the waveform, the irradiation time, and the irradiation position.
  • the present invention is a laser device for irradiating a biological hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite with a laser, the emitter for emitting the laser, one end is connected to the emitter, and the other end
  • the output of the laser is 1.2 W or less.
  • the laser from the irradiator It is the operating method characterized by controlling irradiation of this. By adopting such an operating method, it is possible to reduce the amount of heat applied to the living hard tissue and its surrounding tissues, and to generate an acid-resistant substance in the living hard tissue.
  • the output of the laser is 1.0 W or less, the power density is 1.09 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less, and the energy density is 6.54 J / cm 2 or more and 43.56 J / cm 2 or less. It is preferable to control the irradiation of the laser from the irradiator.
  • the power of the laser is 1.0 W or less, the power density is 1.06 W / cm 2 or more and 10.64 W / cm 2 or less, and the energy density is 2.12 J / cm 2 or more and 21.28 J / cm 2 or less. It is preferable to control the irradiation of the laser from the irradiator.
  • the present invention produces an acid-resistant biological substance in a biological hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite to produce an acid-resistant biological hard tissue, with an output of 1.0 W or less and a power density of 1.09 W / cm 2 or more 10.89W / cm 2 or less, and acid-resistant bio energy density and then irradiating the laser is 6.54J / cm 2 or more 43.56J / cm 2 or less to the living hard tissue It is a manufacturing method of a hard tissue. By adopting such a method, it is possible to efficiently generate an acid-resistant participating substance in a living hard tissue using a low-power and easy-to-handle laser.
  • the present invention also relates to an acid-resistant biological hard tissue containing an acid-resistant substance in a biological hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite, wherein the output is 1.0 W or less and the power density is 1.09 W / cm 2 or more. 10.89W / cm 2 or less, and that the energy density is irradiated with a laser is 6.54J / cm 2 or more 43.56J / cm 2 or less, without some of its tissue ⁇ , It is an acid-resistant biological hard tissue in which an acid-resistant participating substance is generated in the biological hard tissue. According to such acid-resistant biological hard tissue, acid resistance such as a tooth strengthening (prevention of caries) effect is imparted to the biological hard tissue without losing a part of the tissue.
  • the laser device for irradiating a living body hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite of the present invention with a laser the amount of heat given to the living body hard tissue and its surrounding tissue is small, and an acid-resistant substance can be generated in the living body hard tissue.
  • a small and inexpensive laser device can be provided.
  • the operating method of the laser device for irradiating a laser to the living hard tissue containing the inorganic crystalline hydroxyapatite of the present invention the amount of heat given to the living hard tissue and the surrounding tissue using a small and inexpensive laser device. It is possible to provide a method of operating a laser device that is small in size and can generate acid-resistant substances in a living hard tissue.
  • the method for producing acid-resistant biological hard tissue of the present invention it is possible to provide a method for efficiently generating an acid-resistant participating substance in the biological hard tissue by using a low-power and easy-to-handle laser.
  • the acid-resistant biohard tissue containing an acid-resistant substance in the living hard tissue containing the inorganic crystalline hydroxyapatite of the present invention tooth strengthening (preventing caries) without losing a part of the tissue
  • An acid-resistant biological hard tissue to which acid resistance such as effects is imparted can be provided.
  • (A), (b), and (c) are drawing-substituting photographs showing polarized microscopic images of the permanent tooth laser-irradiated with 1 W (4 sec) before immersion in an acidic solution, after immersion for 23 hours, and after immersion for 27 hours, respectively. It is.
  • (A) And (b) is a drawing-substituting photograph showing polarization microscope images before and 10 hours after immersion in an acidic solution of a permanent tooth irradiated with laser at 0.3 W (4 sec), respectively.
  • (A) And (b) is a drawing-substituting photograph showing polarization microscope images before and 7 hours after immersion in an acidic solution of permanent teeth laser-irradiated at 0.1 W (6 sec), respectively.
  • (A) And (b) is a relationship diagram which shows the example of the X-ray-diffraction pattern and qualitative analysis result of the permanent tooth laser-irradiated by 0.3 W (4 sec) before and after immersion in an acidic solution, respectively.
  • (C) is the relationship diagram which shows the detailed example of a detailed qualitative analysis which expanded FIG.12 (b).
  • (A) And (b) is a relationship diagram which respectively shows the X-ray-diffraction pattern and qualitative analysis result example of the permanent tooth laser-irradiated by 0.1 W (6 sec) before immersion in an acidic solution and after immersion. . It is a relationship diagram which shows the X-ray-diffraction pattern of the powder of the permanent tooth heated to 300 degreeC, and the example of a qualitative analysis result.
  • (A) And (b) is the drawing substitute photograph which shows the polarizing microscope image after immersion for 5 hours, respectively before immersion to the acidic solution of the deciduous tooth laser-irradiated with 0.1 W (2 sec).
  • (A) And (b) is a relationship diagram which shows the X-ray-diffraction pattern and qualitative analysis result example of the deciduous tooth laser-irradiated at 0.1 W (2 sec) before and after immersion in an acidic solution, respectively. . It is a block diagram of embodiment of the laser apparatus according to this invention.
  • the present inventors tried to elucidate the mechanism by which acid resistance is imparted to human permanent teeth by laser irradiation as follows. Using SEM (scanning electron microscope), the surface of the tooth irradiated with laser was observed. Next, the laser-irradiated sample is embedded in a polyester-based resin, and after the resin is solidified, it is longitudinally cut to a thickness of about 200 to 300 ⁇ m using a diamond cutter so that the laser-irradiated part is included. The longitudinal sample was polished with a grindstone under running water until the thickness became about 100 to 150 ⁇ m, and this was used as an analysis sample.
  • the sliced sample of the laser irradiated sample before being immersed in the acidic solution was observed using a polarizing microscope, and the analysis position was confirmed.
  • the substance was identified by qualitative analysis by a micro X-ray diffraction method.
  • the sample was immersed in an acidic solution (2% lactic acid solution, pH 2.1), and the state of dissolution was observed with a polarizing microscope.
  • Qualitative analysis was performed on the portion that remained without being dissolved with a micro X-ray diffractometer to identify the substance.
  • the analysis results before and after being immersed in an acidic solution were compared, and substances involved in imparting acid resistance were identified.
  • Table 1 shows the power density and energy density on the laser irradiated surface in the low output region.
  • FIG. 1 shows a tooth surface ( ⁇ 2000) irradiated with 3 W (4 sec).
  • FIG. 2 shows a tooth surface ( ⁇ 2000) irradiated with 1 W (4 sec). A laser-irradiated portion that has turned white into a circular shape different from the peripheral portion is observed, and a black circular structure corresponding to the enamel trabeculae is also observed.
  • FIG. 3 shows a tooth surface ( ⁇ 2000) irradiated with 0.3 W (4 sec). Compared with healthy teeth, the surface has a smooth structure, and the black circular structure seems to have changed enamel trabeculae.
  • FIG. 4 shows a tooth surface ( ⁇ 2000) irradiated with 0.1 W (6 sec). It can be seen that the tooth surface is smooth and the black structure corresponding to the enamel trabecula is even finer. Observation with a polarizing microscope shows that the laser-irradiated teeth exhibit an interference color that is clearly different from normal teeth (see FIGS. 5 to 8).
  • the inorganic crystal HAP which is the main component of the tooth, has a high temperature phase such as ⁇ -TCP, ⁇ -TCP, PYR (calcium pyrophosphate: Ca 2 P 2 O 7 ), MET (calcium metaphosphate: Ca It has been found that this is due to modification to a quasi-high temperature phase such as (PO 3 ) 2 ).
  • FIG. 5A shows healthy teeth that are not irradiated with a laser, and a Hunter Schlegel shape, a parallel shape, and the like are observed.
  • FIG. 5A shows healthy teeth that are not irradiated with a laser, and a Hunter Schlegel shape, a parallel shape, and the like are observed.
  • FIG. 7A shows a tooth irradiated with 0.3 W (4 sec), and a yellow denatured layer is observed in a region extending from the surface of the enamel irradiated with the laser to the intermediate portion.
  • FIG. 8A shows a tooth irradiated with 0.1 W (6 sec), and a denatured layer having a yellowish brown color is observed in a region extending from the surface of the enamel irradiated with the laser to the middle portion.
  • PYR is noted.
  • PYR is soluble in acid, but P 2 O 7 anion has affinity adsorptivity on the surface of inorganic crystal HAP crystal and blocks the dissolution of inorganic crystal HAP crystal. It is known to suppress.
  • the other is MET. Since this MET has a long chain structure represented by ⁇ Ca (PO 3 ) 2 ⁇ n and is hardly soluble in acids, acid resistance is imparted to the formation of this MET at the laser irradiation site. Is considered to be the main factor.
  • the laser-irradiated teeth were immersed in an acidic solution (2% lactic acid solution, pH 2.1), and the progress thereof was observed with a polarizing microscope to identify substances that remained undissolved.
  • a method was adopted in which a substance showing acid resistance was identified by comparing the substance identified before immersion with the remaining substance.
  • FIG. 10 A typical diffraction profile of an inorganic crystalline HAP that is the main component of a tooth is shown.
  • this laser is irradiated with a high-power laser (2 to 3 W or more), as shown in FIG. 10 (X-ray diffraction pattern when irradiated with 3 W (4 sec)), the inorganic crystal HAP as the main component is transformed into a high-temperature phase.
  • ⁇ -TCP, ⁇ -TCP, PYR, MET, etc. which are quasi-high temperature phases.
  • Human teeth are powdered and divided into multiple lots, and these lots are used in the following multiple temperatures from room temperature to ultra high temperature (1600-1700 ° C) using a high-temperature electric furnace.
  • the structure / composition of the HAP crystal at each set temperature of 100, 300, 500, 700, 1000, 1200, 1280, 1400, 1600, 1620, 1650, and 1700 ° C. was measured by powder X-ray diffraction method.
  • Table 2 summarizes the results of the qualitative analysis, but it has been found by subsequent experiments that MET is detected at around 300 ° C.
  • FIG. 14 shows an example of an X-ray diffraction pattern and a qualitative analysis result obtained in this experiment at a set temperature of 300 ° C.
  • FIG. 11 shows the result before immersion in 1 W (4 sec), showing a diffraction profile of a typical inorganic crystal HAP, and quasi-high-temperature phases such as ⁇ -TCP, PYR, and MET are detected.
  • FIG. 11a shows the result before immersion in 1 W (4 sec), showing a diffraction profile of a typical inorganic crystal HAP, and quasi-high-temperature phases such as ⁇ -TCP, PYR, and MET are detected.
  • FIG. 11 b shows the result after 1 W (4 sec) immersion, where the diffraction profile of a typical inorganic crystal HAP is broken and PYR and MET are detected predominantly.
  • FIG. 12a shows the result before immersion of 0.3 W (4 sec), showing a diffraction profile of a typical inorganic crystal HAP, and a quasi-high temperature phase such as PYR or MET is detected.
  • FIG. 12c is an enlarged view of FIG. 12b and shows a detailed qualitative analysis result.
  • PYR ( ⁇ , ⁇ ) and MET ( ⁇ , ⁇ ) are detected from the angle (2 ⁇ ) of the diffraction line from a typical grating surface.
  • FIG. 13 a shows the result before immersion of 0.1 W (6 sec), showing the diffraction profile of a typical inorganic crystal HAP, and detecting a quasi-high temperature phase such as PYR or MET.
  • FIG. 13 b shows the result after immersion of 0.1 W (6 sec). The diffraction profile of typical inorganic crystal HAP is broken, and PYR and MET are detected predominantly.
  • the conventional medical laser (Er: YAG, CO 2 , Nd: YAG, etc.) devices are aimed at cavity formation and caries part excision, etc., and the amount of heat given to the teeth due to irradiation at high power
  • the treatment example using the conventional low-power laser (semiconductor laser, etc.) device developed for the treatment of soft tissues such as stomatitis, dentine hypersensitivity, periodontitis, etc. has not been reported yet, This means that it is possible to impart acid resistance to the teeth (enhance the tooth quality and give a caries prevention effect) by laser irradiation.
  • FIG. 15 shows polarization microscope images before and after immersion in a sample irradiated with laser at 0.1 W (2 sec).
  • FIG. 15A is an image before immersion
  • FIG. 15B is an image after 5 hours from immersion.
  • the yellowish brown region in the enamel is a region denatured by laser irradiation. It can be seen that this region remains without being dissolved in FIG.
  • enamel laser non-irradiated teeth
  • acid resistance is imparted to the teeth even under irradiation conditions with the lowest power (0.1 W) in this experiment. It is proved that.
  • FIG. 16 shows X-ray diffraction patterns and qualitative analysis results before and after immersion of teeth (enamel) irradiated with laser at 0.1 W (2 sec).
  • FIG. 16A shows an X-ray diffraction pattern and qualitative analysis results before immersion
  • FIG. 16B shows an X-ray diffraction pattern and qualitative analysis results after immersion, respectively.
  • the tooth is imparted with acid resistance by low-power laser irradiation whether or not it feels warm even when applied to the skin (tooth It was proved that the quality was strengthened and the effect of preventing tooth decay was exhibited.
  • the output exceeds 1.2 W
  • the amount of heat applied to the teeth and surrounding tissues is too large
  • the power density exceeds 12.0 W / cm 2 or the energy density exceeds 50.0 J / cm 2
  • the teeth heat is too large to be applied to either the power density is less than 0.8 W / cm 2, or the energy density is less than 1.7 J / cm 2, believed to acid resistance related substance to the teeth is not sufficiently generated .
  • More preferable ranges are an output of 1.0 W or less, a power density of 1.06 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less, and an energy density of 2.12 J / cm 2 or more and 43.56 J / cm 2. It is as follows. Further, when the laser irradiation target is a human permanent tooth, the output is 1.0 W or less, the power density is 1.09 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less, and the energy density is 6.54 J / cm 2. It is preferable to set it as 43.56 J / cm ⁇ 2 > or less.
  • the output is 1.0 W or less
  • the power density is 1.06 W / cm 2 or more and 10.64 W / cm 2 or less
  • the energy density is 2.12 J / it is preferable that the cm 2 or more 21.28J / cm 2 or less.
  • FIG. 17 is a configuration diagram of an embodiment of a laser apparatus according to the present invention.
  • reference numeral 1 denotes a laser device
  • 23 is an emitter
  • 41 is a light guiding means (optical fiber)
  • 5 is an irradiator (handpiece).
  • 3 is an operation panel
  • 21 is a CPU
  • 22 is a laser drive circuit
  • 24 is a motor drive circuit
  • 52 is a condenser lens.
  • 2 is a housing
  • 4 is a cable
  • 51 is a tip of the irradiator 5.
  • a laser apparatus 1 for irradiating a living body hard tissue containing inorganic crystalline hydroxyapatite according to the present embodiment with a laser has an emitter 23 for emitting the laser, one end connected to the emitter 23, and a laser guided to the other end.
  • the light guide means 41 that emits light, the irradiator 5 that is connected to the other end of the light guide means 41 and irradiates the living body hard tissue with the laser, and the irradiation control means that controls the irradiation of the laser from the irradiator 5 are provided.
  • the irradiation control means includes the operation panel 3, the CPU 21, the laser drive circuit 22, the motor drive circuit 24, the condensing lens 52, and the condensing lens 52 forward and backward toward the tip 51 of the irradiator 5.
  • a stepping motor (not shown) that is movable is preferably used.
  • the characteristics of the laser device 1 according to this embodiment, the irradiation control means, the output of the laser is 1.2W or less, the power density of 0.8 W / cm 2 or more 12.0 W / cm 2 or less, and the energy density Lies in controlling the laser irradiation from the irradiator 5 so that it becomes 1.7 J / cm 2 or more and 50.0 J / cm 2 or less.
  • the output is 1.0 W or less
  • the power density is 1.06 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less
  • the energy density is 2.12 J / cm 2 or more 43. 56 J / cm 2 or less.
  • a CPU 21 electrically connected to an operation panel 3 provided integrally or separately with the housing 2, and a laser drive circuit 22 electrically connected to the CPU 21 are provided.
  • An emitter 23 electrically connected to the circuit 22 is provided.
  • the emitter 23 is connected to one end of the light guide means 41 through known means (not shown) such as a collimator lens and a condenser lens so that the emitted laser is incident on one end of the light guide means 41 in the cable 4.
  • a condensing lens 52 for changing the focal position of the laser emitted from the other end of the light guide means 41 is movably provided inside the tip 51 of the irradiator 5 via the stepping motor.
  • the stepping motor 53 is connected to a motor drive circuit 24 provided in the housing 2 and connected to the CPU 21 via an electric wire in the cable 4.
  • the operation panel 3 when the dentist irradiates a patient's teeth with a laser to prevent dental caries, the operation panel 3 includes various buttons for inputting designated conditions for laser irradiation, a display for displaying input values, and the like. Has been placed.
  • This specified condition preferably includes the laser output, the irradiation diameter (that is, the diameter of the irradiation region on the tooth surface) and the irradiation time.
  • the irradiation time can be selected so that the energy density is 1.7 J / cm 2 or more and 50.0 J / cm 2 or less according to the value. It is preferable that the range is determined by the CPU 21 and the irradiation time value is input within the determined range.
  • the inputted designated condition is transmitted to the CPU 21.
  • the CPU 21 controls the emitter 23 via the laser driving circuit 22 and causes the emitter 23 to emit an output laser that complies with the specified specified condition.
  • the laser emitted from the emitter 23 is emitted from the other end of the light guide 41 inside the tip 51 of the irradiator 5 through the light guide 41. At that time, it is preferable that the tip 51 of the irradiator 5 is in contact with the patient's teeth.
  • the CPU 21 controls the stepping motor 53 via the motor drive circuit 24 so that the irradiation diameter of the laser emitted from the other end of the light guide means 41 becomes a value according to the input designated conditions.
  • the position of the condenser lens 52 is adjusted to control the focal position of the laser.
  • the doctor may repeat the same operation by shifting the laser irradiation site.
  • the laser irradiation is performed under the above-described preferable irradiation conditions.
  • the amount of heat applied to the teeth and the surrounding tissues is not too large, and PYR and MET, which are acid-resistant substances, can be generated in the enamel of the teeth. It is possible to provide a small and inexpensive laser device suitable for use and an operating method thereof.
  • the laser device in this example has the same basic configuration as the laser device 1 shown in FIG.
  • the laser output is 1.0 W or less
  • the power density is 1.09 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less
  • the laser beam from the irradiator 5 is controlled so that the energy density is 6.54 J / cm 2 or more and 43.56 J / cm 2 or less.
  • the laser output is 1.0 W or less and the power density is 1.06 W / cm 2 or more and 10 .64W / cm 2 or less, and, as the energy density is 2.12J / cm 2 or more 21.28J / cm 2 or less, it is preferable to control the irradiation of the laser from the irradiator 5.
  • the laser device 1 further includes irradiation target input means (not shown) for the user to input whether the laser irradiation target is a human permanent tooth or a human milk tooth.
  • the designated conditions for laser irradiation preferably include the laser output, the irradiation diameter, and the irradiation time.
  • the irradiation position The speed of movement can also be used.
  • a condensing lens 52 provided inside the tip 51 of the irradiator 5 is pivotally supported in the diameter direction and is swung around the axis at a desired angular velocity. It is preferable to provide a second stepping motor.
  • the CPU 21 can be configured to determine the remaining two or one specified condition to an appropriate value.
  • the designated condition may be at least one of laser output, focal position, waveform, irradiation time, and irradiation position instead of the above.
  • the laser device CO 2 , Nd: YAG, Er: YAG, semiconductor laser, excimer laser, and other medical lasers including oscillation methods such as continuous wave and pulse wave can be used.
  • Biological hard tissues that can be used in this production method include teeth and bones of animals including humans, dental materials including inorganic crystalline HAP, medical materials, biomaterials, and the like.
  • Dental materials include: Fischer sealant / dental adhesive filling material, pit and fissure sealing material, dental cement, composite, pulp capping agent, root canal filling material, artificial tooth, artificial tooth root, dental bone filling material, formation Examples include surgical materials, castable ceramics, crowns of apatite castable ceramics, and dentifrices.
  • medical materials include artificial bones, artificial joints, measures against body fluid environment of hip joints, bone cement, and the like.
  • the laser apparatus which can be used for this manufacturing method is the laser apparatus 1 in the above-mentioned embodiment, or a desired commercially available laser apparatus (for example, semiconductor laser apparatus OSL-3000, Nagata Electric Industrial Co., Ltd.).
  • the output of the laser is 1.2W or less, the power density of 0.8 W / cm 2 or more 12.0 W / cm 2 or less, and the energy density of 1.7 J / cm 2
  • the living hard tissue containing the inorganic crystal HAP is irradiated with a laser of 50.0 J / cm 2 or less.
  • the output is 1.0 W or less, the power density is 1.06 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less, and the energy density is 2.12 J / cm 2 or more 43. 56 J / cm 2 or less.
  • the laser output is 1.0 W or less
  • the power density is 1.09 W / cm 2 or more and 10.89 W / cm 2 or less
  • the energy density is 6.54 J / cm. and a two or more 43.56J / cm 2 or less.
  • the laser output is 1.0 W or less
  • the power density is 1.06 W / cm 2 or more and 10.64 W / cm 2 or less
  • the energy density is 2.12 J. / Cm 2 or more and 21.28 J / cm 2 or less is preferable.
  • human and animal teeth and bones, dental materials and medical materials including inorganic crystalline HAP, and PYR and MET as acid-resistant substances in biological hard tissues such as biomaterials have low output. It is possible to provide a method for efficiently generating acid-resistant substances in living hard tissues using a laser that is easy to handle.
  • the acid resistant biological hard tissue in the present embodiment can be produced by the method for producing an acid resistant biological hard tissue in the above-described embodiment.
  • the acid-resistant biohard tissue produced in this way generates PYR and MET as acid-resistant substances in the biohard tissue without losing a part of the tissue.
  • the laser device, the operation method thereof, the method for producing acid-resistant biohard tissue, and the acid-resistant biohard tissue in the embodiment described above relate to the irradiation resistance to the dental hard tissue and the provision of acid resistance obtained from the previous experiments. Based on the theory, it provides much safer acid resistance to the teeth with much lower output than the conventional one, so it can be immediately applied to the actual clinical field.
  • fluorine mouthwash application of fluorine on the tooth surface, and sugars such as xylitol and sorbitol are used for caries prevention instead of sucrose, a sugar that induces caries, but these effects are temporary. It cannot be sustained for a long time.
  • these laser devices, their operating methods, acid-resistant hard tissue manufacturing methods, and acid-resistant hard tissues have the advantage that the tooth quality is permanently strengthened.
  • the dentist since a clear basic theory about the influence of laser irradiation on the teeth has been obtained, there is an advantage that the dentist can fully explain to the patient side and obtain patient consensus.
  • the low-power laser device has many advantages as described above, and can be applied immediately to the clinic, and is an epoch-making device that opens a new door to dental caries prevention dentistry. .
  • the use and spread rate will be increased particularly, and it is expected to contribute greatly to the health and welfare of the nation from children who suffer from tooth decay to the elderly.
  • a long time ago there was a TV commercial saying that entertainers have teeth. Life is not only for entertainers, but for anyone. For wild animals, losing teeth immediately means death. If you lose your teeth due to tooth decay or periodontal disease, you will realize that teeth play an important role in maintaining and improving people's health.
  • the laser device according to the present invention, the operating method thereof, the method for producing acid-resistant biohard tissue and the acid-resistant biohard tissue are not dreams but are actual and actually exist in front of the eyes.

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Abstract

　レーザーが低出力で生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が大きすぎず、生体硬組織への耐酸性の付与を行い得る、小型で扱い易く、低価格であるレーザー装置等を提供する。　無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置において、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され前記レーザーを前記生体硬組織へ照射する照射器と、前記レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からのレーザーの照射を制御する照射制御手段とを設ける。

Description

生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置及びその作動方法、並びに耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織
　本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置及びその作動方法に関する。
　また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成して耐酸性生体硬組織を製造する方法に関する。
　さらに、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を含む耐酸性生体硬組織に関する。
　レーザーは、光ファイバーなどの最近の目覚しい技術の進歩により微細な部位にまで照射が可能になっており、レーザーが照射された血管などの生体内器官は、レーザーの高いエネルギーにより瞬間的に蒸散され、その切り口端部は熱凝固によりふさがれるためほとんど出血なく、いわゆる無血的手術ができ、さらに細菌などの病原菌も死滅するため、手術に際して輸血や殺菌の必要もなくなり、これまで手術が困難とされてきた脳腫瘍の手術が可能となり、その成功例も報告されている。また、長期にわたる治療が必要とされていた喉頭がん、食道がんなどの手術でもその日のうちに退院することができるなどの大きなメリットを有している。
　歯科においては、虫歯などの治療には従来は電気ドリルが用いられ、激しい痛みとともに不快な高周波音と振動が伴い、人々はその治療を躊躇している状況にあるが、レーザーによる治療法は、そのような痛み、騒音、振動がないばかりか、ほとんど出血を伴わずに治療ができ、殺菌効果もあるなどの利点を有している。「２１世紀は、レーザーを制するものが医療を制する」といわれるほどになっているレーザーは、歯周病の治療をはじめ、窩洞形成、カリエス部（齲触部）の切削、顎関節炎の治療、補綴物のレーザー溶接など多方面にわたる歯科臨床分野にも応用されており、２００６年には先進医療技術として保険適用が可能となっている。
　口腔内に生息する多種多様な菌の中のミュータンス菌が歯の表面に付着し、食べた物の中の“ショ糖”を発酵させて酸を産生し、この酸により歯は徐々に溶け出し、虫歯が発生する。虫歯予防効果を示すものとして最初に発見されたのはフッ素である。これは斑状歯という形成不全のエナメル質を調査する過程で、斑状歯を発生させる地域には虫歯の発生が少ないこと、さらに、その地域の飲料水にはフッ素が含まれることから、フッ素には虫歯予防効果があることが見出された。フッ素を水道水に添加することで、虫歯予防をする試みが、アメリカ、ヨーロッパ、韓国、中国など世界中で行われている。しかし、最適フッ素濃度は１ｐｐｍであり、それ以上の濃度（１．５~２ｐｐｍ）になると次第に班状歯になる頻度が増加し、さらに骨硬化症や骨肉腫が発症するなどの為害作用が生じるという多くの報告も出ている。１９６５年にＷＨＯの推進もあって一時は４０~６０カ国で水道水にフッ素添加が行われていたが、現在は１８カ国に減っている。わが国では市民団体の反対があり、水道水へのフッ素添加は行われていない。その他、虫歯好発部位である臼歯の裂溝部をレジンなどでふさぐフィッシャーシーラントや、虫歯を誘発する糖であるスクロースの代わりにキシリトール、ソルビトールなどの糖などが虫歯予防に利用されている。
　レーザーを用いて虫歯予防の可能性を示したのが、アメリカ（ＵＣＬＡ）のＳｔｅｒｎである（非特許文献１参照）。彼は、１９６４年にヒトの抜去歯にルビーレーザーを照射し、その照射部位は酸性溶液に漬けても溶けにくくなるという発見をした。このレーザーによる耐酸性の付与に関しては多くの研究者により確認がなされ、虫歯予防の応用研究が行われているが、レーザー照射された歯に付与される耐酸性に対しては、１）レーザー照射によって歯に生じる融解などの物理的（形態的）変化が酸溶液の侵入をブロックするという説、２）レーザーにより歯の結晶（無機結晶ＨＡＰ：ハイドロキシアパタイト；Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２）が化学的組成を変化させて酸に不溶となるという説の二つの相反する説が提出されて４０年以上を経ているが、未解決のままであり、化学的組成の変化についても無機結晶ＨＡＰがどのように変化するのか具体的に明示されていない。また、レーザーを歯などの生体硬組織に適用する際に、歯はどの程度の高温になり、歯や骨の主成分である無機結晶ＨＡＰがどのようにその構造／組成を変化されるのかなどの基本的理論が確立されていないのが現状である。そのため、レーザー治療を行う歯科医師は、患者側に納得のいく詳しい説明を行うことができず、患者側から十分なコンセンサスが得られていない状況にあると思われる。
　また、歯科用材料、医科用材料、バイオマテリアルなどを含む既存の生体硬組織用材料に無機結晶ＨＡＰが混入されているものが多いが、無機結晶ＨＡＰは酸性溶液に溶けやすい性質をもつので、口腔内に生息する細菌が産生する酸や、身体の疾患の炎症などにより塩基性から酸性に変化する体液環境にも対応ができる材料の開発が望まれる。
　本発明者は、この問題に取組んだ結果、生体硬組織中の耐酸性関与物質の同定方法及び、レーザー照射による生体硬組織の加熱状況調査方法を発明し、この方法を用いた評価・解析を行い、広範囲に耐酸性を付与することができるのはＮｄ：ＹＡＧレーザーであり、次いでＣＯ２レーザーであること、また、これまで主として歯やカリエス部の切削に用いられてきたＥｒ：ＹＡＧレーザーについても、放物線を描くクレーターに沿う一層及びクレーターの壁部に変性領域が存在し、その領域が耐酸性を示すことを確認した。更には、これらレーザーを、無機結晶ＨＡＰを含む生体硬組織へ照射して、生体硬組織を、生体硬組織の内部及び／又は表面に、耐酸性関与物質としてのピロリン酸カルシウム（ＰＹＲ）及びメタリン酸カルシウム（ＭＥＴ）が両方とも生成される１０００℃以上で、かつ融解の生じない１５００℃以下の温度まで加熱すれば、耐酸性生体硬組織を製造し得るとの推定に至った（特許文献１参照）。
特開２００７−３３２０５４号公報
Ｓｔｅｒｎ　Ｒ．Ｈ．：Ｌａｓｅｒ　ｂｅａｍ　ｏｎ　ｄｅｎｔａｌ　ｈａｒｄ　ｔｉｓｓｕｅｓ．Ｊ．Ｄ．Ｒｅｓ．，４３：８７３，１９６４
　しかし、前記のような従来のレーザーは、これらを用いて歯質強化治療（虫歯予防）等の、生体硬組織への耐酸性の付与には有効であるものの、レーザーの出力が大きく、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が大きいという問題があった。また、レーザー装置が大掛かりで扱いにくく、高額であるという問題もあった。
　また、これら従来のレーザーを用いて、無機結晶ＨＡＰを含む歯科用材料、医科用材料及びバイオマテリアルなどを含む生体硬組織に耐酸性を付与し、耐酸性生体硬組織を製造するには、レーザーが高出力で扱いにくく、製造効率も低いという問題があった。
　更には、これら従来のレーザーを用いて製造された生体硬組織は、レーザーにより歯質強化（虫歯予防）効果等の耐酸性は付与されるものの、レーザーの出力が大きく、その組織の一部が溶失するという問題があった。
　本発明は、前記した従来技術の課題を解決するものであり、その目的は、レーザーが低出力で生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が小さく、生体硬組織への耐酸性の付与を行い得る、小型で扱い易く、低価格であるレーザー装置及びその作動方法を提供することにある。
　本発明の更なる目的は、低出力のレーザーを用いて扱い易くかつ効率良く、生体硬組織に耐酸性を付与し得る、耐酸性生体硬組織の製造方法を提供することにある。
　また、本発明の更なる目的は、組織の一部が溶失することなく、歯質強化（虫歯予防）効果等の耐酸性が付与された生体硬組織を提供することにある。
　前記課題を解決するため、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され前記レーザーを前記生体硬組織へ照射する照射器と、前記レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御する照射制御手段とを有することを特徴とする装置である。
　かかる構成を採用することにより、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量を小さくし、かつ、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成することができる。
　レーザーの照射条件を前記のとおりとした理由は、出力が１．２Ｗを超えるとレーザーの被照射面の周辺組織に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が１２．０Ｗ／ｃｍ２を超えるか、又はエネルギー密度が５０．０Ｊ／ｃｍ２を超えると、レーザーの被照射面に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２未満であるか、又はエネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２未満であると、生体硬組織中に耐酸性関与物質が十分に生成されないからである。
　本発明において、パワー密度及びエネルギー密度とは、レーザーの被照射面におけるパワー密度及びエネルギー密度をいう。
　また、本発明において、「生体硬組織」とは、ヒト及び動物の歯や骨、歯科用材料、医科用材料、バイオマテリアルなどを含む。
　また、前記生体硬組織が永久歯である場合、
　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。
　また、前記生体硬組織が乳歯である場合、
　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．６４Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上２１．２８Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。
　また、前記照射制御手段は、前記照射器からの前記レーザーの出力、焦点位置、波形、照射時間及び照射位置の少なくとも一つを制御することが好ましい。
　また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され、前記レーザーを対象物へ照射する照射器とを有する装置の作動方法において、前記レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする作動方法である。
　かかる作動方法を採用することにより、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量を小さくし、かつ、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成することができる。
　また、前記生体硬組織が永久歯である場合、
　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。
　また、前記生体硬組織が乳歯である場合、
　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．６４Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上２１．２８Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。
　また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成して耐酸性生体硬組織を製造するに際し、出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下であるレーザーを前記生体硬組織へ照射することを特徴とする耐酸性生体硬組織の製造方法である。
　かかる方法を採用することにより、低出力で扱い易いレーザーを用いて、効率良く、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成することができる。
　また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を含む耐酸性生体硬組織であって、出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下であるレーザーを照射されることで、その組織の一部が溶失することなく、その生体硬組織中に耐酸性関与物質が生成されてなる、耐酸性生体硬組織である。
　かかる耐酸性生体硬組織によれば、その組織の一部が溶失することなく、歯質強化（虫歯予防）効果等の耐酸性が生体硬組織に付与される。
　本発明の無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置によれば、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が小さく、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成でき、かつ小型で安価なレーザー装置を提供することができる。
　また、本発明の無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置の作動方法によれば、小型で安価なレーザー装置を用いて、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が小さく、かつ生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成できる、レーザー装置の作動方法を提供することができる。
　また、本発明の耐酸性生体硬組織の製造方法によれば、低出力で扱い易いレーザーを用いて、効率良く、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成する方法を提供することができる。
　また、本発明の無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を含む耐酸性生体硬組織によれば、その組織の一部が溶失することなく、歯質強化（虫歯予防）効果等の耐酸性が付与された耐酸性生体硬組織を提供することができる。
３Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の表面のＳＥＭ像を示す図面代用写真である。 １Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の表面のＳＥＭ像を示す図面代用写真である。 ０．３Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の表面のＳＥＭ像を示す図面代用写真である。 ０．１Ｗ（６ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の表面のＳＥＭ像を示す図面代用写真である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、レーザー非照射の永久歯の酸性溶液への浸漬前及び浸漬６時間後の偏光顕微鏡像を示す図面代用写真である。 （ａ）、（ｂ）及び（ｃ）は、それぞれ、１Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の酸性溶液への浸漬前、浸漬２３時間後及び浸漬２７時間後の偏光顕微鏡像を示す図面代用写真である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、０．３Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の酸性溶液への浸漬前、浸漬１０時間後の偏光顕微鏡像を示す図面代用写真である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、０．１Ｗ（６ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の酸性溶液への浸漬前、浸漬７時間後の偏光顕微鏡像を示す図面代用写真である。 レーザー非照射の永久歯のＸ線回折パターン及び定性分析結果例を示す関係線図である。 ３Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯のＸ線回折パターン及び定性分析結果例を示す関係線図である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、１Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の、酸性溶液への浸漬前及び浸漬後のＸ線回折パターン及び定性分析結果例を示す関係線図である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、０．３Ｗ（４ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の、酸性溶液への浸漬前及び浸漬後のＸ線回折パターン及び定性分析結果例を示す関係線図であり、（ｃ）は、図１２（ｂ）を拡大した、詳細な定性分析結果例を示す関係線図である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、０．１Ｗ（６ｓｅｃ）でレーザー照射した永久歯の、酸性溶液への浸漬前及び浸漬後のＸ線回折パターン及び定性分析結果例を示す関係線図である。 ３００℃に加熱した永久歯の粉末のＸ線回折パターン及び定性分析結果例を示す関係線図である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、０．１Ｗ（２ｓｅｃ）でレーザー照射した乳歯の酸性溶液への浸漬前、浸漬５時間後の偏光顕微鏡像を示す図面代用写真である。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、０．１Ｗ（２ｓｅｃ）でレーザー照射した乳歯の、酸性溶液への浸漬前及び浸漬後のＸ線回折パターン及び定性分析結果例を示す関係線図である。 本発明に従うレーザー装置の実施形態の構成図である。
　まず、本発明者は以下の如くして、レーザー照射により、ヒトの永久歯に耐酸性が付与されるメカニズムの解明を試みた。
　ＳＥＭ（走査型電子顕微鏡）を用いて、レーザー照射された歯の表面観察を行った。次に、レーザー照射試料をポリエステル系樹脂に包埋し、樹脂が固化した後、ダイヤモンドカッターを用いて、レーザー照射部位が含まれるよう約２００~３００μｍの厚さに縦断する。その縦断試料を厚さが約１００~１５０μｍになるまで流水下にて砥石で研磨を行い、それを分析試料とした。
　まず、酸性溶液に浸漬する前のレーザー照射試料を偏光顕微鏡を用いて薄切試料を観察し、分析位置の確認を行った。次に、微小部Ｘ線回折法によって定性分析し、物質を同定した。その試料を酸性溶液（２％乳酸溶液、ｐＨ２．１）に浸漬し、溶解する様子を偏光顕微鏡にて観察した。溶解せずに残存した部位を微小部Ｘ線回折装置にて定性分析を行い、物質を同定した。酸性溶液に浸漬する前後の分析結果を比較し、耐酸性の付与に関与する物質を同定した。
　レーザーの種類及びその照射条件：半導体レーザー（ＯＳＬ−３０００、長田電機工業（株）：連続波、λ＝８１０ｎｍ±２０ｎｍ、ファイバー径；６００μｍ、ファイバーＮＡ（開口角）：０．４３（角度２５．２°）、ファイバー先端部と試料までの距離；０．３ｍｍ、照射条件；３Ｗ、２Ｗ、１Ｗ、０．５Ｗ、０．３Ｗ、０．２Ｗ及び０．１Ｗにて４及び６ｓｅｃ照射）。低出力領域での、レーザーの被照射面におけるパワー密度及びエネルギー密度は、表１のようになった。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　ＳＥＭ（走査型電子顕微鏡）；ＴＭ３０００（株式会社日立）、加速電圧５~１５ｋＶ。
　Ｘ線回折装置と測定条件：微小部Ｘ線回折装置；ＰＳＰＣ／ＭＤＧ（リガク電機株式会社）、コリメーター径；１００μｍ、出力；５０ｋＶ、２００ｍＡ。測角範囲：５~８０°。
　浸漬する酸性溶液：乳酸溶液（２％乳酸溶液、ｐＨ＝２．１）、溶解する様子は、偏光顕微鏡にて観察を行った。
　レーザー照射された歯をＳＥＭ（走査型電子顕微鏡）にて観察を行った。図１に、３Ｗ（４ｓｅｃ）で照射された歯の表面（×２０００）を示す。レーザー中心部は陥凹し（即ち、組織の一部が溶失し）、その周辺部はエナメル質が溶解し、黒く丸い構造物は、レーザーにより有機質が蒸散されたエナメル小柱に相当するものと思われる。図２に、１Ｗ（４ｓｅｃ）で照射された歯の表面（×２０００）を示す。周辺部とは異なる円状に白変したレーザー照射部が認められ、エナメル小柱に相当する黒い円状の構造物も観察される。図３に、０．３Ｗ（４ｓｅｃ）で照射された歯の表面（×２０００）を示す。健全歯に比べて、表面は滑らかな構造を呈しており、黒い円状の構造物は、エナメル小柱が変化したものと思われる。図４に、０．１Ｗ（６ｓｅｃ）で照射された歯の表面（×２０００）を示す。歯の表面は、滑らかになっており、エナメル小柱に相当する黒の構造物もさらに微細となっていることが認められる。
　偏光顕微鏡による観察では、レーザー照射された歯は、正常な歯とは明らかに異なる干渉色を呈することが認められる（図５~８を参照）。これは、これまでの研究から、歯の主成分である無機結晶ＨＡＰがα‐ＴＣＰなどの高温相、β‐ＴＣＰ、ＰＹＲ（ピロリン酸カルシウム：Ｃａ２Ｐ２Ｏ７）、ＭＥＴ（メタリン酸カルシウム：Ｃａ（ＰＯ３）２）などの準高温相に変性したためであることが判明している。図５（ａ）は、レーザー非照射の健常歯であり、ハンターシュレーゲル状、並行状などが観察される。図７（ａ）は、０．３Ｗ（４ｓｅｃ）照射された歯であり、レーザー照射されたエナメル質の表面から中間部にわたった領域には黄色の変性層が認められる。図８（ａ）は、０．１Ｗ（６ｓｅｃ）照射された歯であり、レーザー照射されたエナメル質の表面から中間部にわたる領域には黄褐色を呈する変性層が認められる。
（レーザー照射した歯に耐酸性が付与される理論的うらづけ）
　レーザー照射した歯に耐酸性が付与されることは、１９６４年、アメリカ（ＵＣＬＡ）のＳｔｅｒｎにより発見されたが、その理由については、（１）レーザー照射によって歯が溶融されるなどの物理的（形態的）変化が酸溶液の侵入をブロックするという説、（２）レーザーにより歯の結晶が化学的組成を変化させて酸に不溶となるという説の二つの相反する説が提出されて４０年以上を経ているが、未解決のままであり、化学的組成変化についても無機結晶ＨＡＰがどのように変化するのか具体的に明らかにされていない。これまで行われてきた従来の各種レーザー（ＣＯ２、Ｎｄ：ＹＡＧ、Ｅｒ：ＹＡＧなど）の照射によって、歯の表面には多くのクレーターやクラックが生じており、酸性溶液の浸入をブロックできるような表面構造ではなく、これらによっては溶液の浸入を防ぐことはできないことは明らかである。また、照射するレーザーのエネルギーによって、歯の主成分無機結晶ＨＡＰが、高温相であるα‐ＴＣＰ、及び準高温相であるβ‐ＴＣＰ、ＰＹＲ、ＭＥＴなどに変性されることが解っている。これらの中で、α‐ＴＣＰ及びβ‐ＴＣＰは、無機結晶ＨＡＰより酸に溶け易いことが知られているので、これら以外の変性物質の中で耐酸性を示す物質を検索する。その中で注目されるのはＰＹＲである。ＰＹＲは酸に可溶であるが、Ｐ２Ｏ７陰イオンは無機結晶ＨＡＰ結晶表面に親和性吸着性をもち、無機結晶ＨＡＰ結晶が溶解するのをブロックするため無機結晶ＨＡＰ結晶の溶解を強く抑制することが知られている。他の一つはＭＥＴである。このＭＥＴは｛Ｃａ（ＰＯ３）２｝ｎで表される長鎖状構造を有し、酸に難溶性であることから、このＭＥＴがレーザー照射部位に形成されることが、耐酸性が付与される主要因であると考えられる。それを実証するため、以下に記すように、レーザー照射歯を酸性溶液（２％乳酸溶液、ｐＨ２．１）に浸漬し、その経過を偏光顕微鏡で観察し、溶けず残存した物質を同定した。浸漬前に同定された物質とその残存物質と比較を行うことにより、耐酸性を示す物質を特定するという方法をとった。
（低出力：１Ｗ以下の照射で、歯に耐酸性が付与されることの実証）
　レーザー照射が施されていない標準試料は、浸漬後６時間で完全にエナメル質が溶解し、消失した（図５ｂ）。これに対して、疼痛緩和や象牙質の知覚過敏などに使用される低出力（１Ｗ、０．３Ｗ、０．１Ｗ）にて照射した歯は、図６（ａ、ｂ、ｃ）、図７ｂ及び図８ｂに示すように、７時間を経過しても溶解せずに残存しており、これらの歯には耐酸性が付与されていることが証明された。その耐酸性を示す程度は、以下に記述するように低出力の中でも、当然のことながら、高い出力の方がより高い耐酸性を示した。１Ｗ（４ｓｅｃ）照射試料；浸漬して１０時間後、歯頚部が溶解し始め（図６ａ）、浸漬して２３時間後、エナメル質の深層部は溶解しているが、レーザー照射表面から中間部にわたる領域は溶解せずに残存し（図６ｂ）、浸漬後２７時間を経過しても、レーザー照射されたエナメル質の一部は溶解せずに残存している（図６ｃ）。０．３Ｗ（４ｓｅｃ）照射試料；浸漬して１０時間を経過後、象牙質に近いエナメル質の深層部は溶失したが、レーザー照射されたエナメル質表面から中間層にわたる領域は、溶解せずに残存している（図７ｂ）。０．１Ｗ（６ｓｅｃ）照射試料；浸漬して７時間後、レーザー照射により黄褐色に変性を受けた領域（図８ａ）は、溶解せずに残存していることが認められる（図８ｂ）。レーザー非照射歯（エナメル質）が浸漬後、６時間で完全に溶失していることから考えると、この実施例の最低の出力（０．１Ｗ）の照射条件でも歯には耐酸性が付与されることを実証するものである。
（耐酸性物質の同定方法）
　レーザー非照射の健常歯（エナメル質）のＸ線回折パターンを図９に示す。歯の主成分である無機結晶ＨＡＰの典型的回折プロファイルが示されている。この歯に高い出力（２~３Ｗ以上）のレーザーを照射すると、図１０（３Ｗ（４ｓｅｃ）照射した場合のＸ線回折パターン）に示されるように、主成分である無機結晶ＨＡＰが、高温相であるα‐ＴＣＰ、準高温相であるβ‐ＴＣＰ、ＰＹＲ、ＭＥＴなどに変性する。
　１Ｗの低出力のレーザー照射では、準高温相であるβ‐ＴＣＰ、ＰＹＲ、ＭＥＴが、１Ｗより低い出力（例えば、０．５、０．３、０．１Ｗ）の照射では、準高温相であるＰＹＲ及びＭＥＴが検出された。これまでの本発明者の研究では、高温相α‐ＴＣＰが検出されていることは、歯の表面温度が１２００℃程度に達していること、また準高温相β‐ＴＣＰが検出されている場合は７００℃程度に、ＰＹＲ及びＭＥＴが検出されている場合は３００℃程度に上昇していることが判明している（表２及び図１４参照）。ヒトの歯（エナメル質及び象牙質）を粉末にして複数ロットに分け、それらのロットを室温から超高温（１６００~１７００℃）の領域までの下記の複数種類の温度に高温電気炉を使用してそれぞれ加熱し、１００，３００，５００，７００，１０００，１２００，１２８０，１４００，１６００，１６２０，１６５０，１７００℃のそれぞれの設定温度におけるＨＡＰ結晶の構造／組成の変化について粉末Ｘ線回折法により定性分析を行った結果をまとめたものが表２であるが、その後の実験により、ＭＥＴは３００℃近傍で検出されることが判明している。この実験で得られた、設定温度３００℃でのＸ線回折パターン及び定性分析結果例を図１４に示す。
[規則26に基づく補充 27.10.2011]　
Figure WO-DOC-TABLE-2
　図１１（ａ、ｂ）、図１２（ａ、ｂ、ｃ）、図１３（ａ、ｂ）に、それぞれ１Ｗ（４ｓｅｃ）、０．３Ｗ（４ｓｅｃ）、０．１Ｗ（６ｓｅｃ）の低出力で照射した歯（エナメル質）を酸性溶液（２％乳酸溶液、ｐＨ２．１）に浸漬する前後のＸ線回折パターンと定性分析結果を示す。図１１ａは１Ｗ（４ｓｅｃ）浸漬前の結果であり、典型的な無機結晶ＨＡＰの回折プロファイルが示され、β‐ＴＣＰ、ＰＹＲ、ＭＥＴなどの準高温相が検出されている。図１１ｂは、１Ｗ（４ｓｅｃ）浸漬後の結果であり、典型的な無機結晶ＨＡＰの回折プロファイルが崩れ、ＰＹＲ及びＭＥＴが優位に検出されている。図１２ａは、０．３Ｗ（４ｓｅｃ）浸漬前の結果であり、典型的な無機結晶ＨＡＰの回折プロファイルが示され、ＰＹＲ、ＭＥＴなどの準高温相が検出されている。図１２ｂは、０．３Ｗ（４ｓｅｃ）浸漬後の結果であり、無機結晶ＨＡＰの典型的な三つの格子面（２１１）；２θ＝３１．７７°、（１１２）；２θ＝３２．１９°、（３００）；２θ＝３２．９０°からの回折プロファイルが消失し、その代わりにＰＹＲ及びＭＥＴが優位に検出されている（その詳細な定性分析結果は図１２ｃを参照のこと）。図１２ｃは、図１２ｂの拡大図であり、詳細な定性分析結果を示す。典型的な格子面からの回折線の角度（２θ）からＰＹＲ（α−，β−）及びＭＥＴ（β−，γ−）が検出されている。
　図１３ａは、０．１Ｗ（６ｓｅｃ）浸漬前の結果であり、典型的な無機結晶ＨＡＰの回折プロファイルが示され、ＰＹＲ、ＭＥＴなどの準高温相が検出されている。図１３ｂは、０．１Ｗ（６ｓｅｃ）浸漬後の結果であり、典型的な無機結晶ＨＡＰの回折プロファイルが崩れ、ＰＹＲ及びＭＥＴが優位に検出されている。
　このように、１Ｗ（４ｓｅｃ）照射されたエナメル質には、準高温相のβ‐ＴＣＰが検出されている（図１１ａを参照）が、酸性溶液に浸漬後には消失しており（図１１ｂを参照）、これは無機結晶ＨＡＰと同様に酸に可溶性であることを示している。これらの低出力のいずれの照射条件においても、浸漬後には典型的な無機結晶ＨＡＰのＸ線回折パターンが崩れ、あるいは消失（図１２ｂを参照）しており、その代わりにＰＹＲ及びＭＥＴが優位に検出されている。その詳細な分析例は、図１２ｃに示されている：例として、α−ＰＹＲの典型的な格子面である（０３１），（２１１），（１３１），（００２）などからの回折プロファイルが、β−ＰＹＲについては（００８），（２０２），（２００），（２０５），γ−ＭＥＴについては（０２２），（２０２），（−１１２），（２２２）などからの回折プロファイルが同定されている。
　これらの実験及び分析結果は、レーザー照射により歯に耐酸性を付与するのはこの二つの物質、つまりＰＹＲ及びＭＥＴであることを証明するものである。さらに、これらの例が示すように、皮膚に当てても温かさが感じられるか否かの照射条件（１Ｗ以下の出力、つまり、０．５Ｗ、０．３Ｗ、０．１Ｗ）でも耐酸性が付与されていることが判明したことは驚異である（もちろん、この実施例の最低の出力である０．１Ｗ照射の場合は、耐酸性の度合いは弱くはなるが）。これらは、象牙質知覚過敏症に通常適用されるものよりはるかに低い照射条件であることは特記すべき点である。
　これは、従来の医療用レーザー（Ｅｒ：ＹＡＧ、ＣＯ２、Ｎｄ：ＹＡＧなど）装置が、窩洞形成やカリエス部の切除などを目的としており、高出力で照射していたことから歯に与える熱量が大きすぎるという欠点があったが、上述の照射条件でレーザー照射することにより、小さな熱量で歯に耐酸性を付与する（歯質強化、虫歯予防効果を与える）ことが可能であることを意味する。また、口内炎、象牙質知覚過敏、歯周炎などの軟組織の治療用に開発された従来の低出力レーザー（半導体レーザーなど）装置を硬組織に用いた治療例は、まだ報告されていないが、これを用いてレーザー照射することにより、歯に耐酸性を付与する（歯質強化、虫歯予防効果を与える）ことが可能であることを意味する。
　以上、ヒトの永久歯に対する実験及び分析結果について説明したが、以下、ヒトの乳歯に対する実験及び分析結果について説明する。
　永久歯と乳歯はいずれも主成分が無機結晶ＨＡＰであり、永久歯と乳歯との間で、レーザー照射による効果（耐酸性の付与）に大きな差異は認められない。しかしながら、歯のサイズは乳歯の方が永久歯よりも小さく、また、無機結晶ＨＡＰの結晶サイズも乳歯の方が永久歯よりもやや小さい。このため、乳歯に対する実験では、レーザーの照射時間を、永久歯の場合よりも小さい２ｓｅｃとした。
　乳歯に対する実験の要領は、レーザーの照射条件を次の表３のとおりとした以外は、上述した永久歯の場合と同様とした。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
　レーザー非照射の標準試料、及び表３に示した各出力でレーザー照射した各試料に対するＳＥＭによる観察結果は、永久歯の場合とほぼ同様の結果であった。
　また、これら各試料に対する偏光顕微鏡による観察結果は、永久歯の場合と同様の傾向を示した。具体的には、レーザー非照射の標準試料では、酸性溶液への浸漬後、エナメル質が完全に溶解するまでに要した時間は４時間であった。これに対し、表３の各出力でレーザー照射した各試料ではいずれも、浸漬後５時間経過しても、エナメル質におけるレーザー照射により変性した領域は溶解せずに残存していた。一例として０．１Ｗ（２ｓｅｃ）でレーザー照射した試料での浸漬前後の偏光顕微鏡像を図１５に示す。図１５（ａ）が浸漬前、図１５（ｂ）が浸漬から５時間後の像である。図１５（ａ）においてエナメル質における黄褐色となっている領域が、レーザー照射により変性した領域である。この領域が、図１５（ｂ）において、溶解せずに残存していることが分かる。
　レーザー非照射歯（エナメル質）が浸漬後、４時間で完全に溶失していることから考えると、この実験における最低の出力（０．１Ｗ）の照射条件でも歯には耐酸性が付与されることを実証するものである。
　また、浸漬後残存した部位のＸ線回折法による分析結果も、永久歯の場合と同様であった。一例として０．１Ｗ（２ｓｅｃ）でレーザー照射した歯（エナメル質）の浸漬前後のＸ線回折パターンと定性分析結果を図１６に示す。図１６（ａ）は浸漬前のＸ線回折パターンと定性分析結果、図１６（ｂ）は浸漬後のＸ線回折パターンと定性分析結果をそれぞれ示している。
　上述したように、レーザー照射による耐酸性付与に関する理論的うらづけと実証により、皮膚に当てても温かさが感じられるか否かという低出力のレーザー照射によって歯には耐酸性が付与される（歯質強化がなされ、虫歯予防効果を示す）ことが判明した。また、今回の実験での照射条件をまとめた表１及び表３から、レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下という照射条件でレーザー照射することで、歯やその周辺組織に熱的損傷を与えることなく、生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのＰＹＲ及びＭＥＴを生成できると考えられる。他方、出力が１．２Ｗを超えると歯やその周辺組織に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が１２．０Ｗ／ｃｍ２を超えるか、又はエネルギー密度が５０．０Ｊ／ｃｍ２を超えると、歯に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２未満であるか、又はエネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２未満であると、歯に耐酸性関与物質が十分に生成されないと考えられる。
　より好ましい範囲は、出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下である。
　さらに、レーザー照射対象がヒトの永久歯の場合、出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下とすることが好ましい。一方、レーザー照射対象がヒトの乳歯の場合には、出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．６４Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上２１．２８Ｊ／ｃｍ２以下とすることが好ましい。
　以下、本発明に係るレーザー装置及びその作動方法の実施の形態を図面に基づき詳細に説明する。
　図１７は、本発明に従うレーザー装置の実施形態の構成図である。
　図中、１でレーザー装置を示し、２３は出射器、４１は導光手段（光ファイバー）、５は照射器（ハンドピース）である。また、３は操作パネル、２１はＣＰＵ、２２はレーザー駆動回路、２４はモータ駆動回路、５２は集光レンズである。なお、２はハウジング、４はケーブル、５１は照射器５の先端である。
　本実施形態に従う、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置１は、レーザーを出射する出射器２３と、一端が出射器２３に接続され、他端にレーザーを導光する導光手段４１と、導光手段４１の他端に接続されレーザーを生体硬組織へ照射する照射器５と、照射器５からのレーザーの照射を制御する照射制御手段とを有する。
　ここに、照射制御手段は、操作パネル３と、ＣＰＵ２１と、レーザー駆動回路２２と、モータ駆動回路２４と、集光レンズ５２と、集光レンズ５２を照射器５の先端５１に向かって前後に移動可能とするステッピングモータ（図示省略）とで構成することが好ましい。
　そして本実施形態に従うレーザー装置１の特徴は、照射制御手段が、レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、照射器５からのレーザーの照射を制御するところにある。
　また、より好適な範囲としては、出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下である。
　図１７に示したとおり、ハウジング２内には、ハウジング２に一体又は別体として設けられた操作パネル３に電気的に接続されたＣＰＵ２１と、ＣＰＵ２１に電気的に接続されたレーザー駆動回路２２と、この回路２２に電気的に接続された出射器２３が設けられている。出射器２３は、出射するレーザーをケーブル４内の導光手段４１の一端へ入射するよう、コリメートレンズ、集光レンズ等周知の手段（図示省略）を通じて導光手段４１の一端へ接続されている。照射器５の先端５１内部には、導光手段４１の他端から出射されたレーザーの焦点位置を変更するための集光レンズ５２が前記ステッピングモータを介し移動可能に設けられている。当該ステッピングモータ５３は、ハウジング２内に設けられＣＰＵ２１に接続されたモータ駆動回路２４にケーブル４内の電線を介し接続されている。
　操作パネル３には、例えば歯科医師が患者の歯にレーザーを照射して虫歯予防を行う際に、レーザー照射に際しての指定条件を入力するための各種ボタン、入力された値を表示するディスプレイ等が配置されている。この指定条件は、レーザー出力、照射直径（即ち、歯の表面における照射領域の直径）及び照射時間を含むことが好ましい。そして、レーザー出力の値を入力すると、その値に応じてパワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下の範囲内となるように照射直径の選択可能な範囲がＣＰＵ２１によって決定され、次いでその決定された範囲内で照射直径の値を入力すると、その値に応じてエネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下となるように照射時間の選択可能な範囲がＣＰＵ２１によって決定され、さらにその決定された範囲内で照射時間の値を入力するよう構成することが好ましい。
　入力された指定条件はＣＰＵ２１へ伝えられる。ＣＰＵ２１は、レーザー駆動回路２２を介して出射器２３を制御し、入力された指定条件に従う出力のレーザーを出射器２３から出射させる。出射器２３から出射されたレーザーは、導光手段４１を通じ、照射器５の先端５１の内部で導光手段４１の他端から出射される。その際、照射器５の先端５１を患者の歯に当接させておくことが好ましい。この状態で、ＣＰＵ２１は、導光手段４１の他端から出射されたレーザーの照射直径が、入力された指定条件に従った値となるよう、モータ駆動回路２４を介してステッピングモータ５３を制御することによって、集光レンズ５２の位置を調節してレーザーの焦点位置を制御する。
　なお、より広い範囲に耐酸性関与物質を生成したい場合には、上述の作業が終わる毎に、医師がレーザー照射部位をずらして同じ作業を繰り返せばよい。
　以上説明した実施形態によれば、上述した好適な照射条件でレーザー照射を行うことを確実にすることができる。また、このレーザー照射条件によれば、歯やその周辺組織に与える熱量が大きすぎず、かつ歯のエナメル質中に耐酸性関与物質であるＰＹＲ及びＭＥＴを生成することができ、虫歯予防治療に用いて好適な、小型で安価なレーザー装置及びその作動方法を提供することができる。
　次に、本発明に従うレーザー装置の実施形態の変形例について説明する。
　本例におけるレーザー装置は、図１７に示したレーザー装置１と同様の基本的構成になっている。
　本例では、レーザーを照射する対象である生体硬組織が永久歯である場合、レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、照射器５からのレーザーの照射を制御するところに特徴がある。
　また、上記に加えて、又は上記に代えて、レーザーを照射する対象である生体硬組織が乳歯である場合、レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．６４Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上２１．２８Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、照射器５からのレーザーの照射を制御することが好ましい。
　具体的には、レーザー装置１がさらに、レーザーの照射対象がヒトの永久歯とヒトの乳歯とのいずれであるかを使用者が入力する照射対象入力手段（図示省略）を有することが好ましい。
　このような構成とすることで、ヒトの永久歯及びヒトの乳歯それぞれについて最適な条件でレーザー照射することができ、より効果的に耐酸性を付与することができる。
　以上説明した本発明に従うレーザー装置の実施形態及びその変形例において、レーザー照射に際しての指定条件はレーザー出力、照射直径及び照射時間を含むことが好ましいとして説明したが、照射時間に替えて、照射位置移動速度を使用することもできる。この場合、照射位置を移動するための構成として、例えば、照射器５の先端５１内部に設けられた集光レンズ５２をその直径方向に軸支し、この軸周りに所望の角速度で揺動させる、第２のステッピングモータを設けることが好ましい。また、このモータを駆動するための第２のモータ駆動回路を設け、この回路にＣＰＵ２１を接続し、操作パネル３には、照射位置移動速度を選択するためのボタンを設けることが好ましい。
　また、本発明に従うレーザー装置の実施形態及びその変形例においては、レーザー出力、照射直径、照射時間のうちの３つ全てを入力するものとして説明したが、１つ又は２つを入力すると、ＣＰＵ２１が残りの２つ又は１つの指定条件を適当な値に決定するように構成することもできる。
　また、指定条件は上述したものに替えて、レーザーの出力、焦点位置、波形、照射時間及び照射位置の少なくとも一つとすることもできる。
　なお、レーザー装置としては、連続波、パルス波などの発振方式を含むＣＯ２、Ｎｄ：ＹＡＧ、Ｅｒ：ＹＡＧ、半導体レーザー、エキシマレーザー、その他の医療用レーザーを用いることができる。
　次に、本発明に係る耐酸性生体硬組織の製造方法の実施の形態を説明する。
　本製造方法に使用可能な生体硬組織は、ヒトを含む動物の歯や骨、無機結晶ＨＡＰを含む歯科用材料、医科用材料、バイオマテリアルなどである。
　歯科用材料としては、フィッシャーシーラント／歯科用接着充填材料、小窩裂溝封鎖材、歯科用セメント、コンポジット、覆髄剤、根管充填剤、人工歯、人工歯根、歯科用骨補填材、形成外科用材料、キャスタブルセラミックス、アパタイトキャスタブルセラミックスのクラウン、歯磨剤等が挙げられる。
　医科用材料としては、人工骨、人工関節、股関節の体液環境対策、骨セメント等が挙げられる。
　また、本製造方法に使用可能なレーザー装置は、上述の実施形態におけるレーザー装置１又は所望の市販のレーザー装置（例えば、半導体レーザー装置ＯＳＬ−３０００、長田電機工業株式会社）である。
　これらいずれかのレーザー装置を用いて、レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下であるレーザーを前記の無機結晶ＨＡＰを含む生体硬組織へ照射する。
　また、より好適な範囲としては、出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下である。
　さらに、生体硬組織が永久歯である場合、レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下とすることが好ましい。一方、生体硬組織が乳歯である場合には、レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．６４Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上２１．２８Ｊ／ｃｍ２以下とすることが好ましい。
　例えば、半導体レーザー装置ＯＳＬ−３０００，長田電機工業（株）を用いて、連続波、λ＝８１０ｎｍ±２０ｎｍ、ファイバー径：６００μｍ、ファイバーＮＡ（開口角）：０．４３（角度２５．２°）、ファイバー先端部と試料までの距離：０．３ｍｍ、レーザー出力：１Ｗ、照射時間：４ｓｅｃとすることができる。
　上述の照射条件にてレーザーを照射することにより、窩洞形成やカリエス部の切除などを目的としているＥｒ：ＹＡＧ、ＣＯ２、Ｎｄ：ＹＡＧなどのレーザー装置を用いた場合にも、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が大きすぎず、生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのＰＹＲ及びＭＥＴを生成することができる。また、口内炎、象牙質知覚過敏、歯周炎などの軟組織の治療用に開発されたものである従来の半導体レーザー装置を用いて、上述の照射条件にてレーザーを照射することにより、生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのＰＹＲ及びＭＥＴを生成することができる。
　かかる実施形態によれば、ヒト及び動物の歯や骨、無機結晶ＨＡＰを含む歯科用材料及び医科用材料、バイオマテリアルなどの生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのＰＹＲ及びＭＥＴを、低出力で扱い易いレーザーを用いて、効率良く、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成する方法を提供することができる。
　更に、本発明に係る耐酸性生体硬組織の実施形態を説明する。
　本実施形態における耐酸性生体硬組織は、上述の実施形態における耐酸性生体硬組織の製造方法により製造することができる。このようにして製造された耐酸性生体硬組織は、その組織の一部が溶失することなく、その生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのＰＹＲ及びＭＥＴが生成される。
　以上、説明した実施形態におけるレーザー装置、その作動方法、耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織は、歯の硬組織に対する照射実験及びこれまでの実験から得られた耐酸性付与に関する理論に基づき、従来のものよりはるかに低出力で、より安全に歯に耐酸性付与を行うため、実際の臨床分野に即適用が可能である。
　これまでの虫歯予防法の主役は、日本では歯磨きと甘味制限であり、欧米ではフッ素が主役である。前述のように、アメリカやヨーロッパでは水道水にフッ素の添加が行われているが、これについてはいくつかの問題点を指摘できる。例えば、添加するフッ素の最適濃度は１ｐｐｍであり、これ以上の濃度（１．５~２．０ｐｐｍ以上）になると班状歯、骨肉腫や骨硬化症などになるリスクが大きくなるという報告があること。さらに、フッ素を添加する水源部におけるフッ素濃度とそこから各家庭の水道の蛇口から流れ出る水のフッ素濃度を１ｐｐｍにコントロールすることの困難などである。その他、フッ素洗口や歯面のフッ素の塗布、虫歯を誘発する糖であるスクロースの代わりにキシリトール、ソルビトールなどの糖などが虫歯予防に利用されているが、これらはその効果が一時的であり、長期にわたって持続できるものではない。しかしながら、これらのレーザー装置、その作動方法、耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織によれば、歯質は永久的に強化されるという利点を有している。
　また、レーザー照射による歯への影響についての明確な基礎理論が得られているため、歯科医師は患者側へ十分納得のいく説明ができ、患者のコンセンサスを得られるという利点もある。また、歯へ熱的損傷を与えず、無痛、無振動、無騒音で治療が可能であるため、小児や高齢者も恐怖心をもたずに安心して治療が受けられる。しかも、治療中ほとんど出血がない。また、歯ブラシの先端部も届かない虫歯好発部位（臼歯の裂溝部、隣接部、歯頚部）に照射することにより、酸素の少ない場所に好んで生息するミュータンス菌などのような虫歯菌の殺菌も行われ得る。さらに、従来に比べて、小型、軽量、安価である。
　従来のレーザー装置は、かなり大型で重量もあり、高価であったため、普及率は２５％にとどまっている。それに比べて、低出力のレーザー装置は、上述のような多くのメリットを有しており、直ちに臨床への適用が可能であり、虫歯予防歯科への新しい門戸を開く画期的な装置である。今後、特段の利用と普及率の増加が見込まれ、また、それにより虫歯に悩む小児から高齢者まで国民の健康増進や福祉に多大の貢献が期待されるものである。
　一昔前、「芸能人は歯が命」というＴＶのコマーシャルがあったが、芸能人のみならず歯はどのような人にとっても命である。野生動物にとって歯を失うことは即、死を意味している。虫歯や歯周病などで歯を失った場合、歯は人々の健康の維持、増進にとって不可欠な重要な役割を担っていることを実感させられる。しかし、虫歯の治療となると、電動ドリルの高周波音と振動、耐えがたい痛みのため躊躇するのも事実である。痛みがなく、振動や不快な高周波音のない治療法は、かつては夢のまた夢であった。しかし、この発明によるレーザー装置、その作動方法、耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織は、夢ではなく現実であり、実際に目の前に存在することが確証された。
　１　レーザー装置
　２　ハウジング
　３　操作パネル
　４　ケーブル
　５　照射器
　２１　ＣＰＵ
　２２　レーザー駆動回路
　２３　出射器
　２４　モータ駆動回路
　４１　導光手段
　５１　照射器先端部
　５２　集光レンズ

Claims (9)

  1. 　無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、
    　前記レーザーを出射する出射器と、
    　一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、
    　前記導光手段の他端に接続され前記レーザーを前記生体硬組織へ照射する照射器と、
    　前記レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御する照射制御手段とを有することを特徴とする装置。
  2. 　前記生体硬組織が永久歯である場合、
    　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項１に記載の装置。
  3. 　前記生体硬組織が乳歯である場合、
    　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．６４Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上２１．２８Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項１に記載の装置。
  4. 　前記照射制御手段は、前記照射器からの前記レーザーの出力、焦点位置、波形、照射時間及び照射位置の少なくとも一つを制御することを特徴とする請求項１~３のいずれかに記載の装置。
  5. 　無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され、前記レーザーを対象物へ照射する照射器とを有する装置の作動方法において、
    　前記レーザーの出力が１．２Ｗ以下で、パワー密度が０．８Ｗ／ｃｍ２以上１２．０Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が１．７Ｊ／ｃｍ２以上５０．０Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする作動方法。
  6. 　前記生体硬組織が永久歯である場合、
    　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項５に記載の作動方法。
  7. 　前記生体硬組織が乳歯である場合、
    　前記レーザーの出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０６Ｗ／ｃｍ２以上１０．６４Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が２．１２Ｊ／ｃｍ２以上２１．２８Ｊ／ｃｍ２以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項５に記載の作動方法。
  8. 　無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成して耐酸性生体硬組織を製造するに際し、
    　出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下であるレーザーを前記生体硬組織へ照射することを特徴とする耐酸性生体硬組織の製造方法。
  9. 　無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を含む耐酸性生体硬組織であって、
    　出力が１．０Ｗ以下で、パワー密度が１．０９Ｗ／ｃｍ２以上１０．８９Ｗ／ｃｍ２以下で、かつ、エネルギー密度が６．５４Ｊ／ｃｍ２以上４３．５６Ｊ／ｃｍ２以下であるレーザーを照射されることで、その組織の一部が溶失することなく、その生体硬組織中に耐酸性関与物質が生成されてなる、耐酸性生体硬組織。
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