(57)【特許請求の範囲】
【請求項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、
前記レーザーの波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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。
【請求項２】
前記生体硬組織が永久歯である場合、
前記レーザーの波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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に記載の作動方法。
【請求項３】
前記生体硬組織が乳歯である場合、
前記レーザーの波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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に記載の作動方法。
【請求項４】
無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む、人体を除く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、
波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。【０００３】
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。【０００４】
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。【０００５】
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）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００７−３３２０５４号公報
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Ｓｔｅｒｎ  Ｒ．Ｈ．：Ｌａｓｅｒ  ｂｅａｍ  ｏｎ  ｄｅｎｔａｌ  ｈａｒｄ  ｔｉｓｓｕｅｓ．Ｊ．Ｄ．Ｒｅｓ．，４３：８７３，１９６４
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
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。
【０００９】
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。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
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、前記レーザーの波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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。
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。
【００１１】
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。【００１４】
また、前記生体硬組織が永久歯である場合、
前記レーザーの波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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、
前記レーザーの波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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。
【００１５】
また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む、人体を除く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、波長が８１０ｎｍ±２０ｎｍで、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。
【発明の効果】
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】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。
【図２】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。
【図３】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。
【図４】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。
【図５】（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。
【図６】（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。
【図７】（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。
【図８】（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。
【図９】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。
【図１０】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。
【図１１】（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。
【図１２】（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。
【図１３】（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。
【図１４】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。
【図１５】（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。
【図１６】（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。
【図１７】本発明に従うレーザー装置の実施形態の構成図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
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。
【００２３】
【表１】
0005908837.tif 000002
【００２４】
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。
【００２５】
（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。
【００２６】
（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。
【００２７】
（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。
【００２８】
【表２】
0005908837.tif 000003
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
【表３】
0005908837.tif 000004
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
以下、本発明に係るレーザー装置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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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の作動方法を提供することができる。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
以上、説明した実施形態におけるレーザー装置の作動方法、及び耐酸性生体硬組織の製造方法は、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。
【００４９】
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。
【符号の説明】
【００５０】
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
【図９】
0005908837.tif 000005
【図１０】
0005908837.tif 000006
【図１１】
0005908837.tif 000007
【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図１５】
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