(57)【要約】  本発明の目的は、虫歯の治療、予防及び矯正の両方の手続きに関する。上記手続きは、基本的に、治療される歯の表面を特定のパラメータ及び条件に従ってネオジムＹＡＧレーザを用いて照射することを含み、本技術分野の最新技術における進歩を示す。矯正の目的での虫歯の治療の場合、他の段階もあるが特に、歯エナメル質の表面に又は象牙質に歯科セメント加工及び矯正生体材料を、レーザによる照射がそれらの間に微小溶融をもたらすように付与することも必要である。本発明はまた、優先的にはヒドロキシアパタイトに基づく、ここで説明した手続きで使用される生体材料に、その手続きの使用及び虫歯の治療における生体材料の使用とともに関連する。【選択図】なし
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
虫歯の治療方法であって、歯の表面又はエナメル質がネオジムヤグレーザで照射される少なくとも１つのステップを含む方法。
【請求項２】
前記歯の表面又はエナメル質に、ある程度の多焦点性、及びレーザビームの最大合焦から完全な脱焦まで可変であり且つ任意に調整される複数の合焦で、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記歯の表面又はエナメル質に、密度が３〜３０Ｊ／ｍｍ２（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
前記歯の表面又はエナメル質に、周波数が１〜１０ｋＨｚ（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】
前記歯の表面又はエナメル質に、パルスエネルギーが１〜１０ｍＪ／パルス（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項６】
前記歯の表面又はエナメル質に、スポットサイズが１〜６ｍｍ（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
前記歯の表面又はエナメル質に、露出時間が１〜６秒間（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項８】
前記歯の表面又はエナメル質に、ピーク出力が７０〜１２５ｋＷ（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
前記歯の表面又はエナメル質に、パルス幅が１００〜１３０ナノ秒（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜８のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１０】
前記歯の表面又はエナメル質に、平均エネルギーが１０〜５０Ｗ（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜９のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１１】
前記歯の表面又はエナメル質に、照射毎の全エネルギーが１５〜２２０Ｊ（両端値を含む）の範囲であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１２】
前記レーザ照射密度が４Ｊ／ｍｍ２である、請求項３に記載の方法。
【請求項１３】
前記照射周波数が１ｋＨｚである、請求項４に記載の方法。
【請求項１４】
前記照射パルスエネルギーが２ｍＪ／ｍｍ２である、請求項５に記載の方法。
【請求項１５】
前記照射スポットサイズが３ｍｍである、請求項６に記載の方法。
【請求項１６】
前記照射スポットサイズが５ｍｍである、請求項６に記載の方法。
【請求項１７】
前記照射露出時間が２秒間である、請求項７に記載の方法。
【請求項１８】
前記照射ピーク出力が１２０ｋＷである、請求項８に記載の方法。
【請求項１９】
前記照射パルス幅が１１０ナノ秒である、請求項９に記載の方法。
【請求項２０】
前記平均照射エネルギーが１３Ｗである、請求項１０に記載の方法。
【請求項２１】
前記照射毎の前記全エネルギーが２６Ｊである、請求項１１に記載の方法。
【請求項２２】
前記レーザ照射パラメータが、
密度：３〜３０Ｊ／ｍｍ２（両端値を含む）、
周波数：１〜１０ｋＨｚ（両端値を含む）、
パルスエネルギー：１〜１０ｍＪ／パルス（両端値を含む）、
スポットサイズ：１〜６ｍｍ（両端値を含む）、
露出時間：１〜６秒間（両端値を含む）、
ピーク出力：７０〜１２５ｋＷ（両端値を含む）、
パルス幅：１００〜１３０ナノ秒（両端値を含む）、
平均エネルギー：１０〜５０Ｗ（両端値を含む）及び
照射毎の全エネルギー：１５〜２２０Ｊ（両端値を含む）
である、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２３】
前記レーザ照射パラメータが、
密度：４Ｊ／ｍｍ２、
周波数：１ｋＨｚ、
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：３ｍｍ、
露出時間：２秒間、
ピーク出力：１２０ｋＷ、
パルス幅：１１０ナノ秒、
平均エネルギー：１３Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２６Ｊ
である、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記レーザ照射パラメータが、
密度：４Ｊ／ｍｍ２、
周波数：１ｋＨｚ、
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：５ｍｍ、
露出時間：２秒間、
ピーク出力：１２０ｋＷ、
パルス幅：１１０ナノ秒、
平均エネルギー：１３Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２６Ｊ
である、請求項２２に記載の方法。
【請求項２５】
前記照射の前に、処置される前記歯の表面又はエナメル質が、０．５分〜２分の間の時間、酸によって弱くエッチングされる、請求項１〜２４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２６】
使用される前記酸がオルトリン酸である、請求項２５に記載の方法。
【請求項２７】
前記歯の表面又はエナメル質に対する前記エッチング時間が１分間である、請求項２５又は２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記歯の表面又はエナメル質をオルトリン酸で弱くエッチングするステップと、
前記歯の表面又はエナメル質を、ネオジムヤグレーザにより以下のパラメータ、
密度：４Ｊ／ｍｍ２、
周波数：１ｋＨｚ、
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：３ｍｍ、
露出時間：２秒間、
ピーク出力：１２０ｋＷ、
パルス幅：１１０ナノ秒、
平均エネルギー：１３Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２６Ｊ
を用いて照射するステップと
を含む、請求項１〜２７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２９】
前記歯の表面又はエナメル質をオルトリン酸で弱くエッチングするステップと、
前記歯の表面又はエナメル質を、ネオジムヤグレーザにより以下のパラメータ、
密度：４Ｊ／ｍｍ２、
周波数：１ｋＨｚ、
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：５ｍｍ、
露出時間：２秒間、
ピーク出力：１２０ｋＷ、
パルス幅：１１０ナノ秒、
平均エネルギー：１３Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２６Ｊ
を用いて照射するステップと
を含む、請求項１〜２７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３０】
前記照射の前に、前記歯の表面又はエナメル質に又は処置される象牙質に生体材料が付与される、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の虫歯を処置する方法。
【請求項３１】
前記生体材料が少なくとも鉱物ヒドロキシアパタイトを含む、請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
前記ヒドロキシアパタイトの質量による含有量が少なくとも７５％である、請求項３０又は３１に記載の方法。
【請求項３３】
前記生体材料が、ゼラチンが混合された、少なくとも高濃度の粉末状の微粉化された鉱物ヒドロキシアパタイトを含むペーストを含む、請求項３０〜３２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３４】
前記歯の表面又はエナメル質へ、又は前記象牙質への前記生体材料の付与が層で行われる、請求項３０〜３３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３５】
前記歯の表面又はエナメル質に、又は前記象牙質に付与される生体材料の各層が、厚さが０．５〜２ｍｍ（両端値を含む）である、請求項３０〜３４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３６】
生体材料の各層が１ｍｍの厚さで付与される、請求項３０〜３５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３７】
前記歯の表面又はエナメル質と前記鉱物ヒドロキシアパタイトに、ある程度の多合焦性、及びレーザビームの最大合焦から完全な脱焦まで可変であり且つ任意に調整される複数の合焦でＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される、請求項３０〜３６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３８】
前記レーザ照射パラメータが、
密度：２８Ｊ／ｍｍ２、
周波数：５ｋＨｚ、
パルスエネルギー：８ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：３ｍｍ、
露出時間：５秒間、
ピーク出力：７２ｋＷ、
パルス幅：１２０ナノ秒、
平均エネルギー：４０Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２００Ｊ
である、請求項３０〜３７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３９】
前記生体材料の付与の前に、腐敗した組織が除去される、請求項３０〜３８のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４０】
前記組織の前記除去が、水冷式タービンでダイヤモンドドリル及びタングステンカーバイドを用いて行われる、請求項３９に記載の方法。
【請求項４１】
前記腐敗した組織の前記除去の後で且つ前記生体材料の前記付与の前に、処置される前記歯科領域が、２０秒間〜１分の時間、酸によって弱くエッチングされる、請求項３０〜４０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４２】
使用される前記酸がオルトリン酸である、請求項４１に記載の方法。
【請求項４３】
前記歯の表面又はエナメル質の前記エッチング時間が、前記歯エナメル質の場合３０秒間、前記象牙質の場合は１５秒間である、請求項４１に記載の方法。
【請求項４４】
前記腐敗した組織を除去するステップと、
処置される前記歯エナメル質表面又は前記象牙質をオルトリン酸で弱くエッチングするステップと、
前記表面に生体材料を付与するステップと、
ネオジムヤグレーザにより以下のパラメータ、
密度：２８Ｊ／ｍｍ２、
周波数：５ｋＨｚ、
パルスエネルギー：８ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：３ｍｍ、
露出時間：５秒間、
ピーク出力：７２ｋＷ、
パルス幅：１２０ナノ秒、
平均エネルギー：４０Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２００Ｊ
を用いて照射するステップと
を含む、請求項３０〜４３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４５】
少なくとも鉱物ヒドロキシアパタイトを含む、歯科セメント加工及び修復用生体材料。
【請求項４６】
ヒドロキシアパタイトの質量による含有量が少なくとも７５％である、請求項４４に記載の生体材料。
【請求項４７】
ゼラチンが混合された、少なくとも高濃度の粉末状の微粉化された鉱物ヒドロキシアパタイトを含むペーストを含む、請求項４５又は４６に記載の生体材料。
【請求項４８】
虫歯の完全予防治療用の請求項１〜２９のいずれか一項に記載の方法の使用。
【請求項４９】
虫歯の矯正治療用の請求項３０〜４４のいずれか一項に記載の方法の使用。
【請求項５０】
虫歯の矯正治療でのセメント加工及び修復用の請求項４５〜４７のいずれか一項に記載の生体材料の使用。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、歯科学、特に虫歯の予防及び矯正の臨床治療に属する。
【背景技術】
【０００２】
歯エナメル質は、最も硬質で最も鉱化した人間の組織であり、その力学的特性、物理学的特性及び化学的特性は、その鉱物組成からその構造秩序によって決まり、さらにそれらを含む（［１］）。
【０００３】
歯エナメル質は、脱灰及び再石灰化において非常に積極的な役割を果たし（［４］及び［５］）、すなわちこれら動的特性は、その多孔性及び電気化学的特性の両方によって決まる（［６］及び［７］）。
【０００４】
ヒドリキシアパタイトの形態のリン酸カルシウムアパタイトが、歯エナメル質の基本成分である（［２］）。ヒドリキシアパタイト結晶は、外面に向かって垂直に配置された密に凝集した小柱構造で編成されている。その構造的配置により、歯に対して多大な機械的抵抗力が与えられる（図１及び図２）。
【０００５】
小柱間空間に位置するエナメル質のわずかな量の有機物（構造的蛋白質、脂質及び炭水化物）は、こうした剛性構造の可塑性において重要な役割を果たすことができる（［３］）。
【０００６】
しかしながら、エナメル質はまた、唾液からのイオン及び溶液の輸送と、脱灰及び再石灰化プロセスとの両方に関与する有機組織でもある（［４］及び［５］）。
【０００７】
こうした動的特性は、エナメル質の多孔性及びエナメル質、すなわちその電位膜及びその固定電荷の電気化学的特性の両方によって決まる（［６］及び［７］）。
【０００８】
１９７０年代に始まった分野である、歯エナメル質へのレーザ照射の効果は、近年、いくつかの研究事業の主題であった（［２］、［８］、［９］及び［１０］）。従来の歯に関する出版物によっては、いくつかのタイプのレーザ、主に二酸化炭素（ＣＯ２）、ネオジムヤグ（Ｎｄ：ＹＡＧ）、アルゴン（Ａｒ）又はエルビウムヤグ（Ｅｒ：ＹＡＧ）レーザを使用しており、それらは、所望の結果に応じて種々の状況で使用されてきた（［１１］〜［１７］）。
【０００９】
Ｎｄ：ＹＡＧレーザの場合、通常、軟組織（外科手術）に適用され、硬組織にはほとんど適用されてこなかった。それは、それがこのように使用された場合、それが照射されるエナメル質は、その吸収エネルギーを増大させるために、事前に着色剤で被覆され且つ付与されなければならなかったためである。これら着色剤は、堅固な構造に捕捉されたままである残留物のために非常に見苦しい影響をもたらし、さらに、レーザに露出され照射された後の歯エナメル質には常に多数の亀裂が現れる（［１８］、［１９］及び［２０］）（図２〜図１０）。
【００１０】
これら望ましくない影響が、科学的進歩に限界を与えてきたが、レーザに関する研究には、特にＮｄ：ＹＡＧレーザにより、硬組織に対する歯科使用に対する可能性があり得る。今日まで、歯科におけるＮｄ：ＹＡＧレーザの使用は、治療される組織に直接照射することに限られてきたという事実を付け加えざるを得ず、以前は、歯科用セメント加工及び修復材料の照射及び微小溶融（ｍｉｃｒｏｆｕｓｉｏｎ）には使用されていなかった。
【００１１】
本発明では、いくつかの変更及び新たなパラメータを適用することにより、事前に歯に吸収性着色剤を被覆するか又は付与する必要がなくなり、Ｎｄ：ＹＡＧレーザによる治療の後に歯エナメル質に亀裂が形成されることも防止された。
【００１２】
虫歯の矯正治療に関し、人間の歯の修復及びセメント加工は、一般に、組成、硬度、耐摩耗性、審美性等が歯とは異なる材料（銀アマルガム、複合樹脂、合成物、ガラスアイオノマー）を用いて行われている（［２１］）。
【００１３】
多数の著者が示すように、現在使用されている材料はすべて、歯髄に対して幾分か有毒であり、それらのいくつかは人体に対して有毒であり（［２２］）、すなわち、銀アマルガムからの水銀蒸気の毒性並びに樹脂、亀裂、封止材及び合成物のエストロゲン特性に関する論議がなされている。
【００１４】
現在、アマルガム及び合成物は、それぞれ機械的に保持され粘着するように固定により歯に付与される（［２３］及び［２４］）。
【００１５】
ヒドロキシアパタイトは、自然に且つ産業界に存在する鉱物であり、ここでのその化学組成は歯エナメル質と同じであり、象牙質、すなわちアパタイトと同じ群に属する要素と非常に類似しており、その理由で、それらの組成、硬度、耐摩耗性、審美性等は、実質的に歯と同じである（［２４］）。
【００１６】
さらに、鉱物ヒドロキシアパタイトは毒性がまったくなく、現行の材料で発生する臨床的失敗を防止する（［２５］）。
【００１７】
上述した理由により、鉱物ヒドロキシアパタイトは、歯（エナメル質及び象牙質両方）を形成するものと同じ鉱物であるため、修復及びセメント加工のために理想的な新しい材料であると考えられるが、ただし、これらはエナメル質において小柱の形態で結晶化するということは事実である（［２７］）。
【００１８】
それの歯への固定を、微小溶融（レーザ照射）により、すなわちそれを歯にその一部となるように融合させることにより行うことができ、この固定は、アマルガム、ガラスアイオノマー及び合成物の機械的保持且つ粘着固定よりはるかに優れている（［２４］及び［２６］）。このプロセスは、本発明で適用するものである。
【００１９】
上で説明した考慮事項に基づき、虫歯の治療のために、現行の技法がもたらす限界を克服するため、現行の技法の代替手段として提供される、予防及び矯正の新たなプロセスを開発した。一方で、本発明は、虫歯を防止するために、歯の表面又はエナメル質に新たな技術、すなわちＮｄ：ＹＡＧレーザを適用することを含む。他方で、このレーザを、好ましくはヒドロキシアパタイトから構成される生体材料に照射することも可能であり、生体材料は、新たな歯科修復且つセメント材料として使用され、且つレーザを照射する前に治療される歯の表面に付与される。いずれの場合も、レーザは、他の発明に比較してレーザに対して優れた利点を与える特定の条件及びパラメータ下で照射される。
【００２０】
これに関して、欧州特許出願公開第０３９２９５１号は、本明細書で提示するものに類似する虫歯に対する治療を開示していることが論証されている。しかしながら、両方法は著しく異なっており、本発明は、上記欧州特許出願の成果に対して明らかな進歩を表しており、さらに、両文書で開示されているプロセス及び材料の明白な技術的相違が観察された。両文書の主な相違を以下に要約する。
【００２１】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号に開示されているプロセス及び機器は、予防治療においてさらに進歩を示す本発明とは異なり、虫歯の矯正治療に対して特に設計されている。
【００２２】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号に記載されている結果は、本発明の手段によって得られるものほど決定的ではない（時には、所望の結果さえ得られない）。
【００２３】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号に開示されている発明のレーザビームは、可変合焦及び脱焦システムを有しておらず、すなわち常に焦点が合わされている。
【００２４】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号の文書に開示されているプロセスは、この種の歯科治療でもたらされる以下の望ましくない副作用のすべてをもたらす。
重ね合されたスライスの形態でヒドロキシアパタイト及び歯エナメル質を融解させる。
適用される表面上に、凹状の窪みが形成される。
生体材料及び歯の急激な加熱及び冷却により大きい亀裂が形成される。
不純物及び着色剤が捕捉されるため、治療される材料の非審美的な外観をもたらす。
【００２５】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号に開示されているプロセスにより、歯がより脆弱になる。
【００２６】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号のプロセスにより、歯垢が容易に蓄積し生成された亀裂内への乳酸の浸透により拡散することになり、この理由で、より寸法の大きい虫歯が再生され再発する。
【００２７】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号に開示されているプロセスは、治療されるべき鉱物表面が分離されないため、レーザ照射の大きい反射がもたらされ、結果としてレーザ出力を増大させる必要があり副作用がより顕著になる。
【００２８】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号の文書において虫歯の矯正治療として開示されているペーストは、８０％のセラミック（歯を形成する材料とは構造及び組成が非常に異なる材料）と、わずか２０％の鉱物ヒドロキシアパタイトとからなり、後者は、歯は（アパタイト族からの）この鉱物から完全に構成されているため、ペーストの組成において最も重要な要素であるべきである。
【発明の概要】
【００２９】
本発明は、虫歯の治療方法であって、歯の表面又はエナメル質がネオジムヤグレーザで照射される少なくとも１つのステップを含むことを特徴とする方法に関する。好ましくは、歯の表面又はエナメル質に、ある程度の多焦点性（multi-focality）、及びレーザビームの最大合焦から完全な脱焦まで可変であり且つ任意に調整される複数の焦点で、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。
【００３０】
可変合焦及び脱焦は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザが伝達される光ファイバ上で任意に調整され且つ発生する。種々のタイプの焦点又は合焦をレーザビームに任意に適用することができるという事実は、歯エナメル質の表面上（及び好ましい実施形態で後に示すように、また上記表面に付与される生体材料上）の照射によってもたらされる急速な熱変化（加熱及び冷却）がある場合に発生する望ましくない副作用の多くを除去し防止するのに有用である。この望ましくない副作用は、レーザビームが集束される時に発生し、最も顕著なものは以下の通りである。
【００３１】
１．急速な加熱による、処理面上の融合し溶融したエナメル質の重なり合ったスライスの形態の凹状の窪み、
２．急激な冷却による、同じ表面上の非常に可変サイズの亀裂、
３．非審美的外観を与える、エナメル質内の不純物及び着色剤の捕捉及び取込み。
【００３２】
レーザビームの焦点又は合焦を任意に調整できることにより、予防であっても矯正であっても虫歯の治療とレーザビームの各照射が、列挙したすべての望ましくない副作用をなくすことができ、それにより、微細の均一で平滑な防水性の非常に審美的な微小溶融がもたらされ、それらのすべてが、エナメル質（及びさらに後述するように、エナメル質に付与することができる生体材料も）の硬度及び微小硬さを向上させる。
【００３３】
好ましい実施形態では、歯の表面又はエナメル質に、密度が３〜３０Ｊ／ｍｍ２（両端値を含む）であり、より好ましくは４Ｊ／ｍｍ２であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。別の好ましい実施形態では、レーザ照射周波数は１〜１０ｋＨｚ（両端値を含む）であり、より好ましくは１ｋＨｚである。
【００３４】
また好ましくは、歯の表面又はエナメル質に、パルスエネルギーが１〜１０ｍＪ／パルス（両端値を含む）であり、より好ましくは２ｍＪ／パルスであるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。
【００３５】
別の好ましい実施形態では、レーザ照射スポットサイズは１〜６ｍｍ（両端値を含む）であり、より好ましくは３ｍｍ又は５ｍｍである。
【００３６】
別の好ましい実施形態では、開示される方法は、歯の表面又はエナメル質に、露出時間が１〜６秒間（両端値を含む）、より好ましくは２秒間であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施されることを特徴とする。
【００３７】
また好ましくは、歯の表面又はエナメル質に、ピーク出力が７０〜１２５ｋＷ（両端値を含む）、より好ましくは１２０ｋＷであるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。
【００３８】
本方法の別の好ましい実施形態では、歯の表面又はエナメル質に、パルス幅が１００〜１３０ナノ秒（両端値を含む）、より好ましくは１１０ナノ秒であるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。
【００３９】
レーザ照射に対する別の好ましい条件は、平均エネルギーが１０〜５０Ｗ（両端値を含む）であり、より好ましくは１３Ｗであるということである。
【００４０】
好ましくは、歯の表面又はエナメル質に、照射毎の全エネルギーが１５〜２２０Ｊ（両端値を含む）であり、より好ましくは２６ＪであるＮｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。
【００４１】
特定の実施形態では、う歯の治療方法はＮｄ：ＹＡＧレーザが、以下のパラメータに従って照射されることを特徴とする。
密度：３〜３０Ｊ／ｍｍ２（両端値を含む）、
周波数：１〜１０ｋＨｚ（両端値を含む）、
パルスエネルギー：１〜１０ｍＪ／パルス（両端値を含む）、
スポットサイズ：１〜６ｍｍ（両端値を含む）、
露出時間：１〜６秒間（両端値を含む）、
ピーク出力：７０〜１２５ｋＷ（両端値を含む）、
パルス幅：１００〜１３０ナノ秒（両端値を含む）、
平均エネルギー：１０〜５０Ｗ（両端値を含む）及び
照射毎の全エネルギー：１５〜２２０Ｊ（両端値を含む）。
【００４２】
別の特定の実施形態では、照射パラメータは特に以下の通りである。
密度：４Ｊ／ｍｍ２、
周波数：１ｋＨｚ、
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：３ｍｍ、
露出時間：２秒間、
ピーク出力：１２０ｋＷ、
パルス幅：１１０ナノ秒、
平均エネルギー：１３Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２６Ｊ。
【００４３】
別の特定の実施形態では、レーザ照射パラメータは、
密度：４Ｊ／ｍｍ２、
周波数：１ｋＨｚ、
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：５ｍｍ、
露出時間：２秒間、
ピーク出力：１２０ｋＷ、
パルス幅：１１０ナノ秒、
平均エネルギー：１３Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２６Ｊ
である。
【００４４】
好ましくは、本方法では、レーザ照射の前に、治療される歯の表面又はエナメル質が、主にその光反射を低減するために、０．５分〜２分の間の時間、酸によってエッチングされる。上記酸は好ましくはオルトリン酸であり、エッチング時間は１分間である。
【００４５】
ここまでに開示した方法は、虫歯の完全予防治療に使用される。本方法に、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射の前に歯の表面又はエナメル質に或いは象牙質に生体材料を付与するステップが追加される場合、本方法を、虫歯の矯正治療として適用することも可能である。生体材料の上記付与は、好ましくは、厚さが０．５〜２ｍｍ（両端値を含む）、より好ましくは厚さが１ｍｍの層で行われる。
【００４６】
治療される歯の表面又はエナメル質上に生体材料が付与される場合、両方（生体材料及び歯の表面）に、ある程度の多焦点性、及びレーザビームの最大合焦から完全な脱焦まで可変であり且つ任意に調整される複数の焦点で、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。このように、生体材料に照射され、微小溶融による完全な固定が達成されるまで、歯エナメル質の表面又は象牙質に集束する。虫歯の予防治療に関して上述したように、可変合焦及び脱焦は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザが伝達される光ファイバ上で任意に調整され且つ発生する。種々のタイプの焦点又は合焦をレーザビームに適用することができるという事実は、予防治療の特性を説明した時に列挙したものと同じ望ましくない副作用を除去し防止するのに有用である。
【００４７】
好ましい実施形態では、レーザ照射パラメータは、
密度：２８Ｊ／ｍｍ２、
周波数：５ｋＨｚ、
パルスエネルギー：８ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：３ｍｍ、
露出時間：５秒間、
ピーク出力：７２ｋＷ、
パルス幅：１２０ナノ秒、
平均エネルギー：４０Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２００Ｊ
である。
【００４８】
好ましくは、生体材料を付与する前に、腐敗した組織が除去され、より好ましくは、除去は、水冷式タービンでダイヤモンドドリル及びタングステンカーバイドを用いて行われる。
【００４９】
好ましくは、腐敗した組織を除去した後で且つ生体材料を付与する前に、処置される歯科領域が、２０秒間〜１分の時間、好ましくは歯エナメル質の場合は３０秒間、象牙質の場合は１５秒間、酸、好ましくはオルトリン酸によって弱くエッチングされる。
【００５０】
別の好ましい実施形態では、ここまで開示した虫歯の矯正治療は、
腐敗した組織を除去するステップと、
処置される歯エナメル質表面又は象牙質をオルトリン酸で弱くエッチングするステップと、
上記表面に生体材料を付与するステップと、
ネオジムヤグレーザにより以下のパラメータを用いて照射するステップと、
密度：２８Ｊ／ｍｍ２、
周波数：５ｋＨｚ、
パルスエネルギー：８ｍＪ／パルス、
スポットサイズ：３ｍｍ、
露出時間：５秒間、
ピーク出力：７２ｋＷ、
パルス幅：１２０ナノ秒、
平均エネルギー：４０Ｗ及び
照射毎の全エネルギー：２００Ｊ
を含む。
【００５１】
本発明はまた、上述した矯正治療において使用される歯科セメント加工及び修復生体材料であって、少なくとも鉱物ヒドロキシアパタイトを含むことを特徴とする、歯科セメント加工及び修復用生体材料に関する。
【００５２】
好ましくは、ヒドロキシアパタイトの質量による含有量は少なくとも７５％である。
【００５３】
生体材料の付与を容易にするために、生体材料は、好ましくは、ゼラチンが混合された、少なくとも高濃度の粉末状の微粉化された鉱物ヒドロキシアパタイトを含むペーストを含む。
【００５４】
特定の実施形態では、ヒドロキシアパタイトを、その適用に有利であり、さらにＮｄ：ＹＡＧレーザが照射された時に残留物を残さない他の物質と混合してもよい。一例は、ゼラチンの使用である。
【図面の簡単な説明】
【００５５】
【図１】走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真であり、人間の歯エナメル質の正常な外観を示す。外面に対して垂直な小柱の形態での構造的分布を示す。
【図２】ＳＥＭ写真であり、人間の歯エナメル質の正常な外観を示す。ヒドロキシアパタイト小柱の分布は、外側エナメル質表面に対して垂直であり、歯に対して相当な機械的耐性を与える。
【図３】レーザ吸収エネルギーを上昇させるために着色剤が含浸した歯（臼歯）の図である。この歯に付与された着色剤は墨汁であった。
【図４】エポキシ樹脂の上で調製された吸収性着色剤（墨汁）を含む歯の図である。
【図５】レーザ照射された後のエナメル質の非審美的な外観を示す図である。着色剤の残留物が歯エナメル質の堅固な構造に捕捉されている。
【図６】ＳＥＭ写真であり、スライスの形態でレーザによって溶融されたエナメルの重ね合された影響を示す。生成された亀裂の外観を示す。
【図７】ＳＥＭ写真であり、レーザ照射後のエナメル質の亀裂の外観を示す。
【図８】ＳＥＭ写真であり、レーザ照射後のスライスでの溶融した影響されたエナメル質及び亀裂の形成の外観を示す。
【図９】ＳＥＭ写真であり、レーザの照射後にエナメル質に形成された亀裂の外観を示す。
【図１０】ＳＥＭ写真であり、レーザの照射により瞬時に生成された溶融したエナメル質及び亀裂の外観を示す。
【図１１】ＳＥＭ写真であり、歯科試料を調製した後の正常なエナメル質表面の外観を示す。
【図１２】耐酸性ワックスと、エナメル質に２つの窓、すなわち対照窓及びＮｄ：ＹＡＧレーザ照射用の窓とに完全に覆われた歯（犬歯）の図である。
【図１３】歯根から分離するように先に切断され、耐酸性ワックスと、エナメル質における２つの窓、すなわち対照窓及びＮｄ：ＹＡＧレーザ照射用の窓とに完全に被覆された歯冠（臼歯）の図である。
【図１４】ＳＥＭ写真であり、レーザによって処置された上部領域におけるエナメル質表面の構造的特徴の喪失（微小溶融したエナメル質）と処置されていない下部領域における構造的保存とを観察することができる。レーザの照射後に亀裂は形成されなかった。
【図１５】ＳＥＭ写真であり、レーザによって処置された（微小溶融したエナメル質）上部領域におけるエナメル質表面の構造的特徴の喪失と、処置されていない下部領域における構造的保存との外観を示す。レーザ照射後に亀裂が形成されなかった。
【図１６】ＳＥＭ写真であり、レーザによって処置された下部領域におけるエナメル質微小溶融の外観を示す。これに伴って亀裂は形成されなかった。
【図１７】ＳＥＭ写真であり、小さい波を形成する周波条によって表される歯エナメル質の正常な構造的分布を示す。
【図１８】ＳＥＭ写真であり、小さい波を形成する周波条によって表される歯エナメル質の正常な構造的分布を示す。
【図１９】ＳＥＭ写真であり、小さい波を形成する周波条によって表される歯エナメル質の正常な構造的分布を示す。
【図２０】ＳＥＭ写真であり、小さい波を形成する周波条によって表される歯エナメル質の正常な構造的分布を示す。
【図２１】粗度測定のためのエポキシ樹脂内の歯（臼歯）の図である。
【図２２】ＳＥＭ写真であり、レーザによって生成されたエナメル小柱の表面微小溶融並びに粗さ及び表面粗さの喪失を示す。
【図２３】ＳＥＭ写真であり、Ｎｄ：ＹＡＧレーザによる処置によってもたらされた微小溶融によるエナメル小柱の表面構造の喪失を示す。粗さ及び表面粗さが喪失している。
【図２４】歯科試料（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）の粗度プロファイルのグラフである。
【図２５】ＳＥＭ写真であり、レーザによって溶融され且つ歯科セメント加工及び修復材料として使用される鉱物ヒドロキシアパタイトのアモルファスの高密度の密集構造を示す。
【図２６】ＳＥＭ写真であり、左側領域は、レーザによって溶融された鉱物ヒドロキシアパタイトと、その、処置されていない右側領域の歯エナメル質との接合とを、その正常な表面特性とともに示す。処置された領域には完全に亀裂がない。
【図２７】ＳＥＭ写真であり、下部領域は、レーザによって溶融された鉱物ヒドロキシアパタイトと、処置されていない上部領域における歯エナメル質との接合とを、その正常な表面特性とともに示す。処置された領域には完全に亀裂がない。
【図２８】ＳＥＭ写真であり、レーザによって溶融された鉱物ヒドロキシアパタイトのそのアモルファス表面外観を示す。
【図２９】ＳＥＭ写真であり、レーザによって処置された上部領域に亀裂がないことを示し、下部領域の正常な歯エナメル質との鉱物ヒドロキシアパタイトの溶融による接合が観察され得る。
【図３０】低い倍率で歯を調査するツァイス偏光光学顕微鏡（ドイツ）の図である。
【図３１】光学顕微鏡（Ｏ／Ｍ）写真であり、２つのセメントでの（それらの一方は青色ゲルで識別される）溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトと歯科構造（象牙質及びエナメル質）との微小溶融接合領域（矢印）が観察され得る。
【図３２】Ｏ／Ｍ写真であり、セメントでの溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトと歯科構造（象牙質及びエナメル質）との微小溶融接合領域（矢印）が観察され得る。ペーストからのゼラチン残留物は観察されない。
【図３３】Ｏ／Ｍ写真であり、セメントでの溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトと歯科構造（象牙質及びエナメル質）との微小溶融接合領域（矢印）が観察され得る。ペーストからのゼラチン残留物は観察されない。
【図３４】Ｏ／Ｍ写真であり、セメントでの溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトと歯科構造（象牙質及びエナメル質）との微小溶融接合領域（矢印）が観察され得る。
【図３５】Ｏ／Ｍ写真であり、セメントでの溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトと歯科構造（象牙質及びエナメル質）との微小溶融接合領域（矢印）が観察され得る。
【図３６】Ｏ／Ｍ写真であり、修復での溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトと歯科構造（象牙質及びエナメル質）との微小溶融接合領域（矢印）が観察され得る。
【図３７】Ｏ／Ｍ写真であり、修復での溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトと歯科構造（象牙質及びエナメル質）との微小溶融接合領域（矢印）が観察され得る。
【実施例】
【００５６】
実施例１．虫歯に対する予防治療
人間の歯の表面又はエナメル質に照射された時のネオジムヤグレーザの影響の検討
試料の特質及び処理
本発明のプロセスを行うために、歯科矯正の理由で抽出され、且つ処置の形態学的効果を分からなくする可能性のあるいかなる病変も示していないという基準に基づいて注意深く選択された、４００の健康な人間の歯から試料を選択した。
【００５７】
歯を、０．１Ｍ緩衝リン酸ナトリウム（ｐｈ７．０２）において４℃の温度で１２時間、２．５％のグルタルアルデヒドを用いて固定した。その後、同じ緩衝液で各々１０分間の３回浴で洗浄し、後に、蒸留水で洗浄した（［２８］）。
【００５８】
その後、表面から有機物を除去するために、１２％次亜塩素酸ナトリウムで１時間洗浄し、最後に、すべての歯を、０．５Ｍオルトリン酸の溶液で１分間弱くエッチングし、後に豊富な蒸留水ですすいだ（［２８］、［２９］、［３０］及び［３１］）（図１１）。
【００５９】
試料の４００の歯を耐酸性ワックスで被覆し、各歯のエナメル質の上に２つの被覆されていない正方形の窓を残し、窓の一方を対照として使用し、他方をＮｄ：ＹＡＧレーザで照射した（図１２及び図１３）。
【００６０】
これを行った後、人工的な虫歯病変を形成するために、歯の各々を個々に、５％のヒドロキシエチルセルロース、０．１Ｍの乳酸、１．５ｍＭの塩化カルシウム及び１．５ｍＭのリン酸ナトリウムを含む５０ｍｌの脱灰液（ｐＨ＝４．５）に、３７℃で６０日間配置した。
【００６１】
Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射条件：
試料の４００の歯の各々の対応する窓に、クアンタ・レイ（Ｑｕａｎｔａ−Ｒａｙ）（英国）製のＤＣＲ−２  Ｎｄ：ＹＡＧ実験室レーザシステム（Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ  Ｌａｓｅｒ  Ｓｙｓｔｅｍ）によって照射した。
【００６２】
レーザ照射に対して以下のパラメータを使用した。
密度：４Ｊ／ｍｍ２
周波数：１ｋＨｚ
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス
スポットサイズ：３ｍｍ
露出時間：２秒間
ピック出力：１２０ｋＷ
パルス幅：１１０ナノ秒
平均エネルギー：１３ｗ
照射毎の総エネルギー：２６Ｊ
【００６３】
処置後測定
走査電子顕微鏡分析装置での観察
全試料から、３００の歯を、従来のＳＥＭ検査方法に従って無作為に処理し、バイオ・ラッド（Ｂｉｏ−Ｒａｄ）メタライザ、モデルＳＣ５．０００（オランダ）において金で被覆又は金属化した。
【００６４】
この歯科試料を、２０ｋＶでフィリップス（Ｐｈｉｌｉｐｓ）５１５ＳＥＭ（オランダ）を用いるとともに、ＳＥＭに対してフィリップス（オランダ）製のＥｄａｘ化学元素分析装置を用いて検査した。
【００６５】
硬度測定
ＳＥＭで検査される処理されなかった１００の歯からなる他方の試料を使用した。歯の各々を、病変の断面の一部とエナメル質の正常な内層とを露出させるように、エポキシ樹脂に埋め込んだ。
【００６６】
この表面を、金属組織紙グリッド（ｐａｐｅｒ  ｇｒｉｄ）を用いてビューラー（Ｂｕｅｈｌｅｒ）モトポル（Ｍｏｔｏｐｏｌ）８研磨機（ドイツ）で結合した。
【００６７】
その後、１５ｍμ、６ｍμ及び１ｍμのビューラーダイヤモンド研磨剤（ドイツ）を用いて、その後ビューラー研磨布（ドイツ）上でビューラーメタディ（Ｍｅｔａｄｉ）ダイヤモンドスプレー（ドイツ）を用いて、連続して研磨した。
【００６８】
マツザワ（Ｍａｔｓｕｚａｗａ）ＭＴＨ−１（日本）において、１０ｇ荷重下のダイヤモンドチップを使用した。ＫＤＮ硬度に対する結果を、以下の式を用いて計算した。
【００６９】
ＫＨＮ＝１４２３０×Ｆ／Ｌ２
【００７０】
ここで、Ｌはミクロンでのダイヤモンドの各窪みの入口長さであり、Ｆはグラムでの加えられた力である。
【００７１】
処置の結果
レーザ処置の後の最も顕著な構造変化は、エナメル質の溶融による結晶表面構造（小柱）の特性が失われたことである（図１４、図１５及び図１６）。これら変化に付随して亀裂は形成されなかった。
【００７２】
病変としての人工的な虫歯の形成は、対照エナメル質窓（処置なし）には常に現れ、その外観上の形成は、レーザ照射された窓では完全に抑制された。
【００７３】
レーザによるエナメル質の微小硬さプロファイルとレーザによって処置しなかったエナメル質のプロファイルとは、硬さの程度が異なり、ＫＨＮの大きい増大、すなわちより高い硬度を、レーザで処置した窓のエナメル質において明確に観察することができ、同様に、未処理の窓の対照エナメル質において著しいＫＨＮの低下（低い硬度）が観察される。
【００７４】
測定された硬度値はエナメル質の鉱物含有量に比例する、ということが許容できるように思われ、見出されたプロファイルから、エナメル質の浸透性の変更が、これらプロセスにおいて重要な役割を果たすことができると想定することができ、それはすでにさまざまな著者により文献において広く論じられてきた（［３２］、［３３］、［３４］及び［３５］）。
【００７５】
示された効果は、浸透性の変化と、溶液における酸に対する固有の耐性の増大との組合せである。したがって、適用された条件下でＮｄ：ＹＡＧレーザによって処置されるエナメル質の溶解性の低下により、細孔又はより深い領域へのアクセス空間が除去され、それにより、これらの領域と脱灰液（人工的な虫歯病変をもたらす）との間のイオン交換が防止される。これらの理由すべてにより、虫歯病変の形成が防止され且つ回避される。
【００７６】
実施例２．虫歯に対する予防治療
人間の歯の表面又はエナメル質に照射された時のネオジムヤグレーザの物理的・機械的効果の検討
試料の特性及び処理
この検討では、合計４６０の健康な歯の試料を使用し、そのうちの２３０の歯を測定のために無作為に選択し、他の２３０の歯を対照試料として使用した。先の実施例と同様に、処置の効果を分からなくする可能性のある病変がないことを確実にして注意深く選択した。
【００７７】
測定のために選択された歯を、表面から有機物を除去するために、１２％次亜塩素酸ナトリウムで１時間洗浄した。その後、蒸留水ですすぎ、それらのエナメル歯冠を切断し歯根から分離した。
【００７８】
２３０の歯から、微小硬さの測定のために１５０の歯冠の無作為な試料を使用し、選択透過性及び浸透性の検討のために８０の歯冠からなる他の試料を使用した。
【００７９】
硬度測定試料の歯を、小さいプラトーを得るために、ビューラーモトポル研磨機（ドイツ）で研磨紙を用いて小柱の方向に対して垂直（表面に対して平行）に研磨し、その後、１５ｍμ、６ｍμ及び１ｍμのビューラー研磨剤直径（ドイツ）を用いて、その後ビューラー研磨布（ドイツ）上でビューラーメタディダイヤモンドスプレー（ドイツ）を用いて連続して研磨した。
【００８０】
浸透性検討試料の歯をエポキシ樹脂に埋め込み、その後研磨した。後に、ビューラーイソメト（Ｉｓｏｍｅｔｏ）低速のこぎり又はカッタ（ドイツ）を用いて切断し、ある濃度のセルの上に載せた。
【００８１】
レーザ照射条件：
測定試料用に選択した２３０の歯に対し、クアンタ・レイ（英国）製のＤＣＲ−２  Ｎｄ：ＹＡＧ実験室レーザシステムによって照射した。
【００８２】
レーザ照射に対して以下のパラメータを使用した。
密度：４Ｊ／ｍｍ２
周波数：１ｋＨｚ
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス
スポットサイズ：５ｍｍ
露出時間：２秒間
ピーク出力：１２０ｋＷ
パルス幅：１１０ナノ秒
平均エネルギー：１３Ｗ
照射毎の総エネルギー：２６Ｊ
【００８３】
後処置測定
微小硬さ測定
微小硬さを測定するために、マツザワＭＴＨ−１機（日本）で５０ｇ荷重下のヌープダイヤモンドを使用した。
【００８４】
ヌープ硬度値を、以下の式を用いてダイヤモンドの各窪みの長さに基づいて計算した。
【００８５】
ＫＨＮ＝１４，２３０×Ｆ／Ｌ２
【００８６】
ここで、Ｆはグラムでの加えられる力であり、Ｌは、ミクロンで測定される、ダイヤモンドによってもたらされた窪みの長さである。
【００８７】
各歯のプラトーに、１５０ｍμで、規則的な空間間隔によって分離された２０の窪みを形成した。
【００８８】
実験誤差を最小限にするために、レーザで処置されたエナメル質に対する硬度測定を、同じ技師が未処理のエナメル質に形成された窪みの近くで行った。
【００８９】
選択浸透性の検討
すべての実験において、以下の種類の濃度のセルで電磁界（ｅ．ｍ．ｆ）を測定した。
【００９０】
【数１】
2011521689.tif 000003
【００９１】
ここで、二重縦線はＣｌｋ収束点の位置を示す。膜を通して発生した電位を、ハイポテスト（Ｈｉｐｏｔｅｓｔ）高インピーダンス記録ポテンショメータ、モデルＰＥ−Ｗ（ベルギー）を用いて測定した。
【００９２】
すべての溶液を、分析試薬級の塩と蒸留水とを用いて調製した。それらのうちの２５をｐＨ＝７．０２の次亜塩素酸ナトリウムによって緩衝し、ｅ．ｍ．ｆに対する緩衝イオンの影響を破棄した。
【００９３】
計算に対する基礎は、Ｔｅｏｒｅｌｌ−Ｍｅｙｅｒ−Ｓｉｅｖｅｒｓの理論（ＴＭＳ理論）であり、それは、荷電多孔質膜を通るイオンの輸送について記述するものであって、膜の面は同じ電解質溶液と平衡している。膜の全電位Ｅは以下のように計算される。
【００９４】
【数２】
2011521689.tif 000004
【００９５】
ここで、Ｒは気体定数であり、Ｆはファラデー定数であり、Ｕ＝（Ｄ−１／Ｄ＋１）であり、Ｘは膜電荷であり、Ｘ及びＤは相互最小調整（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ  ｍｉｎｉｍｕｍ  ａｄｊｕｓｔｍｅｎｔ）法を適用することによって確定される。
【００９６】
処置の結果
レーザで処置されていない膜の電位は正であり、ＫＣｌの濃度が増大するとより正になった。
【００９７】
エナメル膜がレーザで処置されると、膜電位は、対照試料の天然膜で測定されるものより正になり、それは、エナメル膜の選択透過性がレーザ照射によって変更されることを示す。
【００９８】
３４０〜３８８の範囲で、レーザで処置されていない健康なエナメル質の対照試料において微小硬さ値を取得し、これらの値は、他の著者が先に発表したものと一致する（［３６］及び［３７］）。
【００９９】
試料の歯のすべてにおいて、レーザが照射された後に測定するとヌープ硬度が上昇することが観察される。これら上昇は、それらの値が処置される前の対応するエナメル質の初期硬度値に関連した場合に顕著になり且つ常に発生した。
【０１００】
高い初期硬度値が、硬度の所与の上昇に対応し、低い初期硬度値が、レーザ照射の後の硬度の大きい上昇に対応することが観察され、本明細書ではそれを示す。
【０１０１】
実施例３．虫歯に対する予防治療
人間の歯の表面又はエナメル質に照射された時のネオジムヤグレーザの形態学的影響の検討
試料の特質及び処理
この検討を行うために、歯科矯正の理由で抽出された３５０の人間の歯の試料を使用した。それらを、処置の形態学的効果を分からなくする可能性のあるいかなる病変もないことを確実にするために、注意深く選択した。
【０１０２】
選択されたすべての歯から、２５０の歯の無作為の試料を、唇側面又は前庭面の上でレーザを用いて処置し、他の１００の歯を対照試料として使用した。
【０１０３】
レーザで処置される試料における２５０の歯を、０．１Ｍリン酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ＝７．０２）において４℃の温度で１２時間、２．５％グルタルアルデヒドを用いて固定した。
【０１０４】
その後、同じ緩衝液において各１０分浴で、後に蒸留水を用いて洗浄した。その後、表面上の有機物を除去するために、歯を１２％次亜塩素酸ナトリウムで１時間洗浄し、最後に、０．５Ｍオルトリン酸を用いて１分間エッチングし豊富な蒸留水ですすいだ。
【０１０５】
レーザ照射条件
酸でエッチングした２５０の歯に対し、クアンタ・レイ（英国）のＤＣＲ−２  Ｎｄ：ＹＡＧ実験室レーザシステムによって照射した。
【０１０６】
レーザ照射に対し以下のパラメータを使用した。
密度：４Ｊ／ｍｍ２
周波数：１ｋＨｚ
パルスエネルギー：２ｍＪ／パルス
スポットサイズ：５ｍｍ
露出時間：２秒間
ピーク出力：１２０ｋＷ
パルス幅：１１０ナノ秒
平均エネルギー：１３Ｗ
照射毎の総エネルギー：２６Ｊ
【０１０７】
処置領域においてＮｄ：ＹＡＧレーザビームを視覚化し位置を特定するために、シーメンス（Ｓｉｅｍｅｎｓ）ＬＧＫ７６７２ヘリウムネオン（Ｈｅｌｉｕｍ−Ｎｅｏ）レーザ（ドイツ、Ｍｅｉｎｃｈｅｎ）を使用した。
【０１０８】
処置後測定
走査電子顕微鏡での観察
歯を、従来のＳＥＭ法に従って処理し、バイオ・ラッドスプレー、モデルＳＣ５０００（オランダ）を用いて金を被覆した。
【０１０９】
歯の試料全体を、フィリップス５１５走査電子顕微鏡（オランダ）により５ｋＶで検査した。
【０１１０】
粗度測定
エナメル質表面の粗さの程度を、ミツトヨ（Ｍｉｔｕｙｏ）Ｓｕｆｔｅｓｔ２０１表面粗度計（日本）を用いて測定した。測定を、レーザで処置した歯と対照歯とに対し、０．２５ｍｍのカットオフ値（ラムダｃ）及び１．２５ｍｍの評価長さ（５×ラムダｃ）を用いて行った。
【０１１１】
いくつかの粗度プロファイルパラメータが得られた。最も重要なのは、以下のようにして定義されるＲａ（粗度プロファイルの低い方の算術的偏差）及びＰｃ（ピークカウント）である。
【０１１２】
【数３】
2011521689.tif 000005
【０１１３】
Ｒａは、長さｌｍの評価で中心線からずれているプロファイルの絶対値の低い方の算術的偏差である。
【０１１４】
粗度プロファイルはＹ＝ｆ（ｘ）として与えられ、「ｘ」軸は線の中心に対し、「ｙ」軸は垂直線の拡大の方向である。
【０１１５】
Ｐｃは、長さの単位毎のピークプロファイル（最大値）の数である。ピークカウントを確定するために、２つの平行線が、経時的評価にわたる中心線の下方及び上方の所与のレベルで引かれる。ピークプロファイルは、下方の線のプロファイルの２つの隣接する交差点において、上方の線の上方に生じる突出したプロファイルの比率として定義される。
【０１１６】
この検討において、ピークカウントを確定するために１．３ｍμのレベルを使用した。
処置の結果
【０１１７】
人間の歯のエナメル質の表面は、通常、幾分か平滑な領域を示し、それはＳＥＭ下で観察することができる。
【０１１８】
いかなる処置も施されていない健康な人間の歯エナメル質では、最も顕著な構造的起伏は、周波条（２１）によって表され、それは、複数の小さい波として規則的に分布している（図１７、図１８、図１９及び図２０）。
【０１１９】
この表面の典型的な粗度測定値は、以下のパラメータを用いて健康な人間の小臼歯の唇側面で得られる値である。すなわち、Ｒａ＝１．６±０．１ｍμ及びＰｃ＝０ｃｍ−１である（図２１）。
【０１２０】
走査電子顕微鏡により、酸でエッチングされたエナメル質表面上のヒドロキシアパタイト小柱及び小柱間物質の特徴的な形態が明確に観察され、小柱の多面体構造もまた鮮明に見える。
【０１２１】
酸でエッチングされたエナメル質の粗度は大きく上昇する。この上昇は、健康なエッチングされていないエナメル質に対応する値と比較するとＲａパラメータ及びＰｃパラメータの上昇によって表される。
【０１２２】
酸でエッチングされた試料のすべてにおいて、Ｒａが１．８〜２．３ｍμの範囲にわたり、Ｐｃが３５〜５０ｃｍ−１の範囲にわたることが観察された。
【０１２３】
先に酸でエッチングし且つＳＥＭ下で観察されたエナメル質の表面における、いくつかのパラメータに基づいたレーザの照射によってもたされる効果により、歯エナメル質の表面溶融による小柱の特徴的構造が喪失したことが明らかとなる（図２２）。
【０１２４】
この構造的変化は、酸によってエッチングされたエナメル質がそのプロファイルを測定することによって評価されたという重要な事実を考慮して、粗面の全体的な低減（図２３）に直接関連する。
【０１２５】
Ｒａが１．２〜１．６ｍμの範囲でありＰｃが０〜５ｃｍ−１の範囲であるレーザを用いた処置の後に、粗度パラメータ値が得られた。
【０１２６】
得られた粗度パラメータの比較値は以下の通りである。
【０１２７】
【表１】
2011521689.tif 000006
【０１２８】
酸でエッチングされレーザで処置された歯の試料は、対照試料より平滑な面を示し、すなわち粗度が低かった。
【０１２９】
図２４は、異なる歯の試料のエナメル質表面の前庭面で得られた粗度プロファイルを示す。
ａ）対照歯科試料、すなわち酸でエッチングされておらずレーザで処置されていない歯の粗度プロファイル
ｂ）処置済み歯科試料、すなわち酸でエッチングされレーザで処置されていない歯の粗度プロファイル、
ｃ）処置済み歯科試料、すなわち酸でエッチングされ後にＮｄ：ＹＡＧレーザで処置された歯の粗度プロファイル。
【０１３０】
酸によるエッチングの後のエナメル質の粗度の上昇が最大であり（ｂ）、レーザを照射した後の粗度が低減し又は喪失し（ｃ）、後者は対照試料（ａ）よりさらに低いことが観察される。これは、吸収性着色物質で被覆する必要なしに、酸でエッチングされたエナメル質表面の構造を変更するのに、レーザエネルギーの吸収が十分であったことを示す。
【０１３１】
実施例４．虫歯に対する矯正治療
ネオジム：ＹＡＧレーザと人間の歯に対する新たなセメント加工及び修復材料としての鉱物ヒドロキシアパタイトとを用いる新たな技術の検討
試料の特質及び処理
本発明のプロセスを行うために、３５０の人間の歯からなる試料を選択した。選択基準は、それらが虫歯（２５０の歯）又は歯冠破折（１００の残りの歯）を示すというものであった。
【０１３２】
腐食した組織を除去するために、虫歯の歯各々の内部を、水冷式カボ（Ｋａｖｏ）タービン（ドイツ）上に配置されたコメット（Ｋｏｍｅｔ）ダイヤモンドドリル及びタングステンカーバイド（ドイツ）を用いて処置した。虫歯の内側全体及び標本の縁を、３６％オルトリン酸で、エナメル質は３０秒間、象牙質は１５秒間エッチングし、その後、豊富な水で洗浄し乾燥させた。
【０１３３】
あり得る実験誤差を最小限にするために、同じ技師により虫歯を作成し、調製し処置した。
【０１３４】
試料の歯のすべてを、０．１Ｍ緩衝リン酸ナトリウム（ｐＨ＝７．０２）において４℃で１２時間、２．５％グルタルアルデヒドで固定した。その後、同じ緩衝液により各１０分間の３回浴で洗浄し、後に蒸留水で洗浄した。
【０１３５】
処置後測定
この硬度が健康な歯エナメル質に類似するか否かを検証するために、レーザが照射された生体材料セメントの断面に対して硬度測定を行った。
【０１３６】
Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射によって生体材料にもたされた効果を、それぞれヌープ検討手段により且つＴｅｏｒｅｌｌ−Ｍｅｙｅｒ−Ｓｉｅｖｅｒｓ理論により評価される、その微小硬さ及び選択透過性に関して検討した。
【０１３７】
処置済み歯を、セメント生体材料と歯（エナメル質及び象牙質）との間の内部接合領域の外面全体に対し走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて検討した。
【０１３８】
また、粗度測定を、生体材料にレーザを照射した後に、セメント加工及び修復面に対するとともに隣接するエナメル質表面に対しても行った。
【０１３９】
全試料を、以下のように無作為に分布させた。すなわち、虫歯のある８０の歯と破折のある２５の歯を、硬度検討及びＳＥＭ分析装置における観察のために使用し、別の８０の腐食歯及び３０の破折歯を、微小硬さ及び選択透過性の検討のために使用し、最終グループとして、虫歯のある９０の歯と破折のある４５の歯を、粗度測定及びＳＥＭによる観察に使用した。
【０１４０】
硬度測定のための試料の歯を、ビューラーモトポル８研磨機（ドイツ）において特定の紙を用いて研磨した。
【０１４１】
その後、１５ｍμ、６ｍμ及び１ｍμのビューラー研磨ダイヤモンド（ドイツ）を用いて、その後ビューラー研磨布（ドイツ）上でビューラーメタディダイヤモンドスプレー（ドイツ）を用いて、連続して研磨した。
【０１４２】
浸透性検討のための試料の歯を、エポキシ樹脂に埋め込み研磨し、最後に、８００ｍμ片を、ビューラーイソメト低速のこぎり又はカッタ（ドイツ）を用いて切断しある濃度のセルの上に取り付けた。
【０１４３】
生体材料：ヒドロキシアパタイトペーストの組成及び付与
歯に付与された生体材料ペーストの組成は以下の通りである。すなわち、非常に一貫した厚さのペーストを形成するために、高濃度の粉末状の微粉化された鉱物ヒドロキシアパタイトを、ゼラチンと混合した。ペーストの濃度を、イサカ（Ｉｓａｋａ）ＲＸ−１０濃度計（日本）によって制御した。
【０１４４】
ヒドロキシアパタイトペーストを、歯のためのセメント加工及び修復材料として使用し、エースクラップ（Ａｅｓｃｕｌａｐ）１０５７コンデンサ・モルダ機器（ドイツ）を用いて、各々がおよそ１ｍｍ厚さである層で付与した。
【０１４５】
Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射
その付与中、ヒドロキシアパタイトに対し、クアンタ・レイ（英国）製のＤＣＲ−２  Ｎｄ：ＹＡＧ研究室レーザシステムによって照射した。
【０１４６】
さらに、ヒドロキシアパタイトの各層を、標本壁、象牙質及び／又は歯エナメル質に同じレーザを用いて融合させた。
【０１４７】
Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射条件
以下のＮｄ：ＹＡＧレーザ照射条件を適用した。
密度：２８Ｊ／ｍｍ２
周波数：５ｋＨｚ
パルスエネルギー：８ｍＪ／パルス
スポットサイズ：３ｍｍ
露出時間：５秒間
ピーク出力：７２ｋＷ
パルス幅：１２０ナノ秒
平均エネルギー：４０Ｗ
照射毎の総エネルギー：２００Ｊ
【０１４８】
シーメンスＬＧＫ７６７２ヘリウム・ネオンレーザ（ドイツ、Ｍｅｉｎｃｈｅｎ）を使用して、処置領域におけるレーザビームを視覚化し位置を特定した。
【０１４９】
処置後測定
硬度測定
１０ｇ荷重下のダイヤモンドチップを使用して、マツザワＭＴＨ−１硬度計（日本）を用いて行った。以下の式を展開することにより、ＫＤＮ硬度数を計算した。
【０１５０】
ＫＨＮ＝１４，２３０×Ｆ／Ｌ２
【０１５１】
ここで、Ｌはミクロンでのダイヤモンドの各窪み（入口）の長さであり、Ｆはグラムでの加えられる力である。
【０１５２】
微小硬さ測定
マツザワＭＴＨ−１微小硬度計（日本）において５０ｇ荷重下のヌープダイヤモンドを使用した。１５０μで、各歯のヒドロキシアパタイトプラトー上に規則的な空間間隔（等距離）で分離された２０の窪みを形成した。
【０１５３】
セメント加工及び修復材料、この場合は鉱物ヒドロキシアパタイトと隣接する歯エナメル質とに対する微小硬さ測定を、実験誤差を最小限にするために同じ技師が行った。
【０１５４】
選択透過性測定
選択透過性測定のための溶液すべてを、試薬級の塩及び蒸留水を用いて調製した。
【０１５５】
それらを、ｐＨ＝７．０２のリン酸ナトリウムで緩衝し、電磁界（ｅ．ｍ．ｆ）に対する緩衝イオンの影響を破棄した。
【０１５６】
計算に対する基礎は、Ｔｅｏｒｅｌｌ−Ｍｅｙｅｒ−Ｓｉｅｖｅｒｓ理論（ＴＭＳ理論）であり、それは、荷電多孔質膜を通るイオンの輸送について記述するものであって、膜の面は同じ電解質溶液と平衡している。
【０１５７】
膜の全電位Ｅは以下のように計算される。
【０１５８】
【数４】
2011521689.tif 000007
【０１５９】
ここで、Ｒは気体定数であり、Ｆはファラデー定数であり、Ｕ＝（Ｄ−１÷ｄ＋１）であり、Ｘは膜電荷であり、Ｘ及びＤは相互最小調整法を適用することによって確定される。
【０１６０】
走査電子顕微鏡による観察
生体材料及びＮｄ：ＹＡＧレーザで処置された後に、その試料の歯を、走査電子顕微鏡分析装置によって広く検討した。
【０１６１】
試料の歯を、従来の方法に従って処理し、バイオ・ラッドメタライザ、モデルＳＣ５０００（オランダ）を用いて金で被覆した。
【０１６２】
さらに、これらの歯を、後に、２０ｋＶでフィリップス５１５ＳＥＭ（オランダ）を用いて検査した。
【０１６３】
粗度測定
セメント加工及び修復鉱物ヒドロキシアパタイトの表面の粗さの程度を、ミツトヨＳｕｆｔｅｓｔ２０１粗度及び表面粗度計（日本）を用いて測定した。
【０１６４】
０．２５ｍｍのカットオフ値（ラムダｃ）及び１．２５ｍｍの評価長さ（５×ラムダｃ）を用いた。
【０１６５】
Ｒａ及びＰｃ粗度パラメータを使用した。最も重要なのは、以下のようにして定義されるＲａ（粗度プロファイルの低い方の算術的偏差）及びＰｃ（ピークカウント）である。
【０１６６】
【数５】
2011521689.tif 000008
【０１６７】
Ｒａは、長さｌｍの評価で中心線からずれているプロファイルの絶対値の低い方の算術である。
【０１６８】
粗度プロファイルはＹ＝ｆ（ｘ）として与えられ、「ｘ」軸は線の中心に対し、「ｙ」軸は垂直線の拡大の方向である。
【０１６９】
Ｐｃは、長さの単位毎のピークプロファイル（最大値）の数である。ピークカウントを確定するために、２つの平行線が、経時的評価にわたる中心線の下方及び上方の所与のレベルで引かれる。ピークプロファイルは、プロファイルと下方の線との交差点に隣接する２つの点において、上方の線の上方に生じる突出したプロファイルの比率として定義される。
【０１７０】
この検討において、ピークカウントを確定するために１．３ｍμのレベルを使用した。歯を検討するために、ツァイス（Ｚｅｉｓｓ）偏光光学顕微鏡（ドイツ）も使用した。
【０１７１】
処置の結果
Ｎｄ：ＹＧＡレーザを用いて溶融させセメント加工及び修復材料として使用した鉱物ヒドロキシアパタイトは、高密度で密集した結晶分布なしに、完全にアモルファスの構造を示した（図２５及び図２６）。
【０１７２】
鉱物ヒドロキシアパタイトの微小溶融に伴って、亀裂は形成されなかった（図２７、図２８及び図２９）。
【０１７３】
ＫＨＮ式に従ってＫＤＮで測定される鉱物ヒドロキシアパタイトの硬度は、健康な歯エナメル質のものに類似している。
【０１７４】
鉱物ヒドロキシアパタイトの浸透性は無であるか又は実際には存在しない。
【０１７５】
３３５〜３８０の範囲の鉱物ヒドロキシアパタイトのヌープ微小硬さ値が得られ、それらは、健康なエナメル質の場合の微小硬さ値の範囲内、すなわち、３４０〜３８８であって、他の著者が発表した値（［３７］、［３８］、［３９］、［４０］及び［４２］）の範囲内である。
【０１７６】
粗度測定により、パラメータＲａ＝１．４〜１．８ｍμ及びＰｃ＝２〜５ｃｍ−１が生成され、それらは、健康なエナメル質のものと比較すると、等価であり非常に類似している。健康なエナメル質の典型的な粗度測定値は、健康な人間の小臼歯の舌側面で得られるものであり、そのパラメータはＲａ＝１．６±０．１ｍμ及びＰｃ＝０ｃｍ−１である。
【０１７７】
これは、吸収性着色物質で被覆する必要なしに、鉱物ヒドロキシアパタイトの微小溶融をもたらすのに、エネルギーの吸収が十分であったことを示す（図３０及び図３１）。
【０１７８】
微小溶融の後に、ヒドロキシアパタイトペーストの賦形剤（ゼラチン）の残留物はまったく見出されず、これは、上記賦形剤は、ペーストの一貫性を得るために必要な担体であるが、虫歯に付与されると、レーザ照射によって揮発し、溶融した鉱物ヒドロキシアパタイトは完全に圧縮したままであることを示す（図３２及び図３３）。
【０１７９】
象牙質及び歯エナメル質の鉱物ヒドロキシアパタイトとの接合は、両部分の溶融によって発生し（図３４、図３５、図３６及び図３７）、それは、非常に高い耐性、すなわち機械的保持（アマルガム）及び粘着（ガラスアイオノマー及び合成物）保持よりはるかに高い耐性を与える。
【０１８０】
レーザ光の付与は、最大エネルギーで、非常に短い期間発生し、したがって、歯髄の軟組織に熱損傷をもたらすことがない。
【０１８１】
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【図１】
2011521689.tif 000009
【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９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
2011521689.tif 000022
【図１５】
2011521689.tif 000023
【図１６】
2011521689.tif 000024
【図１７】
2011521689.tif 000025
【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
2011521689.tif 000035
【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
2011521689.tif 000038
【図３１】
2011521689.tif 000039
【図３２】
2011521689.tif 000040
【図３３】
2011521689.tif 000041
【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
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【手続補正書】
【提出日】平成23年2月1日(2011.2.1)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
（ｉ）腐敗した組織が除去されるステップ、
（ｉｉ）歯の表面又はエナメル質が酸によってエッチングされるステップ、
（ｉｉｉ）歯の表面、エナメル質又は象牙質に生体材料が付与されるステップ、及び
（ｉｖ）歯の表面又はエナメル質がレーザで照射されるステップ
を含む虫歯の矯正治療方法であって、
前記生体材料が鉱物ヒドロキシアパタイトを７５質量％以上含有し、
前記レーザ照射が、レーザビームの最大合焦から完全な脱焦まで、可変で且つ任意に調整される複数の合焦で施され、
前記生体材料が、照射され、微小溶融による完全な固定に達するまで、歯のエナメル質又は象牙質の表面に融合する、虫歯の矯正治療方法。
【請求項２】
前記エッチングに用いられる酸がオルトリン酸である、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記生体材料が、高濃度の微粉化された鉱物ヒドロキシアパタイトとゼラチンとを含有するパウダー及び／又はペーストを含む、請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
前記生体材料の付与が層で行われる、請求項１〜３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】
前記レーザ照射が以下のパラメータにより施される、請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
（ａ）密度：３Ｊ／ｍｍ２以上３０Ｊ／ｍｍ２以下
（ｂ）周波数：１ｋＨｚ以上１０ｋＨｚ以下
（ｃ）パルスエネルギー：１ｍＪ／パルス以上１０ｍＪ／パルス以下
（ｄ）スポットサイズ：１ｍｍ以上６ｍｍ以下
（ｅ）露出時間：１秒以上６秒以下
（ｆ）ピーク出力：７０ｋＷ以上１２５ｋＷ以下
（ｇ）パルス幅：１００ナノ秒以上１３０ナノ秒以下
（ｈ）平均エネルギー：１０Ｗ以上５０Ｗ以下
（ｉ）全エネルギー：１５Ｊ以上２２０Ｊ以下
【請求項６】
歯の表面、エナメル質又は象牙質がレーザで照射されるステップを含む虫歯の予防治療方法であって、
前記レーザ照射が、レーザビームの最大合焦から完全な脱焦まで、可変で且つ任意に調整される複数の合焦で、歯のエナメル質又は象牙質の微小溶融に達するまで施される、虫歯の予防治療方法。
【請求項７】
前記レーザ照射が以下のパラメータにより施される、請求項６に記載の方法。
（ａ）密度：３Ｊ／ｍｍ２以上３０Ｊ／ｍｍ２以下
（ｂ）周波数：１ｋＨｚ以上１０ｋＨｚ以下
（ｃ）パルスエネルギー：１ｍＪ／パルス以上１０ｍＪ／パルス以下
（ｄ）スポットサイズ：１ｍｍ以上６ｍｍ以下
（ｅ）露出時間：１秒以上６秒以下
（ｆ）ピーク出力：７０ｋＷ以上１２５ｋＷ以下
（ｇ）パルス幅：１００ナノ秒以上１３０ナノ秒以下
（ｈ）平均エネルギー：１０Ｗ以上５０Ｗ以下
（ｉ）全エネルギー：１５Ｊ以上２２０Ｊ以下
【請求項８】
７５質量％以上の鉱物ヒドロキシアパタイトを含む、歯科セメント加工及び修復用生体材料。
【請求項９】
請求項１〜５のいずれか一項に記載の方法の虫歯矯正治療のための使用。
【請求項１０】
請求項６又は７に記載の方法の虫歯予防治療のための使用。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００２８】
欧州特許出願公開第０３９２９５１号の文書において虫歯の矯正治療として開示されているペーストは、８０％のセラミック（歯を形成する材料とは構造及び組成が非常に異なる材料）と、わずか２０％の鉱物ヒドロキシアパタイトとからなり、後者は、歯は（アパタイト族からの）この鉱物から完全に構成されているため、ペーストの組成において最も重要な要素であるべきである。
従来の独国特許出願公開第４３３９７７９号は、本発明の最も近い従来技術であると考えられる。それは、その出願が虫歯の治療用の補強剤を開示しており、上記虫歯の治療のためのＮｄ：ＹＡＧレーザの使用が特に述べられており、こうした補強剤が、歯に対するいかなる副作用もなしに上記レーザの照射を容易にするためである。ヒドロキシアパタイトの使用も、可変合焦レーザタイプのネオジムＹＡＧ又は等価物の使用も開示されていない。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００２９】
本発明は、虫歯の治療方法であって、歯の表面又はエナメル質がネオジムヤグレーザ又は同等の特性を有する他のタイプのレーザで照射される少なくとも１つのステップを含むことを特徴とする方法に関する。好ましくは、歯の表面又はエナメル質に、ある程度の多焦点性（multi-focality）、及びレーザビームの最大合焦から完全な脱焦まで可変であり且つ任意に調整される複数の焦点で、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ照射が施される。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４１〜００４３
【補正方法】削除
【補正の内容】
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５０
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００５０】
別の好ましい実施形態では、ここまで開示した虫歯の矯正治療は、
（ｉ）腐敗した組織を除去するステップと、
（ｉｉ）処置される歯エナメル質表面又は象牙質をオルトリン酸で弱くエッチングするステップと、
（ｉｉｉ）上記表面に生体材料を付与するステップと、
（ｉｖ）ネオジムヤグレーザ又は同等の特性を有する他のタイプのレーザにより以下のパラメータを用いて照射するステップと、を含む。
（ａ）密度：２８Ｊ／ｍｍ２
（ｂ）周波数：５ｋＨｚ
（ｃ）パルスエネルギー：８ｍＪ／パルス
（ｄ）スポットサイズ：３ｍｍ
（ｅ）露出時間：５秒間
（ｆ）ピーク出力：７２ｋＷ
（ｇ）パルス幅：１２０ナノ秒
（ｈ）平均エネルギー：４０Ｗ
（ｉ）照射毎の全エネルギー：２００Ｊ
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００５３】
生体材料の付与を容易にするために、生体材料は、好ましくは、高濃度の微粉化された鉱物ヒドロキシアパタイトとゼラチンとを含有するパウダー及び／又はペーストを含む。
【国際調査報告】
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2011521689.tif 000047
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