(57)【要約】　　　（修正有）【課題】レーザーと生体との相互作用の最適化のための制御手段を有し、更にレーザー光の誤照射・過照射を回避する手段を設けた歯の治療・予防・診断用の装置を提供する。【解決手段】歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射、例えばピークパワー密度で１〜１０ＭＷ／ｃｍ２以上のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部、及び歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射、例えばピークパワー密度で１００〜１０００ｋＷ／ｃｍ２程度のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とする。さらに、患部へのレーザー光の照射による衝撃音の変化によりレーザー光の照射部位及び／又はレーザー光の照射時間を判定するためのレーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置を有することを特徴とする。【選択図】なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置。
【請求項２】
レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置。
【請求項３】
レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部、及び歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置。
【請求項４】
レーザー光の波長の選択部、及び／又はレーザー光の照射強度の調整部を有している請求項１〜３のいずれかに記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項５】
さらにレーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置を有することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項６】
レーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置が、超音波又は可聴音を検出しこれをモニタリングできる装置である請求項５に記載の歯の治療・予防・診断用装置。
【請求項７】
レーザー光の波長の選択部が、９．０μｍ±０．３μｍの波長と９．７μｍ±０．３μｍの波長を選択できる請求項１〜６のいずれかに記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項８】
高パワー密度照射がピークパワー密度で１〜１０ＭＷ／ｃｍ２以上であり、低パワー密度照射がピークパワー密度で１００〜１０００ｋＷ／ｃｍ２程度である請求項１〜７のいずれかに記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項９】
レーザー光源が、自由電子レーザーである請求項１〜８のいずれかに記載の歯の治療・予防・診断用装置。
【請求項１０】
レーザー光源が、炭酸ガスレーザーである請求項１〜８のいずれかに記載の歯の治療・予防・診断用装置。
【請求項１１】
レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、患部へのレーザー光の照射による衝撃音の変化によりレーザー光の照射部位及び／又はレーザー光の照射時間を判定するためのレーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置を有していることを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置。
【請求項１２】
レーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置が、超音波又は可聴音を検出しこれをモニタリングできる装置である請求項１１に記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項１３】
レーザー光の照射開始時の照射部位における衝撃音が小さい場合には、誤照射を回避するためにレーザー光の照射が中止される請求項１１又は１２に記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項１４】
レーザー光の照射時の照射部位における衝撃音が一定になった場合には、過照射を回避するためにレーザー光の照射が中止される請求項１１又は１２に記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項１５】
さらにレーザー光の波長の選択部、及びレーザー光の照射強度の調節部を有する請求項１１〜１４のいずれかに記載の歯の治療・予防用装置。
【請求項１６】
レーザー照射装置に、さらに照射位置表示装置が設けられている請求項１〜１５のいずれかに記載の歯の治療・予防用装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、レーザーの照射によって虫歯予防・治療を行い、同時に照射部位の判定を行い、照射条件の制御を行うことができることを特徴とする装置に関する。より詳細には、選択的な虫歯予防（象牙質の表面改質）、虫歯治療（う触部の除去）、及び／又はレーザー照射条件の判定（レーザー誘起衝撃音の検出）が可能なレーザー光による歯の治療・予防用装置に関する。
さらに詳細には、本発明は、レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置、及びレーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置、並びにレーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、患部へのレーザー光の照射による衝撃音の変化によりレーザー光の照射部位及び／又はレーザー光の照射時間を判定するためのレーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置を有していることを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
虫歯の切削用の機械式ドリルに代わる手法としてレーザーを用いる方法が開発されている。レーザーによる虫歯の治療は機械式ドリルのような不快感が少なく患者の負担の少ない治療方法として注目されてきている。従来、レーザーによる歯質硬組織の切削・改質には紫外光、近赤外光、中赤外光領域の様々の波長のレーザー光が利用されている。例えば、特表平９−５０６５２５号に記載の方法では、３００〜６００ｎｍ、好ましくは３２０〜４１０ｎｍの波長のレーザー光が使用され、特開平５−５０６５９３号には３２０〜５２０ｎｍの波長のレーザー光の使用が記載されている。また、特開２０００−３０２６２２号には、アパタイト前駆体からなる歯牙改質剤の８．８〜１０μｍ未満の波長の振動を与えて歯牙を改質する方法が記載されている。
【０００３】
このように、レーザー照射による歯牙硬組織歯科治療には、硬組織のう触部を切削する虫歯治療だけでなく、エナメル質や象牙質表面の耐酸性を向上させる虫歯予防がある。両者とも光‐熱的・機械的相互作用による歯組織の物理的・化学的・形態的変化を利用したものであり、常に硬組織・軟組織への熱損傷という副作用が問題となる。
口腔内の酸の作用によって、歯の象牙質の方がエナメル質よりも溶けやすいことはよく知られている。歯の象牙質もエナメル質も、主成分はヒドロキシアパタイト（ＨＡｐ：Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２）であるが、その結晶性や元素組成はそれぞれ異なる。象牙質は結晶性が低く、過剰なＰ核種や水、有機物などの他の物質を含んでおり、脆く、酸に溶けやすい。エナメル質は結晶性が高く、硬く、酸に溶けにくい。このため、エナメル質がう蝕した場合であっても、象牙質を再結晶化させて、その表面にエナメル質状の、あるいはＨＡｐ状の層を形成することができれば、即ち、象牙質の表面を改質してエナメル質に似たものにすれば、う蝕の予防につながることになる。加えて、高齢者の歯根面における象牙質のう蝕予防にも有効である。このような表面改質とは、組織の、再結晶化を含む、物理的、化学的、構造上の変化を指すものであり、再結晶化などの表面改質が起こるのは、１０００℃オーダーあるいはそれ以上の温度範囲と、マイクロセコンドオーダーの時間範囲であるために、対象物の表面層を短時間かつ局部的に加熱することのできるパルス・レーザーを照射して、非侵襲的にかつ効率的に象牙質を再結晶化することが重要となる。
オギノらは、自由電子レーザー（ＦＥＬ）を波長９．４μｍで照射して象牙質の表面改質を行い、ＨＡｐ状の層が形成されることを示した（Ｓ．　Ｏｇｉｎｏ，　ｅｔ　ａｌ．，　ＳＰＩＥ　Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ，　２９２２，　１８４−１９２　（１９９６））。この方法の表面改質は、レーザーの焼きなまし効果と元素組成変化の両方によるものであろうと説明している。前者は加熱の結果であり、後者は照射された象牙質からのＰ核種の選択的除去の結果である（Ｓ．　Ｏｇｉｎｏ，　ｅｔ　ａｌ．，　Ｎｕｃｌ．　Ｉｎｓｔｒ．　ａｎｄ　Ｍｅｔｈ．　Ｂ，　１４４，　２３６−２３９　（１９９８））。一方、金属基質上にコーティングしたＨＡｐについて行われた研究によれば、Ｐ核種が選択的に減損するのは、その高揮発性による、つまり加熱によるものであって、除去（ａｂｌａｔｉｏｎ）によるものではないという報告もされている（Ｖ．　Ｎ．　Ｂａｇｒａｔａｓｈｖｉｌｉ，　ｅｔ　ａｌ．，　Ａｐｐｌ．　Ｐｈｙｓ．　Ｌｅｔｔ．，　６６，　２４５１−２４５３　（１９９５））。また、象牙質への　中赤外（ＭＩＲ）パルス・レーザーの照射効果については、これまで限られた数の研究しか行われていない（例えば、Ｄ．　Ｎ．　Ｄｅｄｅｒｉｃｈ，　ｅｔ　ａｌ．，　Ｌａｓｅｒｓ　ｉｎ　Ｌｉｆｅ　Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，　２，　３９−５１　（１９８８）など）。したがって、象牙質の表面改質のメカニズムについてはまだ十分に解明されていない。
【０００４】
このように、歯の予防治療のためにレーザーを用いる技術が開発されている。しかし、これらの技術は、レーザーと生体との光熱相互作用、光衝撃相互作用、光化学相互作用を応用したものであるが、それぞれの作用を引き起こすレーザーのパラメーター領域（波長、パワー密度等）、例えば、光熱相互作用は低パワー密度領域（０．１−数　ＭＷ／ｃｍ２）、光衝撃相互作用は高パワー密度領域（数ＭＷ／ｃｍ２以上）についての詳細な検討はされておらず、所望の治療効果のみを実現させるための入射レーザーの条件を高精度に制御し、それに適した相互作用のみを選択的に励起させ調べる、的確な治療や診断を行うための装置は開発されていなかった。
このために、従来の歯治療用のレーザー装置では、治療に用いるレーザーの波長、パワー密度、パルス幅等が最適化されておらず、所望の治療効果が得られないばかりでなく、レーザーの過照射・誤照射による副作用の危険性も大きかった。
ひどい場合は、過照射・誤照射による正常部位への熱損傷や破壊等の逆効果も報告されている。これらを克服するためには所望のレーザー生体相互作用のみを相互作用領域を限定して起こして治療を行うための正確な制御手段が必要とされている。
また、レーザーによる象牙質の表面改質を主要目的としたレーザー照射装置は皆無であった。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、レーザーと生体との相互作用の最適化を実現し、最適化のための制御手段を有する歯の治療・予防・診断用の装置を提供することを目的としている。
より詳細には、虫歯予防（象牙質の表面改質）、虫歯治療（う蝕部の除去）を効率よく、対象部位のみにて必要最小限に実現させる、即ち、虫歯予防（象牙質の表面改質）では、象牙質の切削量を最小限にして、象牙質の耐酸性や機械強度をあげるために主に光熱相互作用を用い、虫歯治療（う蝕部の除去）では、吸収領域周辺の熱損傷を抑えるため、高効率な切削を実現させるために主に光衝撃相互作用を用いるための最適条件を制御できる歯の治療・予防・診断用の装置を提供することを目的としている。
また、本発明は、歯の治療・予防・診断におけるレーザー光の誤照射・過照射を回避するための手段を設けた歯の治療・予防・診断用の装置を提供することを目的としている。従来のレーザー装置では、レーザー照射による治療のエンドポイントを客観的に把握することができず、医師の主観的な判断や経験則によりエンドポイントを決定しなければならなかったために、レーザー光の過照射による副作用が問題となっていた。また、使用するレーザーが赤外光、紫外光の場合、光路が目で見えないために、照射スポットが目視でも確認することがでないばかりでなく、的確な部位に照射されていることを客観的に判断することができず、レーザー光が対象部位に正確に照射されているかどうかも分からず、レーザー光の誤照射の問題があった。このような誤照射・過照射の回避にはレーザー治療・予防中での対象部位のその場でのモニタリングが必須であるが、本発明は簡便で的確かつ客観的なモニタリング手段、及びそれを設けている歯の治療・予防・診断用の装置を提供するものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明者らは、歯のエナメル質や象牙質における光吸収特性を詳細に検討し、かつレーザー照射による衝撃音の変化を詳細に検討することにより、レーザーの照射条件を制御することや、衝撃音をモニタリングすることによりレーザー光による選択的な虫歯の予防・治療を行うことができ、レーザー光の誤照射や過照射をも回避できることを見出した。
【０００７】
即ち、本発明は、レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射、例えばピークパワー密度で１〜１０ＭＷ／ｃｍ２以上のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置に関する。
また、本発明は、レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射、例えばピークパワー密度で１００〜１０００ｋＷ／ｃｍ２以下のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置に関する。
さらに、本発明は、レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射、例えばピークパワー密度で１〜１０ＭＷ／ｃｍ２以上のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部、及び歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射、例えばピークパワー密度で１００〜１０００ｋＷ／ｃｍ２以下のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置に関する。
また、本発明は、レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、患部へのレーザー光の照射による衝撃音の変化によりレーザー光の照射部位及び／又はレーザー光の照射時間を判定するためのレーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置を有していることを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置に関する。
【０００８】
本発明者らは、歯質硬組織であるエナメル質及び象牙質における光吸収特性について検討した。
歯質硬組織であるエナメル質、象牙質、及びヒドロキシアパタイト（ＨＡｐ）の吸収曲線を図１に示す。図１の横軸は波長（μｍ）を示し、縦軸は吸収強度を示す。黒線は象牙質（Ｄｅｎｔｉｎ）の吸収を示し、白灰色線はエナメル質（Ｅｎａｍｅｌ）の吸収を示し、黒灰色線はヒドロキシアパタイト（ＨＡｐ）の吸収をそれぞれ示す。これらは、ＨＡｐのリン酸基イオン（ＰＯ４）の伸縮振動により、〜９．０−１０．０μｍの中赤外領域に強い吸収を示す。図１に示すように、象牙質およびエナメル質の最大吸収波長λｄｅｎは約９．７μｍであり、ＨＡｐの最大吸収波長λＨＡｐは約９．０μｍである。象牙質の吸収スペクトルには二つの成分がはっきり認められ、そのひとつは最大吸収波長λｄｅｎの約９．７μｍでの吸収であり、もうひとつはより短波長側のショルダーにある（図５に示す未照射象牙質のスペクトル拡大図も参照のこと）。長波長側の成分は、低い結合エネルギーを持つＰＯ４の振動によるものであり、短波長側の成分は、高い結合エネルギーを持つＰＯ４の振動によるものであり、レーザーと組織の相互作用は照射波長に強く依存することが予測される。また、象牙質では、６．０−７．０μｍの領域に有機物や水に起因する弱い吸収帯がある。
【０００９】
本発明者らは、表面改質に必要なパラメータ（波長や平均パワー密度等）をマクロ的にそして定性的に知るため、ＭＩＲ−ＦＥＬを使って象牙質に対する一連の実験を行なった。大阪大学のＦＥＬ研究施設（ｉＦＥＬ）におけるＭＩＲ−ＦＥＬは、マクロパルスとミクロパルスという二重のパルス構造をもっている。マクロパルスとミクロパルスのパルス幅／パルス間隔はそれぞれ、〜１５μｓ　／０．１ｓおよび〜５ｐｓ／４４．８ｎｓである。ひとつのマクロパルスは〜３３０個のミクロパルスからなる。ここで、着目すべきは平均パワー密度或いはマクロパルスのピークパワー密度であって、ミクロパルス当たりのピークパワー密度ではない。その理由は、組織への加熱効果は、ミクロパルスではなく、ほとんどがマクロパルスによって惹起されるからである。平均パワー密度１Ｗ／ｃｍ２はマクロパルス当たりのピークパワー密度に換算すると１（Ｗ／ｃｍ２）／１０（Ｈｚ）／１５（μｓ）＝６．６ｋＷ／ｃｍ２となる。以後入力パワーとして平均パワー（Ｗ）を用いて説明する、本来はマクロパルス当たりのピーク密度として表記すべきである。
【００１０】
牛歯象牙質平板試料へＭＩＲ−ＦＥＬを照射して実験を行った。波長は象牙質のＰＯ４分子振動モード由来の吸収帯８．８−１０．６μｍの範囲で変化させた。使用したレーザーパラメータを表１に示す。
【００１１】
【表１】
2004049577.tif 000002
【００１２】
照射時間は１００ｓである。スポットの形状は楕円形であり、スポットの大きさは２６０μｍ×３５０μｍで、このスポット面積は２．８６×１０−３ｃｍ２であった。
図２に実験装置の配置図を示す。照射システムは、縮少光学系、偏光子、Ｈｅ−Ｎｅレーザー、放物面ミラー、パワー・メータ、顕微鏡、および試料ステージからなる。ＭＩＲ−ＦＥＬのビーム・サイズは、縮少光学系を用いて、直径約５０ｍｍから約１０ｍｍに縮少した。ＺｎＳｅ偏光子により、平均パワーを２〜３５ｍＷ内で変化させた。平均パワーは照射直前にパワー・メータで測定した。試料は試料ステージに水平に置き、放物面ミラーで集光したビームを照射した。集光ビームの形状はほぼ楕円形であり、半値全幅で、２６０μｍ　×３５０μｍ（誤差〜２０μｍ）であった。
【００１３】
９．７μｍの自由電子レーザー（ＦＥＬ）照射をしたときの象牙質表面の構造変化を図３に図面に変わる写真で示す。写真は走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ：Ｈｉｔａｃｈｉ，　Ｌｔｄ．，　Ｊａｐａｎ，　Ｓ−４２００）によって測定した。ＳＥＭ像の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）は、それぞれ平均パワー３ｍＷ、６ｍＷ、１１ｍＷ，１６ｍＷ、３３ｍＷにおけるものである。像の拡大率は３００倍。白の矢印は同一方向を示す。ＳＥＭ像を見ると、平均パワーの増大に伴いクレーターの深さと直径が深く、大きくなることがわかる。クレーターの周辺部分及び／またはクレーター中心部に、多孔質のひび割れ状の構造や溶融したバブル状の構造が認められる。
図３の（ｆ）は切削の空間プロファイルを示している。図３の（ｆ）の横軸は位置（μｍ）を示し、縦軸は切削の深さ（μｍ）を示している。１６ｍＷ照射の空間プロファイルのデータが、中心部付近で消失しているのは、検出限界が原因である。表面形状は表面プロフィル装置（ＵＬＶＡＣ，　Ｊａｐａｎ，　ＤＥＫＴＡＫ３）で測定した。測定精度は１ｎｍであった。前述したように、平均パワーの増大と共に切削深さも増大する。切削深さは、（ａ）が１．８５μｍ、（ｂ）が１４．５μｍ、（ｃ）が３２．８μｍ、（ｄ）が４０μｍ未満、（ｅ）が４４μｍであった。ここでは、切削深さを象牙質表面から最深部までの距離として定義した。
【００１４】
次に本発明者らは、牛歯歯頸部象牙質を用いて象牙質の耐酸性向上に関する検討を中赤外自由電子レーザー（ＭＩＲ‐ＦＥＬ）を用いて行った。象牙質は　７０％のハイドロキシアパタイト（Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２：ＨＡｐ）、１２％の水、１８％の有機物から構成されており、象牙細管等の複雑な構造を有している。象牙質の耐酸性向上には、（１）硬組織であるＨＡｐの結晶性の向上、（２）不純物（水、有機物）の除去、（３）象牙細管の密閉等が同時に要求される。
低侵襲治療には象牙質の除去量を最小限に抑えることが重要となる。中赤外光照射による象牙質表面改質の最適パラメータ領域を定量化する為に、本発明者らは、ＨＡｐのＰＯ４伸縮振動モード由来の吸収帯領域（８．８−１０．６μｍ）において、波長・平均パワーをパラメータとして牛歯象牙質照射実験を行った。このときの照射時間は１００秒であった。象牙質の表面改質は（１）切削深さ、（２）中赤外吸収スペクトル、（３）元素組成から評価した。照射後の切削深さを表面粗さ計で測定し、最大切削深さが３μｍ以下の場合を１Ａと分類し、３−１０μｍ以下を１Ｂと分類し、１０μｍ以上となる場合を１Ｃと分類し、３つの領域に分類した。次に、フーリエ変換型赤外吸収スペクトル測定装置（ＦＴ‐ＩＲ）で測定した照射後の象牙質の吸収スペクトルから、最大吸収波長の９．７μｍ付近から９．０μｍ付近へのシフトが観測された。合成ＨＡｐの吸収ピーク波長は９．０μｍ近傍であり、この波長のシフトは象牙質のＨＡｐ化、即ち結晶性の向上を示唆するものである。吸収ピークシフトの有無により、シフトが無い場合を２Ａと分類し、シフトが有る場合を２Ｂと分類した。さらに、象牙質はＨＡｐ、エナメル質に比べて多くのリンを含んでいる為、表面改質には元素組成の制御つまりリンの選択的な除去を行う必要がある。ここでは、元素組成をＣａに対するＰの元素比（Ｐ／Ｃａ比）として定義した。Ｐ／Ｃａ比は象牙質では０．６５８±０．０２、エナメル質では０．５８３±０．０２、合成ＨＡｐでは０．５４９±０．０２であった。Ｐ／Ｃａ比において０．５８３以下を３Ａと分類し、０．５８３以上を３Ｂと分類した。
【００１５】
レーザー照射後の切削の深さについての実験結果を図４に示す。図４の（ａ）は、照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ以上の場合を示し、図４の（ｂ）は照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ未満の場合を示している。図４の横軸は平均パワー（ｍＷ）および平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、縦軸は切削の深さ（μｍ）を示す。薄色の矢印は測定限界の上限および下限を示す。切削の程度を１Ａ（０−３μｍ）、１Ｂ（３−１０μｍ）、１Ｃ（１０μｍ以上）に分類した。図４（ａ）と図４（ｂ）には、それぞれ照射波長領域λ≧λｄｅｎおよびλ＜λｄｅｎにおける、切削深さと平均パワー（平均パワー密度）との相関が示されている。λ≧λｄｅｎではλｄｅｎの近辺で、平均パワーの低い領域（５ｍＷ以下）でも、かなりの切削量が認められたが、平均パワーの高い領域（２０ｍＷ以上）では、λｄｅｎ近辺の切削深さはわずかに減少した。λ＜λｄｅｎで平均パワーを増した場合には、実験した照射波長範囲ではいずれも切削深さが増大した。既述したように、切削の程度をおおむね三つのグループに分類した。つまり、（１）１Ａ（わずかな切削）、（２）１Ｂ（中程度の切削）および、（３）１Ｃ（顕著な切削）である。１Ａから１Ｃグループに対応するレーザーパラメータはそれぞれ次のようになる。（１）１０．６μｍおよび１０．３μｍでは、平均パワーが１０ｍＷ未満、１０．０μｍ以下では、平均パワーが５ｍＷ未満；（２）１０．６μｍでは平均パワーが１０ｍＷ〜１５ｍＷ、１０．３μｍでは、平均パワーが約１０ｍＷ、１０．０μｍでは平均パワーが５ｍＷ〜１０ｍＷ、９．８μｍおよび９．７μｍでは平均パワーが５ｍＷ〜７−８ｍＷ、９．５μｍ以下では平均パワーが５ｍＷ〜１０ｍＷ；（３）１０．６μｍでは平均パワーが１５ｍＷ以上、１０．３μｍおよび１０．０μｍでは平均パワーが１０ｍＷ以上、９．７μｍおよび９．８μｍで平均パワーが７−８ｍＷ以上、９．５μｍ以下では平均パワーが１０ｍＷ以上。このように、切削の程度は波長及び／または平均パワーに強く依存することがわかった。
【００１６】
次に中赤外（ＭＩＲ）の吸収スペクトルを検討した。レーザー照射前後のＭＩＲ吸収スペクトルをＦＴ−ＩＲ（Ｈｏｒｉｂａ．　Ｊａｐａｎ，ＦＴ−５２０）で測定した。ＦＴ−ＩＲの測定範囲は３〜１４μｍ、分解能は０．０１μｍ未満であった。
９．７μｍのＦＥＬ照射をしたときの象牙質の吸収スペクトルを平均パワーごとに示す（図５）。図５の横軸は波長（μｍ）を示し、縦軸は吸光度（ａ．ｕ．）を示す。各曲線はそれぞれ３ｍＷ、６ｍＷ、１１ｍＷ、１６ｍＷ、２２ｍＷ、３３ｍＷ、および未照射（斜線入り白線）の場合を示す。
平均パワーを増加するにつれて吸光度は長波長側から徐々に低下し、その結果、最大吸収波長は短波長側にシフトする。平均パワーが低い領域（１１ｍＷ以下）ではスペクトル幅が狭くなり、平均パワーが高い領域（１６ｍＷ以上）ではスペクトル幅は広くなる。低パワー領域での吸収スペクトルはＨＡｐのものとほとんど同じである。すなわち、最大吸収波長のシフトは、象牙質の表面が改質されてＨＡｐ状の物質になったことを示す。高パワー領域では、吸光度が全体的に減少しており、ＰＯ４振動モード成分が象牙質表面から消失したことを示唆している。また、水および有機物による６．０−７．０μｍの弱い吸収帯は、最大吸収波長のシフトにともなって完全に消失した。
図６には、照射後象牙質の最大吸収波長に対する平均パワーおよび照射波長依存症を示す。図６の（ａ）は、照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ以上の場合を示し、図６の（ｂ）は照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ未満の場合を示している。図６の横軸は平均パワー（ｍＷ）および平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、縦軸は最大吸収波長（μｍ）を示す。９．８μｍ（図６（ａ）の黒ひし形を付した線）および１０．０μｍ（図６（ａ）の灰色三角を付した線）を除くいずれの場合にも、図５に示した結果と同様に、平均パワーの増大につれて最大吸収波長は、ヒドロキシアパタイトの最大吸収波長λＨＡｐ＝９．０μｍへシフトした。特に、照射波長λｄｅｎまたはλＨＡｐ付近では、比較的低いパワー領域においても有意のシフトが観察された。これらの照射波長領域を、それぞれ（１）λｄｅｎ付近を２Ａと分類し、および（２）λＨＡｐ付近を２Ｂと分類した。２Ａ領域および２Ｂ領域のレーザーパラメータは、それぞれ、（１）１０．６μｍでは平均パワーが１０ｍＷ未満、１０．３μｍ以下では平均パワーが５ｍＷ未満；（２）１０．６μｍでは平均パワーが１０ｍＷ以上、１０．３μｍ以下では平均パワーが６−８ｍＷ以上である。
このように、象牙質の表面改質（スペクトル変化）は主に２Ｂパラメータ領域で起こることがわかった。ＰＯ４振動モード由来の強い吸収帯は、図５で説明したように、高パワー領域（１５ｍＷ以上）では消失してしまう。
【００１７】
次に、歯の組織における元素組成を検討した。元素組成はエネルギー分散式Ｘ線スペクトロメーター（Ｈｏｒｉｂａ，Ｊａｐａｎ、ＥＭＡＸ−５７７０）で測定した。エネルギー分解能は１４４ｅＶ以下であり、ＰのＣａに対する組成比で表わされる。未照射の象牙質、エナメル質、ＨＡｐのＰ／Ｃａ比は、それぞれ０．６５８±０．０２，０．５８３±０．０２，０．５４９±０．０２である。象牙質は比較的多くのＰ核種を含む。これは象牙質の吸収スペクトル幅がエナメル質のＨＡｐと比較して広いことと一致している。
元素組成の実験結果を図７に示す。図７には、Ｐ／Ｃａ比に対する平均パワーおよび照射波長依存性を示す。図７の（ａ）は、照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ以上の場合を示し、図７の（ｂ）は照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ未満の場合を示している。図７の横軸は平均パワー（ｍＷ）および平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、縦軸はＰ／Ｃａ比を示す。薄色の矢印は測定限界の下限を示すものである。Ｐ／Ｃａ比を次の二つの領域に分類する。すなわち、（１）３Ａ（エナメル質からＨＡｐ）と、（２）３Ｂ（象牙質からエナメル質）である。３Ａおよび３Ｂ領域のレーザーパラメータは次のとおりである：（１）１０．６μｍでは平均パワーが１５ｍＷ以上、９．７−１０．３μｍでは平均パワーが７ｍＷ以上、９．５μｍ以下では平均パワーが１０ｍＷ以上；（２）１０．６μｍでは平均パワーが１５ｍＷ未満、９．７−１０．３μｍでは平均パワーが７ｍＷ未満、９．５μｍ以下では平均パワーが１０ｍＷ未満である。
これらの結果からＰ／Ｃａ比が平均パワーおよび照射波長に依仔することが示された。いずれの場合にも、低平均パワー領域（１０ｍＷ以下）においては平均パワーが増すとＰ／Ｃａ比は急激に減少するが、高平均パワー領域（２０ｍＷ以上）ではＰ／Ｃａ比は平均パワーによらず一定である。これは、低パワー領域ではＰ核種が優先的に除去され、高パワー領域ではすべての物質が象牙質から除去されることを示す。また、約２５ｍＷを超える高平均パワー領域ではＰ／Ｃａ比を計測することができなかったが、これはＰ核種が象牙質の表面層から顕著に除去されたことによると考えられる。
【００１８】
このようにして、照射の波長・平均パワーによる表面改質の程度をマクロ的に検討し、次のグループに分類した：（１）切削深さ（１Ａ−１Ｃ）、（２）ＭＩＲ吸収スペクトル（２Ａ，２Ｂ）、（３）元素組成（３Ａ、３Ｂ）。各グループに属する被照射象牙質は、それぞれ物理的・化学的性質が異なっている。
象牙質はエナメル質にくらべて、加熱や切削などのレーザーによる影響を受けやすい。これは象牙質に有機物や水が多く含まれているためである。さらに、ＭＩＲ領域のレーザー光は、生体組織に吸収されやすいために、熱源として作用する。そのため、対象物位に選択的に反応を起こさせるのに必要なレーザーのパラメータを定量的かつ定性的に探索することが非常に重要である。
【００１９】
図８に、平均パワー（２−３５ｍＷ）／波長（８．８−１０．６μｍ）のパラメータに対する実験結果のまとめを示す。図８の横軸は、平均パワー（ｍＷ）、平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、図８の縦軸は照射波長（μｍ）を示す。矢印は象牙質における最大吸収波長λｄｅｎおよびヒドロキシアパタイトの最大吸収波長λＨＡｐを示す。楕円は象牙質の切削を最小限に抑えた上で、、効果的に表面改質できるパラメーター領域を示す。
これらの結果から次のことがわかった。（１）象牙質表面は強吸収領域のレーザー波長、特にλｄｅｎ、の付近で顕著に表面改質される。表面改質とは、照射部位の構造上、吸収スペクトル上、元素組成上の変化を指している。長波長側（１０．３μｍ以上）では、吸収係数が低いために、レーザーによる改質は十分に行われない。以前に行ったＣＯ２レーザーによるエナメル質の耐酸性付与実験においても、λｄｅｎ付近の照射波長によって、う蝕に対する物理的・化学的性質が効果的に改善された。象牙質切削量を抑えて、表面の物理・化学的性質を変化させるためには、まず第一には、レーザーの波長と平均パワー密度とを、図８の大きな楕円（９．４−１０．３μｍおよび１０−２０Ｗ／ｃｍ２）の範囲に設定することが好ましい。この範囲では、図５および図７に示したように、Ｐ核種は象牙質表面から選択的に除去される。これは、以前に報告した照射象牙質からアブレーションされイオンの質量スペクトルが示した観測結果と、おおむね合致していた。さらに、同様のレーザー条件において、照射後の象牙質の再結晶化が明確に認められた。（２）第二にはレーザーの波長と平均パワー密度とを、図８の小さな楕円（８．８−９．４μｍおよび１０−１５Ｗ／ｃｍ２）の範囲に設定するのが好ましい。この範囲では、Ｐ／Ｃａ比は３Ｂパラメータ領域（象牙質−エナメル質領域）に入っているが、最大吸収波長のシフトが観測された。（３）図４（ａ）で説明したように、λｄｅｎ付近においては、高平均パワー照射において切削深さが減少する。λｄｅｎ付近においては、レーザー照射中に吸収波長がλｄｅｎからλＨＡｐへと急速にシフトする。これは、レーザーのエネルギーが時間と共に象牙質中に吸収されなくなることを示唆している。前述したように、顕著な切削には必ず波長シフトが伴う。したがって、硬組織を効果的に切削するのに最適と思われる波長は、高結合エネルギーのＰＯ４振動モード由来のλＨＡｐ付近、９．０μｍ付近である。
【００２０】
これらの実験では、入力のパラメータとして平均パワーを用いた。表面改質はマイクロ秒オーダーの時間スケールで起こる。したがって、レーザーパワーとしては、通常用いられる１秒間当たりの平均パワーではなく、マクロパルス当たりのピークパワーとして考えなくてはならない。マクロパルスのパルス幅は約１５μｓであるから、マクロパルス当たりのピークパワー密度数百ｋＷ〜数ＭＷ／ｃｍ２のオーダーとなる。
【００２１】
次に、本発明者らは、図１２の丸印で示したレーザーパラメータ下におけるレーザー誘起音と象牙質表面改質の相関性について調べた。具体的には、レーザー誘起音強度、吸収ピーク波長のシフト、切削の深さの時間的変化を測定・比較し、レーザー誘起音による象牙質表面改質のモニタリングの可能性について検討を行った。
【００２２】
牛歯歯頸部から切り出した面積約５ｍｍ×５ｍｍ、厚さ約１ｍｍの板状の象牙質をサンプルとして用いた。表面粗さによる光の散乱の影響を抑える為、サンプル表面の粗さを１μｍ以下にまで研磨した。ＭＩＲ−ＦＥＬ発振装置から供給されるＦＥＬ光を放物面鏡により集光し、集光スポットサイズは２６０μｍ×３５０μｍ（半値全幅）であった。照射波長（９．０、９．３、９．６、１０．３、１０．６μｍ）、照射時間（０．２、０．５、１、２、３、５、１０ｓｅｃ）、平均パワー密度（７、１４、２８、４２Ｗ／ｃｍ２）を照射パラメータとして変化させた。可聴域コンデンサマイクロフォン（測定可能範囲：０．０１−２０ｋＨｚ、指向性無し）を照射位置から約３ｃｍ離れた場所に設置した。照射パラメータ間の感度を一定に保つ為に、実験中はマイクロフォンの位置、データ取得に関するセットアップを固定した。そして、音響信号解析ソフト（Ｓｏｕｎｄ　Ｆｏｒｇｅ）を用いて音響信号を時間波形として計算機に転送、保管した。
【００２３】
使用したＭＩＲ−ＦＥＬのパルス構造は、ミクロパルスとマクロパルスから成る二重パルス構造を有している。最小パルスはパルス幅約５ｐｓのミクロパルスであり、パルス間隔は４４．８ｎｓである。マクロパルスとは約３３０個のミクロパルス群を指し、パルス幅は約１５μｓ、パルス間隔は０．１ｓである。象牙質とレーザー光との相互作用の熱緩和過程を考慮すると、マクロパルス中のミクロパルス群は連続波として見なすことができ、照射効果はミクロパルス群の熱蓄積効果によって引き起こされる。即ち、パワー密度としては１秒間当たりのエネルギー密度（Ｊ　／　ｃｍ２　／　ｓ）ではなく、マクロパルス当たりのエネルギー密度（Ｊ　／　ｃｍ２　／　ｍａｃｒｏｐｕｌｓｅ）として考えるべきである。また、マクロパルス間での熱蓄積効果はなく、誘起される相互作用は１マクロパルス毎の積算となる。
【００２４】
照射波長９．０μｍ、９．６μｍ、１０．６μｍにおけるレーザー誘起音強度の時間的変化（０−　１０ｓ）を図９に示す。図９の横軸は照射時間（秒）を示し、縦軸は誘起音強度（ａ．ｕ．）を示す。図９の（ａ）は照射波長９．０μｍの場合を示し、図９（ｂ）は照射波長９．６μｍの場合を示し、図９の（ｃ）は照射波長１０．６μｍの場合を示す。丸印を付した線は、平均パワー密度が４２Ｗ／ｃｍ２を示し、四角印を付した線は、平均パワー密度が２８Ｗ／ｃｍ２を示し、三角印を付した線は、平均パワー密度が１４Ｗ／ｃｍ２を示し、バツ印を付した線は、平均パワー密度が７Ｗ／ｃｍ２を示す。マイクロフォンの絶対較正を行っていない為、観測される誘起音強度を絶対値として評価することはできないが、各照射パラメータ間の相対的な変化として定量的に比較できる。これら、観測結果を（１）時間変化、（２）波長依存性、（３）パワー依存性という観点から説明する。
【００２５】
時間変化としては、レーザー誘起音強度は照射時間と共に単調に減衰し、数秒後には一定となった（図９参照）。また、照射直後から一定値を取る場合も観測され、９．０μｍ・７Ｗ／ｃｍ２、１０．６μｍ・７−１４Ｗ／ｃｍ２では信号強度は０．０３−０．０４程度であったが、この信号レベルはノイズレベルとみなされる。
波長依存性では、照射波長が象牙質の吸収ピーク波長９．７μｍに近づくにつれて、誘起音強度は大きくなるという傾向が全ての照射時間領域において観測された。また、パワー依存性では、照射平均パワー密度の増加に伴い、誘起音強度もそれに応じて大きくなった。レーザー誘起音強度が照射時間と共に変化に伴って変化することは注目すべきことであった。
【００２６】
次に、照射波長９．０μｍ、照射時間ｔ＝０．５、３、５秒における照射後の象牙質表面の空間プロファイルを図１０に示す。図１０の横軸は位置（μｍ）を示し、縦軸は切削の深さ（μｍ）を示す。図１０の（ａ）は照射時間が０．５秒の場合を示し、図１０の（ｂ）は照射時間が３秒の場合を示し、図１０の（ｃ）は照射時間が５秒の場合を示す。黒い実線は平均パワー密度が４２Ｗ／ｃｍ２を示し、黒い破線は、平均パワー密度が２８Ｗ／ｃｍ２を示し、灰色の破線は、平均パワー密度が１４Ｗ／ｃｍ２を示し、細い実線は、平均パワー密度が７Ｗ／ｃｍ２を示す。空間プロファイルは表面粗さ計（ＵＬＶＡＣ、ＤＥＫＴＡＫ３）を用いて測定精度１ｎｍで測定した。切削の深さは、サンプル表面から照射痕の最深部までの距離として定義した。各照射パラメータに対する切削の深さの平均パワー密度依存性および時間変化について説明する。平均パワー密度の増加に伴い、切削の深さは増大するが、低平均パワー密度領域（７Ｗ／ｃｍ２）では、象牙質表面に形態的変化は観測されなかった。これにより、照射波長９．０μｍでは象牙質の切削の閾値は７−１４Ｗ／ｃｍ２間にあることが分かった。各照射パワー密度における時間ｔ＝０．５、３、５　秒の切削深さ（（μｍ）で表示）はそれぞれ次のようになった。７Ｗ／ｃｍ２（０．０２、０．０２、０．０２）、１４Ｗ／ｃｍ２（２．６７、６．４２、４．７）、２８　Ｗ／ｃｍ２（１８．４、３１．４、３２．３）、４２Ｗ／ｃｍ２（２６．３、４８．７、５７．１）。このように、切削の深さには顕著な照射時間依存性があり、特に誘起音の時間領域１（減衰フェーズ）では効果的に象牙質の切削が起こる一方、時間領域２（一定フェーズ）においては切削効果がほとんどないことが明らかとなった。
【００２７】
次に、照射波長９．０μｍ、照射時間ｔ＝０．５、３、５秒における照射後の象牙質の中赤外吸収スペクトルを図１１に示す。図１１の横軸は波長（μｍ）を示し、縦軸は吸光度（ａ．ｕ．）を示す。図１１の（ａ）は、照射時間が０．５秒の場合を示し、図１１の（ｂ）は、照射時間が３秒の場合を示し、図１１の（ｃ）は照射時間が５秒の場合を示す。太い黒い実線は平均パワー密度が４２Ｗ／ｃｍ２を示し、太い黒灰色線は、平均パワー密度が２８Ｗ／ｃｍ２を示し、灰色の線は、平均パワー密度が１４Ｗ／ｃｍ２を示し、細い実線は、平均パワー密度が７Ｗ／ｃｍ２を示す。灰色の細線は未照射の場合を示す。中赤外吸収スペクトルは、ＦＴ−ＩＲ装置（ＨＯＲＩＢＡ、ＦＴ　−　５２０）の顕微反射法を用いて測定し、測定波長範囲は３−１４μｍ、波長分解能は０．０１μｍであった。顕微反射法から得られる吸光度は、サンプル表面の反射率と象牙質の吸収特性の両者に依存する為、吸光度の絶対値に関する評価はできない。非照射象牙質の中赤外吸収スペクトルには、９．７μｍ、９．０μｍに２つの振動モード成分が存在し、ダブルピークを形成する（図１１参照）。同様に、照射後のスペクトルも９．０、９．３、９．７μｍのいずれかに吸収ピークを持つダブルピークのスペクトルとなる。その為、９．３μｍ或いは９．７μｍに対する９．０μｍの吸光度比ＲＡはスペクトル変化を示す指標として扱うことができる。照射前はＲＡ＜１であり、ＲＡ≧１となる。即ち、ＲＡ≧１は吸収ピーク波長が９．０μｍ近傍にシフトしたことを意味する。ここで、ＲＡ＝１を中赤外吸収スペクトルから見た表面改質の閾値としてみなす。
【００２８】
次に（１）低パワー密度領域（７　Ｗ／ｃｍ２）、（２）中パワー密度領域（１４、２８　Ｗ／ｃｍ２）、（３）高パワー密度領域（４２Ｗ／ｃｍ２）に分類し、吸収スペクトルの時間変化についてそれぞれ述べる。（１）ｔ＝０．５ｓでは、吸収スペクトルには変化が観測されず、非照射象牙質のスペクトルとほぼ同じであった。ｔ＝３ｓ及び５ｓでは、９．７μｍ付近の吸収ピークがわずかに短波長側にシフトしており、９．１μｍ付近に新たな吸収ピークが現れた。この時、ＲＡは０．４１８（ｔ＝０．５ｓ）、０．６５４（ｔ＝３ｓ）、０．７４３（ｔ＝５ｓ）と１以下であり、表面改質の閾値以下であった。（２）ｔ＝０．５ｓでは、９．７μｍ付近の吸収ピークが消失し、９．４μｍ付近に新たな吸収ピークが出現した。ｔ＝３ｓ及び５ｓでは、吸収ピーク波長の９．０μｍへの波長シフトが観測された。１４Ｗ／ｃｍ２ではＲＡ＝０．９１８（ｔ＝０．５ｓ）、１．１５（ｔ＝３ｓ）、１．２６（ｔ＝５ｓ）、２８Ｗ／ｃｍ２ではＲＡ＝０．８７７（ｔ＝０．５ｓ）、１．６０（ｔ＝３ｓ）、１．６１（ｔ＝５ｓ）となり、０．５−３ｓ間においてＲＡの変化、波長シフトが観測される一方、３−５ｓ間では顕著なスペクトルの変化は観測されなかった。（３）照射時間に関わらず、照射後の吸収ピーク波長は９．０μｍ付近であった。ＲＡはそれぞれ１．５４（ｔ＝０．５ｓ）、１．４２（ｔ＝３ｓ）、１．２４（ｔ＝５ｓ）と表面改質の閾値を超えており、高平均パワー密度では吸収ピークシフトの照射時間依存性は観測されなかった。（１）−（３）により、照射パワー密度によって吸収ピーク波長のシフトには異なる照射時間依存性があることが分かった。
【００２９】
以上の考察では、象牙質の切削・表面改質（吸収ピーク波長のシフト）とレーザー誘起音強度との相関性を、象牙質表面改質の最適レーザーパラメータ領域に含まれる照射波長（９．０μｍ、９．６μｍ）、平均パワー密度１４Ｗ／ｃｍ２における観測データを主に用いて検討した。
次に、本実験で使用した照射パラメータを、発生したレーザー誘起音の最大強度Ｉｍａｘによって次の４つのグループに分類する（図１２参照））。図１２は図８に衝撃音の観測結果として４Ａ〜４Ｄの分類を新たに付加したものである。図１２で使用している（４Ａ）はＩｍａｘ＜０．０５、（４Ｂ）は０．０５＜Ｉｍａｘ＜０．１、（４Ｃ）は０．１＜Ｉｍａｘ＜０．５、（４Ｄ）はＩｍａｘ＞０．５である。前述してきたように、誘起音強度は象牙質の吸収特性、照射平均パワー密度に応じて変化する。つまり、レーザー誘起音強度は象牙質に吸収されたレーザーエネルギーに強く依存する。吸収エネルギーはレーザー生体相互作用を支配するパラメータの１つである為、レーザー誘起音強度からレーザー生体相互作用の種類・程度を推定することが可能となる。象牙質表面改質の最適波長領域内（図１２の楕円内及びその近傍）の９．６μｍを例として考えると、レーザー誘起音強度の領域４Ａ−４Ｂ、４Ｃ、４Ｄはそれぞれ１Ａ／２Ａ／３Ｂ（変化なし）、１Ｂ／２Ｂ／３Ａ（吸収ピーク波長シフト＝象牙質のＨＡｐ化）、１Ｃ／２Ｂ／３Ａ（切削）の相互作用領域に相当する。したがって、音響信号レベルにより治療中に相互作用の種類やその程度をリアルタイムモニタリングできる。
【００３０】
次に、照射平均パワー密度１４Ｗ／ｃｍ２における照射波長９．０μｍ、９．６μｍのレーザー誘起音強度、切削深さ、吸収ピーク比の時間変化を図１３に示す。図１３の横軸は時間（秒）を示し、縦軸は誘起音強度（ａ．ｕ．）を示す。図１３の（ａ）は照射波長９．０μｍの場合を示し、図１３の（ｂ）は照射波長９．６μｍの場合を示す。丸印を付した線は、誘起音強度を示し、四角印を付した線は、切削の深度を示し、三角印を付した線は、吸収ピーク比を示す。すでに述べたように、誘起音強度は両照射波長共に数秒後で一定値を取る。切削深さ、吸収ピーク比共に、誘起音の時間領域１（減衰フェーズ）では明らかに変化しているにも関わらず、時間領域２（一定フェーズ）では顕著な変化が観測されなかった。これは、時間領域２では象牙質の吸収特性の変化（吸収ピーク波長シフト）に伴いレーザーが効率的に象牙質に吸収されず、所望の相互作用がそれ以上誘起されないことを意味している。したがって、誘起音強度の時間推移から、所望の相互作用の終了をモニタリングできる。
以上のように、レーザー誘起音強度から相互作用の種類・程度が、その時間推移から相互作用の終了をリアルタイムモニタリングできる可能性を示した。前者はレーザー治療における過照射・誤照射の回避、後者は治療行為のエンドポイントの決定に繋がる。
【００３１】
レーザー誘起音と象牙質の表面改質・切削との相関性を調べる為に、中赤外ＦＥＬを用いて、レーザー誘起音強度及び象牙質の切削深さ・吸収ピーク波長シフトを測定した。これらの観測結果より、次のことが明らかとなった。（１）レーザー誘起音はレーザー照射直後から発生し、単調的に減衰し、数秒後には一定値となった。誘起音が変化している時間領域では、象牙質のスペクトル変化（表面改質）や切削といった相互作用が頻繁に起こる一方、誘起音が一定な時間領域では顕著な相互作用は観測されなかった。（２）表面改質の最適照射波長である９．０μｍ、９．６μｍでは、誘起音強度の信号レベルが相互作用の種類・程度（変化なし、表面改質、切削等）に依存する傾向が見られた。（１）よりレーザー治療のエンドポイントの決定、（２）より過照射・誤照射の回避、に関する情報を照射中にリアルタイムで得ることができる。このように、低侵襲治療技術の一手法としてレーザー誘起音によるリアルタイムモニタリング手法の可能性・有効性を明らかにした。本発明で用いた照射波長は現在治療用レーザーとして用いられている炭酸ガスレーザーの発振帯域とほぼ一致しており、この技術を応用したレーザー歯科治療照射装置の開発が可能となる。
【００３２】
以上で説明してきたように、本発明ではレーザーによる歯科治療・予防におけるレーザーの波長、平均パワー密度、及び衝撃音についての相関を検討し、これらの間に極めて有用な相関があることを見出した。これらの結果をまとめると次のようになる。
１．虫歯の予防
本発明は、レーザーの照射により、象牙質の表面改質ができ、耐酸性・機械強度の向上が計られるが、このためにレーザーパラメーターを最適化し、かつ象牙質の切削量を最小限にした象牙質の表面改質を目的にしている。そして、本発明は、レーザーを対象に効率よく吸収させるために、つまり、熱効果を有効に利用するために、照射レーザーの波長には対象物質の吸収ピーク波長（象牙質の吸収ピーク波長：９．７μｍ近傍）を用いること、切削量を最小限に抑えるために、照射ピークパワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を高精度に制御し、数百ｋＷ／ｃｍ２程度（これを低強度パワー照射と呼ぶ）にすることを特徴とするものである。
２．虫歯の治療。う蝕部の切除。
本発明は、う蝕部の高効率な切削、つまり、機械的（衝撃的）効果を有効に利用することを目的している。そして、本発明は虫歯の治療、う蝕部の効率的な切削のために、比較的高強度パワー密度照射（数ＭＷ／ｃｍ２以上）を用いること、照射後の歯質硬組織の最大吸収波長は９．０μｍ近傍に必ず変化することから、照射レーザーの波長を９．０μｍ近傍に設定しておけば常にレーザー光は硬組織内に吸収され、熱、熱応力に変換し、対象部位を効率的かつ選択的に切削できることを特徴とするものである。
【００３３】
また、本発明は、レーザーによる歯科の治療・予防において、その場でのモニタリング手法としてレーザー誘起衝撃音の検出を提供するものである。
本発明は、レーザー誘起衝撃音はレーザーの吸収、温度上昇、熱膨張に伴って圧力波としてレーザー照射中に発生し、その強度は照射部位の吸収特性を反映するものであることを明らかにし、本発明はこれによるレーザーの過照射や誤照射を回避する手段を提供するものである。
１．過照射の回避（レーザー照射のエンドポイント決定）。
虫歯の予防及び虫歯の治療のいづれの場合も、前記してきた本発明の手法によりレーザー照射の波長などの条件を最適化することができ、効率良くレーザーと生体との相互作用を対象部位に起こすことができる。つまり、治療・予防中は衝撃音の強度は強いが、改質による最大吸収波長のシフト（虫歯予防の場合）や蒸散による硬組織の切削（虫歯治療の場合）によって、衝撃音信号の強度は次第に低下し、ついには一定値になることを本発明が初めて明らかにし、一定な音響信号は相互作用が非効率になったことを意味しており、それ以上は熱損傷につながる恐れがでてくることから、音響信号が一定値を取る時間を治療・予防のエンドポイントとすれば過照射を回避でき、本発明はこのための手法を提供するものである。
２．誤照射の回避。
誤照射の部位として最も考えられる部位は、口中の軟組織である。レーザーの照射による衝撃音の強度は照射部位の物質の吸収特性を反映し、本発明で使用する９．０−９．７μｍ近傍の吸収係数は、硬組織と軟組織では大きく異なり、硬組織が圧倒的に大きい。つまり、硬組織切除・改質用の本発明のレーザーのパラメータ下では、軟組織の場合、発生する音は極めて小さく、レーザー照射直後に衝撃音が検出されない場合、それは軟組織への照射、つまり、誤照射をしたことがわかる。したがって、この場合、速やかにレーザーを遮断することによって誤照射を回避できる。本発明はこのための手法を提供するものである。
【００３４】
以上のような本発明の手法をまとめたのが図１４である。図１４は本発明による歯科治療・予防をフロチャートにまとめたものである。
虫歯の予防（象牙質の表面改質）のためには９．７μｍ近傍の波長のレーザーを使用し、これを目的の部位に照射する。照射開始時に、レーザー誘起衝撃音の音響強度（Ｐａ）を検出し、これが小さい場合には、誤照射であることからレーザーの照射を中止する。また、Ｐａが大きい場合には照射を継続し、Ｐａが変化している間はレーザーの照射を継続する。Ｐａが変化せず一定値になったら、改質が完了したのであるから、レーザーの照射を中止する。これで、目的部位における虫歯の予防（象牙質の表面改質）が完了したことになる。
虫歯の治療（う蝕部の切削）のためには、９．０μｍ近傍の波長のレーザーを使用し、これを目的の部位に照射する。照射開始時に、レーザー誘起衝撃音の音響強度（Ｐａ）を検出し、これが小さい場合には、誤照射であることからレーザーの照射を中止する。また、Ｐａが大きい場合には照射を継続する。レーザーの照射によりう蝕部の吸収ピーク波長が９．７μｍ近傍から９．０μｍ近傍にシフトする。このシフトにより効率的な切削が可能となる。そして、Ｐａが変化している間はレーザーの照射を継続する。Ｐａが変化せず一定値になったら、切削が完了したのであるから、レーザーの照射を中止する。これで、目的部位における虫歯の治療（う蝕部の切削）が完了したことになる。
【００３５】
即ち、本発明はレーザーの波長及び照射強度をパラメータとした新規の歯の治療・予防方法を提供するものである。より詳細には、本発明は、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射のレーザー光を患部に照射することからなるレーザーによる虫歯の治療方法、及び歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射のレーザー光を患部に照射することからなるレーザーによる虫歯の予防方法を提供するものである。
また、本発明は、レーザー誘起衝撃音を検知することによるレーザーによる歯の治療・予防方法におけるレーザーの誤照射及び過照射を回避する方法を提供するものである。より詳細には、本発明は、レーザーによる歯の治療・予防方法において、患部へのレーザー光の照射による衝撃音の変化によりレーザー光の照射部位及び／又はレーザー光の照射時間を判定するためのレーザー光の照射部位における衝撃音を検出し、レーザー光の照射開始時の照射部位における衝撃音が小さい場合には、レーザー光の照射が中止されることからなるレーザーの誤照射を回避する方法、及びレーザー光の照射時の照射部位における衝撃音が一定になった場合には、レーザー光の照射が中止されることからなるレーザーの過照射を回避する方法を提供するものである。
【００３６】
さらに、本発明は、前記してきた歯科治療・予防のための治療・予防装置を提供するものである。本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置は、レーザー源及びレーザー照射部、並びにレーザー光の波長の選択部、及び／又はレーザー光の照射強度の調整部を有するものである。さらに、レーザー光の照射部位におけるレーザー誘起衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置としてレーザー誘起衝撃音の検知部、及び音響強度測定部を有するものが挙げられる。
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置のレーザー源としては、９．０μｍ近傍及び９．７μｍ近傍の波長のレーザーを出力できるものであれば特に制限はない。レーザー源としては、各々の波長について１個又は２個以上のレーザー源を有していても良いし、ひとつのレーザー源で波長を変換できるようにしていてもよい。具体的なレーザー源としては、自由電子レーザー、炭酸ガスレーザー、Ｈｅ−Ｎｅレーザーなどが挙げられる。これらのレーザーはパルス状でレーザー光を供給できるものが好ましい。パルスは、ミクロパルスでもあってもよいし、マクロパルスであってもよいし、これらの組み合わせであってもよい。レーザー源で発生したレーザーは、適当な光路を経てレーザー照射部に供給される。
照射されるレーザーの波長は、９．０μｍ近傍又は９．７μｍ近傍であり、ヒドロキシアパタイトの最大吸収波長近傍、又は歯の象牙質の最大吸収波長近傍であればよい。具体的な波長としては、９．０μｍ近傍の波長としては、８．７〜９．３μｍ、即ち９．０μｍ±０．３μｍが好ましく、より詳細には９．０μｍ±０．２μｍ、９．０μｍ±０．１μｍが挙げられる。また、９．７μｍ近傍の波長としては９．４〜１０．０μｍ、即ち９．７μｍ±０．３μｍが好ましく、より詳細には９．７μｍ±０．２μｍ、９．７μｍ±０．１μｍが挙げられる。本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置のレーザー光の波長の選択部としては、レーザー源から供給されるレーザーを９．０μｍ近傍の波長のレーザーと、９．７μｍ近傍の波長のレーザーを選択できるものであればよい。レーザー源を選択して波長を選択できるものであってもよいし、レーザーの光路において波長を選択できるものであってもよい。
【００３７】
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置のレーザー光の照射強度の調整部としては、高パワー密度照射と低パワー密度照射を調整できるものであればよく、調整手段としては特に制限はない。調整手段としては、レーザーの出力を調整してもよいし、照射部位におけるスポットの大きさ（焦点）を調整することによりパワー密度を調整してもよい。
本発明のレーザー光の照射強度としては、高パワー密度照射として平均パワー密度で１５Ｗ／ｃｍ２以上、好ましくは２０Ｗ／ｃｍ２以上、２５Ｗ／ｃｍ２以上、又は３０Ｗ／ｃｍ２以上であり、低パワー密度照射が平均パワー密度で１５Ｗ／ｃｍ２未満、好ましくは１０Ｗ／ｃｍ２以下、又は７Ｗ／ｃｍ２以下である。本発明ではレーザーの入力のパラメータとして平均パワーを用いた。歯の治療・予防においては、マイクロ秒オーダーの時間内にも起り得ることから、平均パワーについては、通常用いられる１秒間当たりの平均パワーではなく、マクロパルス当たりのピークパワーとして考えるほうが、本発明を実施する上で重要となる。そうすると、マクロパルスのパルス幅はマイクロ秒オーダー、例えば約１５μｓであるから、それによって発生するピークパワー密度はメガワットのオーダーとなる。即ち、パワー密度としては１秒間当たりのエネルギー密度（Ｊ　／　ｃｍ２　／　ｓ）ではなく、マクロパルス当たりのエネルギー密度（Ｊ　／　ｃｍ２／マクロパルス）として考えるべきである。してみれば、本発明の高パワー密度照射としてマクロパルス当たりのパワー密度に換算して示すと、マクロパルスの長さにもよるが数ＭＷ／ｃｍ２以上、数十ＭＷ／ｃｍ２以上、例えば、１ＭＷ／ｃｍ２以上、５ＭＷ／ｃｍ２以上、７ＭＷ／ｃｍ２以上、１０ＭＷ／ｃｍ２以上、又は２０ＭＷ／ｃｍ２以上ということもできる。
また、本発明の低パワー密度照射では、マクロパルス当たりのパワー密度に換算して示すと、数百ｋＷ／ｃｍ２〜数ＭＷ／ｃｍ２程度、例えば、１００ｋＷ／ｃｍ２〜１０ＭＷ／ｃｍ２程度、３００ｋＷ／ｃｍ２〜５ＭＷ／ｃｍ２程度、５００ｋＷ／ｃｍ２〜５ＭＷ／ｃｍ２程度ということもできる。
【００３８】
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置のレーザー照射部としては、目的の部位に正確にレーザーを照射できるものであれば、特に制限はない。固定式のものであっても、可動式のものであってもよい。また、手に持てる小型のものであってもよいが、手によるブレを防止できるようにブレ防止の処置がこうじられているものが好ましい。レーザー照射部には可視光によりレーザー照射位置を表示できる照射位置表示装置が設けられているものであってもよい。
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置のレーザー光の照射部位におけるレーザー誘起衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置としては、レーザー誘起衝撃音の検知部及び音響強度測定部からなるものが好ましい。
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置のレーザー誘起衝撃音の検知部としては、レーザー誘起衝撃音を検知できるものであればよく、可聴域、超音波域であってもよい。例えば、可聴域マイクロフォン（測定可能範囲：０．０１−２０ｋＨｚ）や、３０ｋ〜１００ＭＨｚ程度の超音波を検知できるものであってもよい。本発明のレーザー誘起衝撃音の検知部は、照射位置からのレーザー誘起衝撃音を検知できる任意の位置に設置することができるが、例えばレーザー照射位置から１〜１５ｃｍ、１〜１０ｃｍ、１〜５ｃｍの範囲の任意の位置に設置することができる。本発明のレーザー誘起衝撃音の検知部は、例えば、レーザー照射部の中に組み込まれたものであってもよい。
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置の音響強度測定部としては、レーザー誘起衝撃音を音響強度として、好ましくはデジタル化された音響強度として、測定し、データ化できるものであればよい。
【００３９】
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置は、本発明の趣旨に沿っている範囲において、前記した部分のほかに任意に他の部分を付加することができる。例えば、レーザーの波長と照射強度とを組み合わせたパラメーターを記憶できる記憶部、前記記憶部のデータに基づいてレーザーの波長と照射強度をセットにして調整し得る調整部、音響強度測定部からのデータを処理する処理部、当該処理部の処理結果に応じてレーザー光の照射を調整できる調整部、レーザー照射位置における治療・予防の状況を映像化できる映像部などを必要に応じて設置することができる。
【００４０】
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置の態様としては、レーザー源及びレーザー照射部、並びにレーザー光の波長の選択部を有する装置、レーザー源及びレーザー照射部、並びにレーザー光の照射強度の調整部を有する装置があげられるが、好ましい態様としてはレーザー源及びレーザー照射部、並びにレーザー光の波長の選択部及びレーザー光の照射強度の調整部を有する装置が挙げられる。また、レーザー源及びレーザー照射部、並びにレーザー誘起衝撃音の検知部、及び音響強度測定部を有するものが挙げられる。より好ましい態様としては、レーザー源、レーザー照射部、及びレーザー光の波長の選択部、並びにレーザー誘起衝撃音の検知部、及び音響強度測定部を有する装置や、レーザー源、レーザー照射部、及びレーザー光の照射強度の調整部、並びにレーザー誘起衝撃音の検知部、及び音響強度測定部を有する装置が挙げられる。さらに好ましい態様としては、レーザー源、レーザー照射部、レーザー光の波長の選択部、及びレーザー光の照射強度の調整部、並びにレーザー誘起衝撃音の検知部、及び音響強度測定部を有する装置が挙げられる。
【００４１】
より詳細には、本発明は、（１）レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置、（２）レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置、（３）レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部、及び歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置、（４）レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、患部へのレーザー光の照射による衝撃音の変化によりレーザー光の照射部位及び／又はレーザー光の照射時間を判定するためのレーザー光の照射部位におけるレーザー誘起衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置を有していることを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置、並びに（５）レーザーによる歯の治療・予防用の装置であって、歯のう蝕の治療のために波長が９．０μｍ±０．３μｍであって高パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部、及び歯の象牙質の表面改質による虫歯予防のために波長が９．７μｍ±０．３μｍであって低パワー密度照射のレーザー光を患部に照射し得るレーザー照射部、並びにレーザー光の照射部位におけるレーザー誘起衝撃音を検出し、これをモニタリングできる装置を有することを特徴とするレーザー光による歯の治療・予防用装置を提供するものである。
【００４２】
本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置の例を図１５に示す。本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置１０は、レーザー光の波長の選択部を操作するための選択ボタン１及び２によりレーザーの波長が選択できるようになっており、レーザー光の照射強度の調整部を操作するためのツマミ１１が設けられている。歯の治療・予防用装置１０から出力されたレーザ光は、レーザ光伝送用ファイバー７によりレーザー照射部４に伝送され、歯９の患部８に照射される。レーザー照射部位から発せられるレーザ誘起衝撃音は、レーザー誘起衝撃音の検知部５により集音され、衝撃音伝送用ファイバー６により歯の治療・予防用装置１０に内蔵されている音響強度測定部に伝送される。この例の歯の治療・予防用装置１０は、出力波形表示部３及び出力パワーメーター１２を備えている。
この例の装置１０により歯９の治療・予防を行う方法を説明する。歯９のう蝕部８を治療する場合には、レーザーの波長選択ボタン２を操作してレーザの波長を９．０μｍとし、出力パワー調節ツマミ１１を操作して出力を高パワー密度照射ができるように調整する。レーザー照射部４から照射されるレーザー光を患部８に照射し、その際のレーザー誘起衝撃音をレーザー誘起衝撃音の検知部５により集音し、衝撃音が大きいことを確認した後、レーザーの患部８への照射を継続する。衝撃音が一定になったら、レーザー出力を中止して治療を完了する。歯９の象牙質の表面改質による予防を行う場合には、レーザーの波長選択ボタン１を操作してレーザの波長を９．７μｍとし、出力パワー調節ツマミ１１を操作して出力を低パワー密度照射ができるように調整する。レーザー照射部４から照射されるレーザー光を患部８に照射し、その際のレーザー誘起衝撃音をレーザー誘起衝撃音の検知部５により集音し、衝撃音が大きいことを確認した後、レーザーの患部８への照射を継続する。衝撃音が一定になったら、レーザー出力を中止して歯の予防を完了する。
【００４３】
本発明によれば、レーザーによる歯の治療・予防において、歯のう蝕部や歯石の切削、及び歯の象牙質の表面改質におけるレーザーの最適化が可能となり、また、レーザー誘起衝撃音を基準にしてレーザの誤照射や過照射を客観的な基準により判断でき、歯の治療・予防におけるレーザの誤照射や過照射を確実に回避することができる。
【００４４】
【実施例】
以下、実施例により本発明をより具体的に説明するが、本発明はこれら実施例により何ら限定されるものではない。
【００４５】
実施例１　（レーザーのパラメーターについての試験）
（１）レーザー装置
歯の表面処理に必要なパラメータ（波長や平均パワー密度等）をマクロ的にそして定性的に解析するため、中赤外自由電子レーザー（ＭＩＲ−ＦＥＬ）を使って象牙質に対する一連の実験を行なった。本試験で使用したＭＩＲ−ＦＥＬは、マクロパルスとミクロパルスという二重のパルス構造をもっている。マクロパルスとミクロパルスのパルス幅／パルス間隔はそれぞれ、１５μｓ／０．１ｓおよび５ｐｓ／４４．８ｎｓである。ひとつのマクロパルスは３３０個のミクロパルスからなる。ここで、着目すべきは平均パワー密度或いはマクロパルスのピークパワー密度であって、ミクロパルス当たりのピークパワー密度ではない。その理由は、組織への加熱効果は、ミクロパルスではなく、ほとんどがマクロパルスによって惹起されるからである。
照射波長は象牙質のＰＯ４振動モード由来の吸収帯（８．８−１０．６μｍ）の範囲で変化させた。使用したレーザーパラメーターを表１に示す。照射時間は１００ｓである。図２に実験装置の配置図を示す。ＭＩＲ−ＦＥＬのビーム・サイズは、縮少光学系を用いて、直径約５０ｍｍから約１０ｍｍに縮少した。ＺｎＳｅ偏光子により、平均パワーを２〜３５ｍＷ内で変化させた。平均パワーは照射直前にパワー・メータで測定した。試料は試料ステージに水平に置き、放物面ミラーで集光したビームを照射した。集光ビームの形状はほぼ楕円形であり、半値全幅で、２６０μｍ　×３５０μｍ（誤差〜２０μｍ）であった。スポットの大きさは実験を通じて変えなかった。試料の位置を正確に定めるため、ｘ、ｙ、ｚ軸のマイクロメータつきの試料ステージと、顕微鏡およびＭＩＲ−ＦＥＬに同軸のＨｅ−Ｎｅビームを使用した。
（２）象牙質
使用した歯頸部象牙質は牛歯から得た平板状のもので、長さ５ｍｍ、幅５ｍｍ、厚さ１ｍｍであった。ＭＩＲ−ＦＥＬビームのスポットの大きさは、象牙質の最大吸収波長の付近においてその光侵入の深さに比べて十分大きいことから、この象牙質は、ほぼ無限大の固体試料とみなすことができた。表面粗さによる光の散乱を避けるため、象牙質試料は研磨により表面粗度を１μｍ以下とした。レーザー照射前に、すべての試料について表面粗度、ＭＩＲスペクトル、元素組成を測定した。
（３）測定系
象牙質の表面改質の程度は、次の実験データにより評価した。切削の深さは表面粗度の測定により行った。ＭＩＲ吸収スペクトルはフーリエ変換型赤外スペクトル測定装置（ＦＴ−ＩＲ）で行った。元素組成はエネルギー分散式Ｘ線スペクトロメーターにより行った。
これらの試験結果を図３〜図７に示す。
【００４６】
実施例２　（レーザー誘起音測定実験及び装置）
牛歯歯頸部から切り出した面積約５　ｍｍ×５　ｍｍ、厚さ約１　ｍｍの板状の象牙質をサンプルとして用いた。表面粗さによる光の散乱の影響を抑える為、サンプル表面の粗さを１μｍ以下にまで研磨した。
ＭＩＲ−ＦＥＬ発振装置から供給される自由電子レーザー（ＦＥＬ）光を放物面鏡により集光した。実施例１の照射実験と同一の照射系を用い、集光スポットサイズは２６０μｍ×３５０μｍ（半値全幅）であった。照射波長はそれぞれ９．０μｍ、９．３μｍ、９．６μｍ、１０．３μｍ、１０．６μｍであった。照射時間はそれぞれ０．２秒、０．５秒、１秒、２秒、３秒、５秒、１０秒であった。平均パワー密度はそれぞれ７Ｗ／ｃｍ２、１４Ｗ／ｃｍ２、２８Ｗ／ｃｍ２、４２Ｗ／ｃｍ２であった。これらを照射パラメータとして変化させた。
可聴域マイクロフォン（測定可能範囲：０．０１−２０ｋＨｚ）を照射位置から約３ｃｍ離れた場所に設置した。照射パラメータ間の感度を一定に保つ為に、実験中はマイクロフォンの位置、データ取得に関するセットアップを固定した。そして、音響信号解析ソフト（Ｓｏｕｎｄ　Ｆｏｒｇｅ）を用いて音響信号を時間波形として計算機に転送・保管した。
本実験で使用したＭＩＲ−ＦＥＬのパルス構造は、ミクロパルスとマクロパルスから成る二重パルス構造を有している。最小パルスはパルス幅約５ｐｓのミクロパルスであり、パルス間隔は４４．８ｎｓである。マクロパルスとは約３３０個のミクロパルス群を指し、パルス幅は約１５μｓ、パルス間隔は０．１ｓである。象牙質とレーザー光との相互作用の熱緩和過程を考慮すると、マクロパルス中のミクロパルス群は連続波と見なすことができ、照射効果はミクロパルス群の熱蓄積効果によって引き起こされる。即ち、パワー密度としては１秒間当たりのエネルギー密度（Ｊ　／　ｃｍ２　／　ｓ）ではなく、マクロパルス当たりのエネルギー密度（Ｊ　／　ｃｍ２　／　ｍａｃｒｏｐｕｌｓｅ）として考えるべきである。また、マクロパルス間での熱蓄積効果はなく、誘起される相互作用は１マクロパルス毎の積算となる。
これらの実験結果を図９〜１１及び図１３に示す。
【００４７】
【発明の効果】
歯硬組織におけるレーザー歯科治療には、エナメル質や象牙質表面の耐酸性を向上させる虫歯予防、及びう蝕部や歯石を除去する虫歯治療等がある。両者ともにレーザー光による熱的・機械的相互作用による物理的・化学的・形態的変化を利用したものであり、現在まで、レーザー歯科治療に関する研究が数多くなされているが、臨床のレーザー治療では、患者の個体差、照射パワー密度の安定性、照射中の環境の変動等によって、所望の相互作用のみを効率良く起こすことが困難であった。また、正常な組織への熱的・機械的損傷といった副作用・逆作用に関する報告例も少なくない。
本発明はレーザー歯科治療・予防におけるこれら諸問題を克服するものであり、レーザー歯科治療・予防の臨床的な実現に大きく寄与するものである。即ち、本発明はレーザー歯科治療・予防におけるレーザー照射の最適化条件を提供し、レーザーによる歯科治療及び予防を低侵襲的かつ確実に行うことができる方法及びそのための装置を提供するものである。また、対象部位の変性状態及び相互作用の種類・程度をレーザー照射中にリアルタイムモニタリングすることが必要となるが、本発明はそのためのモニタリング技術としてレーザー誘起音に着目できることを明らかにしたものである。これによりレーザー歯科治療・予防における誤照射の問題や過照射の問題を確実に回避することができ、レーザー歯科治療・予防における副作用や逆作用を解消した。
中赤外レーザーを用いた歯象牙質表面改質による耐酸性の付与は、高齢者の歯根面における虫歯予防の一手法として注目されているが、本発明により高齢者であっても安全で確実な治療・予防を行うことができるようになった。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、歯質硬組織であるエナメル質、象牙質、及びヒドロキシアパタイト（ＨＡｐ）の吸収曲線を示す。図１の横軸は波長（μｍ）を示し、縦軸は吸光度を示す。黒線は象牙質（Ｄｅｎｔｉｎ）の吸収を示し、白灰色線はエナメル質（Ｅｎａｍｅｌ）の吸収を示し、黒灰色線はヒドロキシアパタイト（ＨＡｐ）の吸収をそれぞれ示す。
【図２】図２は、本発明の照射配置図を示すものであり、照射システムは、縮少光学系、偏光子、Ｈｅ−Ｎｅレーザー、放物面ミラー、パワー・メータ、顕微鏡、および試料ステージからなる。
【図３】図３は、９．７μｍの自由電子レーザー（ＦＥＬ）照射をしたときの象牙質表面の構造変化を示した図面に変わる走査型電子顕微写真である。図３の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）は、それぞれ平均パワー３ｍＷ、６ｍＷ、１１ｍＷ，１６ｍＷ、３３ｍＷにおけるものである。像の拡大率は３００倍。白の矢印は同一方向を示す。図３の（ｆ）はクレーターの空間プロファイルを示している。図３の（ｆ）の横軸は位置（μｍ）を示し、縦軸は切削の深さ（μｍ）を示している。
【図４】図４は、レーザー照射後の切削の深さについての実験結果を示す。図４の（ａ）は、照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ以上の場合を示し、図４の（ｂ）は照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ未満の場合を示している。図４の横軸は平均パワー（ｍＷ）および平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、縦軸は切削の深さ（μｍ）を示す。薄色の矢印は測定限界の上限および下限を示す。
【図５】図５は、９．７μｍのＦＥＬ照射をしたときの象牙質のスペクトルの平均パワー依存性を示したものである。図５の横軸は波長（μｍ）を示し、縦軸は吸光度（ａ．ｕ．）を示す。各曲線はそれぞれ３ｍＷ、６ｍＷ、１１ｍＷ、１６ｍＷ、２２ｍＷ、３３ｍＷ、および未照射（斜線入り白線）の場合を示す。
【図６】図６は、最大吸収波長に対する平均パワーおよび照射波長の依存性を示す。図６の（ａ）は、照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ以上の場合を示し、図６の（ｂ）は照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ未満の場合を示している。図６の横軸は平均パワー（ｍＷ）および平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、縦軸は最大吸収波長（μｍ）を示す。
【図７】図７は、Ｐ／Ｃａ比に対する平均パワーおよび照射波長の依存性を示す。図７の（ａ）は、照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ以上の場合を示し、図７の（ｂ）は照射波長λが象牙質における最大吸収波長λｄｅｎ未満の場合を示している。図７の横軸は平均パワー（ｍＷ）および平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、縦軸はＰ／Ｃａ比を示す。薄色の矢印は測定限界の下限を示すものである。
【図８】図８は、平均パワー（２−３５ｍＷ）／照射波長（８．８−１０．６μｍ）のパラメータに対応する実験結果のまとめを示す。図８の横軸は、平均パワー（ｍＷ）、平均パワー密度（Ｗ／ｃｍ２）を示し、図８の縦軸は照射波長（μｍ）を示す。矢印は象牙質における最大吸収波長λｄｅｎおよびヒドロキシアパタイトの最大吸収波長λＨＡｐを示す。楕円は顕著に切削することなく、効果的に改質することができるパラメーター領域を示す。
【図９】図９は、波長９．０μｍ、９．６μｍ、１０．６μｍにおけるレーザー誘起音強度の時間的変化（０−１０秒）を示す。図９の横軸は時間（秒）を示し、縦軸は誘起音強度（ａ．ｕ．）を示す。図９の（ａ）は照射波長９．０μｍの場合を示し、図９（ｂ）は照射波長９．６μｍの場合を示し、図９の（ｃ）は照射波長１０．６μｍの場合を示す。丸印を付した線は、平均パワー密度が４２Ｗ／ｃｍ２を示し、四角印を付した線は、平均パワー密度が２８Ｗ／ｃｍ２を示し、三角印を付した線は、平均パワー密度が１４Ｗ／ｃｍ２を示し、バツ印を付した線は、平均パワー密度が７Ｗ／ｃｍ２を示す。
【図１０】図１０は、照射波長９．０μｍ、照射時間ｔ＝０．５、３、５秒における照射後の象牙質表面の空間プロファイルを示す。図１０の横軸は位置（μｍ）を示し、縦軸は切削の深さ（μｍ）を示す。図１０の（ａ）は照射時間が０．５秒の場合を示し、図１０の（ｂ）は照射時間が３秒の場合を示し、図１０の（ｃ）は照射時間が５秒の場合を示す。黒い実線は平均パワー密度が４２Ｗ／ｃｍ２を示し、黒い破線は平均パワー密度が２８Ｗ／ｃｍ２を示し、灰色の破線は平均パワー密度が１４Ｗ／ｃｍ２を示し、細い実線は平均パワー密度が７Ｗ／ｃｍ２を示す。
【図１１】図１１は、照射波長９．０μｍ、照射時間ｔ＝０．５、３、５秒における照射後の象牙質の中赤外吸収スペクトルを示す。図１１の横軸は波長（μｍ）を示し、縦軸は吸光度（ａ．ｕ．）を示す。図１１の（ａ）は、照射時間が０．５秒の場合を示し、図１１の（ｂ）は、照射時間が３秒の場合を示し、図１１の（ｃ）は照射時間が５秒の場合を示す。太い黒い実線は平均パワー密度が４２Ｗ／ｃｍ２を示し、太い黒灰色線は、平均パワー密度が２８Ｗ／ｃｍ２を示し、灰色の線は、平均パワー密度が１４Ｗ／ｃｍ２を示し、細い実線は、平均パワー密度が７Ｗ／ｃｍ２を示す。灰色の細線は未照射の場合を示す。
【図１２】図１２は、本実験で使用した照射パラメータを、発生したレーザー誘起音の最大強度Ｉｍａｘによって４つのグループに分類した結果を示す。図１２は図８に衝撃音の観測結果として４Ａ〜４Ｄの分類を新たに付加したものである。
【図１３】図１３は、照射平均パワー密度１４Ｗ／ｃｍ２における照射波長９．０μｍ、９．６μｍのレーザー誘起音強度、切削の深さ、吸収ピーク比の時間変化を示す。図１３の横軸は時間（秒）を示し、縦軸は誘起音強度（ａ．ｕ．）を示す。図９の（ａ）は照射波長９．０μｍの場合を示し、図１３の（ｂ）は照射波長９．６μｍの場合を示す。丸印を付した線は、誘起音強度を示し、四角印を付した線は、切削の深度を示し、三角印を付した線は、吸収ピーク比を示す。
【図１４】図１４は、発明による歯科治療・予防をフロチャートにまとめたものである。
【図１５】図１５は、本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置の例を示す。
【符号の説明】
１　　レーザー光の波長の選択部を操作するための波長選択ボタン
２　　レーザー光の波長の選択部を操作するための波長選択ボタン
３　　表示部
４　　レーザー照射部
５　　レーザー誘起衝撃音の検知部
６　　衝撃音伝送用ファイバー
７　　レーザ光伝送用ファイバー
８　　歯９の患部
９　　歯
１０　　本発明のレーザー光による歯の治療・予防用装置
１１　　レーザー光の照射強度の調整部を操作するためのツマミ
１２　　出力パワーメーター
１３　　エナメル質
１４　　象牙質
【図１】
2004049577.tif 000003
【図２】
2004049577.tif 000004
【図３】
2004049577.tif 000005
【図４】
2004049577.tif 000006
【図５】
2004049577.tif 000007
【図６】
2004049577.tif 000008
【図７】
2004049577.tif 000009
【図８】
2004049577.tif 000010
【図９】
2004049577.tif 000011
【図１０】
2004049577.tif 000012
【図１１】
2004049577.tif 000013
【図１２】
2004049577.tif 000014
【図１３】
2004049577.tif 000015
【図１４】
2004049577.tif 000016
【図１５】
2004049577.tif 000017