(57)【要約】      （修正有）【課題】健全な歯質をなるべく残しながら、歯科修復物の脱落、齲蝕の進行による再治療が必要となる率を著しく低減させる治療を実現させるための、金属修復物接合用ピン及び歯科修復物を作成する時に用いる部材を提供する。【解決手段】金属修復物接合用ピン１を歯牙のピン挿し込み孔４にねじ込み、口腔内で、最高安全照射量以下の低出力のレーザーを照射することによりピンと金属修復物５を溶接または鑞付けして一体化し、金属修復物の長期に渡る使用を可能とするものとなる。【選択図】図１
2005224605.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
下部にネジ部、上部にネジ頭部が設けられたピン体が、レーザー照射熱量７００ｍＪ〜２０００ｍＪの照射により、溶解し金属修復物と接合しうるものであることを特徴とする金属修復物接合用ピン。
【請求項２】
下部にネジ部、上部にネジ頭部が設けられたピン体が、該ピン体のネジ部の外周に被嵌しうる形状となされ、レーザー照射熱量７００ｍＪ〜２０００ｍＪの照射により、溶解し金属修復物と接合しうる被嵌体とよりなるものであることを特徴とする金属修復物接合用ピン。
【請求項３】
下部にネジ部が、上部にネジ頭部が設けられたピン体の、該ピン体のネジ部の外周に陶材が被嵌した形状とされていて、ネジ頭部がレーザー照射熱量７００〜２０００ｍＪの照射により溶解し、金属修復物と接合しうるものであることを特徴とする金属修復物接合用ピン。
【請求項４】
請求項１又は請求項３記載のピン体もしくは請求項２記載の被嵌体が、Ａｕ１〜８７重量％、Ｐｔ０〜１３重量％、Ｐｄ０〜８８重量％、Ａｇ０〜３６重量％を主成分とすることを特徴とする金属修復物接合用ピン。
【請求項５】
請求項１又は請求項３記載のピン体もしくは請求項２記載の被嵌体が、Ｐｔ２〜１０重量％、Ａｕ２５〜５０重量％、Ｐｄ０〜２３重量％。Ａｇ７〜３２重量％を主成分とすることを特徴とする金属修復物接合用ピン。
【請求項６】
請求項１記載又は請求項３記載のピン体もしくは請求項２記載の被嵌体が、Ａｕ１０〜２３重量％、Ａｇ２０〜３５重量％、Ｐｄ１８〜４０重量％、Ｃｕ１４〜３５重量％を主成分とする金属修復ピン接合用ピン。
【請求項７】
蝋型に形成される金属修復物作製用転写空間に、耐熱材料製ピンが立設されてなることを特徴とする金属修復物作製用鋳型。
【請求項８】
請求項６記載の鋳型により作製される、ピン孔を有することを特徴とする金属修復物。
【請求項９】
先端部の直径が０．３〜０．６ｍｍであることを特徴とする歯牙・骨部開削用ダイアモンドバー。
【発明の詳細な説明】
【技術の分野】
【０００１】  本発明は、治療用レーザー照射機を用い、歯科治療の接着性ブリッジに用いられる歯科修復物を容易に歯牙に維持させる、ピン体下部陶材を嵌装させた金属製ピン体に関する。
【背景技術】
【０００２】  従来の歯牙に対する歯科修復物治療は、特にブリッジ治療では齲蝕におちいった部分のみならず健全な歯質まで削って歯科修復物を歯牙に被せている。健全な歯質まで削る結果、齲蝕に対する抵抗力の高い表層にあるエナメル質を失い、齲蝕に対する抵抗力が減じられ、年月がたつと再治療になる恐れが多い結果にならざるを得なかった。又、健全な歯質を失うことは患者の満足感をも得られないことも招来していた。【０００３】  従来の歯科修復物治療技法では、インレー窩洞形成術と歯冠形成術に大別される。図１３はインレー窩洞形成術であるが、歯牙を削合してインレー窩洞（かどう）を形成する時には、図１３に示すように齲蝕２６を除去した後に歯牙の内部に互いに向き合った壁面２８を持つ図１５に示すようなインレー窩洞２７を健全歯質内に削合して歯科修復物を嵌めこむインレー窩洞を形成する。そして別途作成したインレー歯科修復物をインレー窩洞２７に鉗合させるように製作し、その鉗合力によりインレー歯科修復物を歯牙にはめ込む際の、歯牙への維持をはかる。図１４示すように冠の支台歯削合術３２では、歯牙の両外側面同士に平行な面３３を形成するように歯牙を削る。そして別途作成した冠歯科修復物５．４を歯牙に被せて鉗合させ、その鉗合力により歯牙への維持をはかる。【０００４】  図１３、図１４に示すように、従来法による治療では、金属材料を用いる歯科修復物を歯牙に維持させるためには、側壁同士の平行性を持たせ歯牙を削合し形成して仕上げることが必要条件になっている。【０００５】  歯牙の咬み合わせ部が齲蝕２６になる症例では、図１３に示すように、臼歯の噛み合わせ面の谷間状の部位すなわち咬合面窩２９が起因部になっていることが多い。一方歯牙の表面から齲蝕が進行する場合は、当該歯牙の隣の歯牙との間の歯肉と歯牙の移行部、すなわち歯肉溝部３１に食べかす（プラーク）がたまるため、この部分が起因部になっていることが多い。齲蝕が発生したときには罹患した部位はすべて取り除くことが治療の原則となっている。しかし、歯肉溝部のような箇所に発生した齲蝕治療にあたっては、歯科修復物を当該歯牙に被せるために、図に示した円筒状形状にまで健全な歯質を含め削合しなければ、歯科修復物を歯牙へ維持させることができない。
また上記の理由から、図１５に示すように、齲蝕部除去術中に歯牙にある歯髄を露出３４させてしまうことがある。一旦、露出した歯髄は感染に対する抵抗力が弱いとされ、歯髄を取り除く抜髄治療をすることになっている（非特許文献１）。【０００６】  抜髄治療を完全に行うため、図１５に示すように、歯髄の末端は樹枝状形体３４になっているためこの部分を完全に取り除くが、この組織の上部の健全な歯質も大量に除去することになっている。抜髄治療は０．１ｍｍ〜０．２ｍｍ径の極めて細い鑢状の器具を用いるが、この器具を歯髄内で一旦折損させると容易に取り除くことが出来ない。歯質を大量に除去し歯質内の神経を直視下で見える状態に大きく削合して、極めて細い鑢状の器具を用いて細心の注意を払うことで、初めて抜髄治療は達成される。このような理由から、歯質を大量に除去する治療術がおこなわれると、歯冠の形態を回復するために、期待できる強度を有する材料として、合成樹脂では強度が不足して金属材料を修復材料に選定せざるを得ない。また、金属材料にて歯牙形態を修復し、この材料を歯牙に密着させて脱落することなく維持させるためには、従来法では図１３、図１４に示したように、前記の平行形成術２８および３３を選択せざるを得ない。【０００７】  健全な歯質を犠牲にすることを避けるために、金属材料に代えて、図１６と図１７に示すように、即時硬化性の合成樹脂充填材３５を用いる治療法が広く行われている。齲蝕罹患部を取り除いた複雑な窩洞であっても、即時硬化性の材料であれば窩洞内にこの材料を填入後硬化させることにより、填入後のこの材料を脱落させることなく、空洞を填塞することが出来る。この材料は粉液、二材で供給されていて、混合させると直ちに反応し硬化する。齲蝕罹患部が小さな場合は、窩洞の入口が狭く内部が広く形成することが出来る。このような治療する時には填塞された充填材料は脱落しないため、前記の平行形成術を行うこと無く歯牙を修復できる。【０００８】  しかし、歯牙の内部に大きな齲蝕があって、この齲蝕部を取り除いた結果、窩洞の形態内部が狭く、入口が広い外開きになることがある。このような外開き窩洞に充填材料を詰めても脱落する。外開きの時には後記する前処置を行わないと填塞された充填材料は脱落する。この脱落を防止するために図１７に示すような脱落防止用に用いる鋼鉄製の細いピンがＴＭＳピン１．２としてコルテン・ウイルデント社により開発され市販されている（特許文献１）。【０００９】  このピンの用法は窩洞から歯牙の内部に向けて、図１７に示すように残された健全歯質内にピンホール６を穿ち、穿孔に用いたドリル径と同じ直径のピン１．２を、レンチを用いてピンホール６にネジ込む。その上で即時硬化性合成樹脂材３５を窩洞内に填塞する。【００１０】  しかし、この従来型のピン１．２は図１７に示すように齲蝕を除去したあとに出来た空洞に合成樹脂材３５を充填するために開発され、金属を材料に用いたときの歯科修復物を維持するために開発されたものではない。したがって、金属材料を歯科修復物に用いた時、この修復物を歯牙に維持させるようになっていない。また、ピンを口腔内でレーザー溶接するようには出来ていない。このピンは、金属を用いて��牙を修復する目的で製造されていないため、噛む圧力に対抗できるまでにするには、強度が不足して歯牙の修復処置を充分できないことがある。【００１１】  従来型の修復物を歯牙に維持させるための歯牙の削合法は、図１８に示すように、歯牙の長軸方向に向かいあった面同士を平行に仕立てるように削合形成を行っている。下顎前歯は他の歯牙に比べ非常に細くて小さい。従来型の削合形成術により下顎前歯を削合３６すると、残った歯質は図１８に示すように、更に極めて歯質が細くなることがある。この従来型の治療法は術者にとって極めて困難な作業の連続になる。またこの歯牙の上に修復物を製作すると上記の理由から削られた細い歯牙が破折することがある。また、この細い歯牙に被せた歯冠修復物５．５が破損することもある。これを下記の原理を応用して開発し、解決したのがＳＭＳピン応用の治療法である。【００１２】  ＴＭＳピンを開発したコルテン・ウイルデント社は図２０に示すような、下顎前歯部の欠損部専用の歯科修復物用ＳＭＳピンも開発している。ＴＭＳピンは歯種如何にかかわらず、すべての歯種に応用できるのに対しＳＭＳピンは下顎前歯に限定した歯牙修復用途を目的に開発している。図２０−（１）は歯科修復物を口腔内に装着したところを舌側から見た俯瞰図であり、図２０−（２）はＳＭＳピンの構造の原理図である。【００１３】  一般的に、従来型歯科の修復物の装着あるいは除去方向は歯牙の長軸方向にのみに限定される。ＳＭＳピンを応用した歯牙削合法では、この修復物の脱落に対して抵抗するように歯牙の長軸に対して垂直方向にピン挿し込み孔４を削合形成する。図２０−（２）に示すように、このピン挿し込み孔にこのＳＭＳピン（特許文献３および特許文献４）を挿入する。挿入にあたっては金属製歯科修復物に立設したピンホール６を貫通させて挿し込むことを特徴としたのが、このＳＭＳピンである。【００１４】  このＳＭＳピンの方はＴＭＳピンと異なり、図２０に示すように歯牙に維持させる材料は合成樹脂材でなく歯科修復物による修復を目的としている。この歯科修復物加工法も上述した鋳造法を応用している。この方法による歯科修復物は歯牙の削去量が少なく、齲蝕に対する抵抗が高いエナメル質を残すことができる。このＳＭＳピンを用いた歯科修復物治療の予後は非常に良好で、年月を得ても再治療が必要になることは極めて少ない。その理由は齲蝕に対する抵抗が高いエナメル質を残せたことにある。このピンもまた口腔内レーザー溶接応用を目的に製作されたものではない。この製品は歯牙の形態が薄い下顎前歯にのみ応用され、下顎前歯以外の他の部位の厚みのある歯牙には応用できない。その理由は削合する機器類を前歯部には応用出来ても、口腔内の咽頭部近くまで深くこれらの機器を入れることが出来ないためである。【００１５】  歯牙を大きく削合して側壁同士の平行性に頼る維持法に代わって、近年、歯科修復物の歯牙に対する維持を接着剤に求める歯科修復法が提唱されている。すなわちＴｈｏｍｐｓｏｎにより１９８１年に提唱されたメリーランドブリッジ・リテーナー型と名づけられた修復法である。現在、接着剤の接合力を応用して歯科修復物を歯牙に維持させようとする試みはその後一連の研究が進み、接���性ブリッジと総称されている。図２１、図２２に一歯が欠損している症例に対するこの金属修復応用例を示しその治療手順と製作工程を示したい。この修復法は、歯牙最外側壁にある齲蝕に対する抵抗が強いエナメル質の表層３７を残し、ここに歯科修復物を設置することを目的にしている。【００１６】  治療手順はまず患者の口腔内から歯型を採取する。採取に際しては歯牙を削合しないで、歯牙の表層にあるエナメル質を出来るだけ残す。この歯型に石膏を注入して石膏模型を製作する。石膏模型上に所望の歯科修復物５．６の形態を蝋型にて原型を製作する。この蝋型原型を歯科修復物の形態に転写加工するための作業工程は後記する図８、図９、図１０に示される。この歯科修復物の歯牙への維持は、新たに開発された接着剤４０を用いて接着させることにより、歯牙からの脱落を防止させている。脱落防止の解決法に、従来型の歯科修復物用接着剤製品を歯牙の最外層にあるエナメル質に用いても接着効果は期待できない。エナメル質３７に接着効果を発揮させるには図２２に示すような、投錨効果作用を有する新しい接着剤４０の開発を待たざるを得なかった。解剖組織学的にはエナメル質は均一な組織ではなく歯牙長軸に対して極めて細い細管が走行する集合組織である。この細管内に接着剤が浸透し接着効果を発揮する。この細管内に接着剤が浸透する現象を、錨が海底を噛み込む現象になぞらえて、その機序を投錨効果と称している。【００１７】  エナメル質を接着させる方法として、図２２にあるように歯牙のエナメル質３７の表面を酸で軽く腐食脱灰し、表面に軽く凹凸を付与し、すなわち接着剤の投錨効果を期待できる酸処理３８をする。一方、修復物の歯牙に接着させる金属面もサンドブラスター処理３９により軽い凹凸を施す。このような前処理により、接着剤４０を応用するとエナメル質の面と、金属面同士の間で接着剤がからまり、金属と生体硬組織という性質の全く異なったもの同士の間で接着効果が得られるようになった。【００１８】  この方式は確かに、齲蝕に対する抵抗が強いエナメル質を残せる。このため処置後の再治療率を減らすことができる（非特許文献１３）。しかし、上記の如くこの方式による維持力はすべて接着剤の接着力に求めているため、年月を経ると修復物が脱落してしまうこともあった。【００１９】  この新しい接着剤は以下に記述する化学反応をおこすことを特色としている。この接着剤は粉末と液材からなるが、両者を混合すると両者を分離して添加されていた触媒と活性材が反応し、活性ラジカルが生成される。この活性ラジカルが反応開始点となってメタアクリレート系モノマーが付加重合して高分子になる。口腔内の環境は温度的にも、化学的にも激しく変化する。その上に力学的な作用も加わる。このため、この接着剤の接合力による歯牙への維持力は経時的に低下して装着後表１に示すように年数が経つと脱落にいたることが多くの研究から報告されている（非特許文献４から９までの治療法についての脱落率等を表１に示した）。【００２０】
【表１】
2005224605.tif 000003
2005224605.tif 000004
【００２１】  接着性ブリッジは健全な歯質まで削らずに修復する方法としては優れた治療法と云えよう。表１に記載されているように接着時に用いられる接着性ブリッジの接着剤の経年的劣化を防止する試みが多くなされているが、結果は表が示す如く完全に解決する方法や材料は、開発されるに至っていない。【００２２】
【特許文献１】  米国特許  第４，７６７，３３２号  明細書
【特許文献２】  特開２００２−２５６３７２号公報
【特許文献３】  米国特許  第３，３４８，３１１号  明細書
【特許文献４】  米国特許  第３，４３４，２０９号  明細書
【非特許文献１】  岩久正明  抗菌剤を用いた齲蝕治療のための生物学的アプローチ  日本歯科医師会雑誌  Ｖｏｌ．４９  Ｎｏ．７  １９９６
【非特許文献２】  田中卓男  接着ブリッジによる設計と構造  ＡＤ  Ｖｏｌ．  ９  １９９１
【非特許文献３】  森脇豊  フローチャートによる歯冠修復・補綴物の作製  学建書院  １９９９
【非特許文献４】  Ｃｒｅｕｇｅｒｓ．  Ｎ．Ｈ．Ｊ．  Ｖａｎｔｈｏｆ，Ｍ．Ａ．  ａｎｄ  Ｖｒｉｊｈｏｅｆ，  Ｍ．Ａ．  ａｎｄ  Ｖｒｉｊｈｏｅｆ，Ｍ．Ａ．：Ａ  ｃｌｉｎｉｃａｌ  ｃｏｍｐａｒｔｉｓｏｎ  ｏｆ  ｔｈｒｅｅｔｙｐｅｓ  ｏｆ  ｒｅｓｉｎ−ｒｅｔａｉｎｅｄ  ｃａｓｔ  ｍｅｔａｌｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ，  Ｊ．Ｐｒｏｓｔｈｅｔ．  Ｄｅｎｔ．  ５６  １９８６．
【非特許文献５】  Ｐｒｉｅｓｔ，  Ｇ．Ｆ．  ａｎｄ  Ｄｏｎａｔｅｌｌｉ，  Ｈ．Ａ．  ：  Ａ  ｆｏｕｒ−ｙｅａｒ  ｃｌｉｎｉｃａｌ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｒｅｓｉｎｂｏｎｄｅｄ  ｆｉｘｅｄ  ｐａｒｔｉａｌｄｅｎｔｕｒｅｓ，  Ｊ／Ｐｒｏｓｔｈｅｔ．  Ｄｅｎｔ．  ｖｏｌ．５９  １９８８．
【非特許文献６】  Ｍｏｈｌ，  Ｇ．  Ｍｅｈｒａ，  Ｒ．  ａｎｄ  Ｆｏｒｄ，  Ａ．：Ｃｌｉｎｉｃａｌ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｅｔｃｈｅｄ−ｍｅｔａｌ    ｒｅｓｉｎｂｏｎｄｅｄ  ｆｉｘｅｄ  ｐａｒｔｉａｌ  ｄｅｎｔｕｒｅｓ，  Ｊ．Ｐｒｏｓｈｅｔ．  Ｄｅｎｔ．  Ｖｏｌ．５９  １９８８．
【非特許文献７】  堀内章  接着性ブリッジ５年間の経過報告  接着歯学Ｖｏｌ．  ４  １９８６．
【非特許文献８】  岡田忠  伊藤博子  宮内修平  丸山剛郎：接着性レジンを用いた補綴の予後調査  補綴誌  Ｖｏｌ．３２  １９８８．
【非特許文献９】  田中卓男  平野正美  川原光正  松村英雄  熱田充接着用合金処理と設計の改良  歯界展望  Ｖｏｌ．７３  １９８９．
【非特許文献１０】  Ｓｉｎｏｈａｒａ，  Ｎ．  ：  Ｆｒａｃｔｕｒｅｍｅｃｈａｎｉｃｓ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｄｕｒａｂｉｌｉｔｙ  ｏｆ  ｒｅｓｉｎｂｏｎｄｅｄ  ｂｒｉｄｇｅ，  Ｊ．Ｊ．  Ｄｅｎｔ．  Ｍａｔ．  Ｖｏｌ．  ７，１９８８．
【非特許文献１１】  Ｔａｎａｋａ，  Ｔ．  Ｆｕｊｉｙａｍａ，  Ｅ．Ｓｈｉｍｉｚｕ，  Ｈ．Ｔａｋａｋｉ，  Ａ．  ａｎｄ  Ａｔｓｕｔａ，  Ｍ．  ：Ｓｕｒｆａｃｅ  ｔｒｅａｔｍｅｎｔ  ｏｆ  ｎｏｎｐｒｅｃｉｏｕｓ  ａｌｌｏｙｓ  ｆｏｒ  ａｄｈｅｓｉｏｎ−ｆｉｘｅｄ  ｐａｒｔｉａｌ  ｄｅｎｔｕｒｅｓ．  Ｊ．Ｐｒｏｓｔｈｅｔ．  Ｄｅｎｔ，Ｖｏｌ．５５，１９８３．
【非特許文献１２】  山下敦  日本の歯科医療に欠けていること  ジャパ  ンマシニスト  Ｎｏ．２８
【非特許文献１３】  渥美和彦他編  皮膚科・形成外科医のためのレーザー治療  ＭＥＤＩＣＡＬＶＩＥＷ社
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２３】  本発明は歯科治療において、従来法とは異なり健全な歯質をなるべく残しながら、歯科修復物の脱落、齲蝕の進行による再治療が必要となる率を著しく低減させる治療を実現させるための、金属修復物接合用ピンおよび歯科修復物を作製する時に用いる時に必要になる部材を提供することを目的とする。この金属修復物接合用ピンと歯科修復物を口腔内で溶接する時に、歯牙の歯質内にネジ込んだレーザーを照射してピンと一体化する。この時の照射熱はピンの外層に断熱材となる陶材を嵌装して遮断する。【００２４】  上記の目的を達成するために、金属修復物接合用ピンを金属修復物に立設したピンホールを通して、歯牙のピン差し込み孔にねじ込み治療用レーザー機にて、最大安全照射量以下のレーザー照射にて溶接または鑞付けにより金属修復物と金属修復物接合用ピンを接合することにしたものである。また、金属修復物接合用ピンは健全歯質内に削合したピン差し込み孔にねじ込めて、歯質から抜け落ちることのない形態に仕立て上げる。金属修復物接合用ピンの太さは細いほど歯牙を痛めないが、スクリュー型形状にするときに製造が困難になる。現在の製造技術にて可能な限り細く製作したものを用いつつ、材料用合金の組成の配合までに研究をすすめ、金属修復物接合用ピンの形態を望ましい形状に発展させるものである。金属修復物と金属修復物接合用ピン製作材料は歯科用として安全が認められている合金材料から、これらの条件を満たすための適切な組成を見出すことにしたものである。【００２５】  しかし、この時のレーザー照射は人体に直接照射するのであるから、最大許容露光量以下のレーザー照射による溶接または鑞付けにより歯科修復物と金属修復物接合用ピンが接合することが、基本的な条件になる。そこで最大許容露光量以下のレーザー照射において、両者の溶接または鑞付け後の充分な接合が成立するか否かについてを検討して本発明に到達した。金属修復物接合用ピンは、ネジ頭部２の下部に連続して接合部を設け、この接合部をレーザー照射により溶解させて、金属修復物と接合させるようにすることができる。【００２６】  また、金属修復物接合用ピンは健全歯質内に削合したピン挿し込み孔にネジ込めて、歯質から抜け落ちることのない形態に仕立て上げる。金属修復物接合用ピンの太さは細いほど歯牙を痛めないが、形態的にスクリュー型形状にすると、製造が困難になる。現在の製造技術にて可能な限り細く製作したものを用いつつ、材料用合金の組成の配合までに研究をすすめ、金属修復物接合用ピンの形態を望ましい形状に到達させるものである。歯科修復物と金属修復物接合用ピン製作材料は歯科用として安全が認められている合金材料から、これらの条件を満たすための適切な組成を見出すことが好ましい。【００２７】    請求項４〜６に記載した発明は金属修復物接合用ピンとして、すでに上記した整形外科手術に骨接合用ピンとしてとして用いられている金属製のピンが応用できる。ピンには請求項４〜６記載の材料にて製造した被嵌体を、図２に示すように、頭部の回転機構を回転させることで修復物接合用ピンに被嵌させて、健全歯質３内に立設したピン挿し込み孔４に埋入した後に、ピンの頭部に立設した回転機構２．１を切断部７で切り捨てて、残る被嵌体８を金属修復物に立設したピンホール部６と修復物接合用ピンの切断部にてレーザーを用いて接合し一体化できる製品を提供する。上記の構成を採用することにより、金属製のピンを歯牙ないに閉じ込めて、その上部で修復物接合用ピンと歯科修復物のピンホール部において溶接できるようにしたものである。【００２８】  請求項４〜６に記載した発明は金属修復物接合用ピンとして供給するものである。ピンにはスクリュー状ピンの頭部に角型ボルトを立設して、歯牙にスクリュー状ピンをネジ込む際に、レンチがかかる形態にして供給する。スクリュー状ピンをネジ込む歯牙にはピンホールを立設するが、この切削に用いる回転式切削ドリルを供給することが好ましい。歯科修復物は蝋型を製作して鋳型材に埋没し、この蝋型原型を鋳造法により鋳造体に転写加工する。この製作した蝋型に陶器製ピンを差し込んで鋳型材に埋没する。鋳造体製造後この陶器製ピンを除去すると、鋳造体に所望した位置とピンの大きさが立設されている。この陶器製ピンホールの直径を修復物接合用ピンと同じ直径に定める構成を採用し供給することが必要である。
上記の構成を採用することにより、本発明品のピンを歯質内に閉じ込めて、修復物接合用ピンの上部と歯科修復物をピンホール部において溶接して一体化できるようにしたことに特徴がある。
【発明の効果】
【００２９】  本発明である金属修復物接合用ピンを用いた歯牙治療においては、治療対象となる歯牙の削合を齲蝕部分のみの最小限に限定して歯型を採取し、歯型を基に蝋型を製作し歯科用金属材料に転写加工して製作した金属修復物を治療対象の歯牙にあてがう。このとき、金属修復用ピンを修復物のピンホールを通して差し込み、口腔内で低出力の（最高安全照射量以下の）レーザーを照射することにより、レーザー歯冠修復ピンと修復物を溶接して一体化し、従来型の修復物よりも長期に渡る使用を可能とするものである。
【発明を実施する最良の形態】
【００３０】  本発明の金属修復物接合用ピンは、削合準備したピンはめ込み孔にスクリュー状のピン体を金属材料修復物のピンホールを通して埋入させて、レーザーにて修復物とスクリュー状ピンを接合させて、修復物を歯牙に維持させることで金属材料を用いて歯牙の修復治療を行うとき、齲蝕部のみを削合するのみで可能な限り健全な歯質、特にエナメル質を残すという目的を達成した。このスクリュー状のピンの歯牙にはめ込まれる頭部には、陶材を嵌装することでレーザー照射による熱影響を遮断することができる。
【実施例１】
【００３１】  上記の目的を達成するために、「請求項１」に記載した発明は、歯科用合金を用いて修復物接合用ピンを開発するものである。ピンの直径は図１および図２に示すように、０．５〜０．９ｍｍとして、金属修復物と最大安全照射量以下のレーザー照射量にて接合を可能にし、歯牙のピン挿し込み孔に埋入させたときにピン周囲に刻まれたねじ山により歯牙からの脱落をふせぐ形態にしたものである。また、ねじ頭部２は六角レンチ型の形態にして、修復物接合用ピンを歯牙のピン挿し込み孔に挿入する際に、ねじ頭部をレンチにて回転させることにより、ピンを歯牙の歯質内にねじ込み、脱落しなくさせるようにしたものである。
【実施例２】
【００３２】  鋼製のスクリュー状のピン体を応用したものは図２に示した。鋼製の上部に、回転させる機構を有するねじ頭部２．１が設けられたピン体のネジ部１．１を歯牙の健全歯質内３に穿たれたピン挿し込み孔４に、ねじ込まれたスクリュー状ピン体のさらに外側に立設した被嵌体８が、少なくともレーザー照射熱量７００ｍＪ〜２０００ｍＪ、の照射により、溶解し金属修復物５のピンホール部６とを接合しうるものであることを特徴とする金属修復物接合用ピンである。図２で示したように、請求項２の開発品はピン体と金属修復物５のピンホール部６の間隙に、被嵌体を被嵌して接合法を蝋付けするのではなく、熔接とする。それらの原理図を（図１、図２）とともに示した。
本発明の目的は、Ｎｄ−ＹＡＧレーザーを用いて口腔内で安全かつ確実に金属接合を行う材料を提供することにある。歯科用修復物接合用ピンと修復物同士の熔接が成立するときのレーザー照射量は人体に対して安全な範囲であることが絶対的な条件となる。口腔内で金属同士をレーザー溶接する時、必要な照射熱量を検討した研究報告例はみられないため、接合に必要な照射熱量を以下の実験を行って測定した。
金属修復物接合用ピンは、少なくともレーザー照射熱量７００ｍＪ〜２０００ｍＪの照射により、溶解し歯科修復物５のピン挿し込み孔４でピン体１とで接合しうるものであることを特徴とする発明品である。図２で示したように、請求項２の開発品はピン体１と歯科修復物５のピン挿し込み孔４の間隙に、被嵌体を被嵌して接合法を鑞付けまたは溶接とする。それらの原理図を図２とともに示した。
【実施例３】
【００３３】  図３は本発明装置の１実施例の断面図であって、健全歯質３内に立設したピン挿し込み孔４に金属修復物接合用ピンを埋入した後に、このピンの頭部２に率説した回転機構を切断部７で切り捨てて、歯科修復物と立設したピン挿し込み孔４にて歯科修復物と金属修復物接合用ピンの切断部にてレーザーを用いて接合し両者を一体化できる製品を提供する。【００３４】  上記の目的を達成するために、「請求項３」に記載した発明は、歯科用合金を用いて修復物接合用ピンを開発するものである。ピンの直径は図１および図２に示すように、０．５〜０．９ｍｍとして、金属修復物と最大安全照射量以下のレーザー照射量にて接合を可能にし、歯牙のピン挿し込み孔に埋入させたときにピン周囲に刻まれたねじ山により歯牙からの脱落をふせぐ形態にしたものである。また、ねじ頭部２は六角レンチ型の形態にして、修復物接合用ピンを歯牙のピン挿し込み孔に挿入する際に、ねじ頭部をレンチにて回転させることにより、ピンを歯牙の歯質内にねじ込み、脱落しなくさせるようにしたものである。【００３５】  ピンの直径は図３に示すように、１．５〜２．０ミリメートルとして、ピンを回転させる機構を有するネジ頭部２が設けられたピン体のネジ部１を歯牙の健全歯質内３に穿たれたピン挿し込み孔４に、ネジ込まれたスクリュー状ピン体のさらに外側に立設した陶材製の被嵌体８が歯牙のピン挿し込み孔に埋入させて、歯牙からの脱落をふせぐためにピン周囲にネジ山を施す形態にしたものである。また、ネジ頭部２は六角レンチ型の形態にして、修復物接合用ピンを歯牙のピン挿し込み孔に挿入する際に、ネジ頭部をレンチにて回転させることにより、ピンを歯牙の歯質内にネジ込むことを容易にしたものである。
【実施例４】
【００３６】  図４に示す、金属修復物接合用ピンはネジ頭部２の下部に連続して円柱状の接合部９が形成されている。接合部９はレーザー照射により溶解し、金属修復物５と一体化する。ネジ部の上部にあるネジ頭部とピン体のネジ部の間に接合部を設ける。この部分は陶材を被嵌しない。歯科修復物と接合部はレーザーにより接合するため端面同士を密着させるため、接合部の円周部はネジ形態としないで円筒状形態にする。
【実施例５】
【００３７】  本開発品を大量生産するためにはＡＤ法を採用する。ＡＤ法はエアゾルデポジションの略で産業技術総合研究所先進製造プロセス研究部で開発された。常温で金属などの担体にセラミック材料の微粉末を高圧で吹き付けると、ジルコニアなどのセラミックの微粉末は金属の表面に突き刺さりアンカーの役割を果たす。この上に後続の粒子が次々とぶつかり破壊と変形を繰り返して、緻密な層が形成される。焼結体波の機械的物理的性質を持つものを作ることが出来る。微小な電子部品などに応用開発が見込まれるという。
【実施例６】
【００３８】  本発明の目的は、Ｎｄ−ＹＡＧレーザーを用いて口腔内で安全かつ確実に金属接合を行う材料を提供することにある。金属修復物接合用ピンと歯科修復物同士の溶接が成立するときのレーザー照射量は人体に対して安全な範囲であることが絶対的な条件となる。口腔内で金属同士をレーザー溶接する時、必要な照射熱量を検討した研究報告例はみられないため、接合に必要な照射熱量を以下の実験を行って測定した。【００３９】  図５の金パラジウム銀合金（成分割合は下記に記述）製の厚さ０．３５ｍｍ、または０．４５ｍｍの板状鋳造材試験片５．１のピン挿し込み孔４．１に、板状鋳造材試験片製作に用いたと同じ材料を鋳造して製作した直径０．８ｍｍと１．０ｍｍの円柱状のワイヤーの試験片１．１を埋入した。ピンホールと円柱状のワイヤー状試験片間とを溶接対象箇所とした。照射熱量を６００ｍＪ、７００ｍＪ、８００ｍＪ、９００ｍＪ、１０００ｍＪ、２０００ｍＪ、２５００ｍＪ、３０００ｍＪに変えてレーザーを溶接対象箇所に照射した。【００４０】  さらに、レーザー誘導ファイバー先端部において冷却用水をかけながらおこなったのものと、冷却用水を止めて実験をおこなったものの二条件とした。これらの条件下において溶接が得られているか否かを顕微鏡下にて観察し、後記する実験を行う上での前実験とした。板状鋳造材試験片は歯科修復物に、円柱状のワイヤーは本発明品である金属修復物接合用ピンに見立てて実験をおこなったものである。実験結果は以下の表２に示した。【００４１】
【表２】
2005224605.tif 000005
【００４２】  なお、試験片製作材料には金パラジウム銀合金の非鋳造用リンガルバー用の１２ＢＺ５００６（石福社製）を用いた。その組成はＡｕ１２％Ｐｄ２５％Ａｇ５２％Ｃｕ％その他であった。レーザー機は歯科治療用Ｎｄ−ＹＡＧレーザーＰＰＹ−ｐｐ１型（ＳＬＴ社製）を用いた。表２が示すようにレーザー照射条件１０ＰＰＳ、８００ｍＪ以上であれば金パラジウム銀合金鋳造板とワイヤー試験片ピンを溶接することが出来た。このレーザー照射量が最高許容露光量（ＭＰＥ）以下になっているか否かについて計算した。ＭＰＥを用いて計算した結果（非特許文献１３）は以下の通りであった。【００４３】口腔内レーザー金属溶接についての安全性の検討
使用した歯科治療用Ｎｄ−ＹＡＧレーザーはＰＰＹ−ｐｐ１型（ＳＬＴ社製）である。このレーザー機の波長は１０６４ｎｍ、パルス幅０．４ｍｓ、繰り返し周波数は５Ｈｚから２０Ｈｚである。この最大許容露光量（ＭＰＥ値）を算出すると以下の通りになった。まず、波長１０６４ｎｍは可視光ではないので、瞬き反射による保護がないため露光時間を少し長めに眼の瞬きの間隔を１０秒と仮定する。この時間内のパルス全数ＮはＮ＝２０Ｈｚ×１０Ｓ＝２００である。ここで、ＭＰＥのレーザー波長に対する補正係数が、使用したＮｄ−ＹＡＧレーザーの波長からＣ６＝１、Ｃ７＝１となる（非特許文献１３）。つまり、単一パルスのＭＰＥ値は全露光時間をｔとすると、９０×ｔ０．７５×Ｃ６×Ｃ７＝９０×０．００１０．７５×１×１＝０．５０６［Ｊ／ｍ２］となる。一方、パルス列中のパルス幅Ｔのパルスに対する平均放射照度が、単一パルス幅Ｔに対するＭＰＥ値を超えないこととされていることから、全露光時間１０秒では９０×１００．７５×１×１＝５０６［Ｊ／ｍ２］となり、１０秒中に２００パルス存在することから、一つのパルスの平均刺放射照度は５０６／２００＝２．５３［Ｊ／ｍ２］となる。また繰り返しパルスでは、単一パルス時のＭＰＥ値に全パルス数Ｎをかけ１／４を引いた値になることから（非特許文献１３）０．５０６×２００−０．２５＝０．１３５［Ｊ／ｍ２］つまり、０．１３５［Ｊ／ｍ２］／１０−３［Ｓ］＝１３５［Ｗ／ｍ２］となる。これらの計算結果を他の診療科において採用しているレーザー照射量に比べて、多くないことが判明した。【００４４】  上記の表２の実験である、金パラジウム銀合金鋳造板とワイヤー試験片（ピン）のレーザー溶接条件を変えた実験結果の判定は肉眼でおこなった。
【実施例７】
【００４５】  この課題は発明品の根本的原理であると認識されたため、更にレーザー溶接の効果を厳密に確認するために、以下の実験をおこなった。上記した目的を達成するために金パラジウム銀合金材料を用いて、図６に示したような、板状試験片を製作し溶接実験をおこなった。すなわち、材料は金パラジウム銀合金（徳力社製）で、その成分割合はＡｕ１２％、Ｐｄ２５％、Ａｇ５２％、Ｃｕ１０％、その他１％である。溶接実験に用いた試験片は、板厚は１ｍｍ、７ｍｍ×１２ｍｍの板状試験片５．２を用いた。板状試験片の端面同士を突合せ端面間に照射条件を変えてレーザー照射を行った。突合せ端面間に生じたビードの深さ９、ビード幅径１０、ビード面積１１を測定し、口腔内にて安全なレーザー照射量以下で金属同士の接合が出来るか否か、確認する実験を行ったものである。【００４６】ＡＤ法
金属体の基板上に気体と一緒にセラミックスの微粒子を高速で吹きつけるコーティング手法で、セラミックス膜を室温で製作出来る技術が開発された。この技術ＡＤ法（エアロゾルデポジョン）によると基板上に厚さ１〜数十マイクロ（マイクロは百万分の１）メートルの緻密なセラミッスクス層が形成される。「単純な製造法だけに、工業面で使い勝手が良いのが特徴」（産総研先進製造プロセス部門）と説明する。【００４７】  これらの数値からレーザー照射により溶接対象部に生じた溶解、固体化部すなわちビードの体積から必要な照射熱量を類推した。金属修復物接合用ピンと歯科修復物を接合するとき、必要とするレーザー照射熱量の測定データーはピンの形態を設計するときに重要な資料となる。この実験では照射条件は、３９０Ｖ、１５ｍｓ、焦点ぼかし１で統一し、１Ｈｚ、２Ｈｚ、３Ｈｚの各段階を照射した。ビードの観察はデジタルマイクロスコープ（ＶＨ７０００、Ｋｅｙｅｎｃｅ社）により、４０倍率に拡大した写真を用いデジタル画像処理により、これらの数値を計測した。以上の実験結果を以下の表３に示した。【００４８】
【表３】
2005224605.tif 000006
【００４９】  これらのビードの形状から、レーザー照射時の最適な条件を見出すことにした。表３が示すビードの形状の大きさは直径０．５ｍｍ〜０．９ｍｍの金属修復接合用ピンを溶接する時に、照射対象部の金属は充分な溶解状態を示すものと推測された。【００５０】  本発明の目的は口腔内にて歯牙に近接してレーザー照射を行い、修復物同士を溶接させる。このときのレーザー照射は歯牙に対して為害作用を与えることのない照射量で、充分な溶接力が得られる材料で成形した発明品を提供することにある。歯牙にレーザー照射するときに、その歯牙と特に歯牙内にある歯髄に合併症をおこす最大の危険因子は温度上昇であると考えられる。レーザー照射時、温度上昇が歯牙に為害作用のない範囲でレーザー照射条件を決定しなければならない。上記の目的を達成するために、レーザー照射時、照射条件を変えて図７に示すような実験を行って歯牙の温度上昇を測定することにしたものである。【００５１】  実験は抜去歯牙及び金パラジウム銀合金製の鋳造板状試験片および鋳造円柱状ピン形態試験片を用意した。金パラジウム銀合金材料は上記の徳力社製品を用いた。この歯牙を長軸方向に対して垂直的に切断し、ピン挿し込み孔を削合し形成した。ピン挿し込み孔の方向と深さは、臨床応用するときを想定し決定した。切断したときの歯冠の長さは１０ｍｍとした。このピンの温度変化を歯牙に埋入したピンの先端部に温度測定用の端子１４をあてて、温度上昇の値を測定したものである。実験日の室内温度は２６．７度、実験第１回ではレーザー照射後の測定部の温度は２６．９度、温度上昇は０．３度であった。実験第２回では室内温度２７．０度、測定温度２７．４度で温度上昇は０．３度であった。日常的に口腔内の温度変化は大きく、その差は５０度以上はあると推定される。この温度変化に比べ、いずれの実験結果も歯牙の温度上昇は極めて微小で、歯牙にとって問題が無いことが判明した。
【実施例８】
【００５２】  本発明品は、治療用のレーザー照射機を用い、歯科修復物と容易に溶接可能である歯科用修復物接合用ピンおよび同時に使用される歯科修復物に関するものである。実施例を図８に示すように、一歯欠損の両側に健全歯かまたは齲蝕があってもその程度は軽度なものがある歯牙の症例を基に示したい。ａ．口腔内では患者の歯牙にピン挿し込み孔４を削合形成する。ｂ．患者の口腔内より歯型を採取する。この時、ピン挿し込み孔に型取りのための型取り用のピンを刺し込んでから歯型を採取する。【００５３】  ｃ．図９−（１）に示すように、口腔外で採取した歯型から金属修復を製作するための石膏模型を製作する。型取り用のピンを利用した歯型から製作した石膏模型にはピン挿し込み孔４．２が記録されている。ｄ．図９−（２）に示すように、石膏模型上に歯科修復物の形態を再現させる蝋型１７を形成する。蝋型にピン挿し込み孔に円筒状ＣＢカーボン１８を差し込む。この操作によりピンホールの位置とホールの直径が精確に規定される。ｅ．図１０に示すようにこの蝋型を鋳型材１９に埋没し、鋳型材を焼成炉内において焼成すると鋳型内に蝋型が転写された空洞２０ができる。ｆ．図１１に示すように、請求項３または請求項４の合金材料を鋳造して、空洞の形態を金属材料に転写した目的の歯科修復物５．６に加工できる。【００５４】  ｇ．治療対象の歯牙にこの歯科修復物を被覆して図１２、歯科修復物のピンホールを介して金属修復物接合用ピンを歯牙の挿し込み孔に挿入し、余剰部分は切断部（図１の７）にて切断する。ｈ．金属修復物接合用ピンはレーザーを照射して歯科修復物と接合させることにより両者を一体化する。対象の歯牙と修復物の間には接着剤を用いるが、接着効果を期待するのではなく、食物残渣が歯牙と修復物の微小な間隙に侵入することを防ぐためである。以上は一本の歯牙のみの欠損症例を基に製作工程を記載したが、齲蝕部の大きな単独歯にもまた多数の歯牙が欠損した症例への応用もできることを付記したい。
【産業上の利用可能性】
【００５５】  本発明金属修復物接合用ピンと歯科修復物を骨に埋め込みレーザー照射により溶接して一体化する原理は、整形外科や脳外科や耳鼻科などの歯科以外の治療にも応用できるし、また、獣医医療界においても応用が可能である。本発明金属修復物接合用ピンは、直径１ｍｍ〜２ｍｍの細さに加工され、ネジとしての機能を備え、またレーザー接合が可能な部材としての応用性が見込まれる。このことから精密機械分野にも利用される可能性がある。
【図面の簡単な説明】
【００５６】
【図１】本発明金属修復物接合用ピンを歯科治療に用いた状態を示す断面図である。
【図２】別の例の金属修復物接合用ピンを歯科治療に用いた状態を示す断面図である。
【図３】別の例の金属修復物接合用ピンを歯科治療に用いた状態を示す断面図である。
【図４】別の例の金属修復物接合用ピンを歯科治療に用いた状態を示す断面図である。
【図５】実施例１のレーザー溶接実験時の俯瞰図である。
【図６】実施例２のレーザー照射ビード形状観察図である。
【図７】実施例３のレーザー照射時の歯牙温度変化測定状態図である。
【図８】実施例４の一歯欠損修復時のピン挿し込み孔穿孔設図である。
【図９】実施例５の一歯欠損修復時の蝋型製作工程図である。
【図１０】実施例蝋型を鋳型材に埋没製作工程図である。
【図１１】実施例蝋型転写加工金属鋳造体製作工程図である。
【図１２】実施例金属修復物接合用ピン歯科修復物差込み工程図である。
【図１３】（１）、（２）従来法のインレー窩洞形成原理図である。
【図１４】従来法の歯冠形成原理図である。
【図１５】従来法の抜髄操作原理図である。
【図１６】（１）、（２）従来法のＴＭＳピンの使用状態図である。
【図１７】従来法のＴＭＳピン使用状態図である。
【図１８】従来法の下顎前歯形成俯瞰図である。
【図１９】従来法の下顎前歯冠修復透視図である。
【図２０】（１）従来法のＳＭＳピン応用修復物の舌側から見た俯瞰図である。（２）従来法のＳＭＳピン使用状態図である。
【図２１】従来法の一歯欠損症例接着性ブリッジ修復例図である。
【図２２】接着性ブリッジ接着機構の原理図である。
【符号の説明】
【００５７】１      ピン体
１．１  金パラジウム銀合金鋳造製接合用ピン試験片
１．２  ＴＭＳピン
２      ネジ頭部
３      健全歯質
４      ピン挿し込み孔
４．１  石膏模型ピン挿し込み孔
５      歯科修復物
５．１  金パラジウム銀合金鋳造板材試験片
５．２  金パラジウム銀合金展伸板材試験片
５．３  インレー修復物
５．４  歯科修復物
５．５  下顎前歯修復物
５．６  ＳＭＳピン応用修復物
５．７  接着性ブリッジ修復物
５．８  金パラジウム銀合金鋳造歯科修復物
６      ピンホール
７      切断部
８      陶材嵌装体
９      金パラジウム銀合金展伸板材突合せ面レーザー照射ビードの深さ
１０    同じくビードの幅
１１    同じくビードの面積
１２    乾燥抜去歯牙
１３    レーザー誘導ファイバー
１４    温度測定用の端子
１５    口腔内歯牙欠損部牙欠損部
１６    健康な歯牙
１７    石膏模型上で蝋型製作
１８    円筒状ＣＢカーボン
１９    鋳型
２０    空洞
２１    湯道
２２    ルツボ
２３    歯科用合金
２４    熱源
２６    齲蝕
２７    インレー窩洞
２８    側面同士の平行性
２９    咬合面窩
３０    歯髄
３２    歯冠支台削合形成
３１    歯肉溝部
３３    両外側面同士に平行な形成面
３４    歯髄の末端は樹枝状形態
３５    即時硬化性の合成樹脂充填材
３６    下顎前歯歯冠支台削合形成
３７    エナメル質
３８    酸処理
３９    サンドブラスト処理
４０    投錨効果作用のある接着剤
【図１】
2005224605.tif 000007
【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】
2005224605.tif 000012
【図７】
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【図８】
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【図９】
2005224605.tif 000015
【図１０】
2005224605.tif 000016
【図１１】
2005224605.tif 000017
【図１２】
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【図１３】
2005224605.tif 000019
【図１４】
2005224605.tif 000020
【図１５】
2005224605.tif 000021
【図１６】
2005224605.tif 000022
【図１７】
2005224605.tif 000023
【図１８】
2005224605.tif 000024
【図１９】
2005224605.tif 000025
【図２０】
2005224605.tif 000026
【図２１】
2005224605.tif 000027
【図２２】
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