「磁性アタッチメントと MRI」
歯科用磁性アタッチメント装着者の MRI 安全基準マニュアル監修
日本磁気歯科学会

安全基準検討委員会
2022 年 11 月

1

目次
はじめに

3

１．MRI（Magnetic Resonance Imaging，磁気共鳴断層撮像法） とは

4２ ． 歯 科 用 磁 性 アタ ッチ メ ン ト と は

4

３． MR 撮像 における注意 点

8１ ）MR 装 置の 磁場 によ る力 学的 影響（ 偏向力 ）8２）MR 装置の発熱による温度上昇の影響

9３）キーパーアーチファクトによる診断への影響

9

キーパーの除去について

12
13

おわりに
参考資料 114

磁性アタッチメントの安全性試験
１）偏向力試験

14２）加温試験 (高周波による発熱試験 )15３）アーチファクトの測定

17４）トルクの測定

19

考察

20

参考 文献

23

参考資料 2磁性アタッチメントが心臓ペースメーカーに与える影響

26

参考 文献

28

2

はじめに
MRI 検査は、近年のめざましい技術進歩によって、装置の高磁場化・高出力化による画質の向上や検査時間の短縮が可能となったことから、医科領域
において脳ドッグを含め急激に需要が高まっています。それに伴い、体内金属装着者における人体への為害作用が問題視されるようになってきました。
歯科治療では、特に高齢者に磁石(磁性アタッチメント)を用いて義歯を維持安定させる処置が普及しています。また、高齢者は、様々な全身疾患を有している可能性が高く、さらに口腔領域は MRI 検査頻度が非常に高い脳頭蓋と近接しているため、磁性アタッチメント（特に口腔内に装着するステンレ
ス製キーパー）の MR 装置に対する安全性について、情報提供が必要です。
日本磁気歯科学会では現状の MRI 検査現場での混乱や情報の不統一に対応するため、国際規格（ASTM 規格）に準じ口腔内に使用する磁性アタッチ
メントの MRI 検査における安全性について、偏向力試験、発熱試験およびト
ルク測定試験を行い、MR 装置の磁場に対する安全性を検討しました。また、
生体安全性とは直接関連しませんが、口腔内に設置されたキーパーによる金属アーチファクトの発生が MRI の診断に及ぼす影響についても検討を加えました。これらの結果の一部を本学会第 20 回学術大会(2010 年 11 月)において発表致しました。
ここに、現時点での日本磁気歯科学会としての MRI 撮像に対する安全基準
を、をまとめ、歯科医療従事者および診療放射線技師を対象にマニュアル化
することに致しました。なお、本マニュアルを作成するにあたり、安全性試
験を行いましたので、その結果を参考資料として巻末に掲載しました。

3

１． MRI（Magnetic Resonance Imaging,磁気共鳴断層撮像法）とは
人体の大部分を占める水素原子核（proton）と磁場を利用して、人体内部の情報をコンピュータで画像にする方法です。
MR 装置には磁場強度の異なる装置があり、現時点では 0.3～3.0 T の装置が普及しています。我が国で現在使用されている機種の一覧を示します（表１）。
２．歯科用磁性アタッチメントとは歯科用磁性アタッチメントは磁石構造体（磁石）とキーパー（磁性ステンレス）からなり、義歯に取り付けられる磁石と口腔内の歯根に取り付けられるキーパーとの間の吸引力により義歯は吸着し維持されます（図１）。
図１磁性アタッチメントの構造

口腔内に設置されるキーパーは磁性ステンレスであり、主に SUSXM27、
SUS430、SUS447J1、SUS444（AUM20）のいずれかで製作されています。
重量はおおよそ 30～120 ㎎ w です。
現在、市販されている歯科用磁性アタッチメントを表 2 に示します。
表 3 にステンレス鋼の化学成分を示します。

キーパーは磁石ではありませんので、義歯を外して撮像を行った場合、磁石の吸着が損なわれる心配はありません。また、ＭＲＩ検査後にキーパーに磁力が残留する心配もありません。
しかし、義歯を装着したまま撮像を行ったり
MR 室内へ入ると、磁石の吸引力が喪失したり義歯が飛び出したりする危険性がありますので注意してください（図２）。
図２磁性アタッチメント義歯

4

表１
社名

(2015.7 時点)

我が国で使用されているＭＲＩ装置

ＧＥヘルスケアジャパン

シーメンス旭メディック

東芝メディカルシステムズ

フィリップスエレクトロニクスジャパン

日立メディコESAOTE （株式会社メディテックファーイースト）

SIGNA™ Pioneer

3.0 Ｔ

MAGNETOM Skyra

3.0 Ｔ

Vantage Titan™ 3T

3.0 Ｔ

Achieva 3.0T TX

3.0 Ｔ

TRILLIUM OVAL

3.0 Ｔ

G-SCAN

0.25 T

Discovery MR750 3.0T

3.0 Ｔ

MAGNETOM Prisma

3.0 Ｔ

Vantage Titan™

1.5 Ｔ

Achieva 1.5T A-series

1.5 Ｔ

ECHELON OVAL

1.5 Ｔ

O-SCAN

0.31 T

Discovery MR750w 3.0T

3.0 Ｔ

MAGNETOM Verio

3.0 Ｔ

Vantage Elan™

1.5 Ｔ

Ingenia 3.0T

3.0 Ｔ

ECHELON RX

1.5 Ｔ

S-SCAN

0.25 T

1.5 Ｔ

MAGNETOM Spectra

3.0 Ｔ

Ingenia 1.5T

1.5 Ｔ

OASIS

1.2 T

SIGNA™ Explorer Newgrade

1.5 Ｔ

MAGNETOM Trio

3.0 Ｔ

Multiva 1.5T

1.5 Ｔ

APERTO Lucent

0.4 T

SIGNA™ Explorer

1.5 Ｔ

MAGNETOM Aera

1.5 Ｔ

AIRIS Vento

0.3 T

SIGNA™ Creator

1.5 Ｔ

MAGNETOM Avanto

1.5 Ｔ

AIRIS Vento LT

0.3 T

Optima MR360 Advance 1.5T

1.5 Ｔ

MAGNETOM Amira

1.5 Ｔ

AIRIS Lite

0.25 T

Brivo MR355 Inspire 1.5T

1.5 Ｔ

MAGNETOM ESSENZA

1.5 Ｔ

Altaire （販売終了）

0.7 T

機種名 Optima MR450w 1.5T

*島津製作所はＭＲＩ装置の販売は終了しており，現在は行っていない．

5

表2

市販されている歯科用磁性アタッチメント（2015.7 時点）

6表3ステンレス鋼の化学組成(mass%)

鋼種

C

Si

Mn

P

S

Cr

Mo

N

その他

Fe

SUS444<0.025

<1.00

<1.00

<0.040<0.03017.00-20.00

1.75-2.50<0.025

Ti,Nb,Zr<0.80

Bal.

SUSXM27<0.010

<0.40

<0.40

<0.030<0.02025.00-27.50

0.75-1.50<0.015-Bal.

SUS447J1<0.010

<0.40

<0.40

<0.030<0.02028.50-32.00

1.50-2.50<0.015-Bal.

7

３．MR 撮像における注意点

１）

MR 装置の磁場による力学的影響（偏向力）

キーパーそのものが外れかかっていたり、キーパーが取り付けられている口腔内の補綴装置（根面板、インプラント、歯冠外アタッチメントなど（図３））が緩んでいたりすると、MR 装置の磁場により、口腔内でキーパーが脱離して口腔粘膜を損傷したり、誤嚥、誤飲を引き起したりする恐れがあります。口腔内のキーパーや、周囲の歯科用装置が緩んでいないか確認してください。まれに、MR 装置から受ける磁力により、患者がキーパー周囲の違和感や疼痛を訴える事があります。わずかでも異常を訴えた場合には、検査を中止し、歯科医院に連絡するように患者に指示してください。

図 3-１

図 3-2

根面板

図 3-3

インプラント歯冠外アタッチメント

図３ 様々な形を有する磁性アタッチメント

磁場の影響を最も受ける (磁場の傾斜が最も急な)MR 装置のガントリ付近（装置の入口）で注意が必要になります。最も大きいキーパーでは、
3.0-T の MR 装置によっておよそ 9.0 gf 程度の力学的作用を受けます。
しかし、キーパーを付けている歯科用セメントの接着強さは、40Ｎ（約84kgf） 以上あり、十分な耐性を有すると考えられます（参考資料ページ参照）。

２）15MR 装置の発熱による温度上昇の影響

磁性アタッチメントのキーパー付き歯科用装置は、MR 撮像中のラジオ波の影響により発熱が認められます。発熱試験の結果では、キーパー付
き歯科用装置は、3.0-T MR 装置（Philips 社製 Achieva 3.0T Nova Dual
および GE 社製 Signa HDxt 3.0T）での 20 分間の最大 RF 照射により最大で 0.8 ℃の温度上昇を記録しました。RF 照射 6 分程度の時点では、キーパー付き歯科用装置の温度上昇は 0.2 ～ 0.3 ℃であり、撮像時間
が 15 分以内であれば 0.5 ℃を上まわりません。つまり、通常の撮像時
間では、生体への影響はないと考えられます（参考資料 17 ページ参照）。

３）

キーパーアーチファクトによる診断への影響

キーパーによる金属アーチファクトの出現を阻止することは困難です。アーチファクトは MR 装置の静磁場強度や装置の性能に大きく左右されますが、一概に高磁場装置の方が金属アーチファクトの影響が大きくなるとは限りません。スピンエコー法（SE 法）におけるアーチファ
クトの範囲はおおよそ半径 4 ～ 8cm であり、キーパーの設置部位によってアーチファクトの出現部位が変わります。MRI で読影する部位や、選択された撮像方法、すなわち疑われる疾患によって、読影の可否が決まります。診断部位が口腔底、舌、咽頭などの口腔周囲組織である場合
や、磁化率の影響を強く受ける撮像方法を用いる場合には、アーチファ
クトにより、診断は困難となります（参考資料 20 ページ参照）。
キーパーの除去が必要と判断された場合、歯科医院にてキーパーを除去する事が可能ですので、患者または歯科医師まで指示してください。
応用頻度の高い下顎犬歯と脳頭蓋に最も近く検査への影響が大きい上
顎第二大臼歯にキーパーが設置された場合のスピンエコー法での T1 強
調画像のアーチファクトの範囲をアキシャル断面とサジタル断面（図 4）を示します。

9

スピンエコー法 T1 強調画像

アキシャル断面

図 4-1

図 4-2

図 4-1 磁性アタッチメントなし
図 4-2 下顎左側犬歯に磁性アタッチメント(GIGAUSS

図 4-3

D600)装着時)

図 4-4

図 4-3 磁性アタッチメントなし
図 4-4 上顎左側第二大臼歯に磁性アタッチメント(GIGAUSS10D600)装着時)

スピンエコー法 T1 強調画像

サジタル断面

図 4-5

図 4-6

図 4-5 磁性アタッチメントなし
図 4-6 下顎左側犬歯に磁性アタッチメント(GIGAUSSD600)装着時

図 4-7

図 4-8

図 4-7 磁性アタッチメントなし
図 4-8 上顎左側第二大臼歯に磁性アタッチメント(GIGAUSS11D600)装着時

キーパーの除去について
口腔、舌、咽頭などの口腔周囲組織を読影する場合、アーチファクトにより、診断は困難になります。この場合、キーパーの除去が必要ですがキーパーを鋳接法でなく、キーパーボンデイング法（KB 法）により根面板に設置しておくと容易に除去できます(図 5, 6)。

図5

鋳接法(左)と KB 法(右)図6

KB 法で合着されたキーパーの除去

KB 法：セメントによりキーパーを根面板に固定する方法
鋳接法：鋳造によりキーパーを根面板に固定する方法

なお、磁性アタッチメントのキーパーと磁石でなく、キーパーの代わりに市販されている鋳造用磁性合金と磁性アタッチメントの磁石を用いて義歯を製作する術式があります。しかし、この術式はキーパーよりも多量の磁性合金を用いるため、アーチファクト、偏向力や発熱の影響が大きくなり、口腔内からの磁性合金の除去も容易ではありません。鋳造用磁性合金でなくキーパーと磁石の使用を推奨致します（参考資料 15～24 ページ参照）。

12

おわりに
近年、医療現場において MRI 撮像は脳ドッグ利用者などの増加により、普及が進んでいます。これに伴い、歯科用磁性アタッチメントを装着する患者の生体安全性に関する対応マニュアルの必要性が課題になっていました。本学会では、第 20 回学術大会（2010 年）
でシンポジウム「MR 撮像時における磁性アタッチメントの影響」―MR 撮像時の安全基準
マニュアルの作成に向けて―を開催しました。また、その内容を日本磁気歯科学会雑誌 20
巻 1 号に公表しました。加えて、磁場による力学的影響としてトルクに関する試験結果を
改訂版では参考資料 1 に追加記載しました。
また、磁性アタッチメントは、令和 3 年 9 月に保険適用となった KB 法で製作した場合に限り、保険診療で用いることが可能となりました。したがいまして、今後は日常臨床での使用頻度が高くなってくるものと考えられます。近年、本邦における超高齢社会に伴い有床義歯を装着する高齢者は多く、心臓ペースメーカー装着者数は年々増加傾向にあります。そこで、今回、磁性アタッチメントが心臓ペースメーカーに与える影響について文献を基に参考資料 2 として追加記載しました。
今後も MR 装置の高磁場化は進んでいくと考えられますが、体内金属を装着している患者の生体安全性については継続して検討していくことが必要と考えられます。金属アーチ
ファクトについても、その発生を極力抑制し、発生したアーチファクトを低減する技術の開発も期待されます。いずれにしても、磁性アタッチメントが適切な診断のもとに、正しい方法で使用されればほとんどの MRI 撮像に関して問題がないことを理解して頂ければ幸いです。
2022.11日本磁気歯科学会安全基準検討委員会
2010 年度〜2012 年度

2013 年度〜2015 年度

2022 年度〜

委員長 細井紀雄

委員長 大久保力廣

委員長 武部 純

委 員 倉林 亨

委 員 芥川正武

委 員 鈴木恭典

土田富士夫

石上友彦

栗原大介

土橋俊男

土田富士夫

芥川正武

長谷川みかげ

長谷川みかげ

土田富士夫

水谷 鉱

倉林

金田

亨

土橋俊男

隆

土橋俊男
幹 事 藤波和華子

13参考資料 1磁性アタッチメントの安全性試験

１,

検討項目

規格

1, 偏向力試験（ASTM F2052-06el)1)

ASTM F2052-06e1

偏向力とは、静磁場によるインプラント等の部

2, 加温試験（発熱試験 ASTM F2182-09)2）

品に働く吸引力を磁力と比較して測定する方法で、

3, アーチファクト測定（ASTM F2119-07)3）

紐で吊るした部品が、重力と吸引力に引かれる合4，トルク試験（回転力）

成力を測定する。装置の磁場の傾斜が最も大きくなる部位を予備実験にて求め、図７に示すような

MR 装置

偏向力測定器を設置し、被検体を糸で吊るし、装Philips 社製 Achieva 3.0T Nova Dual
Siemens 社製

偏向力試験

置の持つ磁力により吸引される角度である「偏向MAGNETOM Verio syngo 3.O T

Hitachi Medical 社製

AIRIS

Vento

度 α」を測定する。偏向力が 45 度以内であれば，0.3 T

被検体が日常的に受けている重力の影響よりも装置から受ける影響の方が小さいため安全であると調査する歯科用金属する試験である。

磁性アタッチメントの安全性試験に用いた材料の組成および質量を表４に示す。

B0

本項では，上記の ASTM 基準に基づく MRI 適合性評価方法に準じ、磁性アタッチメントへの安全性試験適応のため一部試験方法を変更させて試験θを実施した。

図 7．偏向力測定器

模式図表４. 使用した磁性アタッチメントと歯科用鋳造用合金

Material

KeeperTrade nameComposition

Dimension (mm)Weight (g)GIGAUSS D400

UNS S44627

φ3.0 × 0.6

0.034

GIGAUSS D600

UNS S44627

φ3.6 × 0.7

0.058

GIGAUSS D1000

UNS S44627

φ4.9 × 0.8

0.119

12% Au, 20% Pd,
Casting alloy

Pallatop 12 Multi

0.941
50% Ag, 15% Cu

14図 8 各キーパーの偏向度が 45 度以下になるまでに要した荷重量

MR 装置
Philips 社製 Achieva 3.0T Nova Dual
測定方法
アクリル板に設定した支点に極細の糸（15mm,2mg）を固定し、検体を吊り下げ、吸引力によって生じる振れ角度 θ が測定できる自作の測定器具を作製した。
MR 装置の検体に対する吸引力は、磁場中心よりもガントリ開口部付近で最も強くなることが知られている。MR 装置の磁場傾斜の最も強いガントリ
開口部付近をガウスメータにて測定し決定する。
（Philips 社製 Achieva 3.0T Nova Dual では磁場中心からの距離 83cm、テーブルからの高さ 14.5cm）
検体を瞬間接着剤にて紐に固定し、振れ角度を測定する。振れ角度より偏向力を算出する。
計算方法 Ｆ= mg tanθ
図 9 各キーパーの偏向力(m : 検体の質量, g : 重力加速度, θ: 振れ角度)

偏向力試験結果
偏向力試験の結果を図 8、9 に示す。各キーパー
は、磁場方向に強く吸引され、90 度を大きく上まわり、

２,

偏向度の測定が不可能であった。そのため、各キー

加温試験(発熱試験)

パーに重りを付加し、偏向度が 45 度以下になる重さを求めた。図 8 に各キーパーの偏向度 45 度以下まで

規格 ASTM F2182-09に有する加重量のグラフを示す。Ｄ400 では 3 グラム

この試験は、体内に埋め込まれた電子回路を内在重、Ｄ600 では 5 グラム重、Ｄ1000 では 9 グラム重のしないインプラントが、MRI 検査においてラジオ波によ加重が必要であった。図 9 に各キーパーの偏向度よって発熱し、患者に傷害をもたらす危険性がないか確り求めた偏向力を示す。Ｄ400 では 2697.4 ダイン、Ｄ

認するための試験である。測定にはファントムを使用

600 では 4022.6 ダイン、Ｄ1000 では 8460.3 ダイン

し、最も発熱が見込まれる試験条件を設定することにであった。

よって、それぞれの試験体に起こりうる最大の発熱を
測定する。

15

MR 装置
Siemens 社製

ファントム:MAGNETOM Verio syngo 3.O T

人体等価ファントムと実験室温度が等しくなる
試験体および測定部位

ように、撮影室に 12 時間以上放置後、発熱実験を

図 10 に測定に用いたキーパー、キーパー付き根行った。

面板および鋳造用磁性ステンレス製根面板を示す。

ファントムは、人体の軟組織と電気的特性が等

測定部位はそれぞれ歯肉縁相当部とポスト先端価となるように蒸留水 25 ℓに塩化ナトリウムを部とした（測定部位 図中 1～７）。

1.31 g/ℓ、また、温度測定中にファントム内溶液が移動しないような十分な粘性を持たせるため、測定方法

ポリアクリル酸を 10 g/ℓ溶解する。測定に際し、測定機器：蛍光ファイバー式温度計

十分な大きさをもつアクリル容器（65×42×10）(Model 3300; LumaSense Technologie)に 9 cm までゲルを満たし、検体は表面より 2 ㎝でファイバープローブ

サイドより 2 ㎝の位置に埋没する(図 11)。

(MedFP; LumaSense Technologies)
温度計は熱電対温度計にて校正し、ファイバー

撮像シーケンスセンサーの先端が測定部位に接するように設定す適当とされる最大 SAR 値を決定するために、熱る。温度測定は、撮像開始 2 分前から撮像後 2 分

伝導率 0.47 S/m の食塩水ファントム 2.5 g/ℓ（65間までとし、1 秒ごとに測定する。発熱は、15 分

×42×10）を用い、15 分間の RF 照射を行い、温間の RF 照射における最大温度上昇で評価する。

度上昇を測定した。温度上昇の結果より、SAR 値を求めた。（計算値：2.1 W/kg, 画面表示値：1.4
W/kg） (表 5)。

表５．撮像シーケンス

図 10． 左: キーパー

中: キーパー付き根面板

右：鋳造用磁性ステンレス製根面板

図 11. ファントム

16

加温試験結果
ラジオ波照射の間、補綴装置の温度は徐々に上昇した。ASTM

MR 装置

F2182-09 に則った Siemens 社製

Philips 社製 Achieva 3.0T Nova Dual

MAGNETOM Verio syngo 3.O T による 15 分間のラジオ波の照射による加温試験の結果、ファントムゲ

ファントム

ルの温度は＋1.13 ℃、キーパーは＋1.21 ℃、キー

20×20×20mm のアクリル容器の中央に、アクリ

パー付き根面板は＋1.42 ℃、鋳造用磁性合金製根ル棒を設置。検体は瞬間接着剤にてアクリル棒に面板は＋1.30 ℃であった（表６）。

固定した。ファントム内溶液は、シリコーンオイ
ルとした(図 12)。

表６．加温試験結果

図 12 アーチファクト撮像用ファントム

図 13-１

図 13-2

図 13-3鋳造用磁性合金製

キーパー付き根面板

金銀パラジウム合金製(0.941 g w)

全部鋳造冠 (2.58 g w)

根面板

(0.927 g w)

表 7 MRI 撮像に用いたシーケンス

３,アーチファクトの測定
規格

ASTM F2119-07

金属が MR 画像に及ぼすアーチファクトの大きさを検討した。
（撮像シーケンスは通常の診断で用いられるものを想定）

17

表 8 MRI 撮像を行った検体の材料および組成試験体・撮像シーケンス

スピンエコー法

コロナル像の比較

図 13‐1,2,3 に用いた磁性アタッチメントを示す。
撮像にはスピンエコー法およびグラジエントエコー法を用いた。それぞれの撮像シーケンスを表 7 に示す。用いた試験体を表 8 に示す。

図 14 -１

図 14 -2

図 14 -3

鋳造用磁性合金根面板

キーパー付き根面板

全部鋳造冠

アーチファクト測定結果
アーチファクト試験の結果を図 14、15、16 に示

スピンエコー法

アキシャル像の比較す。
スピンエコー法

コロナル像およびアキシャル像、

また、グラジエントエコー法

アキシャル像の比較では、全部金属冠のアーチファクトが小さいのに対して、鋳造用磁性合金（アトラクティＰ）のアーチファクトはファントム容器の大きさを上ま図 15 -１

図 15 -2

図 15 -3

わった。また、キーパー付き根面板との比較では、鋳造用磁性合金根面板

キーパー付き根面板

全部鋳造冠

鋳造用磁性合金の方が大きい結果となった。これは、キーパー付き根面板のキーパーが 0.034 グラ

グラジエントエコー法

アキシャル像の比較

ム重であるのに対して鋳造用磁性合金が 0.927 グ
ラム重とおよそ 25 倍の強磁性体の質量の違いを有していることによると考えられる。アーチファ
クトの影響を受けやすいグラジエントエコーでは、各被検体ともスピンエコー法よりも大きい結果と
なった。

18

図 16 -１

図 16 -2

図 16 -3

鋳造用磁性合金根面板

キーパー付き根面板

全部鋳造冠

４,トルク力の測定
MR 装置
Hitachi Medical 社製

AIRIS

Vento

0.3 T

トルク回転角度指示装置

回転角度指示装置は MRI による磁場により影響のない非金属材料を用いて作製し、試験体回転台部、
バネ強度調節部、回転角度測定のための分度器、トルクドライバー接続部により構成されている(図 17) 。試験体は試験体回転台部に固定され、MRI 装置中において磁性アタッチメントに生じる
微量なトルク力により試験体にトルク力が生じた
とき、回転台ごと回転する。また、トルク力の大きさに応じて、装置に設置されたバネの太さや長図 19 0.3 T MRI 装置中で磁性アタッチメントに生じるトルク力

さを調節し、ねじりバネ定数を変化させ、バネの強度を調整する。分度器にて試験体に生じたトル

トルク力の測定結果

ク力の最大回転角度を計測する。

トルク力測定試験の結果を図 19 に示す。0.3 T
測定方法

MRI 装置中でキーパーに生じるトルク力は試験体を試験体回転台部に固定し、MRI 装置中のGIGAUSS D400、600 および 1000 でそれぞれ 0.32、

磁場中心において磁性アタッチメントに生じるト

1.10 および 1.60 mN・m とキーパーの体積が大き

ルク力により、回転台ごと回転させ、角度を測定

くなるのに伴って大きくなった。また、コーピンした。その後、MRI 室外にてトルクドライバー接

グ A で 0.96 mN・m、コーピング B で 1.90 mN・m

続部に直読式マイクロトルクドライバ（東日製作であった。GIGAUSS D600 によって作製したコー所

ピング A は、非磁性体である金銀パラジウムの重社製）を接続させ、回転した角度を再現しトルク力を測定した(図 18) 。

さが加わったため、GIGAUSS D600 単体と比較してトルク力が小さくなった。また、鋳造用磁性合
金製によって作製されたコーピング B は、磁性ス
テンレスの体積が大きいため、最大のトルク力を示した。
トルク力は静磁場強度に比例するので、3.0 T
回転角度指示装置

MRI 装置中でキーパーに生じるトルク力は
GIGAUSS D400、600 および 1000 でそれぞれ 3.20、11.0 および 16.0 mN・m、また、コーピング A で9.60、コーピング B で 19.0 mN・m であると考え

図 17 回転角度指示装置

図 18

マイクロトルクドライバ
接続時

19

られる。

考察

法が異なり、異なる装置間において必ずしも相関

磁性アタッチメントの使用と MRI の需要の増加性がなく，問題視されている 19-21)。したがって，により，多くの磁性アタッチメント義歯装着患者

体内インプラントの安全性を判断するのに MRI 装が MRI 検査を受診することが予想される

4-11)

。主

置のコンソール画面に表示される SAR 値をもちな問題は磁性アタッチメントの発熱と磁気によりいるのは相関性が低い事から危険な場合もある。

１),2),12-18)誘導される変位力による危険性である。本

ASTM F2182-09 の加温試験規格では、加温試験を

研究は口腔内に装着され，撤去が困難な磁性アタ行う前に、実験で照射される SAR 値の総量を食塩ッチメントのキーパーと MRI との適合性を評価し

水ファンムによって求める実験が追加された。

た。

今回、Siemens 社製 MAGNETOM Verio syngo 3.O T
による 15 分間のラジオ波の照射の結果、MRI 装置

１）偏向力について
体内金属である磁性アタッチメント装着者がのコンソール画面に表示される SAR 値は 1.4 W/kg

MRI 検査を行うにあたって、一つの懸念事項は，であったが、食塩水ファントムの温度上昇より求MRI 装置の強力な磁場による磁性アタッチメント

めた WB-SAR 値は 2.1 W/kg であった。また、加温への力学的作用である 1),16)。MRI 検査での力学的試験では、磁性アタッチメントの温度はラジオ波

評価は，偏向力試験によって行われる。ASTM 規

照射の間徐々に上昇した。ファントムゲルの温度

格の偏向力試験では，偏向力が 45°以下ならば力学は＋1.13 ℃、キーパーは＋1.21 ℃、キーパー付き的作用は地磁気による重力よりも小さいので安全

根面板は＋1.42 ℃、鋳造用磁性合金製根面板は＋とされる

1)。本実験では，キーパーは質量が非常1.30 ℃であった。

に小さいわりに磁化率が大きいため，キーパーにキーパー付き根面板は支台歯の歯根に設置され，作用する力学的作用は大きく，測定された角度はまたインプラントは歯槽骨に埋入される。支台歯

90°以上であった。したがって，キーパー単体ではに設置された磁性アタッチメントが温度上昇を引“not MR safe”に分類される。しかし各キーパーき起こした場合，歯根のセメント質への為害作用，に 3.0 - 9.0 gf の負荷を与えることで 45°以下にな

歯根膜の破壊，歯槽骨の壊死，または疼痛を起こることが実証された。臨床ではキーパーを単体です可能性がある 22-24)。Eriksson25)らは，根管内の用いる事は考えにくく、歯科補綴装置に歯科用セ

温度が 50 - 60℃以上になると硬組織のタンパク変メントにて合着させるか鋳接して使用されるが，性が起こる可能性があるとしている。また，歯槽歯科用セメントの引っ張り強さは，弱い物でも 40

骨に埋入されたインプラントの発熱では、インプＮ (4,000,000 dyn) 程度あり，キーパーの偏向力

ラントの脱落，歯槽骨の壊死または疼痛を引き起(8460.3 dyn) に対して 470 倍程度であることから

こ す こ と が 危 惧 さ れ る 。 Eriksson

十分に拮抗すると考えられた

や

22)

28）

。しかし，長期使

Albrektsson によると，44 - 47℃ (体温の 7 - 10℃

用による劣化や衝撃により，キーパーが根面板か以上) の歯槽骨の温度変化で歯槽骨壊死を誘発さら脱離しかけている可能性も否定できないため，せるとしている。さらに Ramsköld らの報告によ

検査前にキーパーの合着状態を確認することが重ると，歯周組織が 1 分間あたり 10℃の温度上昇を要である 23-31)。

すると，歯に隣接した組織に有害となるが，血管

２）発熱についての新生に優れているため，骨と較べて影響は少ないとしている 26),27)。

SAR 値は MRI の発熱に関する安全性の報告には必ず使用され，発熱の指標とされている 2)。し

今回の検討では，磁性アタッチメントの温度上

かし現時点では，SAR 値は MRI 装置ごとに算出方

昇は，口腔内の組織が安全とされる制限の 10℃に20

ほど遠い。また、全て医療用インプラントに対し角度を持った場合に，磁力線と平行になろうとすて，組織の損傷および患者に不快感を与えないよる回転力，すなわちねじれる力である。この力は，うに規格 (SENELEC 規格 prEN45502 - 2 - 3)にて定

静磁場強度，磁化率の大きさ，および磁性体の長められている指標である 2.0℃も上回らなかった。

さと磁力線との角度が関係する39,40)。偏向力と異

３）金属アーチファクトについてなり磁場が均一である場合には磁場勾配には無関

キーパーは生体との磁化率が著しく異なるため、
ＭＲ画像上に歪みや信号の消失としてアーチファ
クトが生じる係であるとされるため，トルクの影響はガントリ
内の静磁場中心で一 番大きくなる。しかしながら，

32-38)。キーパーによるアーチファク

今回の検討において、キーパーの磁化率は高いた

トは，装置の静磁場強度と金属の磁化率に比例し、

めMRI装置中で磁化され、3.0-T MRI装置の磁場36)

中心において、均一磁場を著しく乱し、キーパー

そのため，MR 装置の静磁場強度や装置の性能、に不均一な偏位力が生じたため安定したトルク力

キーパーの大きさや数、または撮像方法に大きくの測定は困難であった39－42)。また、ASTM F2213

左右される。
実際の臨床では，低磁場装置では SNRに記されているトルク力測定方法は、磁化率の低の向上のために、周波数域（バンド幅）が狭く設

い試験体を予期して作製されているため、規格の定されているため，一概に高磁場装置の方が金属適応が難しかった。そこで、今回は、再現性の良

アーチファクトの影響が大きくなるとは限らない。

い簡単なトルク力測定方法を考案し数値化するとアーチファクトの大きさへ影響を与える因子はともに、強磁性に加わる不均一な偏位力の影響を

周波数エンコード用傾斜磁場強度に反比例する。

多数あり，大きさを定量化することは不可能であ

可能な限り減少させるため、低地場MRI装置

るが，スピンエコー法（SE 法）はグラジエントエ（0.3‐T）を用いて検討を試みた。また、トルクコー法 (GRE 法) に比較してアーチファクトの影

力は静磁場強度に比例するので、3.0‐T MRI装置

響は小さいが、そのアーチファクトの範囲はおお中でどの程度のトルク力が働くのか、計算にて求よそ半径 4〜8cm であった。アーチファクトの影めた。

響を小さくしたい場合には、SE 法では１ピクセル

その結果、3.0 T MRI装置中でキーパーに生じる当たりの周波数域の広いシーケンスを選択する必トルク力は最も大きなキーパーであるGIGAUSS

要がある 36),38)。GRE 法ではそれに加え、エコータ
イム（TE）が短い撮像方法を選択する必要がある。
装置の種類により BW の設定が出来ない場合は、

D1000で16.0 mN・m程度、また、鋳造用磁性合金
製のコーピングBで19.0 mN・mであると予期された。この値は、通常のインプラント治療のメンテ

TE を変化させることで連動して変化させるとよ

ナンス時において、スクリューに対して加える締い。しかし，これらの設定を行うと，画像の SNR

め付けのトルク力が種々のメーカーが推奨値で20が低下することに加えて，アーチファクトの縮小

N・m以上（Steri-Oss 推奨値35 N/cm, Sulzer

効果には限度がある。そのため，MRI で診断する

Calcitek 推奨値 28 N/cm）であることと比較して部位や選択された撮像方法が磁化率の影響を強く十分に小さいと考えられる43)。

受ける場合には読影は困難となり，歯科医院にてキーパーの除去が必要になる。そうした場合，医師，MRI 検査担当者，歯科医師および磁性アタッ
チメント装着者の連携が重要である。
４）トルク力について
トルクは，ある長さを持つ金属材料が磁力線と21

本参考資料 1 は、下記の内容を要約したものである。

dental magnetic attachments during 3.0 T MRI. Dentomaxillofac Radiol

Hasegawa M, Miyata K, Abe Y, Ishigami T. Radiofrequency heating of

2012; 41:668–674.

metallic dental devices during 3.0 T MRI. Dentomaxillofac Radiol 2013;

Hasegawa M, Miyata K, Abe Y, Ishii T, Ishigami T, Ohtani K, Nagai

42:20120234.

E, Ohyama

Miyata K, Hasegawa M, Abe Y, Tabuchi T, Namiki T, Ishigami T.

assessments of magnetic dental attachments and castable

Radiofrequency heating and magnetically induced displacement ofmagnetic alloys. Dentomaxillofac Radiol impress

22

T, Umekawa

Y, Nakabayashi

S.

3-T MRI safety

参考文献

1) American Society for Testing and Materials (ASTM). ASTM F2052-06 standard test
method for measurement of magnetically induced displacement force on medical
devices in the magnetic resonance environment. West Conshohocken, PA: ASTM
International, 2006.
2) American Society for Testing and Materials (ASTM). ASTM F2182-02a standard
test method for measurement of radio frequency induced heating near passive
implants during magnetic resonance imaging. West Conshohocken, PA: ASTM
International, 2002.
3) American Society for Testing and Materials (ASTM). ASTM F2119-07 standard test
method for evaluation of MR image artifacts from passive implants. WestConshohocken, PA: ASTM International, 2007.
4) Gillings BR. Magnetic retention for complete and partial overdentures. Part I. J
Prosthet Dent 1981; 45: 484-491.
5) Gillings BR. Magnetic retention for complete and partial overdentures. Part II. J
Prosthet Dent 1983; 49: 607-618.
6) Highton R, Caputo AA, Matyas J. Retentive and stress characteristics for amagnetically retained partial over denture. J Oral Rehabil 1986; 13: 443-450.
7) Tanaka Y. Dental magnetic attachment. Tokyo: Ishiyaku, 1992, pp. 29-70.
8) Watanabe I, Hai K, Tanaka T, Hisatsune K, Atsuta M. In vitro corrosion behavior ofcast iron–platinum magnetic alloys. Dent Mater 2001; 17: 217-220.
9) Gonda T, Ikebe K, Ono T, Nokubi T. Effect of magnetic attachment with stressbreaker on lateral stress to abutment tooth under overdenture. J Oral Rehabil 2004;
31: 1001-1006.
10) Maeda Y, Nakao K, Yagi K, Matsuda S. Composite resin root coping with a keeper
for magnetic attachment for replacing the missing coronal portion of a removablepartial denture abutment. J Prosthet Dent 2006; 96: 139-142.
11) Hasegawa M, Umekawa Y, Nagai E, Ishigami T. Retentive force and magnetic flux
leakage of magnetic attachment in various keeper and magnetic assembly
combinations. J Prosthet Dent 2011; 105: 266-271.
12) Gegauff AG, Laurell KA, Thavendrarajah A, Rosenstiel SF. A potential MRI hazard:
forces on dental magnet keepers. J Oral Rehabil 1990; 17: 403-410.
13) Bartels LW, Smits HF, Bakker CJ, Viergever MA. MR imaging of vascular stents:
effects of susceptibility, flow, and radiofrequency eddy currents. J Vasc Interv Radiol
2001; 12: 365-371.
14) Shellock FG. Metallic neurosurgical implants: evaluation of magnetic fieldinteractions, heating, and artifacts at 1.5-Tesla. J Magn Reson Imaging 2001; 14:295-299.
15) Shellock FG, Cosendai G, Park SM, Nyenhuis JA. Implantable microstimulator:
magnetic resonance safety at 1.5 Tesla. Invest Radiol 2004; 39: 591-599.
16) Walsh EG, Brott BC, Johnson VY, Venugopalan R, Anayiotos A. Assessment of23

passive cardiovascular implant devices for MRI compatibility. Technol Health Care
2008; 16: 233-245.
17) Weigel M, Hennig J. Development and optimization of T2 weighted methods with
reduced RF power deposition (Hyperecho-TSE) for magnetic resonance imaging. Z
Med Phys 2008; 18: 151-161.
18) Muranaka H, Horiguchi T, Ueda Y, Tanki N. Evaluation of RF heating due tovarious implants during MR procedures. Magn Reson Med Sci 2011; 10: 11-19.
19) Baker KB, Tkach JA, Nyenhuis JA, Phillips MD, Shellock FG, Gonzalez-Martinez J,
Rezai AR. Evaluation of specific absorption rate as a dosimeter of MRI-related
implant heating. J Magn Reson Imaging 2004; 20: 315-320.
20) Baker KB, Nyenhuis JA, Hrdlicka G, Rezai AR, Tkach JA, Shellock FG.
Neurostimulation systems: assessment of magnetic field interactions associatedwith 1.5- and 3-Tesla MR systems. J Magn Reson Imaging 2005; 21: 72-77.
21) Baker KB, Tkach JA, Phillips MD, Rezai AR. Variability in RF-induced heating of adeep brain stimulation implant across MR systems. J Magn Reson Imaging 2006;
24: 1236-1242.
22) Eriksson AR, Albrektsson T. Temperature threshold levels for heat induced bone
tissue injury: a vital-microscopy study in the rabbit. J Prosthet Dent 1983; 50:
101-107.
23) Saunders EM. In vivo findings associated with heat generation during
thermomechanical compaction of gutta-percha. 2. Histological response totemperature elevation on the external surface of the root. Int Endod J 1990; 23:268-274.
24) Kreisler M, Al-Haj H, D'hoedt B. Intrapulpar temperature changes during root
surface irradiation with an 809-nm GaAlAs laser. Oral Surg Oral Med Oral Pathol
Oral Radiol Endod 2002; 93: 730-735.
25) Eriksson AR, Albrektsson T, Grane B, McQueen D. Thermal injury to bone. A
vital-microscopy description of heat effects. Int J Oral Surg 1982; 11: 115-121.
26) Ramsköld LO, Fong CD, Strömberg T. Thermal effects and antibacterial propertiesof energy levels required to sterilize stained root canals with an Nd:YAG laser. J
Endod 1997; 23: 96-100.
27) Gutknecht N, Franzen R, Meister J, Vanweersch L, Mir M. Temperature evolution
on human teeth root surface after diode laser assisted endodontic treatment. Lasers
Med Sci 2005; 20: 99-103.
28) 阿部有希, 長谷川みかげ, 内田天童, 木内美佐, 諸隈正和, 秋田大輔, 渋谷哲勇, 小川泰, 永井栄一, 月村直樹, 石上友彦. キーパーボンディング法におけるセメントのキー
パー維持力の検討. 日磁歯誌 2011.1;37-43.
29) Wang NH, von der Lehr WN. The direct and indirect techniques of making
magnetically retained overdentures. J Prosthet Dent 1991; 65: 112-117.
30) Huang HM, Liu DZ, Shiau YY, Yeh CY, Lin CT, Lee SY. Natural frequency
assessment of stability of root keeper magnetic devices. Med Biol Eng Comput 2004;
42: 388-393.
31) Near J, Romagnoli C, Bartha R. Reduced power magnetic resonance spectroscopic
imaging of the prostate at 4.0 Tesla. Magn Reson Med 2009; 61: 273-281.
32) 中村和夫, 石川 晋, 藍 稔, 水谷 紘, 土井史子, 奥野 攻. MRI対策としてのキーパー
24

可徹法の検討. 日磁歯誌 1992.1;71-75.
33) 大川周治, 田嶋英明, 赤川安正, 櫻井裕也, 山田宏秀. 磁性アタッチメントの可徹式キーパーに関する一考案‐MRI対策として. 日磁歯誌 1993.2;37-42.
34) 鱒見進一, 尾座本まゆみ, 城戸寛史, 有田正博, 守川雅男. 既製キーパーを利用した可徹式機構の検討. 日磁歯誌 1994.3;30-35.
35) Iimuro FT. Magnetic resonance imaging artifacts and the magnetic attachment
system. Dent Mater J 1994; 13: 76-88.
36) 土橋 俊男, 槇 利夫, 鈴木 健, 藤田 功. SE法におけるmetal artifactについて. －各種
parameterとmetal artifactの関係－. 日本放射線技術學會雜誌 1997. 53;798-805
37) 正木 文浩, 内藤 宗孝, 石上 友彦, 宮尾 宣行, 林 正之, 田中 貴信, 有地 榮一郎. 磁性アタッチメントのキーパー形態がMR画像に与える影響. 歯科放射線 1997. 37;
156-16338) 土橋 俊男, 藤田 功, 槇 利夫, 北川 松雄, 鈴木 健. 歯科用アタッチメントのMR画像への影響. 日本放射線技術學會雜誌 1998,54;517-520
39) ASTM Standard F2213-06, 2011. Standard test method for measurement ofmagnetically induced torque on medical devices in the magnetic resonanceenvironment. ASTM International, West Conshohocken, PA.
40) Shellock FG, Shellock VJ. Metallic stents: evaluation of MR imaging safety. AJR
Am J Roentgenol 1999; 173:543–547.
41) Luechinger R, Duru F, Scheidegger MB, Boesiger P, Candinas R. Force and torqueeffects of a 1.5-Tesla MRI scanner on cardiac pacemakers and ICDs. Pacing Clin
Electrophysiol. 2001; 24:199–205.
42) Sasaki Y, Akutagawa M, Emoto T, Tegawa E. Theoretical study of evaluation
method for MRI metal artifact. Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2013; 1073-6.
43) Weiss EI, Kozak D, Gross MD. Effect of repeated closures on opening torque values
in seven abutment-implant systems. J Prosthet Dent 2000; 84:194–199

25

参考資料 2磁性アタッチメントが心臓ペースメーカーに与える影響
また、近年では、石井 4)が心臓ペースメーカー

歯科用磁性アタッチメントの心臓ペースメー
カーへの影響に関しては、2005 年に日本磁気歯に対するカップヨーク型磁性アタッチメント

科学会（以下、本会）から発行された本会 安全「ギガウス D1000」の磁石構造体の近接試験を基準検討委員会「磁界の安全性についての検討」

行っている。その結果、電磁場環境測定を行っ1)において、宮田ら 2)と井原ら 3)の研究結果を引た結果、電界および変動磁場環境は規定値の用した以下の内容を報告している。

1000 分の 1 以下であったが、静磁場環境では磁歯科用磁性アタッチメントの心臓ペースメーカ

石構造体の 8.0mm 以内で本規格の規定値を超えーへの影響に関しては、宮田ら 2)が心臓ペースメ

た測定値が観察された。また、現在埋入が行わ

ーカーに電磁石によって磁場を与えてモニタリれている MRI 非対応の従来型機種＊１ではいくングを行う実験とサンドイッチ型磁性アタッチ

つかの機種において、磁場感知部位直上でマグ

メント「マグフィット 600」の接触実験を行ってネットモードに移行したのに対し、MRI 検査がいる。その結果、心臓ペースメーカーのあるタ

可能な条件付き MRI 対応型心臓ペースメーカー

イプはおよそ 60mT 以上の磁場で発進パルスの＊２影響を受けるが、臨床的にはサンドイッチ型磁が認めらないことを確認している。本結果では、性アタッチメント「マグフィット 600」の漏洩磁

磁性アタッチメントは静磁場環境測定において

場で、心臓ペースメーカーの作動に影響を及ぼ

極僅かな範囲で国際規格の規定値を越えたが、す可能性がないことを確認している。さらに、例え義歯を取り外し胸部に経皮的に磁石構造体

宮田ら 2)は本論文において、心臓ペースメーカー

を接近させたとしても心臓ペースメーカー埋入

が胸部に埋入されると口腔内とおよそ 20cm 以

深度や近接試験での結果を考慮するとペースメ

上の距離を置くことになることから、磁性アターカー装着患者に対し磁性アタッチメントが電ッチメントが口腔内義歯に装着されていても、磁干渉を生じる可能性はないことを報告してい漏洩磁場による影響はほとんど考えられないとる。本研究報告では、磁石構造体周囲環境が心報告している。井原ら 3)は、カップヨーク型磁性

臓ペースメーカーに与える影響について国際規

アタッチメント「ハイコレックス」の磁石構造

格 で あ る European Norm （ EN 規 格 ）体を埋入した義歯を用いて口腔内に義歯を装着

50527-2-1:2011 及び ISO 規格 14117:2021 に準した場合、胸ポケットに収納した場合、磁石構じた測定を行っており、また心臓ペースメーカ

造体を直接心臓ペースメーカーに接触させた場

ー実機を用いた近接試験を行っている。このこ合について磁場強度を測定し、直接接触させたとは、歯科用磁性アタッチメントが埋め込み型

場合を除いてペースメーカーが影響を受けるだ

心臓ペースメーカーに及ぼす影響について明確

けの強い磁場は測定されなかったと述べており、にした報告であり、安全性評価という観点から

心臓ペースメーカーに対しては義歯を口腔内には臨床的状況を反映させた報告と言える。さら装着した状態でも問題はないと言える。

に特記すべきこととしては、現在埋入手術を行
26

ではたとえ直上に置いたとしても磁場的影響っている心臓ペースメーカーの機種と行ってい
ない機種

＊３

ることが望ましいこと、また義歯を取り扱う安の群とでは，磁場の耐性に関し大き全性からは、患者には磁石が義歯本体に装着さな違いがあると報告している。現在埋入手術がれていることを十分に認識してもらい、日常生

行われている MRI 非対応の機種および条件付き活においてはむやみに義歯をペースメーカーのMRI 対応心臓ペースメーカーはより磁力の影響

植込み部位の直上に相当する胸ポケットに入れを受けにくく、製造年が新型機種になるにつれることや近づけてはいけないことを説明してお干渉が生じにくくなっており、これは，使用金く必要がある。

属や内部構造の改良により心臓ペースメーカー
Accent DR RF 2212，Accent DR 2112，のもつ電磁耐性が飛躍的に向上しているためと＊１推察されるとのことである。

Zephyr XL DR 5826

奥野 5)は，カップヨーク型磁性アタッチメント＊２

Accent MRI DR 2224

「ハイコレックス」のキーパーを外し開磁路と＊３Victory XL DR 5816, MicronyⅡSR＋2525T,

したときの磁場解析結果より、磁石構造体からRegency SRt 2400L

7mm 程度離れれば lmT 以下となると述べている。そして、このような開磁路でも心臓ペース註）心臓ペースメーカーについて
一般に、埋め込まれたデバイスは 5 年～10 年

メーカーには影響がなかったといわれているが2)、注意が必要であると報告している。

程度で交換手術が行われるが、リード線の交換

以上の報告より，心臓ペースメーカー装着

手術は侵襲が大きく、心臓ペースメーカー本体

患者に対する歯科用磁性アタッチメントを用いのみの交換となる場合が多いとされている。そた有床義歯補綴治療に際して磁石構造体が干渉のために現在、心臓ペースメーカー装着患者のを生じる可能性はないが、歯科医師は事前に心体内には MRI 対応と非対応の従来型とが混在

臓ペースメーカーの機種を医科主治医に確認すしている状態であるとのことである 6,7)。

27

参考文献

1) 日本磁気歯科学会 安全基準検討委員会．磁界の安全性についての検討．日磁歯誌
2005;14(1):81-82.
2) 宮田英俊，田中貴信，石上友彦，岸本康男，騎馬洋修，荒井一生ほか．磁性アタッチメ
ントの心臓ペースメーカーヘの影響に関する実験的研究．日磁歯誌 1993；2(1):11-17.
3) 井原邦夫，酸田秀夫，内田 理．磁性アタッチメント（ハイコレックス）がペースメー
カーに及ぽす影響について．日本歯科評論 1995；636:173-181.
4) 石井 拓．磁性アタッチメントの磁石構造体が心臓ペースメーカーに与える影響．日大
歯学 2007；91:35-40.
5) 奥野 攻.歯科用磁性アタッチメントの開発．歯科材料・器械 2007；26(3):291−300.
6) 石橋一哉.MRI 対応ペースメーカの現状と問題点．京府医大誌 2013；122:815-824.
7) 横 田 彩 子 ， 今 井

靖 ． 植 込 み 型 電 子 デ バ イ ス の 最 近 の 進 歩 ． 人 工 臓 器 2014 ；43(3):161-166.

28