"無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され前記レーザーを前記生体硬組織へ照射する照射器と、前記レーザーの出力が1.2W以下で、パワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御する照射制御手段とを有することを特徴とする装置。前記生体硬組織が永久歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項1に記載の装置。前記生体硬組織が乳歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.64W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上21.28J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項1に記載の装置。前記照射制御手段は、前記照射器からの前記レーザーの出力、焦点位置、波形、照射時間及び照射位置の少なくとも一つを制御することを特徴とする請求項1~3のいずれかに記載の装置。無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され、前記レーザーを対象物へ照射する照射器とを有する装置の作動方法において、前記レーザーの出力が1.2W以下で、パワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする作動方法。前記生体硬組織が永久歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項5に記載の作動方法。前記生体硬組織が乳歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.64W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上21.28J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする請求項5に記載の作動方法。無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成して耐酸性生体硬組織を製造するに際し、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下であるレーザーを前記生体硬組織へ照射することを特徴とする耐酸性生体硬組織の製造方法。無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を含む耐酸性生体硬組織であって、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下であるレーザーを照射されることで、その組織の一部が溶失することなく、その生体硬組織中に耐酸性関与物質が生成されてなる、耐酸性生体硬組織。しかし、前記のような従来のレーザーは、これらを用いて歯質強化治療虫歯予防等の、生体硬組織への耐酸性の付与には有効であるものの、レーザーの出力が大きく、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が大きいという問題があった。また、レーザー装置が大掛かりで扱いにくく、高額であるという問題もあった。また、これら従来のレーザーを用いて、無機結晶HAPを含む歯科用材料、医科用材料及びバイオマテリアルなどを含む生体硬組織に耐酸性を付与し、耐酸性生体硬組織を製造するには、レーザーが高出力で扱いにくく、製造効率も低いという問題があった。更には、これら従来のレーザーを用いて製造された生体硬組織は、レーザーにより歯質強化虫歯予防効果等の耐酸性は付与されるものの、レーザーの出力が大きく、その組織の一部が溶失するという問題があった。本発明は、前記した従来技術の課題を解決するものであり、その目的は、レーザーが低出力で生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が小さく、生体硬組織への耐酸性の付与を行い得る、小型で扱い易く、低価格であるレーザー装置及びその作動方法を提供することにある。本発明の更なる目的は、低出力のレーザーを用いて扱い易くかつ効率良く、生体硬組織に耐酸性を付与し得る、耐酸性生体硬組織の製造方法を提供することにある。また、本発明の更なる目的は、組織の一部が溶失することなく、歯質強化虫歯予防効果等の耐酸性が付与された生体硬組織を提供することにある。前記課題を解決するため、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され前記レーザーを前記生体硬組織へ照射する照射器と、前記レーザーの出力が1.2W以下で、パワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御する照射制御手段とを有することを特徴とする装置である。かかる構成を採用することにより、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量を小さくし、かつ、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成することができる。レーザーの照射条件を前記のとおりとした理由は、出力が1.2Wを超えるとレーザーの被照射面の周辺組織に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が12.0W/cm2を超えるか、又はエネルギー密度が50.0J/cm2を超えると、レーザーの被照射面に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が0.8W/cm2未満であるか、又はエネルギー密度が1.7J/cm2未満であると、生体硬組織中に耐酸性関与物質が十分に生成されないからである。本発明において、パワー密度及びエネルギー密度とは、レーザーの被照射面におけるパワー密度及びエネルギー密度をいう。また、本発明において、生体硬組織とは、ヒト及び動物の歯や骨、歯科用材料、医科用材料、バイオマテリアルなどを含む。また、前記生体硬組織が永久歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。また、前記生体硬組織が乳歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.64W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上21.28J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。また、前記照射制御手段は、前記照射器からの前記レーザーの出力、焦点位置、波形、照射時間及び照射位置の少なくとも一つを制御することが好ましい。また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置であって、前記レーザーを出射する出射器と、一端が前記出射器に接続され、他端に前記レーザーを導光する導光手段と、前記導光手段の他端に接続され、前記レーザーを対象物へ照射する照射器とを有する装置の作動方法において、前記レーザーの出力が1.2W以下で、パワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することを特徴とする作動方法である。かかる作動方法を採用することにより、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量を小さくし、かつ、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成することができる。また、前記生体硬組織が永久歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。また、前記生体硬組織が乳歯である場合、前記レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.64W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上21.28J/cm2以下となるよう、前記照射器からの前記レーザーの照射を制御することが好ましい。また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成して耐酸性生体硬組織を製造するに際し、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下であるレーザーを前記生体硬組織へ照射することを特徴とする耐酸性生体硬組織の製造方法である。かかる方法を採用することにより、低出力で扱い易いレーザーを用いて、効率良く、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成することができる。また、本発明は、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を含む耐酸性生体硬組織であって、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下であるレーザーを照射されることで、その組織の一部が溶失することなく、その生体硬組織中に耐酸性関与物質が生成されてなる、耐酸性生体硬組織である。かかる耐酸性生体硬組織によれば、その組織の一部が溶失することなく、歯質強化虫歯予防効果等の耐酸性が生体硬組織に付与される。本発明の無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置によれば、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が小さく、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成でき、かつ小型で安価なレーザー装置を提供することができる。また、本発明の無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置の作動方法によれば、小型で安価なレーザー装置を用いて、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が小さく、かつ生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成できる、レーザー装置の作動方法を提供することができる。また、本発明の耐酸性生体硬組織の製造方法によれば、低出力で扱い易いレーザーを用いて、効率良く、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成する方法を提供することができる。また、本発明の無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織中に耐酸性関与物質を含む耐酸性生体硬組織によれば、その組織の一部が溶失することなく、歯質強化虫歯予防効果等の耐酸性が付与された耐酸性生体硬組織を提供することができる。まず、本発明者は以下の如くして、レーザー照射により、ヒトの永久歯に耐酸性が付与されるメカニズムの解明を試みた。SEM走査型電子顕微鏡を用いて、レーザー照射された歯の表面観察を行った。次に、レーザー照射試料をポリエステル系樹脂に包埋し、樹脂が固化した後、ダイヤモンドカッターを用いて、レーザー照射部位が含まれるよう約200~300μmの厚さに縦断する。その縦断試料を厚さが約100~150μmになるまで流水下にて砥石で研磨を行い、それを分析試料とした。まず、酸性溶液に浸漬する前のレーザー照射試料を偏光顕微鏡を用いて薄切試料を観察し、分析位置の確認を行った。次に、微小部X線回折法によって定性分析し、物質を同定した。その試料を酸性溶液2乳酸溶液、pH2.1に浸漬し、溶解する様子を偏光顕微鏡にて観察した。溶解せずに残存した部位を微小部X線回折装置にて定性分析を行い、物質を同定した。酸性溶液に浸漬する前後の分析結果を比較し、耐酸性の付与に関与する物質を同定した。レーザーの種類及びその照射条件:半導体レーザーOSL-3000、長田電機工業株:連続波、λ=810nm±20nm、ファイバー径;600μm、ファイバーNA開口角:0.43角度25.2°、ファイバー先端部と試料までの距離;0.3mm、照射条件;3W、2W、1W、0.5W、0.3W、0.2W及び0.1Wにて4及び6sec照射。低出力領域での、レーザーの被照射面におけるパワー密度及びエネルギー密度は、表1のようになった。SEM走査型電子顕微鏡;TM3000株式会社日立、加速電圧5~15kV。X線回折装置と測定条件:微小部X線回折装置;PSPC/MDGリガク電機株式会社、コリメーター径;100μm、出力;50kV、200mA。測角範囲:5~80°。浸漬する酸性溶液:乳酸溶液2乳酸溶液、pH=2.1、溶解する様子は、偏光顕微鏡にて観察を行った。レーザー照射された歯をSEM走査型電子顕微鏡にて観察を行った。図1に、3W4secで照射された歯の表面×2000を示す。レーザー中心部は陥凹し即ち、組織の一部が溶失し、その周辺部はエナメル質が溶解し、黒く丸い構造物は、レーザーにより有機質が蒸散されたエナメル小柱に相当するものと思われる。図2に、1W4secで照射された歯の表面×2000を示す。周辺部とは異なる円状に白変したレーザー照射部が認められ、エナメル小柱に相当する黒い円状の構造物も観察される。図3に、0.3W4secで照射された歯の表面×2000を示す。健全歯に比べて、表面は滑らかな構造を呈しており、黒い円状の構造物は、エナメル小柱が変化したものと思われる。図4に、0.1W6secで照射された歯の表面×2000を示す。歯の表面は、滑らかになっており、エナメル小柱に相当する黒の構造物もさらに微細となっていることが認められる。偏光顕微鏡による観察では、レーザー照射された歯は、正常な歯とは明らかに異なる干渉色を呈することが認められる図5~8を参照。これは、これまでの研究から、歯の主成分である無機結晶HAPがα‐TCPなどの高温相、β‐TCP、PYRピロリン酸カルシウム:Ca2P2O7、METメタリン酸カルシウム:CaPO32などの準高温相に変性したためであることが判明している。図5aは、レーザー非照射の健常歯であり、ハンターシュレーゲル状、並行状などが観察される。図7aは、0.3W4sec照射された歯であり、レーザー照射されたエナメル質の表面から中間部にわたった領域には黄色の変性層が認められる。図8aは、0.1W6sec照射された歯であり、レーザー照射されたエナメル質の表面から中間部にわたる領域には黄褐色を呈する変性層が認められる。レーザー照射した歯に耐酸性が付与される理論的うらづけレーザー照射した歯に耐酸性が付与されることは、1964年、アメリカUCLAのSternにより発見されたが、その理由については、1レーザー照射によって歯が溶融されるなどの物理的形態的変化が酸溶液の侵入をブロックするという説、2レーザーにより歯の結晶が化学的組成を変化させて酸に不溶となるという説の二つの相反する説が提出されて40年以上を経ているが、未解決のままであり、化学的組成変化についても無機結晶HAPがどのように変化するのか具体的に明らかにされていない。これまで行われてきた従来の各種レーザーCO2、Nd:YAG、Er:YAGなどの照射によって、歯の表面には多くのクレーターやクラックが生じており、酸性溶液の浸入をブロックできるような表面構造ではなく、これらによっては溶液の浸入を防ぐことはできないことは明らかである。また、照射するレーザーのエネルギーによって、歯の主成分無機結晶HAPが、高温相であるα‐TCP、及び準高温相であるβ‐TCP、PYR、METなどに変性されることが解っている。これらの中で、α‐TCP及びβ‐TCPは、無機結晶HAPより酸に溶け易いことが知られているので、これら以外の変性物質の中で耐酸性を示す物質を検索する。その中で注目されるのはPYRである。PYRは酸に可溶であるが、P2O7陰イオンは無機結晶HAP結晶表面に親和性吸着性をもち、無機結晶HAP結晶が溶解するのをブロックするため無機結晶HAP結晶の溶解を強く抑制することが知られている。他の一つはMETである。このMETは{CaPO32}nで表される長鎖状構造を有し、酸に難溶性であることから、このMETがレーザー照射部位に形成されることが、耐酸性が付与される主要因であると考えられる。それを実証するため、以下に記すように、レーザー照射歯を酸性溶液2乳酸溶液、pH2.1に浸漬し、その経過を偏光顕微鏡で観察し、溶けず残存した物質を同定した。浸漬前に同定された物質とその残存物質と比較を行うことにより、耐酸性を示す物質を特定するという方法をとった。低出力:1W以下の照射で、歯に耐酸性が付与されることの実証レーザー照射が施されていない標準試料は、浸漬後6時間で完全にエナメル質が溶解し、消失した図5b。これに対して、疼痛緩和や象牙質の知覚過敏などに使用される低出力1W、0.3W、0.1Wにて照射した歯は、図6a、b、c、図7b及び図8bに示すように、7時間を経過しても溶解せずに残存しており、これらの歯には耐酸性が付与されていることが証明された。その耐酸性を示す程度は、以下に記述するように低出力の中でも、当然のことながら、高い出力の方がより高い耐酸性を示した。1W4sec照射試料;浸漬して10時間後、歯頚部が溶解し始め図6a、浸漬して23時間後、エナメル質の深層部は溶解しているが、レーザー照射表面から中間部にわたる領域は溶解せずに残存し図6b、浸漬後27時間を経過しても、レーザー照射されたエナメル質の一部は溶解せずに残存している図6c。0.3W4sec照射試料;浸漬して10時間を経過後、象牙質に近いエナメル質の深層部は溶失したが、レーザー照射されたエナメル質表面から中間層にわたる領域は、溶解せずに残存している図7b。0.1W6sec照射試料;浸漬して7時間後、レーザー照射により黄褐色に変性を受けた領域図8aは、溶解せずに残存していることが認められる図8b。レーザー非照射歯エナメル質が浸漬後、6時間で完全に溶失していることから考えると、この実施例の最低の出力0.1Wの照射条件でも歯には耐酸性が付与されることを実証するものである。耐酸性物質の同定方法レーザー非照射の健常歯エナメル質のX線回折パターンを図9に示す。歯の主成分である無機結晶HAPの典型的回折プロファイルが示されている。この歯に高い出力2~3W以上のレーザーを照射すると、図103W4sec照射した場合のX線回折パターンに示されるように、主成分である無機結晶HAPが、高温相であるα‐TCP、準高温相であるβ‐TCP、PYR、METなどに変性する。1Wの低出力のレーザー照射では、準高温相であるβ‐TCP、PYR、METが、1Wより低い出力例えば、0.5、0.3、0.1Wの照射では、準高温相であるPYR及びMETが検出された。これまでの本発明者の研究では、高温相α‐TCPが検出されていることは、歯の表面温度が1200°C程度に達していること、また準高温相β‐TCPが検出されている場合は700°C程度に、PYR及びMETが検出されている場合は300°C程度に上昇していることが判明している表2及び図14参照。ヒトの歯エナメル質及び象牙質を粉末にして複数ロットに分け、それらのロットを室温から超高温1600~1700°Cの領域までの下記の複数種類の温度に高温電気炉を使用してそれぞれ加熱し、100,300,500,700,1000,1200,1280,1400,1600,1620,1650,1700°Cのそれぞれの設定温度におけるHAP結晶の構造/組成の変化について粉末X線回折法により定性分析を行った結果をまとめたものが表2であるが、その後の実験により、METは300°C近傍で検出されることが判明している。この実験で得られた、設定温度300°CでのX線回折パターン及び定性分析結果例を図14に示す。図11a、b、図12a、b、c、図13a、bに、それぞれ1W4sec、0.3W4sec、0.1W6secの低出力で照射した歯エナメル質を酸性溶液2乳酸溶液、pH2.1に浸漬する前後のX線回折パターンと定性分析結果を示す。図11aは1W4sec浸漬前の結果であり、典型的な無機結晶HAPの回折プロファイルが示され、β‐TCP、PYR、METなどの準高温相が検出されている。図11bは、1W4sec浸漬後の結果であり、典型的な無機結晶HAPの回折プロファイルが崩れ、PYR及びMETが優位に検出されている。図12aは、0.3W4sec浸漬前の結果であり、典型的な無機結晶HAPの回折プロファイルが示され、PYR、METなどの準高温相が検出されている。図12bは、0.3W4sec浸漬後の結果であり、無機結晶HAPの典型的な三つの格子面211;2θ=31.77°、112;2θ=32.19°、300;2θ=32.90°からの回折プロファイルが消失し、その代わりにPYR及びMETが優位に検出されているその詳細な定性分析結果は図12cを参照のこと。図12cは、図12bの拡大図であり、詳細な定性分析結果を示す。典型的な格子面からの回折線の角度2θからPYRα-,β-及びMETβ-,γ-が検出されている。図13aは、0.1W6sec浸漬前の結果であり、典型的な無機結晶HAPの回折プロファイルが示され、PYR、METなどの準高温相が検出されている。図13bは、0.1W6sec浸漬後の結果であり、典型的な無機結晶HAPの回折プロファイルが崩れ、PYR及びMETが優位に検出されている。このように、1W4sec照射されたエナメル質には、準高温相のβ‐TCPが検出されている図11aを参照が、酸性溶液に浸漬後には消失しており図11bを参照、これは無機結晶HAPと同様に酸に可溶性であることを示している。これらの低出力のいずれの照射条件においても、浸漬後には典型的な無機結晶HAPのX線回折パターンが崩れ、あるいは消失図12bを参照しており、その代わりにPYR及びMETが優位に検出されている。その詳細な分析例は、図12cに示されている:例として、α-PYRの典型的な格子面である031,211,131,002などからの回折プロファイルが、β-PYRについては008,202,200,205,γ-METについては022,202,-112,222などからの回折プロファイルが同定されている。これらの実験及び分析結果は、レーザー照射により歯に耐酸性を付与するのはこの二つの物質、つまりPYR及びMETであることを証明するものである。さらに、これらの例が示すように、皮膚に当てても温かさが感じられるか否かの照射条件1W以下の出力、つまり、0.5W、0.3W、0.1Wでも耐酸性が付与されていることが判明したことは驚異であるもちろん、この実施例の最低の出力である0.1W照射の場合は、耐酸性の度合いは弱くはなるが。これらは、象牙質知覚過敏症に通常適用されるものよりはるかに低い照射条件であることは特記すべき点である。これは、従来の医療用レーザーEr:YAG、CO2、Nd:YAGなど装置が、窩洞形成やカリエス部の切除などを目的としており、高出力で照射していたことから歯に与える熱量が大きすぎるという欠点があったが、上述の照射条件でレーザー照射することにより、小さな熱量で歯に耐酸性を付与する歯質強化、虫歯予防効果を与えることが可能であることを意味する。また、口内炎、象牙質知覚過敏、歯周炎などの軟組織の治療用に開発された従来の低出力レーザー半導体レーザーなど装置を硬組織に用いた治療例は、まだ報告されていないが、これを用いてレーザー照射することにより、歯に耐酸性を付与する歯質強化、虫歯予防効果を与えることが可能であることを意味する。以上、ヒトの永久歯に対する実験及び分析結果について説明したが、以下、ヒトの乳歯に対する実験及び分析結果について説明する。永久歯と乳歯はいずれも主成分が無機結晶HAPであり、永久歯と乳歯との間で、レーザー照射による効果耐酸性の付与に大きな差異は認められない。しかしながら、歯のサイズは乳歯の方が永久歯よりも小さく、また、無機結晶HAPの結晶サイズも乳歯の方が永久歯よりもやや小さい。このため、乳歯に対する実験では、レーザーの照射時間を、永久歯の場合よりも小さい2secとした。乳歯に対する実験の要領は、レーザーの照射条件を次の表3のとおりとした以外は、上述した永久歯の場合と同様とした。レーザー非照射の標準試料、及び表3に示した各出力でレーザー照射した各試料に対するSEMによる観察結果は、永久歯の場合とほぼ同様の結果であった。また、これら各試料に対する偏光顕微鏡による観察結果は、永久歯の場合と同様の傾向を示した。具体的には、レーザー非照射の標準試料では、酸性溶液への浸漬後、エナメル質が完全に溶解するまでに要した時間は4時間であった。これに対し、表3の各出力でレーザー照射した各試料ではいずれも、浸漬後5時間経過しても、エナメル質におけるレーザー照射により変性した領域は溶解せずに残存していた。一例として0.1W2secでレーザー照射した試料での浸漬前後の偏光顕微鏡像を図15に示す。図15aが浸漬前、図15bが浸漬から5時間後の像である。図15aにおいてエナメル質における黄褐色となっている領域が、レーザー照射により変性した領域である。この領域が、図15bにおいて、溶解せずに残存していることが分かる。レーザー非照射歯エナメル質が浸漬後、4時間で完全に溶失していることから考えると、この実験における最低の出力0.1Wの照射条件でも歯には耐酸性が付与されることを実証するものである。また、浸漬後残存した部位のX線回折法による分析結果も、永久歯の場合と同様であった。一例として0.1W2secでレーザー照射した歯エナメル質の浸漬前後のX線回折パターンと定性分析結果を図16に示す。図16aは浸漬前のX線回折パターンと定性分析結果、図16bは浸漬後のX線回折パターンと定性分析結果をそれぞれ示している。上述したように、レーザー照射による耐酸性付与に関する理論的うらづけと実証により、皮膚に当てても温かさが感じられるか否かという低出力のレーザー照射によって歯には耐酸性が付与される歯質強化がなされ、虫歯予防効果を示すことが判明した。また、今回の実験での照射条件をまとめた表1及び表3から、レーザーの出力が1.2W以下で、パワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下という照射条件でレーザー照射することで、歯やその周辺組織に熱的損傷を与えることなく、生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのPYR及びMETを生成できると考えられる。他方、出力が1.2Wを超えると歯やその周辺組織に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が12.0W/cm2を超えるか、又はエネルギー密度が50.0J/cm2を超えると、歯に与える熱量が大きすぎ、パワー密度が0.8W/cm2未満であるか、又はエネルギー密度が1.7J/cm2未満であると、歯に耐酸性関与物質が十分に生成されないと考えられる。より好ましい範囲は、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上43.56J/cm2以下である。さらに、レーザー照射対象がヒトの永久歯の場合、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下とすることが好ましい。一方、レーザー照射対象がヒトの乳歯の場合には、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.64W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上21.28J/cm2以下とすることが好ましい。以下、本発明に係るレーザー装置及びその作動方法の実施の形態を図面に基づき詳細に説明する。図17は、本発明に従うレーザー装置の実施形態の構成図である。図中、1でレーザー装置を示し、23は出射器、41は導光手段光ファイバー、5は照射器ハンドピースである。また、3は操作パネル、21はCPU、22はレーザー駆動回路、24はモータ駆動回路、52は集光レンズである。なお、2はハウジング、4はケーブル、51は照射器5の先端である。本実施形態に従う、無機結晶ハイドロキシアパタイトを含む生体硬組織へレーザーを照射するためのレーザー装置1は、レーザーを出射する出射器23と、一端が出射器23に接続され、他端にレーザーを導光する導光手段41と、導光手段41の他端に接続されレーザーを生体硬組織へ照射する照射器5と、照射器5からのレーザーの照射を制御する照射制御手段とを有する。ここに、照射制御手段は、操作パネル3と、CPU21と、レーザー駆動回路22と、モータ駆動回路24と、集光レンズ52と、集光レンズ52を照射器5の先端51に向かって前後に移動可能とするステッピングモータ図示省略とで構成することが好ましい。そして本実施形態に従うレーザー装置1の特徴は、照射制御手段が、レーザーの出力が1.2W以下で、パワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下となるよう、照射器5からのレーザーの照射を制御するところにある。また、より好適な範囲としては、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上43.56J/cm2以下である。図17に示したとおり、ハウジング2内には、ハウジング2に一体又は別体として設けられた操作パネル3に電気的に接続されたCPU21と、CPU21に電気的に接続されたレーザー駆動回路22と、この回路22に電気的に接続された出射器23が設けられている。出射器23は、出射するレーザーをケーブル4内の導光手段41の一端へ入射するよう、コリメートレンズ、集光レンズ等周知の手段図示省略を通じて導光手段41の一端へ接続されている。照射器5の先端51内部には、導光手段41の他端から出射されたレーザーの焦点位置を変更するための集光レンズ52が前記ステッピングモータを介し移動可能に設けられている。当該ステッピングモータ53は、ハウジング2内に設けられCPU21に接続されたモータ駆動回路24にケーブル4内の電線を介し接続されている。操作パネル3には、例えば歯科医師が患者の歯にレーザーを照射して虫歯予防を行う際に、レーザー照射に際しての指定条件を入力するための各種ボタン、入力された値を表示するディスプレイ等が配置されている。この指定条件は、レーザー出力、照射直径即ち、歯の表面における照射領域の直径及び照射時間を含むことが好ましい。そして、レーザー出力の値を入力すると、その値に応じてパワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下の範囲内となるように照射直径の選択可能な範囲がCPU21によって決定され、次いでその決定された範囲内で照射直径の値を入力すると、その値に応じてエネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下となるように照射時間の選択可能な範囲がCPU21によって決定され、さらにその決定された範囲内で照射時間の値を入力するよう構成することが好ましい。入力された指定条件はCPU21へ伝えられる。CPU21は、レーザー駆動回路22を介して出射器23を制御し、入力された指定条件に従う出力のレーザーを出射器23から出射させる。出射器23から出射されたレーザーは、導光手段41を通じ、照射器5の先端51の内部で導光手段41の他端から出射される。その際、照射器5の先端51を患者の歯に当接させておくことが好ましい。この状態で、CPU21は、導光手段41の他端から出射されたレーザーの照射直径が、入力された指定条件に従った値となるよう、モータ駆動回路24を介してステッピングモータ53を制御することによって、集光レンズ52の位置を調節してレーザーの焦点位置を制御する。なお、より広い範囲に耐酸性関与物質を生成したい場合には、上述の作業が終わる毎に、医師がレーザー照射部位をずらして同じ作業を繰り返せばよい。以上説明した実施形態によれば、上述した好適な照射条件でレーザー照射を行うことを確実にすることができる。また、このレーザー照射条件によれば、歯やその周辺組織に与える熱量が大きすぎず、かつ歯のエナメル質中に耐酸性関与物質であるPYR及びMETを生成することができ、虫歯予防治療に用いて好適な、小型で安価なレーザー装置及びその作動方法を提供することができる。次に、本発明に従うレーザー装置の実施形態の変形例について説明する。本例におけるレーザー装置は、図17に示したレーザー装置1と同様の基本的構成になっている。本例では、レーザーを照射する対象である生体硬組織が永久歯である場合、レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下となるよう、照射器5からのレーザーの照射を制御するところに特徴がある。また、上記に加えて、又は上記に代えて、レーザーを照射する対象である生体硬組織が乳歯である場合、レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.64W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上21.28J/cm2以下となるよう、照射器5からのレーザーの照射を制御することが好ましい。具体的には、レーザー装置1がさらに、レーザーの照射対象がヒトの永久歯とヒトの乳歯とのいずれであるかを使用者が入力する照射対象入力手段図示省略を有することが好ましい。このような構成とすることで、ヒトの永久歯及びヒトの乳歯それぞれについて最適な条件でレーザー照射することができ、より効果的に耐酸性を付与することができる。以上説明した本発明に従うレーザー装置の実施形態及びその変形例において、レーザー照射に際しての指定条件はレーザー出力、照射直径及び照射時間を含むことが好ましいとして説明したが、照射時間に替えて、照射位置移動速度を使用することもできる。この場合、照射位置を移動するための構成として、例えば、照射器5の先端51内部に設けられた集光レンズ52をその直径方向に軸支し、この軸周りに所望の角速度で揺動させる、第2のステッピングモータを設けることが好ましい。また、このモータを駆動するための第2のモータ駆動回路を設け、この回路にCPU21を接続し、操作パネル3には、照射位置移動速度を選択するためのボタンを設けることが好ましい。また、本発明に従うレーザー装置の実施形態及びその変形例においては、レーザー出力、照射直径、照射時間のうちの3つ全てを入力するものとして説明したが、1つ又は2つを入力すると、CPU21が残りの2つ又は1つの指定条件を適当な値に決定するように構成することもできる。また、指定条件は上述したものに替えて、レーザーの出力、焦点位置、波形、照射時間及び照射位置の少なくとも一つとすることもできる。なお、レーザー装置としては、連続波、パルス波などの発振方式を含むCO2、Nd:YAG、Er:YAG、半導体レーザー、エキシマレーザー、その他の医療用レーザーを用いることができる。次に、本発明に係る耐酸性生体硬組織の製造方法の実施の形態を説明する。本製造方法に使用可能な生体硬組織は、ヒトを含む動物の歯や骨、無機結晶HAPを含む歯科用材料、医科用材料、バイオマテリアルなどである。歯科用材料としては、フィッシャーシーラント/歯科用接着充填材料、小窩裂溝封鎖材、歯科用セメント、コンポジット、覆髄剤、根管充填剤、人工歯、人工歯根、歯科用骨補填材、形成外科用材料、キャスタブルセラミックス、アパタイトキャスタブルセラミックスのクラウン、歯磨剤等が挙げられる。医科用材料としては、人工骨、人工関節、股関節の体液環境対策、骨セメント等が挙げられる。また、本製造方法に使用可能なレーザー装置は、上述の実施形態におけるレーザー装置1又は所望の市販のレーザー装置例えば、半導体レーザー装置OSL-3000、長田電機工業株式会社である。これらいずれかのレーザー装置を用いて、レーザーの出力が1.2W以下で、パワー密度が0.8W/cm2以上12.0W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が1.7J/cm2以上50.0J/cm2以下であるレーザーを前記の無機結晶HAPを含む生体硬組織へ照射する。また、より好適な範囲としては、出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上43.56J/cm2以下である。さらに、生体硬組織が永久歯である場合、レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.09W/cm2以上10.89W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が6.54J/cm2以上43.56J/cm2以下とすることが好ましい。一方、生体硬組織が乳歯である場合には、レーザーの出力が1.0W以下で、パワー密度が1.06W/cm2以上10.64W/cm2以下で、かつ、エネルギー密度が2.12J/cm2以上21.28J/cm2以下とすることが好ましい。例えば、半導体レーザー装置OSL-3000,長田電機工業株を用いて、連続波、λ=810nm±20nm、ファイバー径:600μm、ファイバーNA開口角:0.43角度25.2°、ファイバー先端部と試料までの距離:0.3mm、レーザー出力:1W、照射時間:4secとすることができる。上述の照射条件にてレーザーを照射することにより、窩洞形成やカリエス部の切除などを目的としているEr:YAG、CO2、Nd:YAGなどのレーザー装置を用いた場合にも、生体硬組織やその周辺組織に与える熱量が大きすぎず、生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのPYR及びMETを生成することができる。また、口内炎、象牙質知覚過敏、歯周炎などの軟組織の治療用に開発されたものである従来の半導体レーザー装置を用いて、上述の照射条件にてレーザーを照射することにより、生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのPYR及びMETを生成することができる。かかる実施形態によれば、ヒト及び動物の歯や骨、無機結晶HAPを含む歯科用材料及び医科用材料、バイオマテリアルなどの生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのPYR及びMETを、低出力で扱い易いレーザーを用いて、効率良く、生体硬組織中に耐酸性関与物質を生成する方法を提供することができる。更に、本発明に係る耐酸性生体硬組織の実施形態を説明する。本実施形態における耐酸性生体硬組織は、上述の実施形態における耐酸性生体硬組織の製造方法により製造することができる。このようにして製造された耐酸性生体硬組織は、その組織の一部が溶失することなく、その生体硬組織中に耐酸性関与物質としてのPYR及びMETが生成される。以上、説明した実施形態におけるレーザー装置、その作動方法、耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織は、歯の硬組織に対する照射実験及びこれまでの実験から得られた耐酸性付与に関する理論に基づき、従来のものよりはるかに低出力で、より安全に歯に耐酸性付与を行うため、実際の臨床分野に即適用が可能である。これまでの虫歯予防法の主役は、日本では歯磨きと甘味制限であり、欧米ではフッ素が主役である。前述のように、アメリカやヨーロッパでは水道水にフッ素の添加が行われているが、これについてはいくつかの問題点を指摘できる。例えば、添加するフッ素の最適濃度は1ppmであり、これ以上の濃度1.5~2.0ppm以上になると班状歯、骨肉腫や骨硬化症などになるリスクが大きくなるという報告があること。さらに、フッ素を添加する水源部におけるフッ素濃度とそこから各家庭の水道の蛇口から流れ出る水のフッ素濃度を1ppmにコントロールすることの困難などである。その他、フッ素洗口や歯面のフッ素の塗布、虫歯を誘発する糖であるスクロースの代わりにキシリトール、ソルビトールなどの糖などが虫歯予防に利用されているが、これらはその効果が一時的であり、長期にわたって持続できるものではない。しかしながら、これらのレーザー装置、その作動方法、耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織によれば、歯質は永久的に強化されるという利点を有している。また、レーザー照射による歯への影響についての明確な基礎理論が得られているため、歯科医師は患者側へ十分納得のいく説明ができ、患者のコンセンサスを得られるという利点もある。また、歯へ熱的損傷を与えず、無痛、無振動、無騒音で治療が可能であるため、小児や高齢者も恐怖心をもたずに安心して治療が受けられる。しかも、治療中ほとんど出血がない。また、歯ブラシの先端部も届かない虫歯好発部位臼歯の裂溝部、隣接部、歯頚部に照射することにより、酸素の少ない場所に好んで生息するミュータンス菌などのような虫歯菌の殺菌も行われ得る。さらに、従来に比べて、小型、軽量、安価である。従来のレーザー装置は、かなり大型で重量もあり、高価であったため、普及率は25にとどまっている。それに比べて、低出力のレーザー装置は、上述のような多くのメリットを有しており、直ちに臨床への適用が可能であり、虫歯予防歯科への新しい門戸を開く画期的な装置である。今後、特段の利用と普及率の増加が見込まれ、また、それにより虫歯に悩む小児から高齢者まで国民の健康増進や福祉に多大の貢献が期待されるものである。一昔前、芸能人は歯が命というTVのコマーシャルがあったが、芸能人のみならず歯はどのような人にとっても命である。野生動物にとって歯を失うことは即、死を意味している。虫歯や歯周病などで歯を失った場合、歯は人々の健康の維持、増進にとって不可欠な重要な役割を担っていることを実感させられる。しかし、虫歯の治療となると、電動ドリルの高周波音と振動、耐えがたい痛みのため躊躇するのも事実である。痛みがなく、振動や不快な高周波音のない治療法は、かつては夢のまた夢であった。しかし、この発明によるレーザー装置、その作動方法、耐酸性生体硬組織の製造方法及び耐酸性生体硬組織は、夢ではなく現実であり、実際に目の前に存在することが確証された。"