JP2005325102A - Dental canaliculus filler - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、歯の象牙質に形成されている象牙細管を封鎖するための象牙細管封鎖材に関するものである。 The present invention relates to a dentinal tubule sealing material for sealing dentinal tubules formed in the dentin of a tooth.
冷たいものや熱いもの等を食べたときに、歯に、一過性の鋭い痛みを感じることがある。これは、知覚過敏と呼ばれ、例えば、歯周炎等により歯肉が痩せて、歯根部の象牙質が露出した場合や歯の形成後によるエナメル質の欠損のある場合に起きる。そして、歯周病などで歯肉の退縮や磨耗、くさび状欠損により象牙質の象牙細管が開口することにより、冷たい水やブラッシング等の刺激で鋭い痛みを感じる症状を象牙質知覚過敏症という。通常、歯は、エナメル質と象牙質とセメント質とで構成されており、表面に露出しているのがエナメル質であり、象牙質は、上記エナメル質に覆われている。 When eating cold or hot foods, you may feel temporary sharp pains in your teeth. This is called hypersensitivity and occurs, for example, when the gingiva is thinned due to periodontitis or the like, and the dentin in the root portion is exposed or there is a loss of enamel after the formation of the teeth. A condition in which a dentinal tubule is opened due to periodontal disease or the like due to gingival retraction or wear, or a wedge-shaped defect, is called a dentinal hypersensitivity that causes sharp pain due to stimulation such as cold water or brushing. Usually, a tooth is composed of enamel, dentin, and cementum, and the enamel is exposed on the surface, and the dentin is covered with the enamel.
そして、上記歯の象牙質には、複数の象牙細管と呼ばれる細管が当該象牙質を貫くように形成されている。上記象牙細管内には組織液が入っている。そして、上記象牙質知覚過敏症は、象牙細管が歯の表面に露出している場合に起こる。具体的には、象牙質知覚過敏症は、露出している象牙質が刺激を受けた場合、象牙細管内に入っている組織液の流れが変化し、当該象牙細管内に存在する象牙芽細胞付近に存在している神経線維を刺激することにより起こると考えられている。 In the dentin of the tooth, a plurality of tubules called dentinal tubules are formed so as to penetrate the dentin. Tissue fluid is contained in the dentinal tubule. The dentin hypersensitivity occurs when the dentinal tubule is exposed on the surface of the tooth. Specifically, dentine hypersensitivity is caused by changes in the flow of tissue fluid in the dentinal tubules when the exposed dentin is stimulated, and in the vicinity of odontoblasts present in the dentinal tubules It is thought to occur by stimulating nerve fibers present in the body.
そこで、上記象牙質知覚過敏症に対して、上記組織液の移動を防ぐことを目的とする治療方法が考案されている。 Therefore, a treatment method has been devised for the purpose of preventing the movement of the tissue fluid with respect to the hypersensitivity of the dentin.
（１）象牙細管の封鎖を行うために、歯科用レジン、または、上記歯科用レジンに無機微粒子を混合した治療剤を用いる場合がある。具体的には、メタクリル酸メチル（ＭＭＡ）−ｐ−スチレンスルホン酸（ＳＳＡ）共重合体（ＭＳポリマー）を露出した象牙細管の表面に被覆させる方法（以下、ＭＳコートと称する）が挙げられる。ＭＳコートは、５％ＭＳポリマーの水系エマルション（Ａ液）と、２．１％シュウ酸（Ｂ液）からなる。Ａ液にはＭＳポリマーが水に溶解せずに微粒子状で分散しており、このＭＳポリマーが、歯質のハイドロキシアパタイトと反応して凝集し、表面に層状に沈着することで、露出した象牙質面（露出した象牙細管上）に歯質と接着した高分子被膜を形成する。 (1) In order to seal the dentinal tubule, a dental resin or a therapeutic agent in which inorganic fine particles are mixed with the dental resin may be used. Specifically, a method of coating the exposed dentinal tubule surface with methyl methacrylate (MMA) -p-styrene sulfonic acid (SSA) copolymer (MS polymer) (hereinafter referred to as MS coating) can be mentioned. The MS coat consists of a 5% MS polymer aqueous emulsion (liquid A) and 2.1% oxalic acid (liquid B). In the liquid A, the MS polymer is dispersed in the form of fine particles without being dissolved in water, and the MS polymer reacts with the hydroxyapatite of the tooth and aggregates and deposits in layers on the surface, thereby exposing the exposed ivory. A polymer film adhered to the dentin is formed on the textured surface (on the exposed dentinal tubules).
（２）ＨＥＭＡ（2-hydroxyethyl methacrylate）とglutaralを含有する１液性のGLUMA Desensitiserと呼ばれる治療剤と、その他にフッ素、ストロンチウム、水酸化カルシウム、カリウム塩、シュウ酸塩、シュウ酸鉄、乳酸アルミニウムなどを含有した薬剤（歯科用レジンに無機微粒子を混合した治療剤）を、象牙細管が露出している象牙質面に塗布・導入したり、歯磨剤に含有させて歯磨きさせることで知覚過敏を抑制する方法がある。 (2) One-part treatment agent called GLUMA Desensitiser containing HEMA (2-hydroxyethyl methacrylate) and glutaral, plus fluorine, strontium, calcium hydroxide, potassium salt, oxalate, iron oxalate, aluminum lactate It is possible to apply hypersensitivity by applying or introducing a medicine containing a mixture of dentistry resin (inorganic fine particles to a dental resin) onto the dentin surface where the dentinal tubules are exposed, or by adding it to a dentifrice. There is a way to suppress it.
（３）また、粒子径が１．０μｍ〜５．０μｍのハイドロキシアパタイトを用いて象牙細管を封鎖する方法が提案されている（特許文献１参照）。 (3) Moreover, the method of sealing a dentinal tubule using the hydroxyapatite whose particle diameter is 1.0 micrometer-5.0 micrometers is proposed (refer patent document 1).
（４）また、２種の溶液を塗布して象牙細管内にハイドロキシアパタイトの結晶を析出させて象牙細管を封鎖させる技術がある（特許文献２、非特許文献１参照）。
しかしながら、上記従来技術では、安全かつ確実に象牙細管を封鎖することができないという問題点がある。これについて以下に説明する。 However, the conventional technology has a problem in that the dentinal tubule cannot be sealed safely and reliably. This will be described below.
上記歯科用レジンを用いて象牙細管の露出面を覆う場合、象牙芽細胞障害およびマクロファージ誘導による炎症惹起が指摘されている。また、歯科用レジンに無機微粒子を混合した治療剤を用いる場合には、上記無機微粒子による象牙細管の封鎖が不十分である。上記無機微粒子の粒子径は数μｍ程度である、一方、象牙細管のエナメル質近傍（エナメル象牙境）の直径は０．９μｍ程度であるので（非特許文献２参照）、上記無機微粒子は、象牙細管内に入ることができず、封鎖が不十分であるという問題がある。 When the exposed surface of the dentinal tubule is covered with the above-mentioned dental resin, it has been pointed out that odontoblast cell damage and macrophage-induced inflammation are induced. Moreover, when using the therapeutic agent which mixed the inorganic fine particle with the dental resin, the sealing of the dentinal tubule by the said inorganic fine particle is inadequate. The particle diameter of the inorganic fine particles is about several μm, while the diameter near the enamel of the dentinal tubule (enamel ivory border) is about 0.9 μm (see Non-Patent Document 2). There is a problem that it is not possible to enter the narrow tube and the sealing is insufficient.
また、上記特許文献１の構成では、象牙細管の封鎖が不十分であるという問題がある。上記特許文献１では、粒子径が１．０μｍ〜５．０μｍのハイドロキシアパタイトを用いているため、上記ハイドロキシアパタイトが、物理的に、象牙細管内に入ることはできない。つまり、上記特許文献１では、ハイドロキシアパタイトを、象牙細管の露出面を塞いでいるのみである。つまり、上記特許文献１では、象牙細管の内部を封鎖するものではなく、ハイドロキシアパタイトが、象牙細管の歯の表面における露出面のみを覆っているだけであり、象牙細管の封鎖は不十分である。 Moreover, in the structure of the said patent document 1, there exists a problem that sealing of an dentinal tubule is inadequate. In Patent Document 1, since hydroxyapatite having a particle size of 1.0 μm to 5.0 μm is used, the hydroxyapatite cannot physically enter the dentinal tubule. That is, in the said patent document 1, only the hydroxyapatite has blocked the exposed surface of the dentinal tubule. That is, in the said patent document 1, the inside of a dentinal tubule is not sealed, but the hydroxyapatite is only covering the exposed surface in the tooth | gear surface of a dentinal tubule, and the sealing of a dentinal tubule is inadequate. .
また、上記特許文献２または非特許文献２に開示されているように、溶液を混合してハイドロキシアパタイトを生成し、このハイドロキシアパタイトを用いて象牙細管を封鎖する場合、溶液が唾液で洗い流されるためハイドロキシアパタイトの核が象牙細管内で形成される可能性が低く、続いて象牙細管内でハイドロキシアパタイト結晶の成長が生じ難いとう問題点がある。 Further, as disclosed in Patent Document 2 or Non-Patent Document 2 described above, when a solution is mixed to produce hydroxyapatite and the dentinal tubule is sealed using this hydroxyapatite, the solution is washed away with saliva. There is a low possibility that hydroxyapatite nuclei are formed in dentinal tubules, and there is a problem that subsequent growth of hydroxyapatite crystals does not easily occur in dentinal tubules.
本発明は、上記の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、確実に象牙細管を封鎖することができる象牙細管封鎖材を提供することにある。 This invention is made | formed in view of said problem, The objective is to provide the dentinal tubule sealing material which can seal a dentinal tubule reliably.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記課題を解決するために、上記リン酸カルシウム粒子の粒子径が、９００ｎｍ以下であることを特徴としている。 In order to solve the above problems, the dentinal tubule sealing material according to the present invention is characterized in that the particle diameter of the calcium phosphate particles is 900 nm or less.
上記の構成によれば、９００ｎｍ以下のリン酸カルシウム粒子を用いて象牙細管を封止する。上記象牙細管は、歯の表面に露出している象牙細管の直径は、約０．９μｍ程度であり、当該直径よりも小さいリン酸カルシウム粒子を用いることで、確実に象牙細管の内部に充填させることができる。そして、象牙細管の内部に充填されたリン酸カルシウム粒子が核となり、再石灰化を促進させることができる。 According to said structure, a dentinal tubule is sealed using a 900-nm or less calcium phosphate particle. In the dentinal tubule, the diameter of the dentinal tubule exposed on the tooth surface is about 0.9 μm, and by using calcium phosphate particles smaller than the diameter, the inside of the dentinal tubule can be reliably filled. it can. And the calcium phosphate particle with which the inside of the dentinal tubule was filled becomes a nucleus, and remineralization can be accelerated | stimulated.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記リン酸カルシウム粒子を分散剤にて分散させてなる構成がより好ましい。 The dentinal tubule sealing material according to the present invention preferably has a configuration in which the calcium phosphate particles are dispersed with a dispersant.
リン酸カルシウム粒子を分散剤にて分散させることにより、リン酸カルシウム粒子同士が凝集を起こし、歯の表面に露出した象牙細管の直径よりも大きくなって、当該象牙細管内に充填できなくなることを防止できる。 By dispersing the calcium phosphate particles with a dispersant, it is possible to prevent the calcium phosphate particles from agglomerating and becoming larger than the diameter of the dentinal tubule exposed on the tooth surface, so that the dentinal tubule cannot be filled.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記分散剤が、側鎖に水酸基、カルボキシル基、硫酸基、スルホン酸基、リン酸基、ホスホン酸基またはアミノ基のいずれかを有する高分子化合物を含む溶液である構成がより好ましい。 In the dentinal tubule sealing material according to the present invention, the dispersant includes a polymer compound having a hydroxyl group, a carboxyl group, a sulfate group, a sulfonate group, a phosphate group, a phosphonate group, or an amino group in the side chain. The structure which is a solution is more preferable.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記分散剤が、ポリアクリル酸、ポリメタクリル酸、ポリグルタミン酸、エチレンスルホン酸、ポリメタクリル酸アルキルスルホン酸エステル、ポリアクリロイルアミノメチルホスホン酸、ポリペプチド、プロピレングリコール、ポリエチレングリコール、グリセンリン、ジプロピレングリコール、ソルビトール、マルチトール、ポリビニルアルコールからなる群より選ばれる少なくとも１つの材料である構成がより好ましい。 In the dentinal tubule sealant according to the present invention, the dispersant is polyacrylic acid, polymethacrylic acid, polyglutamic acid, ethylenesulfonic acid, polymethacrylic acid alkylsulfonic acid ester, polyacryloylaminomethylphosphonic acid, polypeptide, propylene glycol, A configuration that is at least one material selected from the group consisting of polyethylene glycol, glycerin, dipropylene glycol, sorbitol, maltitol, and polyvinyl alcohol is more preferable.
上記リン酸カルシウム粒子をプロピレングリコールでコーティングすることにより。より一層、リン酸カルシウム粒子同士が凝集することを防止することができる。 By coating the calcium phosphate particles with propylene glycol. Further, the calcium phosphate particles can be prevented from aggregating with each other.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記分散剤は、上記リン酸カルシウムに０．０１重量％〜１００重量％の範囲内で添加されている構成がより好ましい。 As for the dentinal tubule sealing material which concerns on this invention, the structure by which the said dispersing agent is added within the range of 0.01 weight%-100 weight% to the said calcium phosphate is more preferable.
上記の範囲内で分散剤を添加することにより、より一層、より確実にリン酸カルシウム粒子同士の凝集を低減させることができる。 By adding a dispersant within the above range, aggregation of calcium phosphate particles can be more reliably reduced.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記リン酸カルシウム粒子は、上記分散剤を含む溶液に対して、０．０１重量％〜７５重量％の範囲内となるように分散されている構成がより好ましい。 The dentinal tubule sealing material according to the present invention preferably has a configuration in which the calcium phosphate particles are dispersed in a range of 0.01 wt% to 75 wt% with respect to the solution containing the dispersant.
上記の構成とすることにより、より確実にリン酸カルシウム粒子同士の凝集を低減させることができる。 By setting it as said structure, aggregation of calcium phosphate particles can be reduced more reliably.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記リン酸カルシウム粒子は、界面活性剤／水／オイル系エマルション相に、カルシウム溶液およびリン酸溶液を可溶化させ、得られた混合溶液を反応した後、焼結することによって製造されたものである構成がより好ましい。 In the dentinal tubule sealing material according to the present invention, the calcium phosphate particles are solubilized in a surfactant / water / oil emulsion phase, the calcium solution and the phosphoric acid solution are solubilized, and the obtained mixed solution is reacted and then sintered. The structure which is manufactured by doing is more preferable.
上記構成によれば、粒子径が制御されたリン酸カルシウム粒子を製造することができる。 According to the said structure, the calcium phosphate particle by which the particle diameter was controlled can be manufactured.
本発明に係る象牙細管封鎖材は、上記リン酸カルシウム粒子の粒子径が、９００ｎｍ以下である構成である。 The dentinal tubule sealing material according to the present invention has a configuration in which the particle diameter of the calcium phosphate particles is 900 nm or less.
それゆえ、象牙細管内部に充填されたリン酸カルシウム粒子が脱灰することをより低減させることができるので、長期間に渡り象牙細管を封鎖することができる。 Therefore, decalcification of the calcium phosphate particles filled inside the dentinal tubule can be further reduced, so that the dentinal tubule can be sealed for a long period of time.
本発明の一実施形態について説明すると以下の通りである。すなわち、本実施の形態にかかる象牙細管封止剤は、歯の表面に露出している象牙細管の直径よりも、粒子径が小さいリン酸カルシウム粒子を用いて、上記象牙細管を封止する構成である。これについて以下に説明する。なお、以下の説明において、「象牙細管が露出している」とは、象牙細管が歯の表面に剥き出しになっている状態を示す。つまり、例えば、歯の表面を覆っているエナメル質が溶け出して、象牙質の象牙細管が歯の表面に表れている状態を示す。 An embodiment of the present invention will be described as follows. That is, the dentinal tubule sealant according to the present embodiment is configured to seal the dentinal tubule using calcium phosphate particles having a particle diameter smaller than the diameter of the dentinal tubule exposed on the tooth surface. . This will be described below. In the following description, “the dentinal tubule is exposed” indicates a state in which the dentinal tubule is exposed on the surface of the tooth. That is, for example, the enamel covering the tooth surface is melted and dentin tubules appear on the tooth surface.
（リン酸カルシウム粒子）
上記リン酸カルシウムは、生体活性が高い。上記リン酸カルシウムとしては、具体的には、例えば、ハイドロキシアパタイト（Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２）、トリリン酸カルシウム（リン酸トリカルシウム（Ｃａ３（ＰＯ４）２））、メタリン酸カルシウム（Ｃａ（ＰＯ３）２）、オクタリン酸カルシウム（ＯＣＰ）、Ｃａ１０（ＰＯ４）６Ｆ２、Ｃａ１０（ＰＯ４）６Ｃｌ２等が挙げられる。なお、上記リン酸カルシウムは、湿式法や、乾式法、加水分解法、水熱法等の公知の製造方法によって、人工的に製造されたものであってもよく、また、骨、歯等から得られる天然由来のものであってもよい。また、上記リン酸カルシウムには、水酸イオンおよび／またはリン酸イオンの一部がストロンチウムイオン、バリウムイオン、ナトリウムイオン、重炭酸イオン、炭酸イオン、塩化物イオン、フッ化物イオン等で置換された化合物等が含まれていてもよい。上記例示のうち、ハイドロキシアパタイトが好適である。
(Calcium phosphate particles)
The calcium phosphate has high biological activity. Specific examples of the calcium phosphate include hydroxyapatite (Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ), calcium triphosphate (tricalcium phosphate (Ca 3 (PO 4 ) 2 )), calcium metaphosphate (Ca (PO 3 ) 2 ), calcium octaphosphate (OCP), Ca 10 (PO 4 ) 6 F 2 , Ca 10 (PO 4 ) 6 Cl 2 and the like. The calcium phosphate may be artificially produced by a known production method such as a wet method, a dry method, a hydrolysis method, or a hydrothermal method, and is obtained from bone, teeth, and the like. It may be naturally derived. In addition, the calcium phosphate includes a compound in which a portion of hydroxide ions and / or phosphate ions is substituted with strontium ions, barium ions, sodium ions, bicarbonate ions, carbonate ions, chloride ions, fluoride ions, etc. May be included. Of the above examples, hydroxyapatite is preferred.
そして、上記リン酸カルシウムとして、リン酸カルシウムを焼結させたリン酸カルシウム焼結体（リン酸カルシウムセラミックスとも呼ばれる）を使用することも可能である。リン酸カルシウム焼結体は、非晶質のリン酸カルシウムと比べて、結晶性が高く、生体において溶解性が低い。上記リン酸カルシウム焼結体は、アモルファス（非晶質）のリン酸カルシウムを焼結させることにより得られる。具体的には、例えば、アモルファスのリン酸カルシウムを８００℃〜１３００℃の温度範囲内で所定時間、焼結させることにより、リン酸カルシウムを得ることができる。上記リン酸カルシウムを焼結させることによって、結晶性を高めることができ、例えば、生体内（象牙細管内および象牙細管の露出面）に導入した場合における溶解性を小さくすることができる。このリン酸カルシウムの結晶性の度合いは、Ｘ線回折法（ＸＲＤ）により、測定することができる。具体的には、各結晶面を示すピークの半値幅が狭ければ狭いほど結晶性が高い。 As the calcium phosphate, a calcium phosphate sintered body (also called calcium phosphate ceramics) obtained by sintering calcium phosphate can be used. The calcium phosphate sintered body has higher crystallinity and lower solubility in a living body than amorphous calcium phosphate. The calcium phosphate sintered body is obtained by sintering amorphous (amorphous) calcium phosphate. Specifically, for example, calcium phosphate can be obtained by sintering amorphous calcium phosphate within a temperature range of 800 ° C. to 1300 ° C. for a predetermined time. By sintering the calcium phosphate, the crystallinity can be increased. For example, the solubility when introduced into a living body (inside the dentinal tubule and the exposed surface of the dentinal tubule) can be reduced. The degree of crystallinity of this calcium phosphate can be measured by X-ray diffraction (XRD). Specifically, the narrower the half-value width of the peak indicating each crystal plane, the higher the crystallinity.
そして、本実施の形態にかかるリン酸カルシウム粒子（リン酸カルシウムの粒子）の表面には、Ｃａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２が存在している。このＣａ１０（ＰＯ４）６（ＯＨ）２は、リン酸カルシウムの表面に存在していればよく、リン酸カルシウム全量に対して、０．１重量％程度含まれていればよいが、５０重量％以上含まれていることがより好ましく、９０重量％以上含まれていることがさらに好ましい。また、上記リン酸カルシウムには、リン酸カルシウムの水酸イオンおよび／またはリン酸イオンの一部が炭酸イオン、塩化物イオン、フッ化物イオン等で置換された化合物が含まれていてもよい。さらに、上記リン酸カルシウムには、アモルファスのハイドロキシアパタイトを焼結する際に生じる、リン酸三カルシウム等が含まれていてもよい。 Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 is present on the surface of the calcium phosphate particles (calcium phosphate particles) according to the present embodiment. This Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 only needs to be present on the surface of calcium phosphate, and may be contained in an amount of about 0.1% by weight based on the total amount of calcium phosphate. More preferably, it is more preferably 90% by weight or more. In addition, the calcium phosphate may include a compound in which a hydroxide ion and / or a part of the phosphate ion of the calcium phosphate is substituted with a carbonate ion, a chloride ion, a fluoride ion, or the like. Further, the calcium phosphate may contain tricalcium phosphate or the like generated when sintering amorphous hydroxyapatite.
本実施の形態にかかるリン酸カルシウムは、生体組織との親和性および生体環境における安定性が優れているために、医療用材料、特に歯科用材料として好適である。また、本実施の形態にかかるリン酸カルシウムは、生体内で溶解し難い。従って、生体内で長期間、生体活性を維持することができる。 The calcium phosphate according to the present embodiment is suitable as a medical material, particularly a dental material, because of its excellent affinity with living tissue and stability in the living environment. Moreover, the calcium phosphate concerning this Embodiment is hard to melt | dissolve in the living body. Therefore, the biological activity can be maintained for a long time in the living body.
ここで、上記リン酸カルシウムの製造方法について説明する。本実施の形態にかかるリン酸カルシウムは、アモルファスのリン酸カルシウムを焼結させることにより得ることができる。上記リン酸カルシウムは、湿式法や、乾式法、加水分解法、水熱法等の公知の製造方法によって、人工的に製造されたものであってもよく、また、骨、歯等から得られる天然由来のものであってもよい。 Here, the manufacturing method of the said calcium phosphate is demonstrated. The calcium phosphate according to the present embodiment can be obtained by sintering amorphous calcium phosphate. The calcium phosphate may be artificially produced by a known production method such as a wet method, a dry method, a hydrolysis method, or a hydrothermal method, and may be naturally derived from bone, teeth, or the like. It may be.
また、例えば、リン酸カルシウム焼結体を製造する場合、上記リン酸カルシウムを焼結させる焼結温度の下限値としては、８００℃以上がより好ましく、９００℃以上がさらに好ましく、１０００℃以上が特に好ましい。焼結温度が８００℃よりも低いと、焼結が十分でない場合がある。一方、焼結温度の上限値としては、１３００℃以下がより好ましく、１２５０℃以下がさらに好ましく、１２００℃以下が特に好ましい。焼結温度が１３００℃よりも高いと、リン酸カルシウムが分解する場合がある。従って、焼結温度を、上記範囲内とすることにより、生体内で溶解し難い（結晶性が高い）リン酸カルシウムを製造することができる。また、焼結時間としては、特に限定されるものではなく、適宜設定すればよい。 For example, when manufacturing a calcium phosphate sintered compact, as a lower limit of the sintering temperature which sinters the said calcium phosphate, 800 degreeC or more is more preferable, 900 degreeC or more is further more preferable, 1000 degreeC or more is especially preferable. If the sintering temperature is lower than 800 ° C., sintering may not be sufficient. On the other hand, the upper limit of the sintering temperature is more preferably 1300 ° C. or less, further preferably 1250 ° C. or less, and particularly preferably 1200 ° C. or less. When the sintering temperature is higher than 1300 ° C., calcium phosphate may be decomposed. Therefore, by setting the sintering temperature within the above range, calcium phosphate that is difficult to dissolve in vivo (high crystallinity) can be produced. In addition, the sintering time is not particularly limited, and may be set as appropriate.
本実施の形態にかかる象牙細管封鎖材として用いるリン酸カルシウムは、粒子状である。そして、具体的には、上記リン酸カルシウム粒子径は、９００ｎｍ以下である。上記象牙細管のエナメル質近傍における直径、すなわち、歯の表面に露出される象牙細管の直径は、約０．９μｍであり、この象牙細管を確実に封鎖するためには、粒子径が９００ｎｍ以下のリン酸カルシウム粒子を用いる必要がある。また、上記リン酸カルシウム粒子の形状としては、特に限定されるものではなく、象牙細管の内部まで入り込み、かつ、当該象牙細管を封鎖できる形状であればよい。 The calcium phosphate used as the dentinal tubule sealing material according to the present embodiment is in the form of particles. Specifically, the calcium phosphate particle diameter is 900 nm or less. The diameter of the dentinal tubule in the vicinity of the enamel, that is, the diameter of the dentinal tubule exposed on the surface of the tooth is about 0.9 μm, and in order to securely seal the dentinal tubule, the particle diameter is 900 nm or less. It is necessary to use calcium phosphate particles. In addition, the shape of the calcium phosphate particles is not particularly limited as long as it can enter the inside of the dentinal tubule and seal the dentinal tubule.
さらに、上記リン酸カルシウム粒子の好適な粒子の上限値としては、０．７５μｍ以下であることがより好ましく、０．５μｍ以下であることがさらに好ましい。一方、上記リン酸カルシウム粒子径の下限値としては、０．００１μｍ以上がより好ましく、０．０１μｍ以上がさらに好ましい。上記粒子径が０．００１μｍよりも小さいと、リン酸カルシウムを象牙細管の封鎖に用いた場合に、溶出する場合がある。 Furthermore, as an upper limit of the suitable particle | grains of the said calcium phosphate particle, it is more preferable that it is 0.75 micrometer or less, and it is further more preferable that it is 0.5 micrometer or less. On the other hand, the lower limit of the calcium phosphate particle diameter is more preferably 0.001 μm or more, and further preferably 0.01 μm or more. When the particle diameter is smaller than 0.001 μm, elution may occur when calcium phosphate is used for sealing dentinal tubules.
従って、本実施の形態において、好適に象牙細管を封鎖できるリン酸カルシウム粒子径としては、０．００１ｎｍ〜０．７５ｎｍの範囲内がより好ましく、０．０１ｎｍ〜０．５ｎｍの範囲内がさらに好ましい。上記粒子径の範囲内のリン酸カルシウム粒子を用いることで、確実に象牙細管の内部まで封鎖することができる。 Accordingly, in the present embodiment, the calcium phosphate particle diameter that can suitably seal the dentinal tubule is more preferably in the range of 0.001 nm to 0.75 nm, and still more preferably in the range of 0.01 nm to 0.5 nm. By using calcium phosphate particles within the above particle diameter range, the inside of the dentinal tubule can be surely sealed.
また、本実施の形態にかかる象牙細管を封鎖するリン酸カルシウム粒子は、一次粒子であることがより好ましい。もちろん、粒子径が９００ｎｍ以下であれば、リン酸カルシウムの二次粒子を用いても構わないが、一次粒子を用いることで、より確実に象牙細管を封鎖することができる。なお、上記二次粒子とは、一次粒子が複数集まって凝集したものである。また、上記一次粒子とは、粉体、凝集体を構成する粒子で、分子間の結合を破壊することなく存在する最小単位の粒子である。また、一次粒子のリン酸カルシウム粒子を用いて象牙細管を封鎖した象牙質は、正常象牙質より高い光度と低い物質透過性を有することになり、より一層知覚過敏症の抑制に効果的である。 Moreover, it is more preferable that the calcium phosphate particles for sealing the dentinal tubule according to the present embodiment are primary particles. Of course, if the particle diameter is 900 nm or less, secondary particles of calcium phosphate may be used, but the dentinal tubules can be more reliably sealed by using the primary particles. The secondary particles are those in which a plurality of primary particles are aggregated. The primary particles are particles constituting powders and aggregates, and are the smallest unit particles that exist without breaking bonds between molecules. Moreover, the dentine which sealed the dentinal tubule using the calcium-phosphate particle | grains of primary particle | grains will have higher luminous intensity and lower substance permeability than normal dentin, and is further effective in suppression of hypersensitivity.
（象牙細管封鎖材）
ここで、上記リン酸カルシウム粒子を象牙細管封鎖材として使用する場合における詳細について説明する。
(Ivory tubule sealant)
Here, the detail in the case of using the said calcium phosphate particle as a dentinal tubule sealing material is demonstrated.
上記リン酸カルシウム粒子を象牙細管封鎖材として使用する場合、当該リン酸カルシウム粒子を分散剤にてコーティングし、そして分散媒で分散させた状態で使用することが好ましい。象牙細管封鎖材として使用するリン酸カルシウム粒子の粒子径は、非常に細かいために、例えば、溶液に懸濁させた状態で使用した場合には、当該リン酸カルシウム粒子同士が凝集して、粒径が象牙細管の直径（９００ｎｍ程度）を超える場合がある。そこで、象牙細管封鎖材として使用する場合に、粒子径を一定に保つように分散剤を使用して、リン酸カルシウム粒子の凝集を防ぐことが好ましい。 When using the said calcium phosphate particle as a dentinal tubule sealing material, it is preferable to use the said calcium phosphate particle in the state coat | covered with the dispersing agent and disperse | distributed with the dispersion medium. The particle diameter of calcium phosphate particles used as a dentinal tubule sealing material is very fine. For example, when used in a state suspended in a solution, the calcium phosphate particles aggregate to form a particle diameter of dentinal tubules. May exceed the diameter (about 900 nm). Therefore, when used as a dentinal tubule sealant, it is preferable to prevent aggregation of calcium phosphate particles by using a dispersant so as to keep the particle diameter constant.
上記リン酸カルシウムを分散させるために使用する分散剤としては、側鎖に水酸基、カルボキシル基、硫酸基、スルホン酸基、リン酸基、ホスホン酸基またはアミノ基のいずれかを有する高分子化合物を含む溶液であることがより好ましく、具体的には、例えば、ポリアクリル酸、ポリメタクリル酸、ポリグルタミン酸、エチレンスルホン酸、ポリメタクリル酸アルキルスルホン酸エステル、ポリアクリロイルアミノメチルホスホン酸、ポリペプチド、プロピレングリコール、ポリエチレングリコール、グリセンリン、ジプロピレングリコール、ソルビトール、マルチトール、ポリビニルアルコール等が挙げられる。これら分散剤は、１種類のみを使用してもよく、２種類以上を併用していもよい。 As a dispersant used for dispersing the calcium phosphate, a solution containing a polymer compound having a hydroxyl group, a carboxyl group, a sulfate group, a sulfonate group, a phosphate group, a phosphonic acid group, or an amino group in the side chain More specifically, for example, polyacrylic acid, polymethacrylic acid, polyglutamic acid, ethylenesulfonic acid, polymethacrylic acid alkylsulfonic acid ester, polyacryloylaminomethylphosphonic acid, polypeptide, propylene glycol, polyethylene Examples include glycol, glycerin, dipropylene glycol, sorbitol, maltitol, and polyvinyl alcohol. These dispersants may be used alone or in combination of two or more.
上記分散剤の使用量としては、リン酸カルシウム粒子に対して０．０１重量％〜１００重量％の範囲内がより好ましく、０．０１重量％〜１０重量％の範囲内がさらに好ましく、０．０５重量％〜２重量％の範囲内が特に好ましい。上記分散剤の使用量を上記範囲内とすることにより、リン酸カルシウム粒子同士が凝集して、上記歯の表面に露出した象牙細管の直径よりも大きくなることを防止することができる。 The amount of the dispersant used is more preferably in the range of 0.01% by weight to 100% by weight with respect to the calcium phosphate particles, more preferably in the range of 0.01% by weight to 10% by weight, and 0.05% by weight. A range of from% to 2% by weight is particularly preferred. By making the usage-amount of the said dispersing agent in the said range, it can prevent that calcium phosphate particles aggregate and become larger than the diameter of the dentinal tubule exposed to the said tooth | gear surface.
上記分散剤の使用形態としては、上記リン酸カルシウム粒子をコーティングして用いることがより好ましい。 More preferably, the dispersant is used by coating the calcium phosphate particles.
また、リン酸カルシウムを分散させる分散媒としては、具体的には、例えば、エタノール、プロパンジオール等のアルコール類；アセトン、メチルエチルケトン等のケトン系溶媒；等の有機溶媒や水が挙げられる。上記例示の溶媒のうち、リン酸カルシウムを良好に分散させたアルコール類が好適であり、また、生体に使用した場合でも安全である、水、エタノールがより好ましく用いられる。これら分散媒としては、１種類のみを用いてもよく、また、複数の分散媒を併用して使用してもよい。また、リン酸カルシウムを良好に分散させるためには、例えば、（１）スターラー等の攪拌装置で強力に攪拌する、（２）超音波装置を用いて分散させる、（３）上記攪拌装置および超音波装置を併用する、等の方法を用いればよい。 Specific examples of the dispersion medium for dispersing calcium phosphate include organic solvents such as alcohols such as ethanol and propanediol; ketone solvents such as acetone and methyl ethyl ketone; and water. Of the above-exemplified solvents, alcohols in which calcium phosphate is well dispersed are suitable, and water and ethanol, which are safe even when used in a living body, are more preferably used. As these dispersion media, only one type may be used, or a plurality of dispersion media may be used in combination. Moreover, in order to disperse | distribute calcium phosphate favorably, for example, (1) It stirs strongly with stirring apparatuses, such as a stirrer, (2) It disperses using an ultrasonic device, (3) The said stirring apparatus and ultrasonic device Or the like may be used.
上記分散液の調整において、リン酸カルシウムの添加量の下限値としては、上記分散媒を含む溶液に対して、１．０重量％以上がより好ましく、５．０重量％以上がさらに好ましい。上記リン酸カルシウムの添加量が１．０重量％よりも少ないと、期待される象牙質知覚過敏症抑制効果が得られない場合がある。一方、上記リン酸カルシウムの添加量の上限値としては、上記分散媒に対して、７５重量％以下がより好ましく、５０重量％以下がさらに好ましい。上記添加量が７５重量％よりも多い場合には、リン酸カルシウム粒子同士が凝集してしまい、９００ｎｍ以下の粒子径を維持することができない場合がある。また、経済的にもコスト高となる。 In the preparation of the dispersion, the lower limit of the addition amount of calcium phosphate is more preferably 1.0% by weight or more, and further preferably 5.0% by weight or more with respect to the solution containing the dispersion medium. If the amount of calcium phosphate added is less than 1.0% by weight, the expected effect of suppressing dentin hypersensitivity may not be obtained. On the other hand, the upper limit of the addition amount of the calcium phosphate is more preferably 75% by weight or less, and further preferably 50% by weight or less with respect to the dispersion medium. When the added amount is more than 75% by weight, the calcium phosphate particles are aggregated and the particle diameter of 900 nm or less may not be maintained. In addition, the cost is high.
そして、本実施の形態にかかるリン酸カルシウムを用いて象牙細管を封鎖することにより、上記象牙細管内部に入り込んだリン酸カルシウムは、当該リン酸カルシウムを核として、再石灰化を促進させることができる。 And by sealing a dentinal tubule using the calcium phosphate concerning this Embodiment, the calcium phosphate which entered the said dentinal tubule can promote remineralization by using the said calcium phosphate as a nucleus.
以上のように、本実施の形態にかかる象牙細管封鎖材は、粒子径が９００ｎｍ以下であるリン酸カルシウム粒子を用いる構成である。そして、上記構成とすることにより、確実に象牙細管を封鎖することができ、かつ、長期間、象牙細管を封鎖することができる。 As described above, the dentinal tubule sealing material according to the present embodiment is configured to use calcium phosphate particles having a particle diameter of 900 nm or less. And by setting it as the said structure, a dentinal tubule can be sealed reliably and a dentinal tubule can be sealed for a long period of time.
また、本発明にかかる象牙細管封鎖材は、例えば、医薬部外品（歯磨き剤等）にも使用することができる。 Moreover, the dentinal tubule sealing material concerning this invention can be used also for quasi-drugs (a dentifrice etc.), for example.
以下、実施例および比較例により本発明を詳細に説明するが、本発明はこれらの実施例および比較例に限定されるものではない。 EXAMPLES Hereinafter, although an Example and a comparative example demonstrate this invention in detail, this invention is not limited to these Examples and a comparative example.
（リン酸カルシウムの製造方法）
連続オイル相としてドデカン、非イオン性界面活性剤として曇点３１℃のペンタエチレングリコールドデシルエーテルを用いて、上記非イオン性界面活性剤０．５ｇを含有している連続オイル相４０ｍｌを調整した。次に、上記調整した連続オイル相にＣａ（ＯＨ）２分散水溶液（２．５モル％）を１０ｍｌ添加した。そして、得られた分散液を十分に攪拌した後、その水／オイル（Ｗ／Ｏ）乳濁液に１．５モル％のＫＨ２ＰＯ３溶液１０ｍｌを添加して、反応温度５０℃で、２４時間攪拌しながら反応させた。得られた反応物を遠心分離により分離することにより、ハイドロキシアパタイト（リン酸カルシウム）を得た。そして、上記ハイドロキシアパタイトを８００℃の条件で、１時間加熱することにより、ハイドロキシアパタイト焼結体粒子を得た。このハイドロキシアパタイト焼結体は、単結晶体であり、長径が１００〜２５０ｎｍであった。得られたハイドロキシアパタイト焼結体粒子の電子顕微鏡写真の図面を図１に示す。
〔実施例１〕
（象牙細管封鎖材）
上記ハイドロキシアパタイト焼結体粒子０．２ｇと、分散媒（分散媒；水、アセトン、１，２−プロパンジオール、エタノール）０．８ｇとを混合したものを作製した。そして、この２０重量％ハイドロキシアパタイト焼結体粒子分散液を４倍に希釈することにより、ハイドロキシアパタイト焼結体が５重量％含有している象牙細管封鎖材を作成した。
(Method for producing calcium phosphate)
Using dodecane as a continuous oil phase and pentaethylene glycol dodecyl ether having a cloud point of 31 ° C. as a nonionic surfactant, 40 ml of a continuous oil phase containing 0.5 g of the nonionic surfactant was prepared. Next, 10 ml of Ca (OH) 2 dispersed aqueous solution (2.5 mol%) was added to the adjusted continuous oil phase. Then, after stirring thoroughly resulting dispersion with the aqueous / oil (W / O) was added to 1.5 mol% of KH 2 PO 3 solution 10ml to emulsions, the reaction temperature 50 ° C., The reaction was allowed to stir for 24 hours. Hydroxyapatite (calcium phosphate) was obtained by separating the obtained reaction product by centrifugation. And the hydroxyapatite sintered compact particle | grains were obtained by heating the said hydroxyapatite on the conditions of 800 degreeC for 1 hour. This hydroxyapatite sintered body was a single crystal and had a major axis of 100 to 250 nm. A drawing of an electron micrograph of the obtained hydroxyapatite sintered particles is shown in FIG.
[Example 1]
(Ivory tubule sealant)
A mixture of 0.2 g of the hydroxyapatite sintered particles and 0.8 g of a dispersion medium (dispersion medium: water, acetone, 1,2-propanediol, ethanol) was prepared. Then, a dentinal tubule sealing material containing 5% by weight of the hydroxyapatite sintered body was prepared by diluting the 20% by weight hydroxyapatite sintered body particle dispersion four times.
ヒトの歯を被検歯とした。そして、上記歯のエナメル質表面を削除して、象牙質を露出させその後、♯６００の研磨材を用いて、平滑な象牙質表面になるように研磨した。さらに、０．５ｍｏｌＥＤＴＡ（ｐＨ７．４）の溶液を塗布した後、１８０秒間放置し、スメアー層を除去することにより被検歯とし、走査型電子顕微鏡にて観察を行った。このときの象牙質表面の走査型電子顕微鏡写真の図面を図２に示す。なお、走査型電子顕微鏡で観察する際には、金蒸着を行った後で観察を行っている。図２に示すように、露出面には、象牙細管が開口されていることが分かる。そして、象牙細管の直径は。０．９μｍ程度であることがわかる。 Human teeth were used as test teeth. Then, the enamel surface of the tooth was removed to expose the dentin, and then polished to a smooth dentin surface using a # 600 abrasive. Furthermore, after applying a solution of 0.5 mol EDTA (pH 7.4), the solution was allowed to stand for 180 seconds, and the smear layer was removed to obtain a test tooth, which was observed with a scanning electron microscope. FIG. 2 shows a scanning electron micrograph of the dentin surface at this time. In addition, when observing with a scanning electron microscope, it observes after performing gold vapor deposition. As shown in FIG. 2, it can be seen that dentinal tubules are opened on the exposed surface. And what is the diameter of the ivory tubules? It turns out that it is about 0.9 micrometer.
次に、上記被検歯に、上記象牙細管封鎖材を露出面に擦りながら１分間塗布した後、２４時間自然乾燥した後、臨界点乾燥を行い、金蒸着を施し、走査型電子顕微鏡にて観察を行った。このときの象牙質表面の走査型電子顕微鏡写真の図面を図３に示す。また、上記被検歯を臨界点乾燥させた後、割断を行い、割断面に金蒸着を施し、走査型電子顕微鏡にて観察を行った。このときの象牙質表面の走査型電子顕微鏡写真の図面を図４に示す。 Next, the dentinal tubule-sealant is applied to the test teeth for 1 minute while rubbing the exposed surface, then naturally dried for 24 hours, then critical point dried, gold-deposited, and scanned with an electron microscope Observations were made. FIG. 3 shows a scanning electron micrograph of the dentin surface at this time. Moreover, after drying the said test tooth | gear critical point, it cleaved, gold vapor deposition was given to the cut surface, and it observed with the scanning electron microscope. FIG. 4 shows a scanning electron micrograph of the dentin surface at this time.
図３、４に示すように、ハイドロキシアパタイト焼結体が、象牙細管の内部まで充填されていることが分かる。
〔実施例２〕
分散剤であるポリエチレングリコール（ＰＥＧ）（平均分子量：１０００）を分散媒（水）に対して、０．１、０．２、０．５、１．０、２．０、５．０、１０重量％となるように添加した分散媒を用いて、上記ハイドロキシアパタイト焼結体粒子が分散媒に対して１０重量％となるように調整した象牙細管封鎖材を作成した以外は、上記実施例１と同様にして実験を行った。上記ＰＥＧを分散媒に対して、それぞれ０．５、１０重量％添加した象牙細管封鎖材を用いて象牙細管を封止した際の、象牙質表面および象牙質の割断面の走査型電子顕微鏡写真の図面を、図５〜図８に示す。なお、図５、６は、ＰＥＧを分散媒に対して０．５重量％添加した象牙細管封鎖材を、図７、８は、ＰＥＧを分散媒に対して１０重量％添加した象牙細管封鎖材を用いた場合における走査型電子顕微鏡写真の図面である。
〔比較例１〕
上記ハイドロキシアパタイト焼結体粒子の代わりに、粒子径が２μｍのハイドロキシアパタイト粒子を用い、このハイドロキシアパタイト粒子の２０重量％象牙細管封鎖材を用いた以外は、実施例１と同様にして、象牙質表面に塗布を行った。その結果を図９、１０（図１０は図９の割断面）に示す。図９、１０より、粒子径が２μｍのハイドロキシアパタイトでは、象牙細管の入口は塞ぐことはできても、象牙細管内部まで入り込めないことが分かる。
（ナノアパタイトの歯肉細胞への親和性実験）
本発明にかかるリン酸カルシウム粒子（無機系材料）の歯肉細胞への親和性を調べ、その有用性を確認した。具体的には、以下の実験を行った。まず、実験に使用した材料について説明する。
3 and 4, it can be seen that the hydroxyapatite sintered body is filled up to the inside of the dentinal tubule.
[Example 2]
Polyethylene glycol (PEG) (average molecular weight: 1000) as a dispersant is 0.1, 0.2, 0.5, 1.0, 2.0, 5.0, 10 with respect to the dispersion medium (water). Example 1 except that a dentinal tubule sealing material was prepared using a dispersion medium added so as to be 10% by weight with respect to 10% by weight of the hydroxyapatite sintered body particles with respect to the dispersion medium. The experiment was conducted in the same manner as above. Scanning electron micrograph of the surface of the dentin and the cut surface of the dentin when the dentinal tubules are sealed using a dentinal tubule sealing material added with 0.5% by weight and 10% by weight of the PEG to the dispersion medium, respectively. These drawings are shown in FIGS. 5 and 6 show a dentinal tubule sealing material in which 0.5% by weight of PEG is added to the dispersion medium, and FIGS. 7 and 8 show a dentinal tubule sealing material in which 10% by weight of PEG is added to the dispersion medium. It is drawing of the scanning electron micrograph in the case of using.
[Comparative Example 1]
Dentin in the same manner as in Example 1 except that hydroxyapatite particles having a particle diameter of 2 μm were used instead of the hydroxyapatite sintered body particles, and a 20 wt% dentinal tubule sealing material of the hydroxyapatite particles was used. The surface was coated. The results are shown in FIGS. 9 and 10 (FIG. 10 is a broken section of FIG. 9). 9 and 10, it can be seen that with hydroxyapatite having a particle diameter of 2 μm, the entrance of the dentinal tubule can be blocked, but cannot enter the interior of the dentinal tubule.
(Affinity experiment of nanoapatite to gingival cells)
The affinity of the calcium phosphate particles (inorganic material) according to the present invention to gingival cells was examined to confirm its usefulness. Specifically, the following experiment was conducted. First, materials used in the experiment will be described.
培養細胞としては、６週齢SDラットから滅菌解剖用メスで一部切除採取した歯肉上皮切片（径約５ｍｍ）を１０ｃｍ径の滅菌シャーレに接着させ培養し、３継代目の歯肉上皮線維芽細胞としたものを用いた。 As cultured cells, gingival epithelial sections (about 5 mm in diameter) excised and collected from 6-week-old SD rats with a sterile scalpel were attached to a 10 cm sterilized petri dish and cultured, and then the third passage gingival epithelial fibroblasts. What was used was used.
培養液としては、αMEM培地（インビトロジェン社製）に、Penicillin-Streptomycin〔ペニシリン５０００unit／ｍｌ：ストレプトマイシン１００００μｇ／ｍｌ（ライフテックオリエンタル社製）〕、MEM Sodium Pyruvate solution（１ｍＭ；ギブコ）、濾過滅菌したウシ胎仔血清（10Ｗ/Ｖ％；ライフテックオリエンタル社製）を添加したものを使用した。継代時の細胞単離に用いたトリプシン-EDTA（０．２５％／ＰＢＳ；ライフテックオリエンタル社製）は、精製せずそのまま用いた。 As a culture solution, Penicillin-Streptomycin (Penicillin 5000 unit / ml: Streptomycin 10,000 μg / ml (Lifetech Oriental)), MEM Sodium Pyruvate solution (1 mM; Gibco), and filter sterilized bovine in αMEM medium (Invitrogen) What added fetal serum (10 W / V%; Lifetech Oriental Co., Ltd.) was used. Trypsin-EDTA (0.25% / PBS; manufactured by Lifetech Oriental) used for cell isolation at the time of passage was used as it was without purification.
そして、培養は３日ごとに培地交換を行い、１週間に一度、トリプシン-EDTAで接着した培養細胞を剥離して、遠心洗浄（１０００ｒｐｍ、５分）を行った後上清を除いた残りをピペッティングで均等に分散混合し、播種継代を行った。 The culture is changed every 3 days, and once a week, the cultured cells adhered with trypsin-EDTA are peeled off, subjected to centrifugal washing (1000 rpm, 5 minutes), and the remainder after removing the supernatant is removed. Dispersed and mixed evenly by pipetting and seeded and subcultured.
そして、実施例であるナノアパタイトは、実施例１のハイドロキシアパタイト焼結体粒子（粒径１５０ｎｍ）を用い、オートクレーブ滅菌（１２１℃、２０分）後乾燥させ、脳組織解剖用精細ピンセットで採取し、そのまま播種継代培地に混合して用いた。 And the nanoapatite which is an Example uses the hydroxyapatite sintered body particle | grains (particle diameter 150nm) of Example 1, dried after autoclave sterilization (121 degreeC, 20 minutes), and extract | collected with the fine forceps for brain tissue dissection. The mixture was used as it was in the seeding passage medium.
一方、比較例としては、クラレ社のクリアフィルメガボンド（ボンドとプライマーとから構成されている）を用いた。なお、以下の説明では、クリアフィルメガボンドのうちのボンドをメガボンドボンドとて説明し、クリアフィルメガボンドのうちのプライマーをメガボンドプライマーとして説明する。 On the other hand, as a comparative example, Kuraray's clear fill mega bond (consisting of a bond and a primer) was used. In the following description, a bond in the clearfill megabond will be described as a megabond bond, and a primer in the clearfill megabond will be described as a megabond primer.
上記メガボンドボンドは、ウェルの各々に、一滴（約40μl）ずつ滴下し、光照射器（JETLITE 3000、モリタ）で１０秒間光照射を行い重合させたものを用いた。 The above-mentioned megabond bond was prepared by dropping one drop (about 40 μl) into each well and polymerizing by irradiating with a light irradiator (JETLITE 3000, Morita) for 10 seconds.
また、上記メガボンドプライマーは、播種継代培養した各ウェル（径２１ｍｍ）に一滴（約４０μｌ）ずつ混和したものを用いた。 Moreover, the said megabond primer used what was mix | blended 1 drop (about 40 microliters) to each well (diameter 21 mm) by seeding | cultivation subculture.
次に実験方法について説明する。 Next, an experimental method will be described.
実験には３継代目の細胞を用いて、１２穴マルチウェルプレートに上記細胞を均等に播種し、培養を開始してから０日、１日、４日の時点で顕微鏡による１視野あたりの細胞数を、コントロール（細胞のみ）、メガボンドボンド、メガボンドプライマー、ナノアパタイトの４種類において測定した。その結果（歯肉線維芽細胞への親和性）を示す細胞増殖曲線を図１１および表１に示す。 In the experiment, the cells at the third passage were used to uniformly inoculate the above cells in a 12-well multiwell plate, and cells per field of view by a microscope were obtained on the 0th, 1st, and 4th days after the start of culture. Numbers were measured in four types: control (cells only), megabond bond, megabond primer, and nanoapatite. The cell growth curves showing the results (affinity to gingival fibroblasts) are shown in FIG.
上記の結果より、ナノアパタイトは、メガボンドボンド、または、メガボンドプライマーと比較して歯肉上皮細胞に対する親和性が高いことが分かり、さらにナノアパタイトの場合には歯肉上皮細胞が増加する性質が示された。また、ＨＡｐ微粒子に細胞が吸着し足場が不安定となったため細胞増殖率がコントロール（培養液のみ）と比較して若干低下したものと考えられる。ＨＡｐ微粒子を添加する代わりに、ＨＡｐ抽出培養液(ＨＡｐ微粒子そのものを取り除いた培養液)を用いればコントロールと細胞増殖率の差異は認められないと推察される。 The above results indicate that nanoapatite has higher affinity for gingival epithelial cells than megabond bond or megabond primer, and that nanoapatite has the property of increasing gingival epithelial cells. It was done. In addition, it is considered that the cell growth rate was slightly reduced compared to the control (culture medium only) because the cells were adsorbed to the HAp fine particles and the scaffold became unstable. It is presumed that there is no difference between the control and cell growth rate when HAp extraction culture solution (culture solution from which HAp microparticles themselves are removed) is used instead of adding HAp microparticles.
以上のことから、本実施例であるナノアパタイトが歯肉上皮細胞に対して優れた親和性を持つことが分かる。
（象牙質透過性実験）
次に、ハイドロキシアパタイト粒子（リン酸カルシウム粒子）の粒径の違いによる象牙細管の封鎖の度合いを調べる実験を行った。これについて以下に説明する。
From the above, it can be seen that the nanoapatite of this example has an excellent affinity for gingival epithelial cells.
(Dentine permeability experiment)
Next, an experiment was conducted to examine the degree of occlusion of dentinal tubules due to the difference in particle size of hydroxyapatite particles (calcium phosphate particles). This will be described below.
（１）まず、ヒト抜去大臼歯（健全歯）を用意し、そして、この歯を、咬合平面と平行な面で切削し、象牙質表面と歯頚部での歯根部とを露出させた。 (1) First, a human-extracted molar tooth (healthy tooth) was prepared, and this tooth was cut in a plane parallel to the occlusal plane to expose the dentin surface and the root of the tooth neck.
（２）次に、歯髄腔内の象牙質を一層ダイヤモンドポイントで切削し、リン酸エッチング（１５秒）を施した後、水洗して、１０％次亜塩素酸ナトリウム水溶液（１分）にて処理を行った。 (2) Next, the dentin in the dental pulp cavity is further cut with a diamond point, subjected to phosphoric acid etching (15 seconds), washed with water, and 10% sodium hypochlorite aqueous solution (1 minute) Processed.
（３）そして、２ｃｍ四方のアクリル板の中心に約直径１ｍｍの穴を開け、そこに、スーパーボンド（サンメディカル社製）を用いてガラス管を接着した。 (3) Then, a hole of about 1 mm in diameter was made in the center of a 2 cm square acrylic plate, and a glass tube was bonded thereto using Superbond (manufactured by Sun Medical).
（４）次に、上記アクリル板に上記スーパーボンドを用いて上記歯頚部を接着した。 (4) Next, the tooth neck was bonded to the acrylic plate using the super bond.
（５）そして、上記歯頚部を＃600で研磨（注水下）し、２５０ｇ／ｃｍ２の加圧を３分間行い、象牙質の透過率を気泡の移動量を用いて測定した。 (5) Then, the tooth neck was polished with # 600 (under water injection), pressurized at 250 g / cm 2 for 3 minutes, and the dentin permeability was measured using the amount of movement of bubbles.
（６）また、上記（２）の操作において、リン酸エッチングを１５秒間行い、水洗した直後の歯頚部の透過性を上記方法によって測定した。 (6) Further, in the operation of (2) above, phosphoric acid etching was performed for 15 seconds, and the permeability of the tooth neck immediately after washing with water was measured by the above method.
（７）さらに、上記（４）の操作を行った後、上記象牙質表面に、上記実施例１で得られたハイドロキシアパタイト焼結体粒子（象牙細管封鎖材）を５％PEG／水の溶液に１０ｗｔ％になるように調整した象牙細管封鎖材を１分間塗布（マイクロブラシにて刷り込み）し、直後に上記方法にて透過率を測定した。 (7) Further, after performing the operation of (4) above, the hydroxyapatite sintered particles (dentin tubule sealing material) obtained in Example 1 above are placed in a 5% PEG / water solution on the dentin surface. The dentinal tubule-sealing material adjusted to 10 wt% was applied for 1 minute (imprinted with a microbrush), and immediately thereafter, the transmittance was measured by the above method.
（８）また、上記（４）の操作を行った後、比較例である直径が２μｍのハイドロキシアパタイト粒子を、上記（７）の方法と同様にして象牙質表面に塗布した直後に、上記方法にて透過率を測定した。これらの結果を表２に示す。 (8) In addition, after the above operation (4) is performed, immediately after the hydroxyapatite particles having a diameter of 2 μm, which is a comparative example, are applied to the dentin surface in the same manner as the method (7) above, The transmittance was measured. These results are shown in Table 2.
なお、上記表中、透過率は４０％リン酸水溶液処理象牙質で透過した水の量を１００とし、それに対して他のグループの水を透過させる割合を算出している。なお、上記透過率の測定については、Ciarlone AE, Johnson RD, Pashley DH.：Further characterization of tetracycline's quantitative binding to dentin.；J Endod. 1989 Aug;15(8):335-8を参照して行っている。 In addition, in the said table | surface, the transmittance | permeability calculated the ratio which permeate | transmits the water of another group with respect to the quantity of the water which permeate | transmitted the 40% phosphoric acid aqueous solution process dentin. For the measurement of the transmittance, Ciarlone AE, Johnson RD, Pashley DH .: Further characterization of tetracycline's quantitative binding to dentin .; J Endod. 1989 Aug; 15 (8): 335-8 Yes.
上記の結果より、比較例である２μｍのハイドロキシアパタイト粒子を用いて象牙細管を封鎖したものと比べて、本実施例のハイドロキシアパタイト焼結体粒子を用いて象牙細管を封鎖したものは、透過率が約１／３になっていることがわかる。 From the above results, the dentinal tubules sealed with the hydroxyapatite sintered particles of this example compared to the dentinal tubules sealed with the 2 μm hydroxyapatite particles as a comparative example. It can be seen that is about 1/3.
また、本実施例のハイドロキシアパタイト焼結体粒子を用いて象牙細管を封鎖した場合における透過率は、象牙質知覚過敏を生じていない状態（＃600研磨した後の象牙質（スメアー層））における透過率に近いことが分かる。 Moreover, the transmittance in the case where the dentinal tubules are sealed using the hydroxyapatite sintered body particles of the present example is in a state where dentin hypersensitivity is not generated (dentin (smear layer after polishing # 600)). It turns out that it is close to the transmittance.
つまり、本実施の形態にかかる象牙細管封鎖材を用いることで、従来と比べて、象牙質知覚過敏症原因となる象牙細管の内部まで封鎖できることがわかる。 That is, it can be seen that by using the dentinal tubule sealing material according to the present embodiment, it is possible to seal up to the inside of the dentinal tubule causing dentin hypersensitivity, as compared with the conventional case.
本発明にかかる象牙細管封鎖材は、象牙質知覚過敏症等を治療するために好適な治療剤の用途に適用できる。 The dentinal tubule sealing material according to the present invention can be applied to the use of a therapeutic agent suitable for treating dentinal hypersensitivity.
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