JPWO2010024242A1 - Bioabsorbable molded article and method for producing bioabsorbable molded article - Google Patents
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Abstract
本発明の課題は、乳歯から永久歯への交換期における障害の発症を抑制することにある。本発明は、生体吸収性成形物は、生体の組織内で吸収されるポリグリコール酸ポリマー、ポリ−L−乳酸ポリマー、又はグリコール酸・乳酸共重合体のうち少なくとも一種の生体吸収性材料21と、レントゲン映像によって写る造影剤23とを含む。The subject of this invention is suppressing the onset of the disorder | damage | failure in the replacement | exchange period from a deciduous tooth to a permanent tooth. In the present invention, the bioabsorbable molded article is composed of at least one bioabsorbable material 21 of polyglycolic acid polymer, poly-L-lactic acid polymer, or glycolic acid / lactic acid copolymer absorbed in a living tissue. , And a contrast medium 23 captured by X-ray images.
Description
本発明は、生体の組織内で分解吸収する生体吸収性材料を用いた生体吸収性成形物及び生体吸収性成形物の製造方法に関する。 The present invention relates to a bioabsorbable molded article using a bioabsorbable material that decomposes and absorbs in a living tissue and a method for producing the bioabsorbable molded article.
最近の歯科医療では、乳幼児に対する小児歯科医療における成長発育という重要な時期に行われる医療が注目されている。小児歯科医療は、乳幼児の成長発達という動的推移の中で行われるため、成人に対する歯科医療と同じように捉えることができない。 In recent dentistry, attention has been focused on medical care performed at an important time of growth and development in infant dentistry for infants. Pediatric dentistry is carried out in the dynamic transition of infant growth and development, so it cannot be understood in the same way as dentistry for adults.
即ち、小児歯科医療では、形態や機能やバランスの回復といった医療提供と共に、正常な発育を遂げることができるように口腔機能に対する誘導も視野に入れなければならない。 In other words, in pediatric dentistry, in addition to providing medical care such as restoration of form, function, and balance, guidance on oral function must be taken into consideration so that normal growth can be achieved.
したがって、小児歯科医療では、成長発達期に遂行される咀嚼や発音・構音といった口腔の機能成形という役割を十分に考慮した医療の提供が必要である。例えば、構音成形において「タ行(Ta,Chi,Tu、Te,To)・ナ行(Na,Ni,Nu,Ne,No)・ラ行(La,Li,Lu,Le,Lo)」などは、舌尖を上顎乳前歯の口蓋側歯顎部に押し当てるようにして行われる。よって、乳幼児に対する歯科医療では、発音や構音障害に対する加療も重要な目的の一つになっている。 Therefore, in pediatric dentistry, it is necessary to provide medical care that fully considers the role of functioning of the oral cavity such as mastication, pronunciation and articulation performed during the growth and development period. For example, in articulation molding, “Ta row (Ta, Chi, Tu, Te, To), Na row (Na, Ni, Nu, Ne, No), La row (La, Li, Lu, Le, Lo)” and the like are The tongue tip is pressed against the palatal tooth jaw of the maxillary milk anterior teeth. Therefore, in dentistry for infants, treatment for pronunciation and dysarthria is one of the important purposes.
さらに、乳歯列期の歯科医療では、乳歯と永久歯との交換期に認められる乳歯の歯根の生理的吸収を考慮し、正常かつ潤滑な歯の交換が促されるようにしなくてはならない。このように、小児歯科医療における医療提供の意義は非常に多肢にわたっていると言える。中でも、乳歯に対して歯内治療を伴った歯冠修復を行う場合には、成人に対して施すような鋳造された高強度金属ポストを使用することができない。 Furthermore, in the dentistry of the deciduous dentition stage, it is necessary to take into consideration the physiological absorption of the roots of the deciduous teeth, which is observed during the exchange period between the deciduous teeth and the permanent teeth, and to promote the replacement of normal and lubricious teeth. In this way, it can be said that the significance of medical provision in pediatric dentistry extends to many limbs. In particular, when performing crown restoration with endodontic treatment on deciduous teeth, a cast high-strength metal post that is applied to adults cannot be used.
それ故に、現在の臨床の場においては、乳歯に対して歯内治療を伴った歯冠修復を行う場合に真鍮製既製ポストを使用することがある。 Therefore, in current clinical settings, brass ready-made posts may be used when performing crown restoration with endodontic treatment on deciduous teeth.
しかし、真鍮製既製ポストにおいても、歯の交換期に認められる乳歯の歯根の生理的吸収の際に、吸収部位に対する永久歯の衝突に伴った修復物の離脱や、永久歯の萌出方向の移動に伴った乳歯歯根の元吸収不全などを引き起こすといった問題がある。 However, even with the brass ready-made post, during the physiological resorption of the roots of the deciduous teeth observed during the tooth replacement period, the restoration of the restoration due to the collision of the permanent tooth with the absorption site and the movement of the permanent tooth in the eruption direction There is a problem that causes the primary absorption failure of the deciduous tooth root.
そこで、小児歯科治療の分野では、真鍮製既製ポストに代わるものとして生体の組織内で吸収される材料が求められている。 Therefore, in the field of pediatric dental treatment, there is a demand for a material that can be absorbed in a living tissue as an alternative to a ready-made brass post.
生体吸収性材料としては、関連技術1として外科医療の分野において高分子量ポリ乳酸ポリマーのみからなり、ポリマーを溶融成形し、延伸した組成物を更に切削加工する生体内分解吸収性の外科用材料が知られている(例えば、特許文献1を参照)。
As a bioabsorbable material, as a
この外科用材料は、外科治療に際し骨接合材として骨折などの部位の固定した時点から、骨の再生につれて除々に分解しても、骨折が修復される3ヶ月程度までは強度保持がなされるものである。 This surgical material retains its strength for up to about 3 months when the fracture is repaired even if it is gradually decomposed as the bone regenerates from the time when the fracture or the like is fixed as an osteosynthesis material during surgical treatment. It is.
また、関連技術2としては、生体内分解吸収性である結晶性の熱可塑性高分子材料からなる成形体であって、その分子鎖あるいは結晶が一軸配向せずに成形体の力学的な芯となる軸及び軸の連続した面に向かって傾斜した複数の基準軸に沿って平行に配向している骨接合材が知られている(例えば、特許文献2を参照)。 Further, as Related Art 2, a molded body made of a crystalline thermoplastic polymer material that is biodegradable and absorbable, and the molecular chain or crystal is not uniaxially oriented and the mechanical core of the molded body There are known bone bonding materials that are oriented in parallel along a plurality of reference axes that are inclined toward an axis and a continuous surface of the axes (for example, see Patent Document 2).
この骨接合材は、高分子材料がポリ乳酸又は乳酸―グリコール酸共重合体であり、ポリ乳酸又は乳酸―グリコール酸共重合体の一部が結晶化した押し込み加圧配向成形体である。 The bone cement is an indentation pressure-oriented molded body in which a polymer material is polylactic acid or a lactic acid-glycolic acid copolymer, and a part of the polylactic acid or lactic acid-glycolic acid copolymer is crystallized.
特許文献1の外科材料又は特許文献2の骨接合材は、骨ならびに硬組織下で生体内において分解吸収することを目的としている。また、特許文献1の外科材料又は特許文献2の骨接合材は、骨をはじめとする硬組織下で認められる細胞群による分解吸収を想定している。さらに、特許文献1の外科材料又は特許文献2の骨接合材では、外科材料又は骨接合材を骨に埋入した時点から生体内で吸収される。
The surgical material of
しかしながら、歯科治療においては、乳歯に埋入した後、しばらく経過(6ヶ月〜3年程度)した後に生体内に吸収することが要求される点において、特許文献1の外科材料又は特許文献2の骨接合材と異なる。
However, in dental treatment, the surgical material of
したがって、特許文献1の外科材料又は特許文献2の骨接合材は、歯科治療の分野において歯の硬組織と血流の認められる軟組織が合わされる部位で認められる生体内で分解する生体吸収性材料には、そのまま適用できないという問題がある。
Therefore, the surgical material of
また、特許文献1の外科材料又は特許文献2の骨接合材では、骨をはじめとする硬組織下で認められる細胞群による分解吸収の過程を把握することができないという問題がある。
Further, the surgical material of
それ故に、本発明の課題は、乳歯から永久歯への交換期における障害の発症を抑制することができ、分解吸収の過程を把握することができる生体吸収性組成物及び生体吸収性組成物の製造方法を提供することにある。 Therefore, an object of the present invention is to produce a bioabsorbable composition and a bioabsorbable composition that can suppress the onset of a disorder in the replacement period from a deciduous tooth to a permanent tooth and can grasp the process of decomposition and absorption. It is to provide a method.
本発明の実施の態様よれば、生体の組織内で分解吸収されるポリグリコール酸ポリマー、ポリ−L−乳酸ポリマー、又はグリコール酸・乳酸共重合体のうち少なくとも一種の生体吸収性材料によって形成された形成物であり、該形成物にはレントゲン映像によって写る造影剤を含むことを特徴とする生体吸収性成形物が得られる。 According to an embodiment of the present invention, it is formed of at least one bioabsorbable material of polyglycolic acid polymer, poly-L-lactic acid polymer, or glycolic acid / lactic acid copolymer that is decomposed and absorbed in a living tissue. A bioabsorbable molded article characterized in that it contains a contrast agent shown by X-ray images.
本発明の他の実施の態様によれば、生体の組織内で分解吸収されるポリグリコール酸ポリマー、ポリ−L−乳酸ポリマー、又はグリコール酸・乳酸共重合体のうち少なくとも一種の生体吸収性材料を成形型によって成形することにより成形物を作り、前記成形物を成形する前の段階で前記生体吸収性材料にレントゲン映像によって写る造影剤を混和するか又は前記成形物を成形する際に前記造影剤を前記成形型の型室の内壁面に塗布しておき成形時に前記成形物の周面に付着させることを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法が得られる。 According to another embodiment of the present invention, at least one bioabsorbable material of a polyglycolic acid polymer, a poly-L-lactic acid polymer, or a glycolic acid / lactic acid copolymer that is decomposed and absorbed in a living tissue. In the stage before molding the molded product, a contrast agent shown by X-ray images is mixed with the bioabsorbable material or the contrast medium is molded when the molded product is molded. A method for producing a bioabsorbable molded article is obtained, wherein an agent is applied to the inner wall surface of the mold chamber of the mold and adhered to the peripheral surface of the molded article during molding.
本発明の実施の態様に係る生体吸収性成形物、及び生体吸収性成形物の製造方法によれば、成形物にレントゲン映像によって写る造影剤を含むことから、骨をはじめとする硬組織下で認められる細胞群による分解吸収の過程を把握することができる。 According to the bioabsorbable molded article and the method for producing a bioabsorbable molded article according to the embodiment of the present invention, since the molded article includes a contrast agent that is reflected by an X-ray image, it is used under a hard tissue such as a bone. The process of degradation and absorption by the recognized cell group can be grasped.
また、乳歯内に包埋した場合には、乳歯の歯根内に包埋した後、歯根の生理的吸収が始まるまで、そのまま維持され続け、歯根の生理的吸収が始まった際に生体吸収性成形物も同時に吸収され始めるので時限型の使用が可能となる。 In addition, when embedded in the deciduous teeth, after being embedded in the roots of the deciduous teeth, it continues to be maintained until the physiological absorption of the roots begins, and when the physiological absorption of the roots begins, the bioabsorbable molding Since things start to be absorbed at the same time, it becomes possible to use a timed type.
さらに、生体吸収性成形物が部分的に組織の炎症性反応部位に触れた場合は、そのまま維持され、乳歯内に包埋した場合に、乳歯の歯根の生理的吸収と同様に生体吸収性成形物が塊状分解を起こし、永久歯の萌出に対して障害を起こすことがないため有用性は高い。 Furthermore, when the bioabsorbable molded article partially touches the inflammatory reaction site of the tissue, it is maintained as it is, and when it is embedded in the deciduous tooth, the bioabsorbable molded article is similar to the physiological absorption of the root of the deciduous tooth. It is highly useful because it does not cause damage to the eruption of permanent teeth due to mass decomposition.
したがって、乳歯から永久歯への交換期における障害の発症を抑制することができるという利点がある。 Therefore, there is an advantage that it is possible to suppress the onset of the disorder in the replacement period from the deciduous teeth to the permanent teeth.
図1から図3を参照して、本発明の第1の実施形態に係る生体吸収性成形物としての歯科根管用ポスト成形品について説明する。 With reference to FIGS. 1-3, the post-molded article for dental root canals as a bioabsorbable molded article according to the first embodiment of the present invention will be described.
図1に示した歯科根管用ポスト成形品1は、生体の組織内で分解吸収される生体吸収性材料を成形して作られている成形物にレントゲン映像によって写る造影剤を含む生体吸収性成形物である。
A dental root
生体吸収性材料は、ポリグリコール酸(Poly glycolic acid:以下、PGAと記す)ポリマー、ポリ−L−乳酸(Poly-L-lactic acid:以下、PLLAと記す)ポリマー、又は乳酸・グリコール酸共重合体(Poly glycolic lactic acid:以下、PGLAと記す)のうちのいずれか一種である。 Bioabsorbable materials include polyglycolic acid (hereinafter referred to as PGA) polymer, poly-L-lactic acid (hereinafter referred to as PLLA) polymer, or lactic acid / glycolic acid copolymer It is one kind of coalescence (Poly glycolic lactic acid: hereinafter referred to as PGLA).
生体吸収性材料は、いずれも半結晶性の生体吸収性高分子材料である。PLLAは、L−乳酸の直接重合またはL−ラクチド(乳酸の環状2重体)の開環重合により合成される熱可塑性樹脂である。 The bioabsorbable material is a semi-crystalline bioabsorbable polymer material. PLLA is a thermoplastic resin synthesized by direct polymerization of L-lactic acid or ring-opening polymerization of L-lactide (a cyclic duplex of lactic acid).
ガラス転移点は、PGAが35℃〜40℃、PLLAが55℃〜60℃、PGLA(Glycolic:Lactic=9:1)が約40℃である。熱分解温度は、PGAが230℃、PLLAが約180℃〜178℃、PGLAが220℃である。 The glass transition point is 35 ° C. to 40 ° C. for PGA, 55 ° C. to 60 ° C. for PLLA, and about 40 ° C. for PGLA (Glycolic: Lactic = 9: 1). The pyrolysis temperatures are 230 ° C for PGA, about 180 ° C to 178 ° C for PLLA, and 220 ° C for PGLA.
PGA、PLLA、PGLAの結晶性は高く、立体的規則性の化学構造を有しているため、高強度が得られ物質性も非常に安定していることが知られている。 It is known that PGA, PLLA, and PGLA have high crystallinity and a three-dimensional regular chemical structure, so that high strength is obtained and material properties are very stable.
また、生体吸収性材料は、その構造により加水分解が可能であり分解速度は、他の物質と同様にpHや温度、酵素などの生物学的活性、ポリマーの物理的性質(分子量、強度、純度など)に依存する。そして、加水分解により生じる乳酸は、生体内において代謝可能である物質であるため、生体適合性や力学的強度の点からも、非常に優れた性質を有している。 Bioabsorbable materials can be hydrolyzed depending on their structure, and the degradation rate is similar to other substances in terms of pH, temperature, biological activity such as enzymes, physical properties of polymers (molecular weight, strength, purity). Etc.). Since lactic acid produced by hydrolysis is a substance that can be metabolized in the living body, it has very excellent properties in terms of biocompatibility and mechanical strength.
さらに、図1に示した歯科根管用ポスト成形品1は、略ネジ形状に作られている。なお、歯科根管用ポスト成形品1は、略ネジ形状に限らず、プレート形状、ピン、又はビス形状のいずれかの形状であってもよい。
Further, the dental root
歯科根管用ポスト成形品1の曲げ強度は、165MPa〜344MPaの範囲とし、曲げ弾性比率を6GPa〜19GPaの範囲としている。なお、上記曲げ強度及び曲げ弾性比率は、歯科根管用ポスト成形品1を乳歯に包埋するために必要な強度及び曲げ弾性比率である。
The bending strength of the dental root
図2は、歯科根管用ポスト成形品1を乳歯における根管治療及び歯冠修復において採用した一例を示している。歯科根管用ポスト成形品1は、乳歯から永久歯への交換期における障害の発症を抑制するために有効に作用する。
FIG. 2 shows an example in which the dental root canal
図2をも参照して、乳歯11に対して歯内治療を伴った歯冠修復を行う場合には、歯根12の根管に根管充填材13を充填する。ここで、乳歯11は、永久歯の萌出準備が完了する。さらに、歯根12には、歯科根管用ポスト成形品1の下部1aが包埋される。歯根12には、歯根12に包埋された歯科根管用ポスト成形品1の上部1bを歯根12上に突出させている。歯科根管用ポスト成形品1の突出部分には、歯冠修復物14を覆うことにより修復する。歯冠修復物14は歯肉15の外に出ている。なお、歯根12は、歯肉15の下側の歯槽骨16に歯根膜18を介して保持されている。
Referring also to FIG. 2, when performing crown restoration with endodontic treatment on
造影剤は、レントゲン撮影時の映像により歯と歯周組織との区分が判るように、生体吸収性材料が吸収されていく歯根の根尖との接続部分と接続部分の周辺とに対応して集中して歯科根管用ポスト成形品1に含ませている。造影剤としては、イオパミドール又は硫酸バリウムなどの陽性造影剤を採用する。
The contrast agent corresponds to the connection part of the root apex where the bioabsorbable material is absorbed and the periphery of the connection part so that the distinction between the tooth and the periodontal tissue can be seen from the X-ray image. It is concentrated and included in the
具体的には、造影剤を歯科根管用ポスト成形品1の下部1aに多く含ませている。造影剤は、必ずしも歯科根管用ポスト成形品1の上部1aに含ませなくてもよい。さらに、造影剤は、歯科根管用ポスト成形品1の下部1aの周面に多く付着させたものであってもよい。なお、造影剤は、必ずしも歯科根管用ポスト成形品1の上部1aに付着させなくてもよい。
Specifically, a large amount of contrast agent is contained in the
図3は、図2に示した乳歯11が永久歯17に生え変わる交換期を迎えた状態を示している。図3では、永久歯17が乳歯11を押し上げ、永久歯17が歯肉15から萌出する直前の状態を示している。
FIG. 3 shows a state in which an exchange period in which the
歯科根管用ポスト成形品1を歯根12内に包埋した後は、乳歯11の歯根12の生理的吸収が始まるまで、そのまま維持され続ける。歯根12の生理的吸収が始まった際には、歯科根管用ポスト成形品1も同時に吸収され始める。
After the dental root
即ち、乳歯11の乳歯根は、乳歯11と永久歯17との間の生体における軟組織内の種々の細胞群により分解吸収される。歯科根管用ポスト成形品1は、軟組織内の体液に接触することより加水分解した後に水吸収される。
That is, the deciduous tooth root of the
即ち、歯科根管用ポスト成形品1は、乳歯根の吸収が始まり、歯根外へ露出すると軟組織内の液体と接触することによって、乳歯根と同様の速度で体内に分解吸収される。ただし、歯科根管用ポスト成形品1の分解吸収は、乳歯根が吸収される過程とは異なる機序を示す。そして、乳歯11は永久歯17が萌出する過程において押し上げられることにより抜け落ち、永久歯17が歯肉15上へ萌出する。
That is, the dental root
ところで、生体吸収性材料は、その構造から加水分解時に魂状分解を起こすことが知られている。したがって、生体吸収性材料は、が、乳歯11と永久歯17との間で部分的に組織の炎症性反応部位(歯根の根尖との接続部分と接続部分の周辺)31(図3を参照)に触れた場合は、そのまま維持される。
By the way, it is known that bioabsorbable materials cause soul-like degradation during hydrolysis due to their structure. Therefore, the bioabsorbable material is partially inflamed between the
したがって、臨床の場においては、乳歯11内に歯科根管用ポスト成形品1を歯根12内に包埋した場合には、乳歯11の歯根12の生理的吸収と同様に生体吸収性材料が塊状分解を起こす。
Therefore, in a clinical setting, when the dental root
よって、永久歯17は傷つくことなく、永久歯17の成長を妨げることがないことから、永久歯17の萌出に対して障害を起こすことがない。したがって、歯科根管用ポスト成形品1は、乳歯11が永久歯17に生え変わる交換期における有用性は高い。
Therefore, since the
また、歯根12の生理的吸収が始まった際には、歯科根管用ポスト成形品1も同時に吸収され始めるので、この過程をレントゲンにより投影することによって歯科根管用ポスト成形品1に含まれる造影剤によって確認できる。
Further, when physiological absorption of the
図4は、上述した歯科根管用ポスト成形品1の製造方法を示している。尚、以下の説明では、生体吸収性材料としてPGAの単体、PLLAの単体、PGLAの単体を具体例として採用した歯科根管用ポスト成形品1の製造方法について説明する。
FIG. 4 shows a method for manufacturing the above-mentioned dental root canal
歯科根管用ポスト成形品1の製造方法においては、図4に示すように、PGA、PLLA、PGLAのいずれかの生体吸収性材料21と、レントゲン映像によって写る造影剤23とを混和し、生体吸収性材料21と造影剤23とを混合した後、加圧成形することにより成形物を得る。
In the method for manufacturing the dental root canal
生体吸収性材料21と造影剤23とを混和する時期は、生体吸収性材料21を加熱する前、もしくは加熱中のいずれかとする。この際、造影剤23は、生体吸収性材料21が吸収されていく歯根の根尖との接続部分と接続部分の周辺とに対応して集中して歯科根管用ポスト成形品1に混和させる。
The timing of mixing the
なお、造影剤23を歯科根管用ポスト成形品1の下部1aに多く混和させてもよい。また、造影剤23は、必ずしも歯科根管用ポスト成形品1の上部1aに混和させなくてもよい。さらに、造影剤23は、図1に示した歯科根管用ポスト成形品1の軸方向と平行な方向で下部1aから上部1bへ段階的に少なくなるように混和させてもよい。
In addition, you may mix
生体吸収性材料21と造影剤23とを混和した混合物は、図5に示す成形型41の型室41a内へ注入機43により注入された後、型室41aを封止される。
A mixture obtained by mixing the
具体的には、PGAでは220℃〜230℃、PLLAでは180〜200℃、PGLAでは220℃〜230℃にて、60分〜90分程度で加熱した後、遠心鋳造機(図示せず)にて2000Gの遠心力のもと、図6に示した矢印Aに示したように15分程度間回転させ圧縮成型法により圧縮し形成する。その後、歯科根管用ポスト成形品1の成形物を真空デシケーターにて、−75kPaで48時間程度留置する。
Specifically, after heating at about 220 to 230 ° C. for PGA, 180 to 200 ° C. for PLLA, and 220 to 230 ° C. for PGLA, for about 60 to 90 minutes, a centrifugal casting machine (not shown) is used. Under a centrifugal force of 2000 G, the sheet is rotated for about 15 minutes as shown by an arrow A shown in FIG. Thereafter, the molded product of the dental root
さらに、十分に冷却した後、成形型41から作成物を取り出すと図1に示した歯科根管用ポスト成形品1が得られる。その後、歯科根管用ポスト成形品1の余剰部分を切断し、さらに異物混入などの認められないことを確認する。
Further, after sufficiently cooling, when the product is taken out from the
歯科根管用ポスト成形品1は、プレート形状、ピン形状やビス形状、ネジ形状のいずれかの形状とする。
The dental root
また、他の加圧成型方法としては、図7に示す金属製もしくはシリコンゴムなどの一対の分割金型51,52を使用した成形型53を採用する。図4に示したように生体吸収性材料21には造影剤23を混和した後、成形型53の型室53aへ生体吸収性材料21を注入機55に注入し、型室53aを封止する。その後、生体吸収性材料21は、分割金型51,52により加圧成型すると歯科根管用ポスト成形品101が得られる。
Further, as another pressure molding method, a
なお、PGA、PLLA、PGLAなどの生体吸収性材料21は、その純度や重合度合が100%に近いほうがよく、純度や重合度合によって機械的な性質が変わってくる。
The
このように、造影剤23を含有させて製造した歯科根管用ポスト成形品1又は101は、レントゲン撮影により画像検査においても、歯科根管用ポスト成形品1又は101の確認が容易になる。このことは、臨床上で非常に有意義なものとなる。
As described above, the dental root
造影剤23は、歯科根管用ポスト成形品1又は歯科根管用ポスト成形品101を100%としたときに、イオパミドール又は硫酸バリウムを、その内10%以上含有させる。また、好ましくは、歯科根管用ポスト成形品1又は歯科根管用ポスト成形品101を100%としたときに、イオパミドール又は硫酸バリウムを11%〜20%含有させる。なお、イオパミドール又は硫酸バリウムの含有量は、レントゲンによって造影剤が写し出される含有量であればよく、上記含有量に限定されるものではない。イオパミドールは脳内造影で採用されている。硫酸バリウムは、歯科用製剤の造影剤としても採用されている。
The
また、歯科根管用ポスト成形品1又は101の曲げ強度は、165MPa〜344MPaの範囲であり、曲げ弾性比率が6GPa〜19GPaの範囲に設定することが望ましい。生体吸収性材料21は生体の軟組織に分解吸収されるものである。歯科根管用ポスト成形品1又は101は、造影剤23がレントゲン映像により写し出されることから歯と歯周組織との区分が判るので、分解吸収されていく過程を把握することができる。
Further, the bending strength of the dental root
図9は、図5に示した成形型41の型室41a又は図7に示した成形型53の型室53aの何れかを採用し、型室41a又は型室53の内壁面に造影剤23を塗布して付着させておき、生体吸収性材料21を型室41a又は型室53の中に注入して成形物を得る製造方法を示している。この場合、歯科根管用ポスト成形品1又は101の表面のみに、造影剤23を配設するようにしている。
9 employs either the
なお、造影剤23は、型室41a又は型室53の内壁面の所望箇所に付着させることができる。具体的には、造影剤23を歯科根管用ポスト成形品1,101の軸方向の全体もしくは点状に付着させることや、歯科根管用ポスト成形品1,101の軸方向で段階的に付着させることや、下部1aにのみ付着させるたりすることができる。さらに、造影剤23は、歯科根管用ポスト成形品1,101の軸方向でかつ周面に段階的に環状に付着させるようにしてもよい。
The
なお、造影剤23は、歯科根管用ポスト成形品1,101の上部1aに付着させなくてもよい。
The
上述した、造影剤23を含む歯科根管用ポスト成形品1,101は、形状物の形状を変えることによって特許文献1の外科材料又は特許文献2の骨接合材としても適用できる。
The dental root canal post-molded article 1,101 containing the
以下、歯科根管用ポスト成形品の特性について試験結果に基づき説明する。 Hereinafter, the characteristics of the post-formed product for dental root canal will be described based on the test results.
1.曲げ強度試験
曲げ強度試験では、表1に示したPGA、PLLA、フォトコア、DCコアペースト、ベースセメント、真鍮について曲げ強度の試験を行なった。表1において、フォトコアは、光重合型の支台築造用コンポジットであり、クラレメディカル株式会社の製品の商標名である。1. Bending strength test In the bending strength test, bending strength tests were performed on PGA, PLLA, photocore, DC core paste, base cement, and brass shown in Table 1. In Table 1, Photo Core is a photopolymerization type composite for building an abutment and is a trade name of a product of Kuraray Medical Co., Ltd.
DCコアペーストは、光重合型の支台築造用コンポジットであり、クラレメディカル株式会社の製品の商標名である。 DC core paste is a photopolymerization type abutment building composite and is a trade name of a product of Kuraray Medical Co., Ltd.
ベースセメントは、象牙質の代替として形成するベース用セメントであり、株式会社 松風の製品の商標名である。 Base cement is a base cement formed as an alternative to dentin, and is a trade name of Matsukaze Corporation.
曲げ強度試験における結果は、PGAでは168.3±13.2MPa、PLLAでは126.7±5.2MPaを示した。それぞれISO規格 4049に示されたコンポジットレジンに対する基準値80MPaと、JIS規格 T 6523に示された支台築造用レジンに対する基準値50MPaとを超えた値を示した。 The results in the bending strength test were 168.3 ± 13.2 MPa for PGA and 126.7 ± 5.2 MPa for PLLA. The values exceeded the reference value of 80 MPa for the composite resin shown in ISO standard 4049 and the reference value of 50 MPa for the resin for building an abutment shown in JIS standard T 6523, respectively.
(また、表1に示したように、曲げ強度試験における結果において、フォトコアは131.1MPa、DCコアペーストは117.6MPa、ベースセメントは7.8MPa、真鍮は330MPaである。なお、真鍮に関しては、日本工業部便覧に記載の曲げ強度を引用したものであり、実験でデータではない。) (In addition, as shown in Table 1, in the results of the bending strength test, the photocore is 131.1 MPa, the DC core paste is 117.6 MPa, the base cement is 7.8 MPa, and the brass is 330 MPa. Is based on the bending strength described in the Japan Industrial Department Handbook and is not experimental data.)
2.曲げ弾性率試験
曲げ強度率試験では、表2に示したPGA、PLLA、フォトコア、DCコアペースト、ベースセメント、真鍮について曲げ強度率の試験を行なった。2. Flexural modulus test In the flexural strength test, bending strength test was performed on PGA, PLLA, photocore, DC core paste, base cement, and brass shown in Table 2.
曲げ弾性率試験における結果は、表2に示すPGAでは8.309±0.60GPa、PLLAでは4.592±0.28GPaを示した。一元配置分散分析の結果、この両者に対して有意差が認められた。なお、歯根象牙質の曲げ弾性比率は、12〜16GPaである。 The results of the flexural modulus test were 8.309 ± 0.60 GPa for PGA shown in Table 2 and 4.592 ± 0.28 GPa for PLLA. As a result of one-way analysis of variance, a significant difference was observed between the two. In addition, the bending elastic ratio of the root dentin is 12 to 16 GPa.
また、表2に示したように、曲げ強度率試験における結果において、フォトコアは8.183GPa、DCコアペーストは5.919GPa、ベースセメントは測定不可、真鍮は103GPaである。なお、真鍮に関しては、日本工業部便覧に記載の曲げ弾性率を引用したものであり、実験でデータではない。 Further, as shown in Table 2, in the results of the bending strength rate test, the photocore is 8.183 GPa, the DC core paste is 5.919 GPa, the base cement is not measurable, and the brass is 103 GPa. In addition, about brass, it quotes the bending elastic modulus as described in Japan Industrial Department handbook, and is not data by experiment.
3.歯科用セメントとの接着性試験
歯科用セメントとの接着性試験では、表3に示したベースセメントとPGAとの接着力、Fuji IとPLLAとの接着力、ベースセメントとPLLAとの接着力、Fuji IとPLLA、Fuji Iと象牙質との接着力について曲げ強度率の試験を行なった。3. Adhesion test with dental cement In the adhesion test with dental cement, the adhesive strength between base cement and PGA shown in Table 3, the adhesive strength between Fuji I and PLLA, the adhesive strength between base cement and PLLA, The bending strength ratio was tested for the adhesive strength between Fuji I and PLLA, and Fuji I and dentin.
Fuji Iは、合着用グラスアイオノマーセメントであり、製造会社 GC(ジーシー)の商標名である。 Fuji I is a glass ionomer cement to be worn together and is a trade name of the manufacturing company GC.
歯科用セメントとの接着性試験における結果は、PGAに対してベースセメントでは1.4±0.1MPa、PGAに対してFuji Iでは3.1±0.0MPaを示した。また、PLLAに対してベースセメントでは1.8±0.1MPa、PLLAに対してFuji Iでは3.7±0.6MPaを示した。PGA、 PLLAともに、これらの歯科用セメントに対する接着性が認められた。 The results of the adhesion test with the dental cement showed 1.4 ± 0.1 MPa for the base cement relative to PGA and 3.1 ± 0.0 MPa for Fuji I against PGA. The base cement showed 1.8 ± 0.1 MPa against PLLA and the Fuji I showed 3.7 ± 0.6 MPa against PLLA. Both PGA and PLLA were found to adhere to these dental cements.
また、表3に示したように、歯科用セメントとの接着性試験における結果において、Fuji Iと象牙質との接着力は4.6MPaであった。 Moreover, as shown in Table 3, in the result of the adhesion test with dental cement, the adhesive force between Fuji I and dentin was 4.6 MPa.
4.コンポジットレジンとの接着性試験
コンポジットレジンとの接着性試験では、表4に示したG−ボンド(G−BOND)とPGAとの接着力、クリアフィル メガボンド(MEGA BOND)とPGAとの接着力、G−ボンドとPLLAとの接着力、ベースセメントとPLLAとの接着力、クリアフィル メガボンドとPLLA、クリアフィル メガボンドと象牙質との接着力について接着性試験の試験を行なった。4). Adhesive test with composite resin In the adhesive test with composite resin, the adhesive strength between G-bond (G-BOND) and PGA shown in Table 4, the adhesive strength between clear fill megabond (MEGA BOND) and PGA, The adhesion test was carried out with respect to the adhesive strength between G-bond and PLLA, the adhesive strength between base cement and PLLA, clearfill megabond and PLLA, and clearfill megabond and dentin.
G−ボンドは、エナメル質の接着力を強化する製品であって、光重合型1液性ボンディング剤であり、ヨシダタロウ株式会社の製品の商標名である。 G-bond is a product that reinforces the adhesion of enamel, is a photopolymerization type one-part bonding agent, and is a trade name of a product of Yoshida Taro Co., Ltd.
クリアフィル メガボンドは、光重合型のボンディングであり、クラレメディカル株式会社の製品の商標名である。 Clearfill Megabond is a photopolymerization type bonding and is a trade name of a product of Kuraray Medical Co., Ltd.
ボンディング材を用いたコンポジットレジンとの接着性試験の結果は、PGAに対してG-ボンドでは4.4±0.8MPa、PGAに対してクリアフィル メガボンドでは7.3±2.9MPaを示した。また、PLLAに対してG-ボンドでは8.6±1.4MPa、クリアフィル メガボンドでは8.9±3.6MPaを示した。 The result of the adhesion test with a composite resin using a bonding material showed 4.4 ± 0.8 MPa for PGA with G-bond and 7.3 ± 2.9 MPa for PGA with clearfill megabond. . Moreover, 8.6 ± 1.4 MPa was exhibited for G-bond and 8.9 ± 3.6 MPa for clearfill megabond relative to PLLA.
したがって、これらのボンディング材を用いた場合、PGA、PLLAともに、コンポジットレジンに対する接着性が認められた。 Therefore, when these bonding materials were used, adhesion to the composite resin was recognized for both PGA and PLLA.
なお、クリアフィル メガボンドと象牙質との接着力は6.0MPaであった。 In addition, the adhesive force between Clearfill Megabond and dentin was 6.0 MPa.
以下、歯根管内の根管用ポスト成形品の設計及び成型について説明する。図10は、上顎側の乳歯の中切歯と試作した根管用ポスト成形品1との相関関係を示している。 Hereinafter, the design and molding of a post-molded product for a root canal in the root canal will be described. FIG. 10 shows the correlation between the central incisor of the upper deciduous tooth and the prototype post-product 1 for root canal.
なお、図10乃至図15では、歯科根管用ポスト成形品を乳歯における根管治療及び歯冠修復において採用した一例に用いた図2の参照符号を付して説明する。 10 to 15 will be described with reference numerals in FIG. 2 used for an example in which a dental root canal post-molded product is employed in root canal treatment and crown restoration in deciduous teeth.
図10を参照して、上顎の乳歯である中切歯の大きさは、歯冠修復物14の長が5.2mm〜7.2mm、歯冠修復物14の幅が6.2〜7.5mm、歯根12の長が7.5mm〜11.2mmである。そこで、根管12内の根管用ポスト成形品1の大きさについて、歯冠修復物14の部分では平均値の1/2に相当する3.0mmとした。また、歯根12の部分では平均値の2/3に相当する6.50mmと規定した。
Referring to FIG. 10, the size of the central incisor that is the upper deciduous tooth is 5.2 mm to 7.2 mm in the length of the
根管12内の根管用ポスト成形品1の太さについては、図11に示すように、根管用ポスト成形品1と同じ長さの9.50mmの円柱の中央部に対して30Nの水平的な力が発生した際に破断する直径を導き出した。PGAでは直径を1.47mmとし、PLLAでは直径を1.62mmと算出した。この際の曲げ強度は、б=8Fl/πd3(MPa)である。As shown in FIG. 11, the thickness of the root
これらの結果を元に、図12に示すように、長さ9.50mm、頚部(円柱部)の直径を1.62mmに統一したスクリュー型の根管用ポスト成形品1を作成した。
Based on these results, as shown in FIG. 12, a screw-type root
図13は、上顎側の乳歯の中切歯をモデルとした根管用ポスト成形品1を示した正面断面図である。図14は、上顎側の乳歯の中切歯をモデルとした根管用ポスト成形品1を示した側断面図である。
FIG. 13 is a front cross-sectional view showing a
図13及び図14において、歯冠修復物14及び根管12の長さは、長さD=16.1mmである。根管用ポスト成形品1の長さは、長さD=9.51mmである。
13 and 14, the lengths of the
さらに、図15は、紙面の上側にPGAにて試作した根管用ポスト成形品1、紙面の下側にPLLAにて試作した根管用ポスト成形品1を示している。
Further, FIG. 15 shows a root
次に、リン酸酸性緩衝溶液に浸漬した根管用ポスト成形品1における加水分解による長さ変化を測定した。
Next, the length change by hydrolysis in the
表5に示すように、PGAでは、測定を始めてから6週間後に、露出させた部位の塊状崩壊が生じたため、これ以上の測定が不可能となった。 As shown in Table 5, in PGA, since the collapse of the exposed portion occurred 6 weeks after the start of measurement, no further measurement was possible.
一方、PLLAでは塊状崩壊を起こすことなく、緩徐な加水分解様相が認められたため、16週目まで継続して測定を行った。 On the other hand, in PLLA, since a slow hydrolysis state was observed without causing mass collapse, measurement was continued until the 16th week.
なお、実験においては、図12に示したように、根管用ポスト成形品1の上端から2.5mmを露出し、残り部分をパラフィンワックスにより包埋したものをshortと呼び、根管用ポスト成形品1の上端から4.50mmを露出し、残り部分をパラフィンワックスにより包埋したものlongと呼ぶ。
In the experiment, as shown in FIG. 12, 2.5 mm from the upper end of the root
長さ変化では、6週目において、4.50mm露出させたPGA longのものでは0.63mm、4.50mm露出させたPLLA longのものでは0.28mmの加水分解が認められた。また、2.50mm露出させたPGA shortでは1.06mm、2.50mm露出させたPLLA shortのものでは0.46mmの加水分解が認められた。ともに、PLLAの加水分解量に対してPGAでは約1.6倍の加水分解量であった。 In the change in length, hydrolysis of 0.63 mm was observed for the PGA long exposed at 4.50 mm and 0.28 mm for the PLLA long exposed for 4.50 mm at the sixth week. In addition, hydrolysis of 1.06 mm was observed for the PGA short exposed at 2.50 mm, and 0.46 mm was observed for the PLLA short exposed for 2.50 mm. In both cases, the hydrolysis amount of PGA was about 1.6 times that of PLLA.
さらに、16週目のPLLAにおいて、4.50mm露出させたPLLA longものでは0.64mm、2.50mm露出させたPLLA shortものでは0.88mmの加水分解が認められた。 Furthermore, in PLLA at 16 weeks, hydrolysis of 0.64 mm was observed in the PLLA long exposed at 4.50 mm, and 0.88 mm was observed in the PLLA short exposed at 2.50 mm.
したがって、PGAでは乳歯歯根の吸収速度よりも早く、PLLAでは乳歯歯根の吸収速度と同程度の早さの加水分解の様相を示した。このように、加水分解速度が乳歯歯根の吸収速度に近いという性質が重要なものとなる。 Therefore, PGA showed a faster hydrolysis rate than the deciduous tooth root, and PLLA showed hydrolysis similar to the rate of the deciduous tooth root. Thus, the property that the hydrolysis rate is close to the absorption rate of the deciduous tooth root is important.
さらに、表6に示すように、根管用ポスト成形品1の体積変化を表6に示した。
Furthermore, as shown in Table 6, the volume change of the root
根管用ポスト成形品1の体積変化においては、6週目において4.50mm露出させたPGA longは51.4%の加水分解により体積変化が認められ、4.50mm露出させたPLLA longでは37.9%の加水分解により体積変化が認められた。
In the volume change of the
また、2.50mm露出させたPGA shortでは76.0%の加水分解により体積変化が認められ、2.50mm露出させたPLLA shortでは43.8%の加水分解により体積変化が認められた。 Further, the PGA short exposed at 2.50 mm showed a change in volume due to hydrolysis of 76.0%, and the PLLA short exposed at 2.50 mm showed a change in volume due to hydrolysis of 43.8%.
16週目のPLLA longにおいて4.50mm露出させたものでは、62.8%、2.50mm露出させたPLLA shortのものでは64.8%の加水分解が認められた。 In the PLLA long at 16 weeks, hydrolysis was found to be 62.8% when exposed to 4.50 mm, and 64.8% when exposed to PLLA short exposed to 2.50 mm.
なお、表1〜表6には、乳酸・グリコール酸共重合体:PGLAについての試験が示していないが、PLLAはPGAの原料となるグリコール酸とPLLAの原料となる乳酸を共重合して得られる重合体であり、グリコール酸と乳酸の配合比率によって性質が異なる。 In Tables 1 to 6, tests for lactic acid / glycolic acid copolymer: PGLA are not shown, but PLLA is obtained by copolymerizing glycolic acid, which is a raw material of PGA, and lactic acid, which is a raw material of PLLA. The properties differ depending on the blending ratio of glycolic acid and lactic acid.
しかしながら、PGLAの性質はPGAもしくはPLLAよりも曲げ強度・曲げ弾性率ともに大きな値をとることは無く、また、加水分解速度においてもPGAもしくはPLLAよりも遅くなることはない。 However, the properties of PGA do not take larger values in bending strength and flexural modulus than PGA or PLLA, and the hydrolysis rate does not become slower than PGA or PLLA.
したがって、PGLAは、PGAおよびPLLAの実験データの中間値の性質をもつものが導き出すことが出来る。 Therefore, PGLA having a property of an intermediate value between experimental data of PGA and PLLA can be derived.
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