(57)【要約】  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。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
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。
【請求項２】
請求項１記載の生体吸収性成形物において、前記造影剤は陽性造影剤であることを特徴とする生体吸収性成形物。
【請求項３】
請求項２記載の生体吸収性成形物において、前記陽性造影剤はイオパミドール又は硫酸バリウムであることを特徴とする生体吸収性成形物。
【請求項４】
請求項１乃至３のいずれか１項に記載の生体吸収性成形物において、前記形成物は歯の歯科根管に包埋される歯科根管用ポスト成形品であることを特徴とする生体吸収性成形物。
【請求項５】
請求項４記載の生体吸収性成形物において、レントゲン撮影時に歯と歯周組織との区分が判るよう少なくとも前記形成物が吸収されていく歯根の根尖の接続部分と該接続部分の周辺とに対応する部分に前記造影剤を含むことを特徴とする生体吸収性成形物。
【請求項６】
請求項１乃至５のいずれか１項に記載の生体吸収性成形物において、前記成形物は前記生体の軟組織に吸収されるものであることを特徴とする生体吸収性成形物。
【請求項７】
請求項１乃至６のいずれか１項に記載の生体吸収性成形物において、前記成形物は曲げ強度が１６５ＭＰａ〜３４４ＭＰａの範囲であり、曲げ弾性比率が６ＧＰａ〜１９ＧＰａの範囲であることを特徴とする生体吸収性成形物。
【請求項８】
請求項１乃至７のいずれか１項に記載の生体吸収性成形物において、前記成形物はプレート形状、ピン、ビス形状、ネジ形状のいずれかの形状であることを特徴とする生体吸収性成形物。
【請求項９】
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。
【請求項１０】
請求項９記載の生体吸収性成形物の製造方法において、前記造影剤は陽性造影剤であることを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法。
【請求項１１】
請求項１０記載の生体吸収性成形物の製造方法において、前記陽性造影剤はイオパミドール又は硫酸バリウムであることを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法。
【請求項１２】
請求項９乃至１１のいずれか１項に記載の生体吸収性成形物の製造方法において、前記成形物は歯の歯科根管に包埋される歯科根管用ポスト成形品であることを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法。
【請求項１３】
請求項９記載の生体吸収性成形物の製造方法において、前記成形物は、前記レントゲン映像によって歯と歯周組織との区分が判るように少なくとも前記成形物が吸収されていく歯根の根尖の接続部分と該接続部分の周辺と対応する部分に前記造影剤を含むことを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法。
【請求項１４】
請求項９記載の生体吸収性成形物の製造方法において、前記成形物は前記生体の軟組織に吸収されるものであることを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法。
【請求項１５】
請求項９乃至１４記載の生体吸収性成形物の製造方法において、前記成形物は曲げ強度が１６５ＭＰａ〜３４４ＭＰａの範囲であり、曲げ弾性比率が６ＧＰａ〜１９ＧＰａの範囲であることを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法。
【請求項１６】
請求項９乃至１５のいずれか１項に記載の生体吸収性成形物の製造方法において、前記成形物はプレート形状、ピン、ビス形状、ネジ形状のいずれかの形状であることを特徴とする生体吸収性成形物の製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。【０００３】
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。【０００４】
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。【０００５】
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。【０００６】
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。【０００７】
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。【０００８】
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。【０００９】
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）。【００１０】
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。【００１１】
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）。【００１２】
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。【００１３】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１４】
【特許文献１】特許第２９１２９２３号公報
【特許文献２】特許第３２１５０４６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
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。【００１６】
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。【００１７】
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。【００１８】
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。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
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。【００２０】
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。
【発明の効果】
【００２１】
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。【００２２】
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。【００２３】
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。【００２４】
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。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】本発明の一実施形態に係る生体吸収性組成物の一例としての歯科根管用ポスト成形品の斜視図である。
【図２】図１に示した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を一部断面して示した側面図である。
【図３】図２に示した乳歯が永久歯に生え変わる交換期を迎えた状態を示した断面側面図である。
【図４】本発明の一実施形態に係る歯科根管用ポスト成形品生体吸収性材料と造影剤との混和状態を示す説明図である。
【図５】図１に示した歯科根管用ポスト成形品の製造方法を説明するための成型型の断面側面図である。
【図６】図４に示した成形型を回転させる状態を示した斜視図である。
【図７】歯科根管用ポスト成形品の製造方法の他の例を説明するための成型型の断面図である。
【図８】図７に示した成形型により作られた歯科根管用ポスト成形品を示す側面図である。
【図９】歯科根管用ポスト成形品の製造方法の他の例を示しており、成形型による生体吸収性材料と造影剤との他の製造方法を示す説明図である。
【図１０】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た相関図である。
【図１１】根管用ポスト成形品の太さを説明するための前提となる説明図である。
【図１２】根管用ポスト成形品の加水分解速度、体積変化を説明するための説明図である。
【図１３】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を示した正面断面図である。
【図１４】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を示した側断面図である。
【図１５】ＰＧＡにて試作した根管用ポスト成形品と、ＰＬＬＡにて試作した根管用ポスト成形品を示す側面図である。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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。
【００５１】
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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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。
【００５９】
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。
【００６０】
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。
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
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。
【００６５】
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。
【００６６】
【表１】
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【００６７】
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。
【００６８】
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。
【００６９】
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。
【００７０】
（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。）
【００７１】
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。
【００７２】
【表２】
2010024242.tif 000004
【００７３】
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。
【００７４】
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。
【００７５】
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。
【００７６】
【表３】
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【００７７】
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。
【００７８】
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。
【００７９】
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。
【００８０】
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。
【００８１】
【表４】
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【００８２】
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。
【００８３】
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。
【００８４】
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。
【００８５】
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。
【００８６】
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。
【００８７】
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。
【００８８】
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。
【００８９】
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。
【００９０】
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。
【００９１】
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。
【００９２】
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。
【００９３】
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。
【００９４】
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。
【００９５】
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。
【００９６】
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。
【００９７】
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。
【００９８】
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。
【００９９】
【表５】
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【０１００】
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。
【０１０１】
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。
【０１０２】
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。
【０１０３】
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。
【０１０４】
【表６】
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【０１０５】
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。
【０１０６】
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。
【０１０７】
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。
【０１０８】
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。
【０１０９】
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。
【０１１０】
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。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【国際調査報告】
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