Srを含む歯科矯正用接着剤の物理的・機械的特性および抗菌特性

Scientific Reports volume 12、記事番号: 6635 (2022) この記事を引用

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メトリクスの詳細

矯正ブラケットの周囲の白い斑点病変は、固定矯正治療中の主な合併症です。この研究では、ミネラルの沈殿を促進し、細菌の増殖を減らすための歯科矯正用接着剤を調製しました。リン酸カルシウム一水和物/Sr-生物活性ガラスナノ粒子(Sr/CaP)およびアンドログラホリドを添加した接着剤を調製した。接着剤の物理的/機械的特性および抗菌特性がテストされました。添加剤により、材料のモノマー転化率が低下しました (62 ～ 47%)。 Sr/CaP およびアンドログラホリドの添加により、接着剤の吸水量 (23 から 46 μg/mm3 へ) と水溶解度 (0.2 から 5.9 μg/mm3 へ) が増加しましたが、接着剤の二軸曲げ強さ (193 から 119 MPa) は減少しました。実験用接着剤のエナメル接着強度 (19 ～ 34 MPa) は、市販の材料のエナメル接着強度と同等でした (p > 0.05)。 Sr/CaP フィラーは、Ca、Sr、および P イオンの放出と、剥離した界面でのリン酸カルシウムの沈殿を促進しました。 Sr/CaP 濃度の増加により、S. mutans の阻害が 18% 強化されましたが、アンドログラホリドの効果は検出されませんでした。イオン放出、リン酸カルシウムの沈殿、う蝕原性細菌の増殖阻害を促進する接着剤の能力により、白点病変の発生が減少すると期待されました。添加剤により材料の物理的/機械的特性が低下しましたが、対応する値は許容範囲内でした。

固定歯科矯正治療中の一般的な合併症は、初期のエナメル質う蝕またはブラケット周囲の白い斑点病変です1。これらの病変は、歯の脱灰の継続と、治療中の口腔衛生が最適ではないことによって引き起こされる腸内細菌叢の異常により発生します。虫歯病変を治療せずに放置すると病変が進行し、深くて掃除のできない空洞になる可能性があります。これにより、重度の歯の感染症や痛みが生じ、歯科矯正治療が複雑になる可能性があります。過剰な歯科矯正用接着剤の不規則な表面が歯のバイオフィルムの蓄積を促進することが報告されています3。したがって、虫歯のリスクを軽減するには、再石灰化作用と抗菌作用を備えた接着剤が必要になる可能性があります。しかし、現在入手可能で一般的に使用されているレジンコンポジット歯科矯正用接着剤は、抗う蝕作用を示さなかった。さらに、最適ではない光硬化技術は、未反応のモノマーを放出するリスクを高める可能性があり 4、歯科用バイオフィルムのう蝕原性や微生物共生異常を促進する可能性があります 5。

歯科矯正用接着剤の再石灰化作用や抗菌作用を高めるために、さまざまな方法が採用されてきました。たとえば、グラスアイオノマーセメントはフッ化物の放出を促進するために使用され、歯の表面のフッ化物化によってう蝕抵抗性を高めました6。しかし、臨床研究では、グラスアイオノマーセメント歯科矯正用接着剤を使用した場合、歯の脱灰の有意な減少は検出されなかったと報告されています7。リン酸カルシウムは、歯科矯正用接着剤からのカルシウムおよびリン酸イオンの放出を促進するための反応性充填剤として使用できます。これらのイオンは、ハイドロキシアパタイトなどの歯のミネラルの沈殿に適した条件を促進するために不可欠です8、9。市販のリン酸一カルシウム一水和物（MCPM）は、以前の研究で樹脂ベースの材料に組み込まれていました10、11。高濃度（10 ～ 20 wt%）の MCPM を使用すると、ハイドロキシアパタイトの沈殿が大幅に強化され 10、11、12、歯と複合材料の界面での再石灰化効果が促進されることが期待されました。ただし、MCPM の高い溶解性（Ca/P 比 = 0.5）は、過度の水分吸収、ポリマーの可塑化、および歯科矯正用接着剤の機械的強度の大幅な低下を引き起こす可能性があります 12。

リン酸カルシウム化合物に代わる再石灰化剤としては、ゾルゲル生体活性ガラスが考えられます13。歯科矯正用接着剤に生体活性ガラスナノ粒子を組み込むと、効果的な再石灰化作用が生じることが実証されました14。さらに、球状の生物活性ガラス粒子の使用は、不規則な/粒状の粒子の使用と比較して、より大きな石灰化効果を示しました15。 Sr2+ は核形成クラスターの数を増やすことによってアパタイトの析出を潜在的に強化できる可能性があると提案されました 16,17。さらに、Sr をドープした生体活性ガラスは、Sr をドープしていない生体活性ガラスと比較して優れた抗菌作用を示すことが実証されました 18。 Sr2+ の抗菌作用には、細菌の増殖、細胞壁合成、代謝、および DNA 複製の阻害が含まれる可能性があります 18。

抗菌剤の添加により、歯科矯正ブラケット周囲のバイオフィルム定着が減少すると予想されました。研究では、歯科矯正用セメントにクロルヘキシジンを添加すると、結合性能に影響を与えることなく抗菌作用が強化されることが示されています19,20。しかし、クロルヘキシジンに対する重度のアレルギー反応は依然として大きな懸念事項です21。アンドログラホリド (アンドロ) は、漢方薬で伝統的に使用されているアンドログラフィスパニクラタ (キノコ科) からの薬用抽出物です。アンドロは、分子の両端にε-ラクトンを含む二環式ジテルペノイドです。抗炎症作用、抗ウイルス作用、抗腫瘍作用、抗酸化作用、抗菌作用など、さまざまな有益な生物学的活性を示します22。 Andro はクオラムセンシングシステムに干渉することでバイオフィルムの定着を減少させ、細菌のバイオフィルムの形成、病原性因子の生成、細菌の凝集を阻害することが報告されています 23。さらに、ある研究では、Andro がグルコシルトランスフェラーゼ活性を低下させ、菌株からグルカン結合レクチンの活性を除去することにより、う蝕原性細菌 (S. mutans) のハイドロキシアパタイトビーズへの付着を防ぐことが実証されました 24。

現在、歯科矯正用接着剤の抗菌作用を可能にするために、アンドロなどの低毒性で抗菌性のハーブ抽出物の使用の可能性を調査する研究は限られています。現在の研究の目的は、Sr-BGNPs/MCPM および Andro を含む実験用の歯科矯正用接着剤を調製することでした。材料の物理的/機械的特性および材料によるミュータンス菌の阻害が評価されました。さらに、Sr-BGNPs/MCPM および Andro の濃度増加が材料の試験特性に及ぼす影響を分析しました。仮説は、添加剤の増加が材料のテストされた特性に大きな影響を与えるべきではないということでした。すべての方法は、関連するガイドライン、プロトコル、規制に従って実行されました。

直径 200 nm の球状 Sr 生体活性ガラスナノ粒子 (Sr-BGNP) は、以前の研究で使用された方法に従ってゾルゲルプロセスを通じて合成されました 25、26、27。シリカナノ粒子 (SiO2-NP) は、カチオンの組み込み前に合成されました。簡単に説明すると、0.32 M 水酸化アンモニウム、6 M Milli-Q 水、および 14 M エタノール (99.5%) を 500 ml 三角フラスコ中で混合し、500 rpm で 10 分間撹拌しました。次に、０．２８Ｍのテトラエチルオルトシリケート（ＴＥＯＳ）を、調製された溶液に徐々に添加した。混合溶液を１０時間撹拌して、加水分解および重縮合反応を完了させた。 SiO2-NP を収集し、0.09 M 硝酸カルシウム四水和物 (99%) および 0.27 M 硝酸ストロンチウム (99%) を加えました。次に、調製した粒子を 3 ℃/分の加熱速度で 680 ℃で 3 時間焼成しました。次いで、粒子をエタノールで２回洗浄した。粒子の形態とサイズは、走査型電子顕微鏡を使用して特徴付けられました。粒子の組成は、真空中で動作する 8 ～ 20 kV の範囲の X 線発生器を備えた蛍光 X 線 (XRF、XUV773、Fischer Instrumentation、英国ウォーチェスターシャー) を使用して測定しました。回折計を使用して、粒子の結晶回折パターンを特定した。 X 線回折 (XRD、Bruker、マサチューセッツ州、米国) パターンは、40 kV および 40 mA で Cu Kα 放射線 (1.540600 Å) を使用して Bruker AXS 自動粉末回折計で収集されました。データは、3°/分のスキャン速度で 5 ～ 70°の 2θ 範囲で収集されました。

実験用の歯科矯正用接着剤は、以前の研究のプロトコルを使用して調製されました12。簡単に説明すると、接着剤の液相には、70 wt% のウレタンジメタクリレート (Sigma-Aldrich、セントルイス、ミズーリ州、米国)、26 wt% トリエチレングリコールジメタクリレート (Sigma-Aldrich)、3 wt% 2-ヒドロキシエチルメタクリレート (Sigma-Aldrich) が含まれていました。 )、および 1 wt% カンファーキノン (Sigma-Aldrich)。粉末相には、シラン処理されたボロアルミノケイ酸ガラス (Esstech, Inc.、米国ペンシルバニア州エシントン)、Sr 生体活性ガラスナノ粒子 (Sr-BGNP)、リン酸一カルシウム一水和物 (MCPM、米国ニューヨーク州オールドベスページのハイメッド)、およびアンドログラホリドが含まれていました。 (南京ニュートリハーブバイオテック、江蘇省、中国)。 Sr-BGNPs/MCPM (Sr/Ca) および Andro の濃度を変化させた 5 つの実験用配合物を調製しました (表 1)。粉末相と液体相を、粉末対液体の比４：１（質量比）を使用して混合した。次いで、混合した接着剤を複合シリンジ（ＭＩＸＰＡＣ１ｍＬシリンジ、メドミックス・スイスＡＧ、スイス、ハーグ）に充填した。市販の樹脂複合歯科矯正接着剤（Trans、Transbond XT、3M-ESPE、ゼーフェルト、ドイツ）を対照として使用した。

未硬化の接着剤 (n = 5) を、全反射減衰ダイヤモンド (ATR、iD7 ATR、Thermo Fisher Scientific、米国マサチューセッツ州ウォルサム) 上の金属サークリップ (厚さ 1 mm、直径 10 mm) に配置しました。フーリエ変換赤外分光器 (FTIR、Nicolet iS5、Thermo Fisher Scientific)。次に、材料をアセテートシートで覆い、LED 光硬化ユニット（放射照度 1200 mW/cm2、SmartLite Focus Pen Style、DENTSPLY Sirona、ヨーク、ペンシルベニア州、米国）を 1 の距離で使用して 20 秒間光活性化しました。各素材の表面の上端から –2 mm。 700 ～ 4000 cm-1 の領域の FTIR スペクトルを各材料の底部から記録しました。次いで、以下の式１２を使用して、モノマー転化度（ＤＣ）を計算した。

ここで、\(\Delta {\text{A}}_{0}\) と \(\Delta {\text{A}}_{{\text{t}}}\) は C-O の吸光度です。時間 t での硬化前後の 1335 cm-1 のベースラインを超えるピーク (1320 cm-1)28。

ディスク標本を準備しました (n = 8)。複合材料を金属リング (直径 10 mm、厚さ 1 mm) に配置しました。材料はアセテートシートで覆われ、スライドガラスの上下面が覆われました。試験片は LED 光硬化ユニットにより両面 20 秒間硬化されました。それらを 25 ± 1 °C で 24 時間放置しました。次に、標本を 37 °C の 10 mL の脱イオン水に入れました。二軸曲げ強度 (BFS) 試験は、万能試験機 (AGSX、島津製作所、京都府) を備えたボールオンリング試験ジグを使用して実行されました。試験片が破損するまで、クロスヘッド速度 1 mm/min で 500 N ロードセルを使用して試験片に荷重を加えました。 BFS (Pa) は次の式 29 を使用して計算されました。

ここで、F は破壊荷重 (N)、d はサンプルの厚さ (m)、r は円形支持体の半径 (mm)、a はポアソン比 (0.3) です。さらに、二軸曲げ弾性率（ＢＦＭ、Ｐａ）は、次の式を使用して計算した。

ここで \(\frac{{{\Delta H}}}{{{\Delta W}_{{\text{c}}} }}\) は中心たわみに対する荷重の変化率、または力対変位曲線の勾配 (N/m)、\({\upbeta }_{{\text{c}}}\) は中心たわみ接合点 (0.5024)、q は支持半径と変位曲線の比です。ディスクの半径。

ディスク標本 (n = 6) を準備し、4 桁天秤を使用して重量を測定しました。試験は BS EN ISO 404930 に従って実施されました。ディスク標本をデシケーターに置き、37 ± 1 °C の温度制御されたインキュベーター内に 22 時間保管しました。次に、デシケーターを室温 (25 ± 1 °C) で約 2 時間保持しました。各試験片の重量は、一定の質量 (m1) が得られるまで測定されました。次に、標本を 37 ± 1 °C の 10 mL の脱イオン水に最長 4 週間入れました。次に、各標本の質量を記録しました (m2)。次に、一定の質量が得られるまで（m3）、m1 について上記の手順に従って標本を再調整しました。吸水量（WSP、g/m3）および水溶解度（WSL、g/m3）は、次の式を使用して計算されました。

ここで、m1 は試験片の調整後の質量 (g)、m2 は水に 4 週間浸漬した後の試験片の質量 (g)、m3 は水に浸漬した後の試験片の再調整された質量 (g)、v は試験片の体積 (m3)。

抜歯した歯の使用は、タマサート大学人間研究に関する科学に関する倫理審査小委員会によって承認されました（健康科学・科学技術学部第 3 号、プロジェクト番号 151/2563、承認日 2020 年 11 月 11 日）。抽出された 30 個の小臼歯は、タイのパトゥムターニーにあるタマサート大学病院で収集されました。タマサート大学（保健科学・科学技術学部第3）の科学に関する人間研究に関する倫理審査小委員会は、抜歯した歯の患者の身元確認が必要なかったため、患者の同意を放棄した。

抜歯した歯は、試験前に 30 日間未満、室温で 0.1% チモール溶液中に保管されました (n = 5)。根を頸部線の下2mmで切断しました。頬側表面を 37% リン酸 (Transbond™ XT エッチングゲル; 3 M-ESPE) でコンディショニングし、15 秒間すすぎ、その後穏やかに空気乾燥させました。エッチングされた表面にプライマー (Transbond™ XT Light Cure Orthodontic Primer、3 M-ESPE) を 10 秒間塗布し、空気乾燥させました。次いで、実験用接着剤を下塗りした表面に塗布し、続いて小臼歯ブラケット (GEMINI MBT 0.022 Twin、3 M-ESPE) を配置しました。余分な接着剤を取り除きました。次に、LED 光硬化ユニットを使用して標本の近心側と遠心側を 10 秒間光硬化させました。

標本はポリ塩化ビニル (PVC) チューブ内の自己硬化アクリル樹脂に埋め込まれ、人工唾液 31 に 24 時間浸漬されました。次に、PD ISO/TS 11405:2015 32 に従って、試験片を 30 秒と 10 秒の浸漬時間と滞留時間で 500 サイクルの熱サイクル (5 および 55 °C) にさらしました。機械的試験フレームの下にあるせん断接着強度試験ジグ。ナイフエッジノミを歯とブラケットの間の界面に適用しました。試験片には、500 N ロードセルを使用し、クロスヘッド速度 1 mm/min で荷重を加えました。ブラケットの剥離前の最大荷重 (F、ニュートン) を記録しました。次に、材料のエナメル（SBS、Pa）に対するせん断接着強度を、次の式12を使用して計算しました。

ここで、A は接合界面の面積 (m2) です。接着剤残留指数は、ブラケット上の残留接着剤を実体顕微鏡（倍率１０倍）で観察することによって決定した。 ARI 指数は以下の 4 つのカテゴリーに分類された33,34。

スコア０：接着剤がエナメル上に残らなかった。

スコア１：接着剤の５０％未満がエナメル表面に残った。

スコア２：５０％を超える接着剤がエナメル表面に残った。

スコア３：すべての接着剤がエナメル表面に残った。

テストは、以前の研究で使用されたプロトコルに従って実行されました12。試験片 (n = 1) は SBS 試験に従って調製されました。標本を 10 mL の人工唾液中に 37 °C で 24 時間入れました。次に、ブラケットを歯から取り外しました。次に、スパッタコーティング機を使用して、23 mA の電流で 45 秒間、取り外したブラケットの表面を Au でコーティングしました。表面上のリン酸カルシウム結晶の析出は、走査型電子顕微鏡 (SEM、JSM、7800F、日本電子株式会社、東京、日本) で評価されました。次に、ビーム電圧を 10 kV に設定し、エネルギー分散型 X 線分析 (EDX、X-sight 6650 検出器、Oxford Instruments、アビンドン、英国) を使用して、析出物の元素組成を分析しました。

ディスク標本 (n = 3) を準備し、10 mL の脱イオン水に入れました。チューブを 37 °C で 4 週間インキュベートしました。次に、保存溶液を収集して、Ca、P、および Sr イオンの濃度を分析しました。抽出物を３体積％硝酸と混合した。イオン濃度は、誘導結合プラズマ原子発光分光法 (ICP-OES、Optima 8300、PerkinElmer、Waltham、MA、USA) を使用して評価されました。

ミュータンス連鎖球菌 (ATCC 25175) を、ミュラーヒントン (MH) ブロス (BD Difco™ ミューラーヒントンブロス、Thermo Fisher Scientific Inc.、ヨーテボリ、スウェーデン) に、接種材料とブロスの体積比 1:2 を使用して接種しました12。それらを 37 °C の制御された温度で 24 時間インキュベートし、5% CO2 を濃縮しました。次に、600 nm の光学密度 (OD) で分光光度計を使用して、2.5 × 105 細胞/mL の細菌濃度が得られるまで S. mutans の懸濁液を調整しました。

ディスク標本（厚さ 1 mm、直径 10 mm）を準備し、各表面に 30 分間 UV 照射して滅菌しました（n = 3）35。次いで、ディスクを、２ｍＬのミュラーヒントンブロスと１ｍＬのＳ．ミュータンスの懸濁液との混合物を含むチューブに入れた。ディスク標本のないチューブをブランク対照として使用した。チューブを、5% CO2 を豊富に含む空気中、37 °C に制御された温度で 48 時間インキュベートしました。その後、ディスクを取り出しました。懸濁液を 30 秒間ボルテックスした後、細菌濃度が 1 × 10-6 CFU/mL になるまで段階希釈しました。次に、懸濁液 (200 μL) を Mitis Salivarius 寒天培地上にプレーティングし、5% CO2 雰囲気下、37 °C で 48 時間インキュベートしました。次いで、顕微鏡および画像分析を使用して、コロニー形成単位（log CFU/mL）をカウントした。

数値データは平均値および SD として報告されます。結果は、macOS 用 Prism バージョン 9.3 (GraphPad Software、米国カリフォルニア州サンディエゴ) を使用して分析されました。データ分布の正規性は、Shapiro-Wilk 検定を使用して評価されました。 BFS とイオン放出の結果は、一元配置分散分析とそれに続く Tukey の多重比較検定を使用して比較されました。 DC、BFM、Wsp、WSL、SBS、および抗菌テストは、クラスカル・ウォリステストに続いてダンテストを使用して比較されました。カイ二乗検定を使用して、接着サブグループ間の ARI スコアを評価しました。統計的有意性は p = 0.05 に設定されました。各テストで使用されたサンプルサイズは、公開された研究とパイロット研究の結果を使用して、G*Power 3.1 ソフトウェア (デュッセルドルフ大学、ドイツ、デュッセルドルフ) によって計算されました 10、12、29。結果は、各テストのサンプルサイズがアルファ = 0.05 で検出力 > 0.95 を与えることを示しました。さらに、因子分析を実行して、Sr/CaP (5 ～ 10 wt%) および Andro (5 ～ 10 wt%) の濃度増加が試験特性に及ぼす影響を評価しました 10。

ゾルゲル法により、直径 170 ± 30 nm の範囲で単分散球状 Sr-BGNP を合成することに成功しました (図 1A、B)。 Sr-BGNP の元素組成は、81.0 mol% SiO2、14.2 mol% CaO、および 4.8 mol% SrO でした。 Sr-BGNP の XRD パターンは、680 °C で焼成された粒子の幅広いハローを示し、酸化カルシウム (CaO) と酸化ストロンチウム (SrO) が非晶質構造にうまく取り込まれたことを示しました (図 1C)。

(A、B) Sr 生物活性ガラスナノ粒子 (Sr-BGNP) の SEM 画像および (C) XRD パターン。

最高および最低の DC は、それぞれ標本 S0A0 (62 ± 1%) および Trans (38 ± 1%) から得られました (図 2A)。標本 S10A10 (47 ± 2%)、S10A5 (47 ± 6%)、S5A10 (48 ± 2%)、および S5A5 (46 ± 2%) の DC は同等でした (p > 0.05)。 S0A0 の変換は Trans の変換よりも有意に高かった (p < 0.01)。要因分析により、Sr/CaP および Andro 濃度の 5 ～ 10 wt% の増加が材料の DC に与える影響は無視できることが示されました。

(A) 20 秒間の光硬化後のモノマー変換度 (平均 ± SD、n = 5)。 (B) 脱イオン水に 24 時間浸漬した後の二軸曲げ強度 (BFS) および (C) 二軸曲げ弾性率 (BFM) (平均 ± SD、n = 8)。 (D) 脱イオン水に 4 週間浸漬した後の吸水率および (E) 水溶解度 (平均 ± SD、n = 6)。線は p < 0.05 を示します。

最高および最低の BFS は、それぞれ Trans (199 ± 22 MPa) および S10A10 (119 ± 6 MPa) から得られました (図 2B)。 Trans および S0A0 の BFS (193 ± 10 MPa) は、S10A10 および S5A5 の BFS (147 ± 22 MPa) よりも有意に高かった (p < 0.05)。 S0A0、S10A5 (143 ± 5 MPa)、S5A10 (122 ± 8 MPa)、および S5A5 (147 ± 8 MPa) の BFS は同等でした (p > 0.05)。要因分析により、Andro が 5 wt% から 10 wt% に増加すると、BFS が 17 ± 4% 減少することが示されました。しかし、Sr/CaP レベルの増加は、実験材料の BFS に無視できる影響を示しました。

最高および最低の BFM は、S0A0 (6.1 ± 0.5 GPa) および S10A10 (4.9 ± 0.2 GPa) から得られました (図 2C)。 S10A5、S5A10、S5A5、および Trans の BFM は、それぞれ 5.3 ± 0.5 GPa、5.0 ± 0.2 GPa、5.4 ± 0.3 GPa、5.7 ± 0.3 GPa でした。 Trans の BFM は、S5A10 (p = 0.461)、S5A5 (p = 0.541)、および S0A0 (p = 0.716) の BFM と同等でした。 S10A10 および S5A10 の BFM は、S0A0 (p < 0.05) および Trans (p < 0.01) の BFM よりも有意に低かった。要因分析により、Andro が 5 wt% から 10 wt% に増加すると、BFM が 10 ± 8% 減少することが示されました。しかし、Sr/CaP の増加による影響は無視できました。

最高および最低の吸水値は、それぞれ S10A5 (48.6 ± 1.5 μg/mm3) および Trans (12.0 ± 1.0 μg/mm3) から得られました (図 2D)。 S10A10、S5A10、S5A5、および S0A0 の吸水値は、それぞれ 46.0 ± 0.9 μg/mm3、35.2 ± 1.0 μg/mm3、32.9 ± 1.4 μg/mm3、および 22.7 ± 1.4 μg/mm3 でした。 S10A10 および S10A5 の吸水値は、S0A0 (p < 0.05) および Trans (p < 0.01) の吸水値よりも有意に高かった。要因分析により、Sr/CaP を 5 から 10 wt% に増加させると、水分吸着が 39 ± 4% 増加する一方、Andro の効果は無視できることが示されました。

最高および最低の水溶解度は、それぞれ S10A10 (5.9 ± 1.3 μg/mm3) および S0A0 (0.2 ± 1.2 μg/mm3) から得られました (図 2E)。 F2、F3、F4、および Trans の水溶解度は、それぞれ 5.1 ± 1.6 μg/mm3、5.9 ± 1.9 μg/mm3、3.0 ± 1.0 μg/mm3、および 0.4 ± 1.0 μg/mm3 でした。 F1、F2、および F3 は、F5 よりも有意に高い水溶解度を示しました (p < 0.05)。 F1 と F3 は、トランスよりも有意に高い水溶性も示しました (p < 0.05)。要因分析により、Andro を 5 から 10 wt% に増加すると、水溶解度が 55.97 ± 55.91% 増加する一方で、Sr/CaP の影響は最小限であることが示されました。

最高および最低の SBS (中央値、最小値〜最大値) は、S0A0 (34.6、24.9〜41.5 MPa) および S10A10 (18.0、11.0〜27.1 MPa) から得られました (図 3A)。 Trans の SBS (26.6、23.5 ～ 40.8 MPa) は、S10A10、S10A5 (17.12、14.0 ～ 30.0 MPa)、S5A10 (25.5、21.5 ～ 33.8 MPa)、S5A5 (26.6、19.8 ～ 35.0 MPa) の SBS と同様でした。 S0A0 (p > 0.05)。要因分析により、Sr/CaP が 5 から 10 wt% に増加すると、SBS が 28 ± 22% 減少することが実証されました。アンドロの影響はごくわずかでした。すべての材料から観察された最も一般的な ARI スコアは 0 と 1 のスコアでした (図 3B)。 ARI スコア 2 および 3 は標本からは観察されませんでした。各グループ間のスコアの分布は類似していませんでした (p < 0.05)。

(A) 材料のエナメルせん断接着強度。ボックスは第 1 四分位 (Q1) から第 3 四分位 (Q3) を表し、ボックス内の水平線は中央値を表し、ひげは最大値と最小値を表し、「 + 」は平均値 (n = 5) を表します。 (B) 各グループの標本の接着剤残留指数 (ARI スコア) の割合。 ARI スコア 2 および 3 は検体から検出されませんでした。

リン酸カルシウム結晶の析出は、S0A0 および Trans を除くすべてのグループのブラケットの剥離表面で検出されました。 EDX の結果は、沈殿物に Ca と P が含まれていることを示しました (図 4)。

エナメルから剥離した後の代表的な試験片の接着剤の表面。 S0A0 と Trans を除くすべてのグループで沈殿物 (矢印) が検出されました。沈殿の EDX 結果の一例は、沈殿結晶に含まれる主な元素が Ca と P であることを示しました。

S0A0 および Trans からは Ca、P、Sr イオンは検出されませんでした。 Ca イオンの最高濃度と最低濃度は、S10A5 (1.70 ± 0.29 ppm) および S5A5 (0.61 ± 0.02 ppm) から検出されました (図 5A)。 P については、最高濃度と最低濃度が S10A5 (3.44 ± 0.10 ppm) および S5A5 (1.22 ± 0.03 ppm) から検出されました (図 5B)。同様に、最高および最低の Sr 濃度は、S10A5 (1.99 ± 0.73 ppm) および S5A5 (0.85 ± 0.22 ppm) から検出されました (図 5C)。要因分析により、Sr/CaP が 5 から 10 wt% に増加すると、放出される Ca と P の量がそれぞれ 141 ± 19 % と 119 ± 4 % 増加することが実証されました。 Sr/CaP および Andro の濃度増加による Sr の放出への影響は無視できました。

4 週間後の保存溶液に含まれる (A) カルシウム、(B) リン、および (C) ストロンチウムイオンの濃度 (平均 ± SD、n = 3)。 S0A0、Transからの放出イオン量は検出限界以下でした。線は p < 0.05 を示します。

ミュータンス菌の最高量と最低量は、ブランク対照 (3.8 ± 0.1 Log CFU/mL) および S10A5 (2.6 ± 0.3 Log CFU/mL) から検出されました (図 6)。 S10A5 の値は、ブランク対照の値よりも有意に低かった (p < 0.01)。 S10A5 中の S. mutans の量は、S10A10 (2.8 ± 0.1 Log CFU/mL)、S5A10 (3.6 ± 0.1 Log CFU/mL)、S5A5 2.9 ± 0.2 Log CFU/mL、S0A0 (3.1 ± 0.5 Log CFU/mL)、トランス (3.5 ± 0.1 Log CFU/mL) (p > 0.05)。要因分析により、Sr/CaP が 5 から 10 wt% に増加すると、S. mutans の Log CFU/mL が 18 ± 3% 減少することが示されました。アンドロを５重量％から１０重量％に増加しても、ミュータンス菌の量は減少しなかった。

ブランク対照（材料なし）と比較したすべての材料中のS. mutansの量（平均±SD、n = 3）。 S0A0、Transからの放出イオン量は検出限界以下でした。線は p < 0.05 を示します。

一般的に使用される樹脂ベースの歯科矯正接着剤の限界は、イオン放出と抗菌作用が欠如していることであり、その結果、ブラケットの周囲に白斑（初期う蝕）病変が形成されます。これは、歯科矯正治療中によく見られる審美的合併症です。現在の研究の目的は、イオン放出と抗菌作用を促進するための Sr/CaP と Andro を含む実験用の歯科矯正用接着剤を調製することであり、これは白点病変のリスクを軽減するのに役立つ可能性があります。次に、接着剤の物理的/機械的作用および抗菌作用に対する Sr/CaP および Andro の影響を測定しました。添加剤の濃度の増加が、実験用接着剤の吸水/溶解度、二軸曲げ強度と弾性率、せん断接着強度、鉱物の析出、イオン放出、S. mutans の増殖に大きく影響したため、研究仮説は却下されました。

有毒なモノマーの浸出のリスクを軽減し、十分な接着剤の機械的強度を提供するには、歯科矯正用接着剤の高度なモノマー変換が必要です36。歯科矯正用接着剤の最適以下の重合による未結合モノマーの放出は、歯科用バイオフィルムのう蝕原性を潜在的に高める可能性があります5。添加剤は実験用の歯科矯正用接着剤の DC を減少させましたが、これは屈折率の不一致の増加によるものである可能性があります 10。これにより、光の散乱が増加し、光の透過と内面での重合が減少する可能性があります。実験材料の DC が Trans の DC と比較して高いのは、主メタクリレートモノマーの違いによるものと考えられます。ビスフェノール A-グリシジルメタクリレート (Bis-GMA) は、Trans の主要なベースモノマーです。実験材料の主要なベースモノマーである UDMA のガラス転移温度 (-35.3 °C) は、Bis-GMA のガラス転移温度 (-7.7 °C) よりも低くなります。ガラス転移温度 (Tg) の低いモノマーを含むポリマーは、通常、高 Tg モノマーからなるポリマーと比較して、より高いレベルのモノマー転化率を達成します 37,38。モノマー変換率が高いほど、モノマー放出のリスクが軽減されると予想されました 39。ただし、溶出研究と毒性試験は将来の研究に含める必要があります。

樹脂ベースの材料は環境から水を吸収する可能性があり、吸湿膨張、加水分解、有効成分の放出につながります。過度の水分収着は水の可塑化を引き起こす可能性があり、その後材料の強度が低下する可能性があります40、41。さらに、水分の収着は樹脂ベースの材料の体積膨張を引き起こす可能性があり、これは材料内で発生する重合収縮応力を補償するのに役立つ可能性があります42。 S10A10 および S10A5 の Wsp 値は、BS ISO 4049 で要求されるレベル (< 40 µg/mm3) よりも高かった。これは、MCPM と Sr-BGNP の親水性によるものと考えられます。しかし、Wsp 値は、10 wt% MCPM12 を含む以前に開発された Ca/P 放出型歯科矯正用接着剤の値よりもはるかに低かった。これは、今回の研究で使用された MCPM の濃度 (2.5 ～ 5 wt%) が以前の研究で使用されたものよりも低かったためである可能性があります。すべての実験用接着剤の吸水値は、BS ISO 4049 が合着タイプの歯科用複合材料に要求する値の範囲内 (< 7.5 μg/mm3) でした。以前の研究では、MCPM の添加によりイオン放出が促進され、構造中に水を含むリン酸二カルシウム二水和物 (DCPD) などのリン酸カルシウム充填剤の形成が促進されたことが報告されています 43,44。材料中でのリン酸二カルシウムの形成は、質量損失と水の溶解を減らすのに役立つ可能性があります。他に考えられる説明としては、ストロンチウム生物活性ガラスナノ粒子の遅い分解やアンドログラホリドの水溶解度の低さなどが挙げられます。

現在、歯科矯正用接着剤のエナメルせん断接着強度について ISO によって指定された最小要件はありません。高い SBS は、アーチワイヤーからのアクティブな力を、脱落することなく固定された歯に確実に伝達できるようにするために不可欠です。実験用接着剤の SBS は Trans 接着剤よりも低かったものの、その値は臨床的に許容される最小 SBS (5.9 ～ 7.8 MPa) よりも高かった 45。シラン化されていない充填剤を添加すると、熱サイクル中のマトリックスと充填剤の界面の劣化が加速され、実験用接着剤の SBS が有害に減少する可能性があると推測されます。実験材料から得られた実験用接着剤の SBS は依然として範囲内か、公表された研究で報告されている値 (6 ～ 32 MPa) よりも高かった 46,47。これは、現在の研究で ISO (英国規格 PD ISO/TS 11405:2015 歯科 - 歯牙構造への接着試験) に従って最小数のエージングサイクル (500 サイクル) を使用したためである可能性があります 32。材料の長期的な接合性能を確保するには、今後の研究ではより多くの時効サイクル、つまり 5,000 ～ 30,000 サイクルを使用する必要があります 48。

実験用接着剤間で観察された SBS 値は同様でしたが、要因分析により、Sr/CaP の導入により材料の SBS が約 28% 減少することが示されました。反応性フィラーの添加による SBS の減少は、添加剤のシラン化の欠如または Sr/CaP フィラーの親水性が原因である可能性があります 49,50。 MCPM は水溶解度が高いため (25 °C で約 18 g/L)、主な影響は主に MCPM によるものであると推測されます 11,44,50,51。したがって、今後の研究では、低レベルの MCPM (1 ～ 2 wt%) を含む配合物、または MCPM を含まない配合物 (0 wt%) を評価する必要がある可能性があります。これは、実験材料の過度の水分吸収/溶解度を減らすのにさらに役立つ可能性があります。

接着剤残留指数 (ARI、0 ～ 4) は、接着剤とエナメルの間の接着特性を評価するために最も一般的に使用される方法の 1 つです。高い ARI スコアは、接着剤とエナメル表面の間の接着が過度に強いことを示している可能性があり、界面でのエナメル破壊につながる可能性があります。したがって、エナメル表面の破壊のリスクを軽減するには、ブラケットの取り外し中に接着剤層内で破壊が発生する（低い ARI スコア）ことが好ましい。現在の研究における材料の ARI スコアは、ほとんどが 0 または 1 であり、発表された研究のスコアと同様でした 52,53。これは、ブラケットの剥離中にエナメル質の表面を保存するのに役立つ場合があります。

Sr/CaP フィラーの添加により、Ca、P、および Sr イオンの放出が促進されました。これらのイオンは、生物学的ハイドロキシアパタイトの沈殿に適した条件を促進して、再石灰化を促進すると予想されました。高濃度の Sr/CaP を含む実験用接着剤 (S10A10、S10A5) は、より低い Sr/CaP 濃度の配合物と比較して、大量の Ca および P イオンの放出を示しました。これについて考えられる説明は、Ca イオンと P イオンの放出が主に MCPM の溶解によるものである可能性があります。グループ間の Sr2+ 放出の違いは明確には観察されませんでしたが、これは Sr-BGNP の溶解度が低いためである可能性があります。 Sr/CaP を含むすべての実験用接着剤は、界面でのリン酸カルシウムの沈殿を促進しました。 EDX の結果は、剥離したブラケット上の沈殿物の Ca/P 原子比 (0.5) がヒドロキシアパタイトの Ca/P 原子比 (1.67) よりもはるかに低いことを示しました。これは、試料の浸漬時間がわずか 24 時間であったため、沈殿物がリン酸カルシウム結晶形成の初期段階を表している可能性があることを示唆している可能性があります。 Ca/P 比は浸漬時間の増加とともに増加する可能性があります 54。以前の研究では、人工唾液に6か月間浸漬した後、生体活性ガラスを含む歯科矯正用接着剤上でハイドロキシアパタイトの沈殿が検出できることが実証されました55。将来の研究では、材料のアパタイト形成を促進する能力を確認するためにより長い浸漬時間を採用する可能性がある。

Sr/CaP のレベルを 5 から 10 wt% に増加させると (S10A10、S10A5)、実験用歯科矯正用接着剤によって示される浮遊性 S. mutans の増殖阻害が強化されました。 Sr2+放出の潜在的な利点には再石灰化作用と抗菌作用の両方が含まれるため、実験用の歯科矯正用接着剤で観察された静菌作用は主にSr-BGNPによるものである可能性があると推測されました18。この結果は、Sr 含有生物活性ガラスの抗菌作用を実証した以前の研究の結果と一致していました 56,57。 S. mutans の増殖阻害は、シラン化の欠如による実験用接着剤からの Sr-BGNP の放出によるものである可能性があると推測されました。ナノ粒子の大きな表面積対体積比と高い電荷密度は、負に帯電した細菌細胞膜との相互作用を促進し、それによって低濃度でもナノ粒子の抗菌活性を高める可能性があります58。しかし、今回の研究ではアンドロによる浮遊性ミュータンス菌の増殖阻害を実証できなかった。これについて考えられる説明としては、Andro59 の溶解度が低いため、接着剤からの放出が制限される可能性があります。さらに、アンドロの抗菌作用は主に、アンドロがバイオフィルム形成プロセスを妨げるクオラムセンシング阻害剤として作用することによるバイオフィルムの阻害に関与していると提案されました60。さらに、細菌の増殖阻害は、材料から放出される未反応モノマーによる可能性があることにも言及する必要があります61。したがって、モノマー溶出研究は将来の研究で検討される必要があります。

今回の研究は in vitro 研究であったため、臨床的関連性は慎重に解釈される必要があることに注意してください。この予備研究の結果は、高レベルの Sr/CaP を含む配合物 (S10A10 および S10A5) が、水の吸着/溶解度を除いて、一般に望ましい許容可能な結果を示したことを示しています。今後の研究では、配合のさらなる特性評価と修正が必要になる可能性があります。

MCPM/Sr-BGNP と Andro を含む実験用の歯科矯正用接着剤は、イオン放出を促進し、う蝕原性細菌を抑制するために開発されました。添加剤により材料の物理的および機械的特性が低下しましたが、対応する値は依然として許容範囲内でした。 Sr/CaP の添加により、リン酸カルシウムの沈殿と浮遊性 S. mutans の阻害が促進されました。アンドロの増加により素材の強度が低下し、抗菌作用が発揮できなくなりました。実験用の歯科矯正用接着剤のこれらの有望な特性は、う蝕リスクの高い患者の過剰な量の接着剤の周囲に白斑病変が発生するリスクを軽減するのに役立つと期待されました。

現在の研究中に生成および/または分析されたデータセットは、合理的な要求に応じて責任著者から入手できます。

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著者らは、タマサート大学の歯科および骨代替生体材料の研究ユニットからの支援に感謝しています。実験用の歯科矯正用接着剤のシリンジは、medmix Switzerland AG によって提供されました。著者らは、タマサート大学歯学部の薬用抽出物および生体材料研究室の Arnit Toneluck 氏に技術的サポートをしていただき、感謝の意を表します。

この研究はタマサート大学歯学部の支援を受けました。

タマサート大学歯学部矯正歯科部門、パトゥムターニー、12120、タイ

ウィリンラットチャイチャナ、カンラヤインシー、スパチャイチャナチャイ、ネームベンジャクル

口腔生物学部門、タマサート大学歯学部、パトゥムターニー、12120、タイ

ヴィシャカ・オーパフォン

生物工学プログラム、キングモンクット工科大学トンブリ校、工学部、バンコク、10140、タイ

パリチャートナルポンジラクン

修復歯科部門、タマサート大学、パトゥムターニー、12120、タイ

ピヤフォン・パンピスト

タマサート大学歯科および骨代替生体材料研究ユニット、タマサート大学、パトゥムターニー、12120、タイ

ピヤフォン・パンピスト

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WC は、概念化、方法論、調査、データのキュレーション、正式な分析、執筆と原案の準備、執筆とレビューおよび編集を担当しました。 SC は、概念化、方法論、調査、データのキュレーション、正式な分析、執筆のオリジナル草案の準備、執筆のレビューと編集を担当しました。 KI は、概念化、方法論、資金調達、監督、プロジェクト管理、および執筆原案の準備を担当しました。 SB は、概念化、方法論、資金調達、監督、プロジェクト管理、および執筆原案の準備を担当しました。 VA は、概念化、方法論、資金調達、監督、プロジェクト管理、執筆とレビューと編集、執筆と原案の準備を担当しました。 PN は、概念化、方法論、リソース、資金調達、執筆のオリジナル草案の準備、執筆のレビューと編集を担当しました。 PP は、概念化、方法論、調査、検証、正式な分析、リソース、資金調達、監督、プロジェクト管理、執筆と原案の準備、執筆とレビューと編集を担当しました。すべての著者は原稿の出版版を読み、同意しました。

ピヤフォン・パンピストへの対応。

著者PP、PN、WC、SCは、タイ仮小特許出願（番号2103003085、提出日：2021年10月25日）を宣言します。著者の KI、SB、および VA は、競合する利益がないことを宣言します。資金提供者は研究の計画に何の役割もありませんでした。データの収集、分析、または解釈において。原稿の執筆において。または結果を公表する決定において。

シュプリンガーネイチャーは、発行された地図および所属機関における管轄権の主張に関して中立を保ちます。

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転載と許可

Chaichana、W.、Insee、K.、Chanachai、S. 他。 Sr-生物活性ガラスナノ粒子、リン酸カルシウム、アンドログラホリドを含む歯科矯正用接着剤の物理的/機械的特性および抗菌特性。 Sci Rep 12、6635 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41598-022-10654-6

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受信日: 2022 年 1 月 5 日

受理日: 2022 年 4 月 12 日

公開日: 2022 年 4 月 22 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-10654-6

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