う蝕や外傷などにより歯牙組織が損傷した場合.一般的にはコアクラウンで修復することができる。 臨床で使用されるパイルには.プレフォームドメタルパイル.キャストメタルパイル.セラミックパイル.ファイバーパイルなど多くの種類があります。 近年.繊維強化樹脂の研究の進展に伴い.耐食性.高強度.耐疲労性.高度の電気絶縁性.優れた生体適合性など.単一材料にはない優れた特性を持つ繊維パイルが広く臨床で使用されるようになった[1]。
バイオメカニクスとストマトロジーの融合.口腔バイオメカニクスのクロス形成.ストマトロジーの基本的な科学的問題を研究するために.実際の臨床問題を解決するために.臨床技術の開発は.主に意味します。 歯科補綴の分野で解決しなければならない臨床問題は.ほとんどが生体力学的な内容に関連しており.生体力学的な問題は数多く存在する。 そこで本稿では.ファイバーパイル修復物のバイオメカニクス研究における最新の進歩を概説することを目的とする。
I.ファイバーパイルと他のパイルとの比較
プレフォームドメタルパイルやキャストメタルパイルは臨床で広く使用されてきたが.歯根破折しやすい.腐食しやすい.審美性に劣るなどの欠点があり.増え続ける修復物への要求を満足させることができなくなってきた。 ファイバーパイルは1990年代までは歯科医院で広く使用されていなかったが[2].そのユニークな利点.特に優れた生体力学的特性のためである。
Erik Asmussenら[3]は.グラスファイバーパイル.プレフォームドチタンパイル.ジルコニアパイルの3種類のパイルによる歯への応力を調査し.グラスファイバーパイル.プレフォームドチタンパイル.ジルコニアパイルから段階的に応力が減少することを明らかにした。
A. Pegorettiら[4]は.3次元有限要素法を用いて.先端が円筒状で先端が滑らかなグラスファイバーパイルの3点曲げ強度を調査した。 金製鋳造杭とカーボンファイバー杭との比較において.金製鋳造杭は杭と歯質の界面で最大の応力集中を生じ.グラスファイバー杭は応力値が最小であることがわかった。 これは主に.ファイバーパイルの剛性が象牙質の剛性に非常に近いため.グラスファイバーパイルが歯頸部縁を除いて正常歯に非常に近い応力場を発生させたためであると著者らは結論づけた。
Chayanee Chatvanitkulら[5]も有限要素法を用いて.異なるポストコアを用いた湾曲根管の修復における応力分布を研究しています。 その結果.パイルコアの弾性率が象牙質に近いほど引張応力は小さく.応力は主に根面に集中することが示された。パイルコアの弾性率が高くなるにつれて.引張応力は徐々に増加し.パイルと根尖部に集中する。 Natercia R Silvaら[6]は.金属パイルとファイバーパイルを比較し.3次元有限要素法を用いてせん断応力を求めた。その結果.金属パイルはファイバーパイルよりも歯冠応力の集中が大きく.ファイバーパイルは応力の分布がより均一であることが示された。
Sung-Ho Jungら[7]は.動的サンプリング実験によって.鋳造杭コア補修グループ.予備成形金属杭補修グループ.繊維杭補修グループ.オールセラミック杭補修グループの限界微小漏洩と破壊パターンを調査した。 その結果.ファイバーパイル修復群とオールセラミックパイル修復群では.辺縁微小漏洩が他の2群よりも小さく.ファイバーパイル修復群の破折パターンが象牙質の再形成をより助長することが示された。 ら[8]も.ファイバーポスト修復物が破折強度を最適化し.破折パターンを改善できることを実験的に実証している。
ファイバーパイルの利点は.エビデンスに基づく歯科学でもまとめられています。
Joanna N. Theodosopoulouら[9]は.MEDLINE.Cochrane.EMBASEからそれぞれ検索された997,141,25の論文の系統的評価を行いました。 Dietschiら[10]は.PubMed/Medlineに掲載された1990～2005年の論文を系統的に評価し.ファイバーパイルと複合樹脂は疲労応力に対して複合的な耐性を持ち.現在最も優れた治療法であると結論づけた。 現在最も優れた治療法である。 また.メタルパイルやオールセラミックパイルに比べ.修復物の破損後に界面亀裂を生じたり.重度の歯牙破折を引き起こす可能性も低い。
II.異なる材料からなるファイバーパイルの性能に関する研究
臨床で使用されるファイバーパイルには多くの種類があり.現在より一般的に使用されているのは.カーボンファイバーパイル.グラスファイバーパイル.クォーツファイバーパイルであり.これらは生物学的性質の点で微妙に異なっている。
Vivian J.-J. Wanqら[11]は.石英ファイバーパイルとカーボンファイバーパイルをそれぞれ酸エッチング接着システムとセルフアシッドエッチング接着システムを用いて検討した結果.石英ファイバーパイルはカーボンファイバーパイルよりも接着強度が高く.酸エッチング接着システムはセルフアシッドエッチング接着システムよりも接着強度が高く.歯冠側から歯根側に向かって接着強度が有意に低下することを明らかにした。 Ayse D. Kececiら[12]は，透光性石英ファイバー杭，不透明グラスファイバー杭，光電子グラスファイバー杭を2種類のデュアルキュアリングボンディングシステム（Variolink IIとRelyX Unicem）で接着した． その結果.透明なグラスファイバー杭はバリオリンクII接着システムで最も高い接着強さを示し.接着剤の種類と杭の種類によって接着強さが影響されることが示唆された。
不透明ファイバーパイル（スノーポスト）.半透明ファイバーパイル（ファイバーマスター）.太陽光発電ファイバーパイルの3つのシステムのグラスファイバー杭に関するMustafa Kalkanらによる研究[13]では.3つのシステムの歯に対する接着強度に有意差があり.非透明および太陽光発電グラスファイバー杭の接着強度は同等で.半透明グラスファイバー杭の接着強度よりも有意に高いことがわかった。 ガラス繊維パイルよりも有意に高かった。 歯頸部.中間部および先端部のグラスファイバーパイルの接着強さに関する研究では.半透過型および光電型グラスファイバーパイルでは歯頸部の接着強さが中間部および先端部よりも高かったが.非透過型グラスファイバーパイルでは有意差は認められなかった。
III.形態や長さの異なるファイバーパイルに関する研究
ファイバーパイルの形態や長さの違いによる根管壁歯牙組織への応力への影響も異なる可能性がある。Dietschi Dら[10]は.1990～2005年の論文の体系的評価において.根管の卵形形状や根管最深部の臨界象牙質の微細構造のため.ファイバーパイルは根管壁歯牙組織への応力に影響を及ぼすと示唆した。 Poskus LTら[14]は.パイルの形状：円錐形となだらかな傾斜.パイルの表面形状：平行と鋸歯状.接着剤：デュアルキュア接着剤（Rely-X ARC）とセルフキュア接着剤の違いについて研究し.ファイバーグラス製パイルの保持力は.パイルのデザイン.表面粗さ.接着剤の種類に影響されないと結論づけた。 また.Erik Asmussenら[3]は.円錐杭の応力は一般に平行杭よりも高く.杭の長さや直径を大きくすることでも応力が低減することを確認している。
また.繊維杭の長さが生体力学に及ぼす影響についても多くの研究があります。M.-L. HSUら[15]は.繊維杭と7.10.13mmの金属杭の3次元有限要素法による研究で.繊維杭の圧力パターンは杭の長さが13mmから7mmに変化してもあまり変化しないのに対し.金属杭の圧力パターンは一種のM字型の大きな変化を示したと結論付けています。 したがって.金属杭を使用する場合.できるだけ長くすることが要求され.そのためには.より多くの歯牙組織を除去し.歯牙抵抗を減少させる必要がある。 Necdet Adanirら[17]は.平均的な臨床歯冠長が9mmの上顎中切歯を実験に選び.6mm（臨床歯冠長以下）.9mm（臨床歯冠長と等しい）.12mm（臨床歯冠長以上）の3種類のファイバーパイル（Snowpost）を接着した歯について分析した。 破壊強度分析を行った。
6mmファイバーポスト群の曲げ強さは.他の2群より有意に低かったが.9mmと12mmのファイバーポスト群の曲げ強さには有意差がなかった。 Marco Ferrariら[16]は，有限要素法を用いて，グラスファイバーピンの長さが中切歯とその周囲組織の圧縮応力と引張応力に及ぼす影響を検討した． Schmitterら[18]も.パイルの長さは修復物の破折に対する強度にあまり影響しないことを示している。
IV.ファイバーポストボンディングシステムに関する研究
Francesca Zicariら[19]は.いくつかのボンディング剤.PAN.CLF.VAR.UNIおよびEGCについて研究した。 この構造は.長期的な結合強度を効果的に向上させることができる。 Luca Giachettiら[20]は.3つの接着システム（デュアルキュア接着システム（Excite DSCおよびRelyX ARC）.自己接着デュアルキュアシステム（RelyX Unicem）.光硬化システム（Excite DSCおよびRelyX ARC））を用いて半透明繊維杭の接着強度を比較した。 の3つの接着システムが透光性繊維杭の接着強さに及ぼす影響について検討した。 その結果，根尖部の接着強さの比較では，光重合システムが最も小さいが，他の2つのシステムと統計学的な差はなかった．一方，歯冠部と根の中間部では，自己接着性デュアルキュアシステムが最も接着強さが小さく，その差は統計学的に有意であった． 最終的に.デュアルキュアシステムと光重合システムおよび根管との界面接着強さに差はなく.クリアファイバーパイルの接着に適していると結論づけられた。Fulya Toksoy Topcuら[22]は.グラスファイバーパイルおよびカーボンファイバーパイル用のセルフアシッドエッチングボンディングシステム（クリアフィルTM SEボンドおよびオプティボンド® オールインワン）.オールアシッドエッチング ボンディングシステム（XPボンドTM）とデュアルキュアボンディングシステム（マクスセムTM）の接着後の強度を比較した結果.接着剤の種類に関係なく.グラスファイバー杭はカーボンファイバー杭よりも強い保持力を示した。
Ebru Özsezer Demiryürekら[21]は.セルフエッチングレジン接着剤で接着した根管に5つの表面処理（5％NaOCl.Sikko Tim.17％EDTA.37％リン酸.10％クエン酸）を施した後.ファイバーパイルの根管に対する接着強度を分析した。 その結果.表面処理によりファイバーパイルと象牙質との接着強さを増加させることができた。 最も接着強度が高かったのはシッコーチム処理群（16.52±1.73）であったが，シッコーチム処理では根面側の象牙質着色層の除去が不十分であったことから，セルフエッチングレジンボンディング剤を適用する際に象牙細管を開口させるためには着色層の除去は推奨されないことが示唆された． その理由は，セルフエッチングレジン接着剤を使用すると，象牙質の過剰な酸エッチングが形成され，微小引張応力に影響を及ぼし，最終的にレジンボンディングに好ましくない影響を及ぼすからである． R. DE SANTISら[23]は，炭素繊維杭とレジンボンディング剤との接着界面における応力分布を引張実験により解析し，接着長さの中央部の圧力分布が最も小さく，最大圧力は接着面の最高部に位置することを見いだした． 著者は.この最適化された力の伝達と高い保持特性は.主に使用した炭素繊維パイルの設計によるものであると結論づけた。
V. フープ効果の研究
Laurent Pierrisnardら[24]は.有限要素法を用いて.引張応力と圧縮応力の最大値が主に頸部に集中すること.頸部の引張応力はフープ構造がある場合は140Pa以下であり.フープ構造がなくなると230Pa以上に増加することを発見した。 Schmitterら[18]は.ファイバーパイルのフープ構造の高さが修復物の破折強さに及ぼす影響について検討した。その結果.フープ構造の高さを高くするか.修復物をレジンで接着することにより.破折強さが有意に増加することが示された。このことから.フープ構造の高さが不十分な場合には.ファイバーパイルの接着にレジンを選択した方がよいことが示唆された。 コバルト-クロム金属パイル，カーボンファイバーパイルおよびパイルなしで修復した歯の破折強さを比較検討した結果，フープ構造の高さが増加するほど破折強さが増加し，パイルなしで修復した歯の破折強さはコバルト-クロム金属パイルまたはカーボンファイバーパイルで修復した歯の破折強さより有意に低かったが，コバルト-クロム合金パイルで修復した歯の破折状態は非常に深刻であった．
VI.展望
ファイバーパイルは金属パイルよりも優れており.ファイバーパイルとレジン系コアを併用することで.最終的な修復物を天然歯本来の構造に近づけることができる。 ファイバーパイルの強度と弾性係数は象牙質に近く.レジン系接着剤を介して象牙質との強固な接着効果を得ることができ.最終的には歯と一体になるため.応力が歯根に沿って均等に分散され.修復歯の破折強度が向上する。 ファイバーパイルの生体力学的特性の継続的な改善により.ファイバーパイルが歯科医院でより広く使用されるようになることが予測される。