インプラント支持のスクリュー固定式ジルコニア 修復物の破壊強度
日本大学大学院歯学研究科歯学専攻
本田 順一
（指導：松村 英雄 教授，小峰 太 准教授）
1
概 要
臨床における
1
歯欠損に対するオッセオインテグレーションインプラントの有効 性はすでに立証されている。インプラント上部構造は，セメント固定あるいはスクリ ュー固定によりインプラント体に装着される。セメント固定の利点として，アクセス ホールを必要としないため咬合関係や審美性に影響がないこと，技工操作が単純であ ること，低費用であることが挙げられる。一方，スクリュー固定の利点は，上部構造 の取り外しが容易であることである。しかし，前装陶材の破壊や微小破折（チッピン グ）といった技術的合併症は，セメント固定よりスクリュー固定の方が発症しやすい と報告されている。インプラント支持のジルコニア修復物の最も頻繁に起こる技術的 合併症は，前装陶材の微小破折である。前装陶材の微小破折を防止する方法として，前装陶材の適切な厚みを確保するためのカスタムメイドなフレームワークデザイン の付与，二ケイ酸リチウムセラミックブロックから
CAD/CAM
で加工された前装部 をジルコニアフレームに焼結する方法，モノリシックジルコニア修復物の応用，また は間接修復用コンポジットレジンをジルコニアフレームワークに前装する方法など が報告されている。しかしながら，スクリュー固定のインプラント支持ジルコニア修 復物の破壊抵抗に関するデータは少ないのが現状である。そこで，本研究の目的は，異なる修復材料や異なる設計で製作された臼歯部スクリュー固定のインプラント支 持ジルコニア修復物の破壊強度を明らかにすることである。
下顎第一大臼歯欠損症例を想定し，合計
44
本のインプラントを修復物の種類によ って，陶材前装ジルコニア修復物（porcelain-layered zirconia-based restoration，以下PLZ）
， コ ン ポ ジ ッ ト 前 装 ジ ル コ ニ ア 修 復 物 （indirect composite-layered zirconia-based
restoration，以下 ILZ），陶材焼付金属冠（metal-ceramic restoration，以下 MC）
，モノリ2
シックジルコニア修復物（
monolithic zirconia restoration
，以下MONO
）の4
つの群（n
= 11
）に分けた。PLZ
群のジルコニアフレームワークの製作には，歯科用CAD/CAM
システム（Katana, Kuraray Noritake Dental Inc.）を用いた。フレームワーク形態は，咬合面の厚
さを
1.0 mm,
軸面の厚さを0.5 mm
とし，直径2.7 mm
のアクセスホールを咬合面に設定した。修復物の形態が統一した形態になるよう，前装陶材（Cerabien ZR, Kuraray
Noritake Dental Inc.）の築盛を行った。前装陶材は製造者指示に従い，オペークポーセ
レン（SBA2
），デンティンポーセレン（A2B
），エナメルポーセレン（E2
）の順に築 盛，焼成を行った。陶材焼成後，修復物の厚みと形態を確認し，その後グレージング を行った。ILZ
群のジルコニアフレームワークは，PLZ
群と同様の方法で製作した。アルミナ ブラスト処理を行った前装面に対して，間接修復用コンポジットレジン築盛前に，プ ライマー（Estenia Opaque Primer, Kuraray Noritake Dental Inc.）を用いて処理を行った。次に，オペーク（Estenia C&B Body Opeaque OA2, Kuraray Noritake Dental Inc.）を塗布 し，さらに，デンティン（
Estenia C&B Dentin DA2, Kuraray Noritake Dental Inc.
）およ びエナメル（Estenia C&B Body Enamel E2, Kuraray Noritake Dental Inc.）の築盛，重合 を行った。各試料の形態，厚みを確認後，研磨を行った。MC
群の11
個のワックスパターンは，プラスチック製のUCLA
アバットメント（WPC51C, Biomet 3i）上にワックス（Inlay Wax Medium, GC Corp.）を追加して，形 成した。金合金（G96-h, Kuraray Noritake Dental Inc.）をアルゴンガスによって溶融し，
歯科技工用高周波鋳造器（
Argoncaster AE, Shofu Inc.
）を用いて鋳造を行った。全ての 試料は，前装陶材（Super porcelain AAA, Kuraray Noritake Dental Inc.
）を用いて，製造3
者指示に従い築盛，焼成を行った。さらに形態を確認後，グレージングを行った。
MONO
群は，PLZ
群の最終的な歯冠形態と一致させるように，チタン製アバット メント上に歯冠形態のワックスパターンを形成した。アバットメントとワックスパタ ーンは歯科用CAD/CAM
システム（Katana, Kuraray Noritake Dental Inc.）にてスキャ ニングし，ジルコニアブロック（Katana Zirconia ML, Kuraray Noritake Dental Inc.
）か ら機械切削を行い，その後完全焼結を行った。PLZ
群，ILZ 群およびMONO
群の試料内面に対して，アルミナブラスト処理を行 った後，ボンディング材（Clearfil Photo Bond Bonding agent, Kuraray Noritake Dental Inc.
） とシラン処理剤（Clearfil Porcelain Bond Activator, Kuraray Noritake Dental Inc.）の等量 混和液で表面処理を行った。アバットメントの表面に対しては，アルミナブラスト処 理を行い，その後ボンディング材（Clearfil Photo Bond Bonding agent, Kuraray Noritake
Dental Inc.
）にて表面処理を行った。試料をレジン系装着材料（Panavia F2.0, Kuraray
Noritake Dental Inc.）を用いてアバットメントに接着した。全ての試料を締結圧 32 N
でインプラント体に装着し，アクセスホールを暫間修復材料（Fermit N, Ivoclar
Vivadent AG
）にて仮封した。その後，試料を破壊強度試験前に37
℃精製水中に24
時間保管した。
全ての試料は万能試験機（Type 5567, Instron Corp.）を用いて，クロスヘッドスピー
ド毎分
0.5 mm
の条件下で破壊強度試験を行った。静的圧縮荷重は各試料が破壊されるまで負荷した。破壊強度は，最大荷重値から
10%減少した時点における圧縮荷重値
とした。得られたデータは統計学的分析ソフトウェア（
IBM SPSS Statistics ver. 19.0, IBM
） を用いて，正規性と等分散性を確認するためにKolmogorov-Smirnov
検定および4
Levene
検定を行った。Kolmogorov-Smirnov
検定から正規性は得られたが，Levene
検定から等分散性は得られなかった。そこで，本研究ではノンパラメトリック検定を用 いることとし，Kruskal-Wallis検定（IBM SPSS Statistics ver. 19.0, IBM）と
Steel-Dwass
検定（KyPlot 5.0, KyensLab Inc.）を用いた。破壊試験後，試料の破壊面を
32
倍の光学顕微鏡（Stemi DV4, Carl Zeiss Co.
）を用 いて観察した。破壊形式は，完全破壊と前装材料内の破壊に分類した。また，走査電 子顕微鏡（S-4300, Hitachi High Technologies Co. Ltd., 以下SEM）を用いて試料表面の
観察を行った。破壊面の成分分析はエネルギー分散方式蛍光X
線分析装置（Rany
EDX-900, Shimadzu Co.,
以下EDX）を用いて計測した。さらに，製作した各試料の内
面状態を観察するため，破壊試験の前後において，in vivo micro CT 装置 R_mCT
（
Rigaku
，以下micro-CT
）を用いて6.7
倍の倍率で撮影を行った。Steel-Dwass
検定の結果，MONO
群の破壊強度（平均値：7.54 kN
）が，他の3
群の破壊強度（平均値：1.45～1.96 kN）と比較して有意に高い破壊強度を示した。また，
PLZ
群，ILZ群およびMC
群間に統計学的有意差は認められなかった。PLZ群，ILZ 群およびMC
群において，全ての試料は前装材料内での破壊であり，フレームワーク と前装材料の混合破壊を示していた。一方，MONO 群の破壊形式は完全破壊を呈し ていた。SEM
による破壊面観察において，PLZ
群，ILZ
群およびMC
群で前装材料と考え られる残留物が確認された。一方，MONO
群では単一なジルコニア面が確認された。PLZ
群およびILZ
群のEDX
分析で，フレームワークの構成成分であるジルコニウム，イットリウム，さらにケイ素が検出された。
MC
群のEDX
分析においては，金，亜 鉛およびケイ素が検出された。MONO
群のEDX
分析では，ジルコニウムおよびイッ5
トリウムが検出された。破壊試験前の
micro-CT
観察像において，PLZ
群，ILZ
群お よびMC
群では前装材料築盛時に生じたと考えられる気泡が確認された。一方，MONO
群では気泡がない均一な構造が確認された。破壊試験後のmicro-CT
観察像よ り，PLZ群，ILZ群およびMC
群では，破壊試験前のmicro-CT
観察像で確認された 気泡を含むように破壊面が形成されているのが観察された。本研究の範囲内において，以下の結論を得た。
1.
スクリュー固定式モノリシックジルコニア修復物は，前装したジルコニア修復 物よりも明らかに高い破壊強度を示した。2.
スクリュー固定式コンポジット前装ジルコニア修復物の破壊強度は，陶材前装 ジルコニア修復物や陶材焼付金属冠と同程度の破壊強度を示した。3.
全てのスクリュー固定式インプラント上部構造は，臼歯部における生理学的咬 合力に耐えうることが示唆された。4.
スクリュー固定式陶材あるいはコンポジット前装ジルコニア修復物，陶材焼付 金属冠の破壊は，前装操作の際に生じた気泡の存在が影響する可能性が示され た。なお，本論文は
Honda J, Komine F, Kamio S, Taguchi K, Blatz MB, Matsumura H (2016) Fracture resistance of implant-supported screw-retained zirconia-based molar restorations.
Clin Oral Implants Res. doi: 10.1111/clr.12926
を基幹論文とし，各試料の内部状態観察のための
micro-CT
画像データを新たに加えることによって総括したものである。6
緒 言
臨床における
1
歯欠損に対するオッセオインテグレーションインプラントの有効 性はすでに立証されている（Creugers et al. 2000; Pjetursson et al. 2007; Jung et al. 2008;
Buser et al. 2012）
。短期間での生存率を比較した場合，インプラント支持の単独冠の生存率は，中間欠損に対する固定性補綴装置と比較して同程度，もしくは若干高いと 報告されている（
Creugers et al. 2000; Pjetursson et al. 2007; Jung et al. 2008
）。インプラ ント治療において，陶材焼付金属冠はインプラント上部構造の第一選択であると考え られている（Hofstede et al. 1999）。システマティックレビューによると，インプラン ト支持の陶材焼付金属冠の成功率（95.4%
）は，オールセラミック修復物の成功率（
91.2%
）と比較して有意に高いことが報告されている（Jung et al. 2008
）。インプラント上部構造は，セメント固定あるいはスクリュー固定によりインプラン ト体に装着される。セメント固定の利点として，アクセスホールを必要としないため 咬合関係や審美性に影響がないこと（
Hebel & Gajjar 1997
），技工操作が単純であるこ と（Taylor & Agar 2002; Chee & Jivraj 2006），低費用であること（Taylor & Agar 2002）が挙げられる。一方，セメント固定の主な欠点は，余剰セメントの除去が難しい点や 上部構造の取り外しが困難な点である（
Michalakis et al. 2003; Chee & Jivraj 2006
）。余 剰セメントの取り残しは，81％の症例においてインプラント周囲炎を惹起することが，
臨床研究により報告されている（Wilson 2009）。
スクリュー固定の重要な利点は，上部構造の取り外しが容易であることである
（Zarb & Schmitt 1990; Chee & Jivraj 2006）。加えて，マージンの適合性はセメント固 定よりスクリュー固定の方が優れている（Keith et al. 1999）。さらに，生物学的合併症
7
の発生率は，スクリュー固定の方が明らかに低いと報告されている（
Wittneben et al.
2014
）。しかし，スクリュー固定式上部構造を用いる場合に，安定した咬合接触や審 美性の獲得には，適切な位置にアクセスホールを設定する必要がある。そのためには，インプラント体の埋入位置，方向に考慮が必要である（Walton & MacEntee 1994）。さ らに，アバットメントをカスタムメイドで製作するため，スクリュー固定式上部構造 を製作するには，より高度な技術が要求される。これまでに，前装陶材の破壊や微小 破折（チッピング）といった技術的合併症は，セメント固定よりスクリュー固定の方 が発症しやすいと報告されている（
Torrado et al. 2004; Wittneben et al. 2014
）。ジルコニアセラミックスは審美的，生体適合性，機械的特性に優れた材料であり，
インプラント上部構造のフレームワーク材料として注目されている（
Piconi &
Maccauro 1999; Manicone et al. 2007; Komine et al. 2010
）。インプラント支持のジルコニ ア修復物の臨床成績は，短・中期的では安定し，良好な臨床結果を示している（Larsson et al. 2006; Nothdurft & Pospiech 2009; Larsson & Vult von Steyern 2010, 2016）が，最も
頻繁に起こる技術的合併症は，前装陶材の微小破折である（Larsson et al. 2006;Nothdurft & Pospiech 2009; Larsson & Vult von Steyern 2010, 2016
）。ジルコニア修復物の前装陶材の微小破折を防止する方法として，前装陶材の適切な 厚みを確保するためのカスタムメイドなフレームワークデザインの付与（Marchack et
al. 2008
），二ケイ酸リチウムセラミックブロックからCAD/CAM
で加工された前装部をジルコニアフレームに焼結する方法（Beuer et al. 2009），モノリシックジルコニア 修復物の応用（Rinke & Fischer 2013），または間接修復用コンポジットレジンをジル コニアフレームワークに前装する方法（
Kobayashi et al. 2009; Taguchi et al. 2014
）など が報告されている。臼歯部におけるセメント固定のインプラント支持ジルコニア修復8
物において，前装材料として間接修復用コンポジットレジンの応用は，前装陶材に代 わりうる方法であることが示されている（
Taguchi et al. 2014
）。しかしながら，間接修 復用コンポジットレジンを応用したスクリュー固定のインプラント支持ジルコニア 修復物の破壊抵抗を評価した報告は少ない。スクリュー固定のオールセラミック修復 物（いわゆる，ハイブリットアバットメントクラウン）は，オールセラミック修復物 を製作し，それをチタンアバットメントに接着させ，その後インプラント体にスクリ ュー固定される（Lin et al. 2014; Selz et al. 2016）。この方法は，インプラント補綴治療 において有効な方法として期待されているが（Lin et al. 2014; Selz et al. 2016
），スクリ ュー固定のインプラント支持ジルコニア修復物の破壊抵抗に関するデータは少ない のが現状である。本研究の目的は，異なる修復材料や異なる設計で製作された臼歯部スクリュー固定 のインプラント支持ジルコニア修復物（ハイブリットアバットメントクラウン）の破 壊強度を明らかにすることである。作業仮説は，本研究で評価したスクリュー固定の インプラント支持ジルコニア修復物の破壊強度に差があることとした。
材料および方法
本研究で使用した材料を
Table 1
に示す。下顎第一大臼歯欠損症例を想定し，直径5.0 mm，長さ 11.5 mm
のインプラント体（Osseotite Implant OSS511, Biomet 3i）を使用 した。口腔内環境を模倣するため，全てのインプラント体をプラスチックホルダー（
Plastic Ring, Sankei
）内に，水平面に対して垂直方向になるよう位置付け，ヒトの骨の弾性係数（14 GPa）（Dechow et al. 1993）に近似している常温重合レジン（Technovit
4000, Heraeus Kulzer
）（12 GPa
）をホルダーに流し込み，硬化させた。なお，インプラ9
ント体は，第
1
スレッドまで常温重合レジン内に埋入した。アバットメントとして，プラットフォームの直径
5.0 mm
，幅7.5 mm
，高さ7.0 mm
， ラウンデッドショルダーの幅0.8 mm
の既製のチタン製アバットメントを使用した。シリコーンインデックス（Lab Silicone, Shofu Inc.）を基準に，注水切削機器（Presto
Aqua, Nakanishi Inc.
）とダイヤモンドバー（Bur No.106RD, Shofu Inc.
）を用いて，アバ ットメントの咬合面部1.5 mm
を削除後，シリコーンホイール（Silicone Wheel P Type,Shofu Inc.）にて研磨した。
合計
44
本のインプラントは，修復物の種類によって，陶材前装ジルコニア修復物（porcelain-layered zirconia-based restoration，以下
PLZ）
，コンポジット前装ジルコニア 修復物（indirect composite-layered zirconia-based restoration，以下ILZ）
，陶材焼付金属 冠（metal-ceramic restoration
，以下MC
），モノリシックジルコニア修復物（monolithic zirconia restoration
，以下MONO
）の4
つの群（n = 11
）に分けた。陶材前装ジルコニア修復物（PLZ 群）
ジルコニアフレームワークの製作には，歯科用
CAD/CAM
システム（Katana, KurarayNoritake Dental Inc.）を用いた。フレームワーク形態は，咬合面の厚さを 1.0 mm,
軸面の厚さを
0.5 mm
とし，直径2.7 mm
のアクセスホールを咬合面に設定した（Fig. 1
）。 アバットメントの形態は，計測機器（Dental Scanner SC-3, Kuraray Noritake Dental Inc.）にて読み取り後，CAD データに変換した。セメントスペースは，フィニッシュライ ン以外の部分に
40 μm
で設定し，CAD
データを加工機器に転送した。フレームワー クは，半焼結のジルコニアブロック（Katana Zirconia, Kuraray Noritake Dental Inc.）か ら，切削機器（Katana DWX-50N, Kuraray Noritake Dental Inc.）を用いて削り出し，そ の後専用ファーネス（Katana F-1, Kuraray Noritake Dental Inc.）にて1375°C
で90
分間10
の完全焼結を行った。キャリパー（
Measuring Device 2, YDM
）を用いて，フレームワ ークの形態と厚みを確認後，前装面に対して平均粒径50 μm
のアルミナ粒子（Hi- Aluminas, Shofu Inc.）を噴射圧力 0.2 MPa，噴射口から前装面までの距離 10 mm
で20
秒間の条件でアルミナブラスト処理を行った。修復物の形態が統一した形態になるよう，フレームワークにシリコーンガイド
（Zetalabor, Zhermack SpA）を用いて，前装陶材（Cerabien ZR, Kuraray Noritake Dental
Inc.）の築盛を行った（Fig. 1）
。前装陶材は製造者指示に従い，オペークポーセレン（
SBA2
），デンティンポーセレン（A2B
），エナメルポーセレン（E2
）の順に築盛，焼 成を行った。各前装陶材は，陶材粉末と専用液（Meister Liquid, Kuraray Noritake DentalInc.）を混和し使用した。試料には陶材築盛用コンデンサー（Ceracon II, Shofu Inc.）
にて振動を与え，余剰な水分をティッシュにて除去した。その後，試料を製造者指示 の焼成スケジュールに従って，歯科技工用ポーセレン焼成炉（
SingleMat Porcelain Furnace, Shofu Inc.）にて焼成した。陶材焼成後，キャリパーとシリコーンガイドを用
いて，修復物の厚みと形態を確認し，その後グレージングを行った。コンポジット前装ジルコニア修復物（ILZ 群）
ジルコニアフレームワークは，
PLZ
群と同様の方法で製作した（Fig. 1
）。アルミナ ブラスト処理を行った前装面に対して，間接修復用コンポジットレジン築盛前に，プ ライマー（Estenia Opaque Primer, Kuraray Noritake Dental Inc.）を用いて処理を行った。次に，オペーク（
Estenia C&B Body Opeaque OA2, Kuraray Noritake Dental Inc.
）をジル コニアフレームワークに薄く塗布し，光重合器（α-light II, J. Morita Corp.）にて90
秒 間光重合を行った。さらに，デンティン（Estenia C&B Dentin DA2, Kuraray NoritakeDental Inc.）およびエナメル（Estenia C&B Body Enamel E2, Kuraray Noritake Dental Inc.）
11
の築盛，重合を行った。全ての試料は，光重合器にて
5
分間光重合を行い，さらに加 熱重合器（KL-310, J. Morita Corp.
）にて110°C
で15
分間の加熱重合を行った。各試 料の形態，厚みをキャリパーとシリコーンガイドで確認後，研磨材料（PolishingInstrument Kit, Kuraray Noritake Dental Inc.）を用いて研磨を行った。
陶材焼付金属冠（MC 群）
11
個のワックスパターンは，プラスチック製のUCLA
アバットメント（WPC51C,Biomet 3i
）上にワックス（Inlay Wax Medium, GC Corp.
）を追加して，形成した（Fig.
2）
。ワックスパターンは高温鋳造用埋没材（Velvety Super-quick, Shoufu Inc.）にて埋 没後，ファーネス（Auto Furnace QM-1, GC Corp.）内にて800°C
で30
分間の加熱を行 った。金合金（G96-h, Kuraray Noritake Dental Inc.
）をアルゴンガスによって溶融し，歯科技工用高周波鋳造器（
Argoncaster AE, Shofu Inc.
）を用いて鋳造を行った。鋳造後，埋没材を除去し，ダイヤモンドディスク（SummaDisk No. 0690, Shofu Inc.）を用いて スプルー線を切断した。試料は，残余埋没材除去のため，表面にアルミナブラスト処 理を行い，歯科技工用ポーセレン焼成炉（
SingleMat Porcelain Furnace, Shofu Inc.
）に て10
分間，1000°Cの条件下でディギャッシングを行った。全ての試料は，前装陶材（Super porcelain AAA, Kuraray Noritake Dental Inc.）を用い て，製造者指示に従い築盛，焼成を行った。さらに，シリコーンガイドを用いて形態 を確認後，グレージングを行った。
モノリシックジルコニア修復物（MONO 群）
PLZ
群の最終的な歯冠形態と一致させるために，チタン製アバットメント上にシリ コーンガイドを用いて，歯冠形態のワックスパターンを形成した（Fig. 3）。アバット12
メントとワックスパターンは歯科用
CAD/CAM
システム（Katana, Kuraray Noritake
Dental Inc.
）にてスキャニングし，それらのデータを融合した。そのデータを切削機器に転送し，ジルコニアブロック（Katana Zirconia ML, Kuraray Noritake Dental Inc.）
から機械切削を行い，その後完全焼結を行った。最終形態はシリコーンガイドを用い て確認した。
アバットメントへの上部構造の接着
PLZ
群，ILZ
群およびMONO
群の試料内面に対して，平均粒径50 μm
のアルミナ 粒子を噴射圧力0.2 MPa
で20
秒間の条件でアルミナブラスト処理を行った後，ボン ディング材（Clearfil Photo Bond Bonding agent, Kuraray Noritake Dental Inc.
）とシラン 処理剤（Clearfil Porcelain Bond Activator, Kuraray Noritake Dental Inc.
）の等量混和液で 表面処理を行った。アバットメントの表面に対しては，平均粒径50 μm
のアルミナ粒 子を噴射圧力0.5 MPa
で10
秒間の条件でアルミナブラスト処理を行い，その後ボン ディング材（Clearfil Photo Bond Bonding agent, Kuraray Noritake Dental Inc.
）にて表面 処理を行った。試料をレジン系装着材料（Panavia F2.0, Kuraray Noritake Dental Inc.）を 用 い て ア バ ッ ト メ ン ト に 接 着 し た 。 完全 硬 化 前 に ， 余 剰 な装 着 材 料 を 小 筆
（
Disposable brush tips, Kuraray Noritake Dental Inc.
）と探針（Explorer #3, YDM
）を用 いて除去した。チタンスクリュー（Titanium Square UniScrew UNIST, Biomet 3i）とトルクコントロ ーラーシステム（
Torque Driver HTD-C, Biomet 3i
）を用いて，全ての試料を締結圧32 N
でインプラント体に装着した。アクセスホールを暫間修復材料（Fermit N, IvoclarVivadent AG）にて仮封した。その後，試料を破壊強度試験前に 37℃精製水中に 24
時間保管した。
13
破壊強度試験全ての試料は万能試験機（Type 5567, Instron Corp.）を用いて，クロスヘッドスピー
ド毎分
0.5 mm
の条件下で破壊強度試験を行った。試料をステンレスホルダーに固定し，臼歯部における咬合を再現するために，直径
6.0 mm
のステンレスボールを咬合 面中央に設置した。荷重力を均等に分散するために，1.0 mmの鉛箔（Dentaurum）を ステンレスボールと試料の間に介在させた。静的圧縮荷重は各試料が破壊されるまで 負荷した。破壊強度は，最大荷重値から10%
減少した時点における圧縮荷重値とした（Lehmann et al. 2004）。
得られたデータは統計学的分析ソフトウェア（IBM SPSS Statistics ver. 19.0, IBM）
を用いて，正規性と等分散性を確認するために
Kolmogorov-Smirnov
検定およびLevene
検定を行った。Kolmogorov-Smirnov
検定から正規性は得られた（P = 0.200
） が，Levene検定から等分散性は得られなかった（P = 0.018）。そこで，本研究ではノ ンパラメトリック検定を用いることとし，Kruskal-Wallis
検定（IBM SPSS Statistics ver.19.0, IBM
）とSteel-Dwass
検定（KyPlot 5.0, KyensLab Inc.
）を用いた。すべての検定 は，有意水準0.05
の条件下で行った。破壊試験後，試料の破壊面を
32
倍の光学顕微鏡（Stemi DV4, Carl Zeiss Co.）を用 いて観察した。破壊形式は，完全破壊と前装材料内の破壊に分類した。また，試料表 面に対して30
秒間オスミウム蒸着（HPC-IS, Vacuum Device Inc.）を行い，加速電圧15 kV
の条件下で走査電子顕微鏡（S-4300, Hitachi High Technologies Co. Ltd., 以下SEM）
を用いて試料表面の観察を行った。破壊面の成分分析はエネルギー分散方式蛍光
X
線分析装置（Rany EDX-900, Shimadzu Co.,
以下EDX
）を用いて計測した。さらに，14
製作した各試料の内面状態を観察するため，破壊試験の前後において，
in vivo micro
CT
装置R_mCT
（Rigaku
，以下micro-CT
）を用いて6.7
倍の倍率で撮影を行った。voxel size
は30 × 30 × 30 µm
であった。撮影条件は，管電圧90 kV，管電流 200 µA，
撮影時間
2
分とした。撮影後，パーソナルコンピュータ（DELL Vostro 200 computer,DELL
）を用いて3
次元データを画像構築し，その後，画像再構成処理ソフト（i-View- R, Rigaku）を使用して画像を再構成し，評価を行った。
成 績
破壊強度，破壊形式の結果を
Table 2
に示す。Steel-Dwass
検定の結果，MONO
群の 破壊強度（平均値：7.54 kN
）が，他の3
群の破壊強度（平均値：1.45
～1.96 kN
）と比 較して有意に高い破壊強度を示した。また，PLZ
群，ILZ
群およびMC
群間に統計学 的有意差は認められなかった（P > 0.05）。PLZ群，ILZ群およびMC
群において，全 ての試料は前装材料内での破壊であり，フレームワークと前装材料の混合破壊を示していた（
Fig. 5a-c
）。一方，MONO
群の破壊形式は完全破壊を呈していた（Fig. 5d
）。SEM
による破壊面観察において，PLZ 群，ILZ 群およびMC
群で前装材料と考え られる残留物が確認された（Fig. 6a-c）。一方，MONO 群では単一なジルコニア面が 確認された（Fig. 6d
）。Fig. 7
にEDX
による破壊面分析の結果を示す。PLZ
群およびILZ
群のEDX
分析で，フレームワークの構成成分であるジルコニウム，イットリウ ム，さらにケイ素が検出された（Fig. 7a, b）。MC群のEDX
分析においては，金，亜 鉛およびケイ素が検出された（Fig. 7c
）。ケイ素は，前装陶材や間接修復用コンポジッ トに含まれる特徴的な構成元素である。MONO
群のEDX
分析では，ジルコニウムお よびイットリウムが検出された（Fig. 7d）。破壊試験前のmicro-CT
観察像において，PLZ
群，ILZ
群およびMC
群では前装材料築盛時に生じたと考えられる気泡が確認さ15
れた（
Fig. 8a-c
）。一方，MONO
群では気泡がない均一な構造が確認された（Fig. 8d
）。Fig. 9
に破壊試験後のmicro-CT
観察像を示す。PLZ
群，ILZ
群およびMC
群では，破壊試験前の
micro-CT
観察像で確認された気泡を含むように破壊面が形成されている のが観察された（Fig. 9a-c）。考 察
本研究ではスクリュー固定のインプラント支持ジルコニア修復物に着目し，異なる 修復材料で製作された臼歯部ジルコニア修復物の破壊強度について比較検討を行っ た。本研究における破壊強度試験の結果は，評価した各実験群間で有意な差を示し，
スクリュー固定のインプラント支持ジルコニア修復物の破壊強度に差がある，とした 作業仮説は立証された。また，本研究で評価したインプラント上部構造としてのジル コニア修復物の平均破壊強度は，全ての条件において
1.45 kN
を超えており，生理的 な臼歯部の最大咬合力である0.60
～0.92 kN
（Waltimo & Kononen 1993; Varga et al. 2011
） より高い値を示した。したがって，本研究で評価したスクリュー固定のインプラント 支持ジルコニア修復物は臼歯部における咬合力に耐えうることが示唆された。本研究において，モノリシックジルコニア修復物（
MONO
群）は前装材料を用い て前装したジルコニア修復物（PLZ群およびILZ
群）より明らかに高い破壊強度を示 した。破壊面観察により，前装したジルコニア修復物は，破壊試験後にフレームワー クに破壊等のない状態であることが確認された。これは，前装したジルコニア修復物 において脆弱な界面である前装面とフレームワークの界面から破壊が生じた為であ ると推測される。これは，前装材料の機械的物性が劣ることや，手作業での前装操作 に起因すると考えられる。モノリシックジルコニアセラミックスの構造は，その機械16
的，幾何学的特性のため，修復物として破損のリスクがある症例において最適な能力 を持っている可能性があると報告されている（
Zhang et al. 2016
）。以上のことから，スクリュー固定式モノリシックジルコニア修復物は，大きな咬合力が負荷される臼歯 部に用いることが臨床的に適していると考えられる。しかし，スクリュー固定式モノ リシックジルコニア修復物に関するデータは不足しているため，現時点での潜在的な リスクについて，臨床応用に先立ち評価されるべきである。インプラント支持か歯根 膜支持か，あるいはスクリュー固定かセメント固定かは異なるが，本研究の結果はこ れまでの研究結果（
de Kok et al. 2015; Lameira et al. 2015; Oilo et al. 2016
）と一致して いる。歯根膜支持のジルコニア修復物において，モノリシックジルコニア修復物は前 装したジルコニア修復物より高い破壊強度を有している（Lameira et al. 2015; Oilo etal. 2016
）。加えて，インプラント支持のセメント固定式モノリシックジルコニア修復物は従来の前装ジルコニア修復物より高い破壊強度を示している（
de Kok et al. 2015
）。 本研究の結果において，スクリュー固定の前装したインプラント上部構造（PLZ群，ILZ
群およびMC
群）の破壊強度は同程度であることが示された。この結果は，これ までの他の研究結果（Rosentritt et al. 2009; Augstin-Panadero et al. 2012; Taguchi et al.
2014）と一致している。SEM
観察とEDX
分析により，破壊形式はフレームワークと前装材料での混合破壊であることが確認された。また，破壊強度試験前後の
micro-CT
観察から，気泡が存在する部位を含むように破壊が生じている可能性があることが推 察された。この結果は，修復物の破壊強度は脆弱な部分，つまり，ジルコニアフレー ムワークと前装面の界面に依存していることを表している。前装陶材とジルコニアフ レームワーク材料との接着強さは，金合金と前装陶材の接着強さと近似しており，そ の接着強さは陶材自体の強さに影響されると報告されている（Saito et al. 2010
）。さら17
に，間接修復用コンポジットレジンとジルコニアとの接着強さを評価したところ，間 接修復用コンポジットレジンをインプラント支持のジルコニア修復物の前装材料と して用いることが有効であることが報告されている（Kobayashi et al. 2009; Komine et
al. 2013）
。したがって，陶材や間接修復用コンポジットレジンを前装したスクリュー固定式ジルコニア修復物は，現在のインプラント上部構造の第一選択である陶材焼付 金属冠に代わる修復物として期待される。
過去の研究によると，セメント固定式インプラント上部構造において，
PLZ
群，ILZ
群およびMC
群間の破壊強度に有意差は認められなかった（Taguchi et al. 2014
）。過 去の研究結果と，本研究の結果を直接的に比較することは難しいが，スクリュー固定 式インプラント上部構造の破壊強度は，セメント固定より低くなる傾向にある（
Taguchi et al. 2014
）。これは，スクリュー固定式陶材焼付冠が，セメント固定式陶材焼付冠の破壊強度よりも低いというこれまでの報告（
Torrado et al. 2004; Wittneben et al. 2014）と一致する。加えて，本研究での破壊形式の分析から，全ての前装したイン
プラント上部構造において咬合面のアクセスホールから破壊が生じている（Fig. 6a-c
）。これは，セメント固定と比較して，咬合面のアクセスホールの存在が，前装材料 の連続した構造を損なわせ，応力が増加した結果，咬合面領域にかかる応力の最大値 がアクセスホールの側面に集中することが原因であると推測できる。本研究で用いた前装したジルコニア修復物において，フレームワークの厚さは軸面
で
0.5 mm，軸面の前装部の厚さを 2.0 mm
に規定した。これまでの報告では，適切なフレームワークの形態や前装部の厚みを確保するために，前装材料のサポートを獲得 する解剖学的な形態にすることが推奨されている（
Marchack et al. 2008
）。また，前装 部の厚みを統一したフレームワーク形態と，前装部をサポートするフレームワーク形18
態は，セメント固定式ジルコニア上部構造において破壊強度を向上させることが報告 されている（
Kamio et al. 2015
）。それゆえ，ジルコニアフレームワーク形態がスクリ ュー固定式上部構造の破壊強度に与える影響について今後の研究が必要である。インプラント上部構造にかかる荷重により，アバットメントやアバットメントとイ ンプラント体の連結部で応力が増加する。本研究において，アバットメントとジルコ ニアフレーム間での剥離や破壊は観察されなかった。これらの結果は，ジルコニアフ レームワークとチタンアバットメントとの接着は咬合力に耐えうること，そして臨床 的に推奨される手法であることを示唆している。
本研究デザインの限界としていくつか留意すべき点がある。はじめに，動的荷重や 水中熱サイクル試験のような加速劣化を与えた際の評価がされていない点である。今 後，スクリュー固定式ジルコニア修復物の破壊強度に加速劣化が及ぼす影響について，
さらなる研究が必要である。次に，モノリシックジルコニア修復物の厚みが，他のジ ルコニア修復物と異なる点である。しかし，本実験での設定は，主にモノリシック修 復物と前装した修復物の破壊強度を比較する点である。本研究におけるスクリュー固 定式ジルコニア上部構造の破壊抵抗の結果は，臨床応用に十分期待できるものではあ るが，臨床応用に際しては更なる基礎的研究や長期間の臨床研究が必要である。
結 論
本研究の範囲内において，以下の結論を得た。
1.
スクリュー固定式モノリシックジルコニア修復物は，前装したジルコニア修復 物よりも明らかに高い破壊強度を示した。2.
スクリュー固定式コンポジット前装ジルコニア修復物の破壊強度は，陶材前装19
ジルコニア修復物や陶材焼付金属冠と同程度の破壊強度を示した。
3.
全てのスクリュー固定式インプラント上部構造は，臼歯部における生理学的咬 合力に耐えうることが示唆された。4.
スクリュー固定式陶材あるいはコンポジット前装ジルコニア修復物，陶材焼付 金属冠の破壊は，前装操作の際に生じた気泡の存在が影響する可能性が示され た。参考文献
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表および図
Table 1. Materials assessed in this study
Material (Trade name) Lot No. Components Manufacturer
Implant
Osseotite Implant OSS511 849954 Ti 99% (grade 4) Biomet 3i
Abutment
GingiHue Post WPP572G 846929 Ti 99% (grade 4) Biomet 3i
UCLA Abutment WPC51C 1011905 Plastic sleeve Biomet 3i
Abutment screw
Titanium Square UniScrew UNIST 874548 Ti 99% (grade 4) Biomet 3i
Zirconia framework material
Katana Zirconia ZrO2 94.4%, Y2O3 5.4% Kuraray Noritake Dental Inc.
Monolithic zirconia material
Katana Zirconia ML ZrO2 90-95%, Y2O3 5-8% Kuraray Noritake Dental Inc.
Feldspathic porcelain for zirconia
Cerabien ZR 019413, 022946, 029193 SiO2, Al2O3, Na2O, K2O, etc. Kuraray Noritake Dental Inc.
Casting gold alloy
G-96h 1AY09 Au 86.3%, Pt 10.2%, Pd 1.0%, Ag 0.4%, etc. 2.1% Kuraray Noritake Dental Inc.
Feldspathic porcelain for gold alloy
Super porcelain AAA 023121, 022811, 028941 SiO2, Al2O3, Na2O, K2O, etc. Kuraray Noritake Dental Inc.
Indirect composite material
Estenia C&B 00043B, 00038C, 00086A Monomer, Filler, Photocuring catalyst, Colorant, etc. Kuraray Noritake Dental Inc.
Bonding agent
Estenia Opaque Primer 00172A MDP, Monomer solvent Kuraray Noritake Dental Inc.
Clearfil Photo Bond Bonding agent 9C0015 Catalyst; MDP, HEMA, Bis-GMA
Universal; Accelerators, Ethanol Kuraray Noritake Dental Inc.
Clearfil Porcelain Bond Activator 990016 3-TMSPMA Kuraray Noritake Dental Inc.
Luting agent
Panavia F2.0 000005 MDP, Silanated silica filler, Catalysts, etc. Kuraray Noritake Dental Inc.
Temporary restorative material
Fermit N S45099 SiO2, UDMA, etc. Ivoclar Vivadent AG
MDP, 10-methacryloyloxydecyl dihydrogen phosphate; HEMA, 2-hydroxyethyl methacrylate; Bis-GMA, bisphenol A diglycidyl methacrylate;
3-TMSPMA, 3-trimethoxysilylpropyl methacrylate; UDMA, urethane dimethacrylate.
Table 2. Results of fracture load (kN) and fracture mode testing
Fracture mode, no. of specimens Group Mean Median Maximum Minimum IQR* Category† V C
MC 1.45 1.56 1.91 0.93 0.35 a 11 0
ILZ 1.80 1.77 2.37 1.21 0.33 a 11 0
PLZ 1.96 1.81 2.97 1.34 0.51 a 11 0
MONO 7.54 7.43 8.78 6.33 0.81 b 0 11
MC, metal-ceramic restorations; ILZ, indirect composite-layered zirconia-based restorations;
PLZ, porcelain-layered zirconia-based restorations; MONO, monolithic zirconia restorations;
V, veneer fracture; C, complete fracture.
*Interquartile range.
†
