(57)【要約】      （修正有）【課題】生体インプラントとの接着力が強固で、光触媒機能に優れた酸化チタン層を備え、細胞胞接着及び細胞増殖を促進させることができる疎水部が少なく、水酸基を多く結合した生体インプラント及びその製造方法を提供する。【解決手段】高品質なナノ結晶多孔質構造の単相結晶酸化チタン層を、生体インプラント表面で直接育成されたことを特徴とする。結晶酸化チタン層は、アナターゼ型の結晶であり、ルチル型結晶との共晶状態は、アナターゼ型結晶の割合が７０％以上とする。製造方法は、チタンアルコキシドとアンモニア水を混合して撹拌して、チタンアルコキシドとアンモニア水を混合して撹拌した混合液から沈殿物を取り出し、溶媒を混合して撹拌し混合スラリーを作製する。この混合スラリーを生体インプラントに塗布して乾燥し、熱溶融した融解固化物を冷却した後、融解固化物から溶媒を除去する。【選択図】図７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
人間の体内に埋植される人工骨または口腔内の骨に埋入される人工歯根である生体インプラントにおいて、
前記生体インプラントの表面で育成されたナノ結晶からなる多結晶体の多孔質膜である単相の結晶酸化チタン層を備えたこと、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項２】
請求項１に記載の生体インプラントにおいて、
前記生体インプラントの表面に育成された結晶酸化チタン層の酸化チタン結晶は、アナターゼ型であること、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項３】
請求項１に記載の生体インプラントにおいて、
前記生体インプラントの表面に育成された結晶酸化チタン層の酸化チタン結晶は、少なくともアナターゼ型の結晶が７０％以上であること、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項４】
請求項１に記載の生体インプラントの製造方法は、
チタンアルコキシドとアンモニア水を混合して撹拌する工程と、
チタンアルコキシドとアンモニア水を混合して撹拌した混合液から沈殿物を取り出す工程と、
前記沈殿物と溶媒を混合して撹拌し、混合スラリーとする工程と、
生体インプラントに前記混合スラリーを塗布する工程と、
前記混合スラリーが塗布された前記生体インプラントを低温乾燥する工程と、
乾燥した前記混合スラリーを加熱溶融する工程と、
前記混合スラリーを加熱溶融した融解固化物を冷却する工程と、
冷却した前記融解固化物から溶媒を除去する工程と、
を備えたことを特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項５】
請求項４に記載の生体インプラントの製造方法において、
前記アンモニア水は、アンモニアと水がモル比１：１で混合されていること、
を特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項６】
請求項４に記載の生体インプラントの製造方法において、
前記チタンアルコキシドは、チタンテトラエトキシド、チタンテトライソプロポキシド、及びチタンテトラブトキシドより選択される単独、またはこれらの混合物であること、
を特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項７】
請求項４に記載の生体インプラントの製造方法において、
前記溶媒は、塩化ナトリウム、リン酸水素ナトリウムまたはこれらの混合物であること、
を特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項８】
請求項４に記載の生体インプラントの製造方法において、
前記混合スラリーの乾燥は、室温〜１２０℃で行なうこと、
を特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項９】
請求項４に記載の生体インプラントの製造方法において、
前記混合スラリーを加熱溶融する工程における加熱温度は、塩化ナトリウムを溶媒とする場合は４５０℃以上、リン酸水素ナトリウムを溶媒とする場合は５７０℃以上、塩化ナトリウムとリン酸水素ナトリウムを１：１で混合した場合は５４０℃以上であること、
を特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項１０】
請求項４に記載の前記混合スラリーを加熱溶融する工程における加熱温度は７００℃から９００℃とし、加熱温度と時間との関係は、
塩化ナトリウムを溶媒とする場合は、８００℃で３〜６０分、８５０℃で１〜１０分であること、
リン酸水素ナトリウムを溶媒とする場合は、８００℃で１００〜６０００分、８５０℃で２０〜２００分であること、
塩化ナトリウムとリン酸水素ナトリウムを１：１で混合した場合は、８００℃で２００〜２０００分、８５０℃で５〜６０分であること、
を特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項１１】
請求項４に記載の生体インプラントの製造方法において、
冷却した前記融解固化物から溶媒を除去する工程は、熱０．１Ｍ塩酸を使用して溶媒を除去すること、
を特徴とする生体インプラントの製造方法。
【請求項１２】
請求項１に記載の生体インプラントにおいて、
結晶酸化チタン層に細胞接着タンパク質を固定化したこと、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項１３】
請求項１２に記載の生体インプラントにおいて、
細胞接着タンパク質は、歯科用インプラントのフィクスチャー部上部のカラー部近辺には固定されていないこと、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項１４】
請求項１に記載の生体インプラントにおいて、
前記生体インプラントは、表面を活性化状態とするために、紫外線照射または水中での超音波照射を行なうこと、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項１５】
請求項１２に記載の生体インプラントにおいて、
結晶酸化チタン層への細胞接着タンパク質の固定化は、前記生体インプラントに紫外線照射または水中で超音波照射してから行なうこと、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項１６】
請求項１に記載の生体インプラントにおいて、
生体インプラントの材料は、熱膨張係数が酸化チタンより小さいこと、
を特徴とする生体インプラント。
【請求項１７】
請求項１６に記載の生体インプラントにおいて、
生体インプラントの材料は、セラミックスであること、
を特徴とする生体インプラント。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は人工骨、人工関節や人工歯根等の人工生体材料及びその製造方法に係り、酸化膜の光触媒活性能を向上させ、生体組織との結合性を高めた生体インプラントの製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
人が骨腫瘍や外傷などによって大きな骨欠損が生じるとその補填が必要であり、最も適しているのは自家骨移植であることは言うまでも無く、ゴールデンスタンダードとして古くから行われてきている。自家骨移植は、必要な移植骨片を患者自身の腸骨などから採取して、骨欠損部に移植する。患者自身の骨を移植するため、移植骨片自体が骨芽細胞などの骨形成細胞を含んでおり、骨形成能も備わっているだけでなく、必要な力学的特性も備わっている。
【０００３】
しかしながら、自分の骨の一部を採取する必要があり、大きさや形状が極めて限定されたものとなってしまうため、代替品としての人工骨が開発されてきた。この人工骨に求められる特性は、構造支持体としての充分な強度、骨組織との高い親和性、骨形成を促進する活性等である。
【０００４】
構造支持体としての強度は、緻密な材料を使用することが望ましいが、骨親和性を向上させるために微細な小空隙である気孔を多数設けて、埋植後に気孔内に新生骨を形成させて一体化し、局所的なメカニカルストレスの程度に応じて必要な強度を得るようにしている。骨親和性は、生体に埋植後、異物反応を生じさせないで骨と直接結合する「骨伝導能」と呼ばれている性質であり、気孔を設ける他に、リン酸カルシウム系セラミックッスとしてハイドロキシアパタイト（ＨＡＰ）やβ−リン酸３カルシウム（β−ＴＣＰ）が使用され、骨形成を促進させている。人工骨材料としてのチタンまたはチタン合金は、表面に微細な凹凸を設けるために、エッチング加工やプラズマ照射が行われ、表面の酸化被膜（酸化チタン）の機能である超親水性による骨親和性の向上が図られている（例えば特許文献１、２等参照）。
【０００５】
歯科分野においても虫歯や歯周病により喪失した歯の機能再獲得のために、金属やセラミックス等の人工材料により置換して喪失した口腔機能を補う手段としては、義歯を歯根に埋めたり、完全に歯根まで喪失した場合は、健康な歯にブリッジをかけ義歯を置いたり等の治療手段がある。さらに現在、この歯科置換医療の先端的治療法の一つとして、口腔インプラント治療が実施されている。口腔インプラント治療とは、喪失歯部位の顎骨にチタン製人工歯根を植立する手段である。
【０００６】
これらの生体インプラントのうち、チタン材は、１９５２年スウェーデンのペル・イングヴァール・ブローネマルクが、チタンと骨が完全に結合する事を偶然発見し、その後、チタンがある一定の条件で骨に埋入された場合、チタンに対する骨の拒否反応は全くといってよいほど起こらず、そればかりかチタンの表面を覆う酸化膜を通して強い結合が生まれることを明らかにしたことから始まる。結合組織を介在することなくチタンと骨が直接結合する骨結合方式は、骨を表すラテン語のオス（ｏｓ）と結合を表す英語のインテグレーション（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）が組み合わされ、オッセオインテグレーション（ｏｓｓｅｏｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）と呼ばれている。
【０００７】
オッセオインテグレーションは、骨と金属が直接結合する現象であり、チタン表面の酸化膜と骨との接触面に働く力が生体の分子を酸化膜へと結合させ、骨性癒着を生じさせる（例えば非特許文献１等参照）。
【０００８】
インプラントの成功は、いかにオッセオインテグレーションを獲得するかが重要であり、インプラントの表面性状についてもさまざまな提案があり以下に述べる。
【０００９】
生骨に埋め込まれるインプラントの親水性を向上させる方法としては、インプラント表面を、非毒性塩を含む溶液に暴露することによって、インプラント表面に非毒性の塩残留物を付着させて、インプラントを乾燥させる（特許文献３参照）。
【００１０】
骨に少なくとも部分的に挿入するための親水性表面を有する金属インプラント、特に歯科インプラント及びこのインプラントの製造方法であり、オッセオインテグレーション特性の改良のため、少なくともいくつかの領域において、弱アルカリ溶液中で短時間処理することで、優れた親水性表面が得られる。このオッセオインテグレーション特性は、前処理である、材料除去による機械的表面変性、化学的表面変性後、又は処理無しで、少なくとも骨又は軟組織にさらされる表面の部分を、アルカリ溶液中で化学的に変性する方法により得ることができる（特許文献４参照）。
【００１１】
チタンまたはチタン合金から作製されたインプラントに関し、表面が粗面化され、インプラントが水酸化状態において、高エネルギー紫外線で処理されていることにより、親水性表面として、骨中への移植に適した骨親和性インプラントとすることができる（特許文献５参照）。
【００１２】
オッセオインテグレーションを促進させるためのチタン表面の酸化膜は、チタンが酸化された酸化チタンであり、その形成方法として、例えば、チタン表面と強い接合力を有して形成される陽極酸化法がある。
【００１３】
顎骨に属する軟組織内に延在するインプラントは、主に酸化チタンから構成される一つまたはそれ以上の外層を備え、各層は大部分をまたは完全にアナターゼ相が占める結晶性酸化チタンから構成される。酸化チタンの一つまたはそれ以上の外層を持つ歯科用インプラントにも適用され、陽極酸化法で作製される。陽極酸化は、電圧印加下で例えば硫酸およびリン酸を含む電解液に適用され、電解液中の部分の滞留時間は、大部分をまたは完全に結晶性アナターゼ相が占める酸化チタンが形成されるように選択される。このようにして優れた骨誘導および軟組織融合を達成することができる（特許文献６参照）。
【００１４】
また、陽極酸化で酸化チタンを被膜すると同時に、気孔径を水熱処理によってコントロールする方法がある。電解溶液に金属化合物を添加して陽極酸化し、グリセロリン酸塩、リン酸、硫酸、あるいはリン酸と硫酸の混酸を単独で用いるよりも、陽極酸化膜に多量のリンまたは硫黄を含有させる。さらに、添加された金属化合物に対応する金属も含有させることができる。その結果、水熱処理によって皮膜からリンまたは硫黄と添加された金属化合物に対応する金属がイオンとなって溶出するが、その溶出量が多いほど陽極酸化皮膜に形成される気孔の径が大きくなる（特許文献７参照）。
【００１５】
酸化チタンの結晶構造としてはアナターゼ型を使用するのは、光触媒機能がオッセオインテグレーションに有効に作用するためとであるが、チタン表面にタンパク質を固定化して、さらにオッセオインテグレーションを促進させる試みもなされている。
【００１６】
チタン製インプラントを埋入した場合には、生体内においてまずチタン表面にタンパク質が吸着し、その後様々な細胞応答が生じると考えられている。このため、インプラント表面を何らかのタンパク質で修飾して、早期に細胞応答を促すことで骨組織との良好な結合が得られることが期待される。このために、インプラントの生体適合性向上を目的として、細胞タンパク質の固定化が提案されている（非特許文献２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１７】
【特許文献１】特開２００２−３２７０７９号文献
【特許文献２】特開２０１１−１１０３８８号文献
【特許文献３】特表２０１１−５１０７４２号文献
【特許文献４】特表２０１０−５０１２１２号文献
【特許文献５】特表２００５−５０５３５２号文献
【特許文献６】特表２００７−５１３６８２号文献
【特許文献７】特開平１１−４３７９９号文献
【非特許文献】
【００１８】
【非特許文献１】吉成正雄「インプラント材料とその表面：その１．インプラント材としてのチタン」，歯科学報，１０３（５）：ｐ３１３−３１９
【非特許文献２】早川徹「生理活性物固定化バイオマテリアルの開発−トレシルクロリド法によるチタン表面への細胞接着タンパク質固定の試み−」，日本再生歯誌，４（２）：８７−９８，２００７
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
オッセオインテグレーションを原理としたオッセオインテグレーティドインプラントは、人間の有する機能を回復するための補綴治療であり、オッセオインテグレーションの成立と維持が長期的な成功に必須である。
【００２０】
このオッセオインテグレーションの促進のために従来から提案されているのは、インプラントの表面性状に関するものが多く、その目的は、骨とインプラントの密着性を向上させるための親水性向上と紫外線照射による、酸化チタンの光機能の向上であった。酸化チタンは、光の照射により電子が励起して光触媒機能を発現する。
【００２１】
光触媒機能は、光の照射、すなわち酸化チタンのエネルギーギャップ以上の励起エネルギーを与えて、電子を励起させることにより発現するが、オッセオインテグレーションを促進するのは、光触媒機能そのものというより、本質的には酸化チタン表面に結合する水酸基である。
【００２２】
しかしながら、酸化チタンの光触媒機能と言ってもその光触媒機能は同じでは無く、いかに高性能な光触媒機能を得るかはその表面改質に依存している。また、酸化チタン表面の水酸基は、酸素１原子がチタン１原子と結合しているターミナル水酸基と酸素１原子がチタン２原子と結合しているブリッジ水酸基があり、これらの水酸基を介して殺菌作用や超親水性をしめし、生体組織との結合が生起するが、光を照射しても、チタンが水酸基と結合していない部分があり、この疎水部は生体組織が結合しないと考えられている。
【００２３】
従って、生体インプラント表面に、いかに疎水部を少なくして多くの水酸基を結合させるかがオッセオインテグレーション獲得のための重要なキーポイントとなる。
【００２４】
本発明は、生体インプラントとの接着力が強固で、光触媒機能に優れた酸化チタン層を備え、細胞胞接着及び細胞増殖を促進させることができる生体インプラント及びその製造方法を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【００２５】
本発明による生体インプラントは、人間の体内に埋植される人工骨または口腔内の骨に埋入される人工歯根である生体インプラントにおいて、生体インプラントの表面で育成されたナノ結晶からなる多結晶体の多孔質膜である単相の結晶酸化チタン層を備えたことを特徴とする。多孔質体であることから比表面積が広く、光活性化機能が高い。また、結晶酸化チタン層は、アナターゼ型の結晶であり、ルチル型結晶との共晶状態は、アナターゼ型結晶の割合が７０％以上とする。
【００２６】
結晶酸化チタン層が表面で育成される生体インプラントの製造方法は、チタンアルコキシドとアンモニア水を混合して撹拌する工程と、チタンアルコキシドとアンモニア水を混合して撹拌した混合液から沈殿物を取り出す工程と、沈殿物と溶媒を混合して撹拌し、混合スラリーとする工程と、生体インプラントに混合スラリーを塗布する工程と、混合スラリーが塗布された生体インプラントを乾燥する工程と、乾燥した前記混合スラリーを加熱溶融する工程と、混合スラリーを加熱溶融した融解固化物を冷却する工程と、冷却した融解固化物から溶媒を除去する工程と、を備えている。
【００２７】
チタンアルコキシドと混合するアンモニア水は、アンモニアと水がモル比１：１で混合されている。チタンアルコキシドは、チタンテトラエトキシド、チタンテトライソプロポキシド、及びチタンテトラブトキシドより選択される単独、またはこれらの混合物である。
【００２８】
混合スラリーを作製する際に用いる溶媒は、塩化ナトリウム、リン酸水素ナトリウムまたはこれらの混合物であり、混合スラリーの低温乾燥は、室温〜１２０℃で行なう。乾燥後の混合スラリーを加熱溶融する工程における加熱温度は、アモルファスＴｉＯ２をアナターゼ型結晶に転移させるために、塩化ナトリウムを溶媒とする場合は４５０℃以上、リン酸水素ナトリウムを溶媒とする場合は５７０℃以上、塩化ナトリウムとリン酸水素ナトリウムを１：１で混合した場合は５４０℃以上である。
【００２９】
加熱溶融温度と時間は、アナターゼ型結晶からルチル型結晶への転移を抑え、アナターゼ型結晶を７０％以上とするために、加熱温度は７００℃〜９００℃とし、加熱温度と時間の関係は、塩化ナトリウムを溶媒とする場合は、８００℃で３〜６０分、８５０℃で１〜１０分であり、リン酸水素ナトリウムを溶媒とする場合は、８００℃で１００〜６０００分、８５０℃で２０〜２００分であり、塩化ナトリウムとリン酸水素ナトリウムを１：１で混合した場合は、８００℃で２００〜２０００分、８５０℃で５〜６０分とする。加熱溶融してから冷却した後に行う溶媒の除去は、熱０．１Ｍ塩酸を使用して洗浄する。
【００３０】
アナターゼ型の結晶酸化チタン層を備えた生体インプラントは、光触媒活性能が優れ、表面に結合する水酸基を介して行なわれる細胞接着タンパク質の固定化も容易に行なうことができる。この場合、タンパク質は細菌を付着しやすいので、歯科用インプラントは、埋入後の縫合部から侵入する細菌の付着によるインプラント周囲炎を抑えるために、フィクスチャー部上部のカラー部近辺にはタンパク質を固定化しなくてもよい。
【００３１】
アナターゼ型結晶酸化チタン層を備えた生体インプラントは、光触媒活性能が優れているために、活性状態とするために、紫外線照射のほか、水中での超音波照射でも触媒機能（殺菌作用や超親水性）が発現する。結晶酸化チタン層への細胞接着タンパク質の固定化についても同様であり、生体インプラントに紫外線照射または水中で超音波照射して表面を活性化状態としてから、トレシル化を行なう。
【００３２】
生体インプラントに形成される酸化チタン層は、結晶育成時の残留応力を引張応力とすれば、光照射に対する機能が向上するが、このため、生体インプラントの材料は、熱膨張係数が酸化チタンより小さい材料とし、例えばセラミックスが好適である。
【発明の効果】
【００３３】
本発明による生体インプラントは、チタンを基材とする生体インプラント表面に、直接、高品質なナノ結晶からなる多結晶体の多孔質膜を形成した酸化チタン層を育成したので、製造コストが低く、さらには、アナターゼ型結晶であるため、優れた光触媒機能を有する。このため、光照射に対して疎水部が少なく、生体インプラント表面全体的に水酸基が存在する高性能な生体インプラントが得られ、光の照射により活性化された酸化チタン表面と生体組織の親和性が向上するとともにオッセオインテグレーションが促進される効果がある。
【００３４】
従来、生体インプラント表面に微細な凹凸を付与するために、酸エッチング処理やブラスト処理といった表面処理をしていたが、本発明では、生体インプラント表面に多孔質膜が直接形成されるため、微細な凹凸構造を付与する表面処理が必要なく、低コスト化が図れる。
【００３５】
また水酸基の存在は、生体インプラント表面改質の一環であるタンパク質の固定化過程におけるトレシル化にも効果を発揮する。
【００３６】
本発明の生体インプラントは、超音波による触媒機能発現効果も大きく、生体内に埋め込まれる際に、水中で超音波照射が行なわれていてもよい。さらに、生体内に埋め込まれた後に、超音波刺激を非侵襲的に生体外からインプラントに照射することで、治癒促進と治療期間を短縮することができる。
【００３７】
生体インプラントに形成される酸化チタン層は、結晶育成時の残留応力が引張応力となるので、光照射に対して高感度化する効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】本発明が適用される生体インプラントの一例としての歯科用インプラント。
【図２】チタン表面の結晶構造を説明する図。
【図３】酸化チタンへの水酸基結合状態を説明する図。
【図４】チタンへの骨性タンパク質の吸着メカニズムを説明する図。
【図５】生体インプラントのトレシル化を説明する図。
【図６】フラックス法を説明するための結晶−フラックス２成分系状態図。
【図７】フラックス法による結晶酸化チタン層の生成方法
【発明を実施するための形態】
【００３９】
本発明の生体インプラントは、人間の体内に埋植される人工骨及び口腔内の骨に埋入される人工歯根を対象としている。ここでは、「生体インプラント」は、人工骨及び人工歯根を総称する名称として使用し、人工歯根は、「歯科用インプラント」と呼ぶこととする。本発明においては、人工骨及び歯科用インプラント（人工歯根）は同様の技術が適用でき、以下、歯科用インプラントについて説明する。
【００４０】
図１は、生体インプラントの一例として歯科用インプラントのフィクスチャー部の形状を示している。図１において、フィクスチャー部１０は、カラー部１２とフィクスチャー１４を示している。フィクスチャー１４には、埋入を補助するガイド突起１８が設けられている。歯槽骨へは根尖部１６から埋入され、埋入しやすいように根尖部１６はテーパ形状となっている。歯槽骨に埋入されたフィクスチャー１４には、オッセオインテグレーション作用により表面に生体組織が結合する。フィクスチャー表面には、タンパク質の吸着、細胞の接着、伸展、配列、増殖を促進するために、微細な凹凸や溝が設けられ、コンタクトガイダンスの役割を果たし、生体親和性を向上させている。
【００４１】
歯科用インプラントは、一般にチタンを材料としており、表面は酸化膜、即ち酸化チタンで覆われている。
【００４２】
図２は、生体インプラントにおけるチタン表面の結晶構造を示している。チタン２２は物質的には極めて安定な物質であり、その表面は空気中の酸素と反応して酸化チタンの被膜、即ち、酸化チタン２４が形成されている。チタンＴｉと酸素Ｏが結合して安定な状態となっている。この状態は、物質的には安定な状態であるが、生物学的には不活性な状態であり、以下、不活性状態と言う。
【００４３】
図３は、チタン２２の表面に存在する酸化チタン２４に水酸基が結合している状態である。水酸基は、酸素Ｏ１原子がチタンＴｉ１原子と結合しているターミナル水酸基（−ＯＨ）２６と、酸素Ｏ１原子がチタンＴｉ２原子と結合しているブリッジ水酸基（Ｏ−Ｈ）２８がある。この状態が生物学的には活性な状態であり、以下、活性化状態と言う。
【００４４】
オッセオインテグレーションは、一般に塩基性水酸基であるターミナル水酸基を介して行なわれ、リン酸カルシウムの析出や骨性タンパクであるオステオカルシンやオステオポンチンの吸着により生体組織と結合する。骨性タンパクがチタンに吸着するメカニズムは、非特許文献１によれば、次のように考えられている。
【００４５】
図４はチタンの骨性たんぱく質の吸着メカニズム３２を説明する図を示し、非特許文献１からの引用である。図４を参照しながらオッセオインテグレーションの獲得プロセスを説明する。
【００４６】
歯科用インプラント材としてのチタン２２の表面は酸化チタン２４で皮膜されているが、表面の酸化チタン２４と骨性タンパク質３６は、ｐＨが７付近では、ともに負に帯電しており、カルシウム３４などの２価の陽イオンの存在により両者が引き合う。また、酸化チタン表面に結合したターミナル水酸基２６は、正の電荷を持つことから、負の電荷を持つ骨性タンパク質３６と引き合うものと考えられる。歯科用インプラント材であるチタン２２の表面でのオッセオインテグレーションは、酸化チタン２４を介して、骨組織との界面での中間層の形成により行われている。
【００４７】
中間層は、チタン製の歯科用インプラント埋入初期は、骨芽細胞から生成されたオステオカルシン３８やオステオポンチン４０が、カルシウム３４やターミナル水酸基２６を介して酸化チタン表面に吸着することにより形成される。そして、これらの骨性タンパク３６は骨芽細胞の遊走性を高めて、骨芽細胞のインテグリと結合し、「チタン−酸化チタン−水酸化チタン−カルシウム−骨性タンパク−コラーゲン繊維−骨」の層構造となる。この層構造は、時間の経過とともに、「チタン−酸化チタン−水酸化チタン−タンパク多糖複合体−類骨（石灰化前の骨組織）−骨」の構造となり、オッセオインテグレーションが獲得される。
【００４８】
一方、酸化チタン２４は、エネルギーギャップ以上の励起エネルギーで電子を励起することにより光触媒機能が発現し、空気中の酸素や水と反応し、活性酸素であるスーパーオキサイドアニオン（Ｏ２−）とヒドロキシラジカル（ＯＨ）を発生する。これが殺菌作用を示すとともに、酸化チタン表面と反応し、ターミナル水酸基２６とブリッジ水酸基２８を生成するために超親水性を示す。特にターミナル水酸基２８は塩基性であり、骨の細胞の増殖と分化に果たす役割は大きく、ターミナル水酸基２８の増加により表面がプラスとなり、インプラントへのタンパク質の吸着を促す。
【００４９】
酸化チタンの光触機能は、エネルギーギャップ以上の励起エネルギーで電子を励起することにより発現するが、励起した電子は正孔と再結合すると、エネルギーは熱へと変化し、光触媒機能は失われる。光照射によって生成した表面水酸基は、数日後にはもとの架橋酸素に戻る。これは大気中に酸化チタンを置いた場合であって、例えば水中や生理食塩水中に保存しておくことにより、超親水性は１ヶ月以上経過しても機能を持続している。このため、生体インプラントを人体へ埋め込む前に、光触媒機能を発現させておけば、光が遮断される人体内でも血液や生体組織により、光触媒機能、特に超親水性機能は長期的に持続すると考えられる。
【００５０】
オッセオインテグレーションは、生体インプラントの表面形状にも依存し、微細溝の存在は、タンパク質の吸着、細胞の分化・発現形態に影響し、コンタクトガイダンスとして焦点接着斑や細胞骨格の進展方向を制御する。
【００５１】
また、細胞接着は、生体インプラント表面に細胞外マトリクスが吸着し、この細胞外マトリクスに細胞膜介在のレセプタインテグリンが接着し、細胞外マトリクスの情報が細胞内タンパク質に伝達されることにより達成する。細胞外マトリクスは、フィブロネクチン、ビトロネクチン等の細胞接着分子であり、これらの吸着は生体インプラント表面の微細構造に影響される。
【００５２】
表面粗さの違いは骨組織との機械的な嵌合力と関係し、１〜１０μｍ程度のマイクロ粗さ、１〜１００ｎｍ程度のナノ粗さは、タンパク質の吸着、骨芽細胞の接着に重要な役割を果たしている。骨組織は、コラーゲンを主成分とする細胞外マトリクスにアパタイト結晶が沈着したナノ構造複合体であり、骨芽細胞や破骨細胞は骨組織に表面に付着するため、マイクロレベルの形状とナノレベルの形状が相乗効果をもたらすことによる生体反応役割が重要と考えられている。
【００５３】
このため、様々な方法で生体インプラント表面に微細構造を付与する加工が行なわれている。例えば、酸エッチング処理、ブラスト処理、チタンプラズマ容射や陽極酸化処理等である。
【００５４】
本発明における生体インプラント表面は、高品質なナノ結晶からなる多結晶体の多孔質膜が形成されているので、生体インプラント表面への微細構造を付与するための処理が必要なく、しかも直接形成されたナノ構造の多孔質膜により、骨組織の細胞接着に優れた生体インプラントが得られる。
【００５５】
酸化チタンに結合しているターミナル水酸基は、骨細胞の増殖と分化に寄与してインプラントへのタンパク質の吸着を促すが、さらに、生体インプラントの表面を何らかのタンパク質で修飾して、細胞応答を促すことで早期に骨組織との良好な結合を得ることを目的として、細胞タンパク質の固定化が試みられている。非特許文献２によれば、トレシルクロリドを用いて生体インプラント表面のトレシル化により、タンパク質を固定化する方法が開示されている。
【００５６】
図５は、生体インプラントのトレシル化４４を説明する図である。生体インプラント表面の酸化チタン２４にターミナル水酸基２６が結合している活性化状態で、トレシルクロリド（ＣＩＳＯ２ＣＨ２ＣＦ３）４６を塗布する（図４の（Ａ））。この状態で放置し、溶液状態のトレシルクロリド４６を酸化チタンと結合している塩基性のターミナル水酸基２６と直接反応させる。ターミナル水酸基２８とトレシルクロリドとの間では脱塩化水素反応が起こり、生体インプラント表面がトレシル化される。過剰なトレシルクロリドは、反応中に蒸発する（図４の（Ｂ））。
【００５７】
トレシル化された生体インプラントを、例えばフィブロネクチンＰＢＳ溶液を調製して、１〜２日間浸漬して反応させ、フィブロネクチンを固定化する。これにより、生体インプラント表面には細胞接着タンパク質が固定化され、歯肉由来繊維芽細胞の付着が促進され、生体組織の細胞がより伸展する。
【００５８】
ただ、細胞接着タンク質が固定化された歯科用インプラントの場合は、縫合部から侵入した口内の細菌が固定化されたタンパク質に付着しやすく、インプラント周囲炎を発症する可能が高くなることが考えられる。このため、フィクスチャー部のカラー部側近傍にはタンパク質を固定しないほうが、インプラント周囲炎の発症を抑えることができ、また、歯科用インプラント埋入後の汚染に対する処置もしやすくなる。
【００５９】
このように、酸化チタン表面に、直接オッセオインテグレーションを獲得させる場合であっても、細胞接着タンパク質を固定化する場合であっても、酸化チタンに結合している水酸基の存在を介して行なわれるものであり、インプラント表面には、優れた活性状態を呈するために、光照射による光触媒機能を備えた酸化チタン被膜の形成が必要となる。
【００６０】
本発明は、直接、ナノ結晶からなる多結晶体の多孔質膜を形成した酸化チタン層を育成したことを特徴とし、製造コストが低く、また、高性能なナノ結晶が得られ、構造的にも多孔質構造であるため比表面積が広く、光活性能を向上させることができる。
【００６１】
酸化チタンの結晶構造は、アナターゼ型とルチル型がある。光触媒機能は、エネルギーギャップ以上の励起エネルギーで電子を励起することにより発現するが、エネルギーギャップは、アナターゼ型が３．２ｅＶ、ルチル型が３．０ｅＶである。アナターゼ型の方が励起エネルギーは高いが、アナターゼ型の結晶は、ルチル型と比較して粒子が小さいため比表面積が大きく、光触媒機能が効率的に発現するため、光触媒活性能は高く、光照射による生体インプラントの活性化状態を得るためには、アナターゼ型が好ましい。
【００６２】
本発明は、生体インプラント表面に酸化被膜が形成された生体インプラントであり、フラックス法により、表面に直接的なアナターゼ型酸化チタンのナノ結晶からなる多結晶体の多孔質膜を育成することを特徴としている。
【００６３】
フラックス法は、物質の融点より低い温度で高品質な結晶を育成する技術であり、このフラックス法を利用して、生体インプラント表面で高品質な酸化チタン結晶の育成を行なっている。
【００６４】
図６は、フラックス法による結晶育成概念を説明するための結晶−フラックス２成分系状態図５０である。結晶とフラックス（溶媒）の共晶型の状態を示している。液相線５２は、結晶またはフラックスが溶融する境界線である。液相線より高温の領域では液相となっており、液相線より低温で、共晶組成ＸＥの融点ＴＥ以上の領域では結晶またはフラックスの固相と液相が混在している。共晶組成ＸＥの融点ＴＥ以下では、結晶とフラックスの固相状態である。
【００６５】
フラックスは、結晶の融点ＴＡを、共晶組成ＸＥの融点ＴＥまでの範囲で下げる。例えば、Ｘ組成の混合物を温度Ｔ１まで加熱すると、ａ点で液相となる。液相となった溶液からフラックスを蒸発させると、溶質が徐々に濃縮されて、ｂ点で結晶の成長が始まる。さらにフラックスの蒸発が進行すると、結晶も成長する。また、ａ点で液相となった溶液を徐々に冷却し、温度Ｔ２となるｃ点に到達させても、結晶の成長が開始する。さらに温度を下げていくと、共晶温度ＴＥになるまで、結晶の成長が続き、溶液の化学組成はＸＥとなる。このように、目的結晶は、融点ＴＡよりはるかに低い温度で成長する。
【００６６】
次に、歯科用インプラントに対して、表面に直接ナノ結晶酸化チタン層を形成する方法について説明する。
【００６７】
図７は、フラックス法によるナノ結晶酸化チタン層の生成方法６０を示すフローチャートである。
【００６８】
まず、酸化チタンの出発原料組成物であるチタンアルコキシドを用意する（ステップＳ１）。チタンアルコキシドは、チタンテトラエトキシド、チタンテトライソプロポキシド、及びチタンテトラブトキシドの他、チタンテトラメトキシド、チタンテトラｎプロポキシド、チタンテトラｉｓｏプロポキシド等より選択される単独の材料、またはこれらの混合物であってもよい。用意したチタンアルコキシドは、アンモニア水に入れ、混合液を撹拌する（ステップＳ２）。アンモニア水は、アンモニアと水をモル比１：１で混合する。その後しばらく静置し、沈殿物ができるまで待つ（ステップＳ３）。沈殿物ができたら、アンモニアとアルコールを取り除くために水で洗い、沈殿物を取りだす（ステップＳ４）。沈殿物は、アモルファス状の酸化チタン（アモルファスＴｉＯ２）である。
【００６９】
このアモルファスＴｉＯ２を溶媒に混合して撹拌し、混合スラリーとする（ステップＳ５）。溶媒は、塩化ナトリウムやリン酸水素ナトリウム、または、これらの混合物に水を混ぜたものである。水は不純物を含まないイオン交換水か蒸留水を使用する。混合スラリーは、アモルファスＴｉＯ２と溶媒の重量比が約４：５とすることが好ましい。
【００７０】
この段階で、生体インプラント表面に混合スラリーを塗布し（ステップＳ６）する。生体インプラントは、オッセオインテグレーション促進のため、その表には微細な凹凸を設けたもの、あるいは多孔質構造を有するもの等があり、滑らかな表面ではない。このため、生体インプラント表面に混合スラリーを均一に塗布するときに、生体インプラントを混合スラリーに浸漬して、真空脱泡してもよい。微細な凹凸部や多孔質構造体内部へも混合スラリーが浸透し、均一な塗布が可能となる。さらに、混合スラリーの水分を増減させて粘度調整し、均一な塗布が可能な条件とすることもできる。
【００７１】
混合スラリーを生体インプラントに塗布した後は低温乾燥させる（ステップＳ７）。低温乾燥の温度は、室温から１２０℃の範囲でおこなう。その後、乾燥した混合スラリーを高温で加熱溶融する（Ｓ８）。この加熱溶融過程では、温度を高くするに従い、酸化チタン結晶は、アモルファス状の結晶からアナターゼ型結晶、そしてルチル型結晶へと転移する。アモルファス状の結晶からアナターゼ型結晶へ転移する温度は、溶媒に依存し、塩化ナトリウムを溶媒とする混合スラリーでは４５０℃、リン酸水素ナトリウムを溶媒とする場合は５７０℃、塩化ナトリウムとリン酸水素ナトリウムを１：１で混合した場合は５４０℃である。従って、この転移温度以上で加熱溶融することで、アナターゼ型結晶の酸化チタンが生成される。ここで生成された酸化チタンは単相のアナターゼ型結晶である。
【００７２】
一方、加熱時間の経過とともにアナターゼ型結晶は、ルチル型結晶に転移する。このため、アナターゼ型結晶の酸化チタンを得るための加熱時間は、溶媒に依存するが、ルチル型結晶を３０％以下に抑え、アナターゼ型結晶が７０％以上となる条件は次のようになる。
【００７３】
塩化ナトリウムを溶媒とする場合は、８００℃で３〜６０分、８５０℃で１〜１０分である。リン酸水素ナトリウムを溶媒とする場合は、８００℃で１００〜６０００分、８５０℃で２０〜２００分である。塩化ナトリウムとリン酸水素ナトリウムを１：１で混合した場合は、８００℃で２００〜２０００分、８５０℃で５〜６０分である。
【００７４】
これ以上の加熱時間を経過すると、アナターゼ型結晶はルチル型結晶と共存状態となり、さらに加熱時間を経過すると全てのアナターゼ型結晶はルチル型結晶へ転移する。酸化チタンの融点は１８２５℃であり、融点より極めて低い温度で結晶の育成が行なえる。
【００７５】
高温で加熱溶融した後は、室温まで冷却する（Ｓ９）。アモルファス状からアナターゼ型結晶に転移する反応は不可逆であるため、冷却しても再びアモルファス状となることはない。この状態ではまだ混合スラリーの溶媒に使用した塩化ナトリウムあるいはリン酸水素ナトリウムが残っているため、熱０．１Ｍ塩酸等で溶媒を除去する（Ｓ１０）。酸化チタン以外の不純物を残さないように充分に洗浄することが必要である。塩化ナトリウムの除去には、生体インプラントを高速回転させ、遠心分離により除去してもよい。
【００７６】
これらの製造工程により、生体インプラント表面には、直接的に高性能なナノ結晶多孔質構造の単相アナターゼ型酸化チタン層が育成される。表面に育成された酸化チタン層は、紫外線の照射により光触媒機能を発現するが、その際光の照射により酸化チタンの結晶表面は硬度が増加する現象が起き、この変化と超親水性の発現に相関があることが知られている。この現象は、光の照射を遮断すると元に戻る可逆的な現象である。結晶表面の硬度が増加している場合には、表面近傍に圧縮応力が働いている。圧縮応力は、光の照射により結晶格子が膨張した場合に、結晶内ではお互いの格子同士の反発から変化が抑制されるために発生する。このため、酸化チタンの光誘起による親水化反応にともない、結晶表面領域では体積膨張を伴う構造変化が生じている。
【００７７】
この現象は、結晶育成時の残留応力を利用した光触媒機能の高活性化に適用できる。光照射により結晶表面近傍に圧縮応力が働いているが、このため、結晶育成時の残留応力が圧縮応力のときは光触媒機能に大きく影響することはないが、残留応力を引張応力とすることで、光照射に対して高感度化し、短時間で光触媒機能の活性化が促進される。
【００７８】
このためには、高温焼結時の温度を利用した方法で残留応力を引張応力とすることができ、結晶育成の基材となる生体インプラントの熱膨張係数を酸化チタンの熱膨張係数よりも小さい材料を使用する。生体インプラントの熱膨張係数を酸化チタンの熱膨張係数よりも小さければ、高温から室温に冷却した際に、生体インプラントに対して酸化チタン層の方が収縮率は大きく、酸化チタン層には引張応力が残留することになる。
【００７９】
酸化チタンの熱膨張係数は、一般に７〜１０×１０−６／℃であるため、酸化チタンの熱膨張係数よりも小さい材料としては、熱膨張係数が５．５×１０−６／℃である超硬合金（ＷＣ−ＣＯ）や、熱膨張係数が７×１０−６／℃以下であるセラミックスがある。セラミックスは歯科用材料として使用されているため、生体インプラントとしての基材に使用でき、特に、炭化珪素（ＳｉＣ）は熱膨張係数が４．２×１０−６／℃、窒化ケイ素（Ｓｉ３Ｎ４）は熱膨張係数が２．６×１０−６／℃と適している。
（実施例１）
【００８０】
生体インプラント表面へのナノ結晶多孔質構造の単相酸化チタン層の育成は、純チタン製の歯科用インプラント（アルファタイトインプラントＳＢ−ｔｙｐｅ、ケンテック株式会社）を使用した。
【００８１】
チタンアルコキシドとしてチタンテトライソプロポキシドを用意した。アンモニア水は、アンモニアと蒸留水をモル比１：１として混合した。このアンモニア水に、チタンテトライソプロポキシドを混合してスターラで１０分間撹拌し、その後静置した。
【００８２】
沈殿物が生成したところで、残ったアンモニア水を捨て、沈殿物を蒸留水で繰り返し水洗いし、アンモニアとアルコールを除去した。沈殿物はアモルファスＴｉＯ２であり、このアモルファスＴｉＯ２と塩化ナトリウムを、重量比が４：５となるように秤量してまぜ、イオン交換水を加えて混合スラリーを作製し、ボールミルで撹拌した。
【００８３】
この混合スラリーを、歯科用インプラントの表面に塗布する、あるいは、混合スラリーに歯科用インプラントを浸漬して、歯科用インプラントの表面に混合スラリーを付着させた。その後、１００℃で乾燥させ、水分が蒸発して乾いた状態となったことを確認してから、加熱炉の炉内に置いた。加熱溶融は、４５℃／時間の昇温速度で８００℃まで加熱し、１０分間その温度を維持し、その後電気炉の電源を切断して、室温になるまで電気炉内に置き、自然冷却させた。冷却後は、歯科用インプラントから塩化ナトリウムを除去するため、熱０．１Ｍ塩酸で繰り返し洗浄した。洗浄後に１００℃で乾燥させ、アナターゼ型酸化チタンの層を得た。
【００８４】
光触媒特性は、メチレンブルーの分解によって評価した。アナターゼ型酸化チタン層を備えた歯科用インプラントを２０ｐｐｍのメチレンブルー標準液にいれて暗所で一日保持した後、１０ｐｐｍのメチレンブルー試験液１０ｍｌの入った試験管に入れて、波長が３６０ｎｍと２５０ｎｍにピークを持つブラックライトを、８ｍｍの距離から照射した。このとき、比較のために、アナターゼ型酸化チタン層を設けない初期の歯科用インプラントも同時に評価した。
【００８５】
評価結果は、アナターゼ型酸化チタン層を設けた歯科用インプラントでは、４から５時間経過後、ほぼ透明な色になった。これに対して、アナターゼ型酸化チタン層を設けない初期の歯科用インプラントでは、５時間経過後も目視で確認できるほどの色の変化はなかった。
【００８６】
さらに、同様な評価を超音波照射で行なったが、アナターゼ型酸化チタン層を設けた歯科用インプラントでは、６から７時間経過後、ほぼ透明な色になった。
【００８７】
また接着強度も、酸化チタンのナノ結晶を、直接、歯科用インプラント表面で育成するので、基材との強い接着強度が得られた。
（実施例２）
【００８８】
本発明によるナノ結晶多孔質構造のアナターゼ型酸化チタンが、タンパク質の固定化過程におけるトレシル化に有効であることを確認するために、実施例１で得られた歯科用インプラント用いて表面のトレシル化を試みた。
【００８９】
実施例１で試作した歯科用インプラント表面に、ブラックライトを２時間照射してから、１００ｐｐｍのフィロネクチンＰＢＳ溶液を塗布し、５０時間反応させた。比較のために、アナターゼ型酸化チタン層を設けない初期の歯科用インプラントにも、１００ｐｐｍのフィロネクチンＰＢＳ溶液を塗布し、５０時間反応させた。その後、アセトンで２つの歯科用インプラントの表面を洗浄して、ＸＰＳでフッ素原子のピークを測定した。
【００９０】
その結果、いずれの歯科用インプラントでもＦ１ＳのＸＰＳスペクトルが検出されたが、アナターゼ型酸化チタン層が表面に形成された歯科用インプラントのほうが強いスペクトルであった。これより、本発明による歯科用インプラントの表面に形成されたアナターゼ型酸化チタン層は、トレシル化し易く、このことはタンパク質との反応もしやすいことが想定され、細胞接着タンパク質の固定化にも有効であることが示唆された。
（実施例３）
【００９１】
残留応力による光触媒機能を評価するため、酸化チタン結晶の残留応力が引張応力となる窒化ケイ素（京セラ製ＳＮ２２０）を材料として、１０ｍｍ×１０ｍｍで厚さ１ｍｍの試料を焼結作製した。この窒化ケイ素試料を、実施例１で作製した混合スラリーに浸漬して、表面に混合スラリーを付着させた。その後、１００℃で乾燥させ、水分が蒸発して乾いた状態となったことを確認してから、加熱炉の炉内に置いた。加熱溶融は、４５℃／時間の昇温速度で８５０℃まで加熱し、１０分間その温度を維持し、その後電気炉の電源を切断して、室温になるまで電気炉内に置き、自然冷却させた。冷却後は、窒化ケイ素試料から塩化ナトリウムを除去するため、熱０．１Ｍ塩酸で繰り返し洗浄した。洗浄後に１００℃で乾燥させ、アナターゼ型酸化チタンの層を得た。
【００９２】
光触媒特性は、メチレンブルーの分解によって評価した。アナターゼ型酸化チタン層を備えた窒化ケイ素試料を２０ｐｐｍのメチレンブルー標準液にいれて暗所で一日保持した後、１０ｐｐｍのメチレンブルー試験液１０ｍｌの入った試験管に入れて、波長が３６０ｎｍと２５０ｎｍにピークを持つブラックライトを、８ｍｍの距離から照射した。評価結果は、メチレンブルーの溶液が、３時間経過後、ほぼ透明な色になった。この結果から、残留応力として引張応力が存在するアナターゼ型酸化チタンでは、光触媒機能の活性化効果が確認された。
【００９３】
以上、本発明の実施例を歯科用インプラントについて説明したが、本発明は歯科用インプラントのフィクスチャー部だけでなく、フィーリングアパットメントやカバーアパットメントといったキャップ、さらには、生体内に埋植される人工骨やボーンスクリュウ、チタンメッシュ等に対しても有効であり、その目的と利点を損なうことのない適宜の変形を含み、更に、上記の実施形態よる限定は受けない。
【符号の説明】
【００９４】
１０  歯科用インプラント
１２  カラー部
１４  フィクスチャー部
１６  根尖部
１８  ガイド突起
２０  チタン表面の結晶構造
２２  チタン
２４  酸化チタン
２６  ターミナル水酸基
２８  ブリッジ水酸基
３０  酸化チタンへの水酸基結合状態
３２  チタンへの骨性たんぱく質の吸着メカニズム
３４  カルシウム
３６  骨性タンパク質
３８  オステオカルシン
４０  オステオポンチン
４４  生体インプラントのトレシル化
４６  トレシルクロリド
５０  結晶−フラックス２成分系状態図
５２  液相線
【図２】
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【図３】
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【図６】
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【図７】
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【図１】
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【図４】
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【図５】
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