(57)【要約】【課題】骨組織新生を速やかに亢進させ、骨組織と短期間でかつより確実に結合可能なインプラントを提供すること。【解決手段】本発明のインプラントは、インプラント材の表面に光触媒活性及び生体親和性を有する金属酸化物層を備えることを特徴とする。本発明のインプラントは、その表面に生体親和性を有する金属酸化物層を備えるため、生体内に埋入した場合に骨芽細胞との接着面積を増大させることが可能になり、その結果インプラントの細胞接着及び細胞増殖を改善することができる。これにより、骨組織新生が速やかに亢進され、骨組織とインプラントを短期間でより確実に結合することが可能になる。また、本発明のインプラントは、その表面に形成された金属酸化物層が光触媒活性をも有するため、インプラント表面に付着した細菌等を殺菌して感染巣の完全除去や無毒化が可能になる。よって、インプラントが汚染されていても再骨形成が可能になり、またインプラント周囲炎の治療にも有効である。【選択図】なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
インプラント材の表面に光触媒活性及び生体親和性を有する金属酸化物層を備える、インプラント。
【請求項２】
前記金属酸化物層が陽極酸化法により形成され、かつフッ化物で処理されたものである、請求項１記載のインプラント。
【請求項３】
フッ化物がフッ化水素アンモニウムである、請求項２記載のインプラント。
【請求項４】
前記金属酸化物層がプラズマソースイオン注入成膜法により形成され、かつ６５０℃超の温度でアニーリングされたものである、請求項１記載のインプラント。
【請求項５】
前記金属酸化物層が酸化チタン、酸化錫、酸化亜鉛、三酸化ビスマス、三酸化タングステン、酸化第二鉄及びチタン酸ストロンチウムのうちのいずれかで構成される、請求項１〜４のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項６】
デンタルインプラントである、請求項１〜５のいずれか一項に記載のインプラント。
【請求項７】
光照射して使用に供される、請求項１〜６のいずれか一項に記載のインプラント。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明はインプラントに関し、より詳細には骨組織と短期間でより確実に結合可能なインプラントに関する。
【背景技術】
【０００２】
う蝕、歯周病により失われた歯牙をインプラントにより再建する治療法は、その予知性の高さから広く認知されるに至っている。インプラントの材質として、例えば、純チタンやチタン合金が使用されているが、顎骨に埋入されたインプラントが咬合力を支持できるまで（骨組織がインプラントに結合するまで）、通常下顎で３ヶ月、上顎で６ヶ月の治癒期間が必要となる。このため、治療期間の長期化は、患者や術者の不満を募らせる要因となる。
【０００３】
そこで、治癒期間の短縮化、骨組織とインプラントとのより確実な結合を達成すべく、様々なインプラントの表面改質の試みがなされている。具体的には、サンドブラスト、陽極酸化、酸エッチングなどが検討されているが、これらの方法はインプラント表面に一定の粗さを付与することで骨組織の新生を亢進することを意図しており、現在市販されているインプラントの多くは表面粗化したインプラントである。
【０００４】
近年、上記した表面粗化に加えて、化学的に表面改質する方法が検討されている。例えば、サンドブラスト及びフッ化物処理したチタンインプラントが提案されており、これにより骨組織新生が亢進されるとの報告がある（特許文献１、非特許文献１及び２）。また、サンドブラスト及び酸エッチング処理したチタンインプラントを、直ちに等張性の生理食塩水に密閉することで、パックを開封するまで無菌性と表面エネルギーとを高水準で維持しつつ、有意な骨とインプラントとの結合が可能になるとの報告もある（非特許文献３及び４）。
【特許文献１】特表２００５−５３３５５２号公報
【非特許文献１】J.E. Ellingsen, C.B. Johansson, A. Wennerberg and A. Holmen,Improved retention and bone-to-lmplant contact with fluoride-modified titanium implants, Int J Oral Maxillofac Implants 19 (2004), pp. 659-666
【非特許文献２】Lyndon F. Cooper, Yongsheng Zhou, Jun Takebe, Juanli Guo, Armin Abron, Anders Holmen and Jan Eirik Ellingsen, Fluoride modification effects on osteoblast behavior and bone formation at TiO2 grit-blasted c.p. titanium endosseous implants, Biomaterials 27 (6), (2006), pp. 926-936
【非特許文献３】Germanier Y, Tosatti S, Broggini N, Textor M, Buser D., Enhanced bone apposition around biofunctionalized sandblasted and acid-etched titanium implant surfaces. A histomorphometric study in miniature pigs.Germanier, Clin.Oral Implants Res. 2006 Jun;17(3):251-257
【非特許文献４】Buser D, Broggini N, Wieland M, Schenk R.K., Denzer A.J., Cochran D.L., Hoffmann B, Lussi A, Steinemann S.G., Enhanced bone apposition to a chemically modified SLA titanium surface., J Dent Res. 2004 Jul;83(7):529-533
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、上記インプラントはいずれも臨床において必ずしも十分とは言い難く、骨組織新生を速やかに亢進させ、骨組織と短期間でかつより確実に結合可能なインプラントの開発が求められている。
【０００６】
本発明はこのような実情に鑑みなされたものであり、その解決しようとする課題は骨組織新生を速やかに亢進させ、骨組織と短期間でかつより確実に結合可能なインプラントを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明者らは上記課題を解決するため鋭意研究を重ねた結果、インプラント材の表面に光触媒活性及び生体親和性を有する金属酸化物層を備えるインプラントとすることで上記課題が解決できることを見出し、本発明を完成するに至った。
【０００８】
すなわち、本発明は以下のとおりである。
（１）インプラント材の表面に光触媒活性及び生体親和性を有する金属酸化物層を備える、インプラント。
（２）上記金属酸化物層が陽極酸化法により形成され、かつフッ化物で処理されたものである、上記（１）記載のインプラント。
（３）フッ化物がフッ化水素アンモニウムである、上記（２）記載のインプラント。
（４）上記金属酸化物層がプラズマソースイオン注入成膜法により形成され、かつ６５０℃超の温度でアニーリングされたものである、上記（１）記載のインプラント。
（５）上記金属酸化物層が酸化チタン、酸化錫、酸化亜鉛、三酸化ビスマス、三酸化タングステン、酸化第二鉄及びチタン酸ストロンチウムのうちのいずれかで構成される、上記（１）〜（４）のいずれかに記載のインプラント。
（６）デンタルインプラントである、上記（１）〜（５）のいずれかに記載のインプラント。
（７）光照射して使用に供される、上記（１）〜（６）のいずれかに記載のインプラント。
（８）少なくとも一部分を骨組織に接触させて骨組織新生を亢進するための、上記（１）〜（６）のいずれかに記載のインプラント。
（９）少なくとも一部分を骨組織に接触させて細胞接着及び／又は細胞増殖を増強するための、上記（１）〜（６）のいずれかに記載のインプラント。
（１０）少なくとも一部分を骨組織に接触させて光照射し骨組織の再形成を促進するための、上記（１）〜（６）のいずれかに記載のインプラント。
（１１）少なくとも一部分を骨組織に接触させて光照射し当該インプラント周囲の炎症を抑制するための、上記（１）〜（６）のいずれかに記載のインプラント。
【発明の効果】
【０００９】
本発明のインプラントは、その表面に生体親和性を有する金属酸化物層を備えるため、生体内に埋入した場合に骨芽細胞との接着面積を増大させることが可能になり、インプラントの細胞接着及び細胞増殖を改善することができる。これにより、骨組織新生が速やかに亢進され、骨組織とインプラントを短期間でより確実に結合することが可能になる。よって、治癒期間の短縮化が可能になる。
また、本発明のインプラントは、その表面に形成された金属酸化物層が光触媒活性をも有するため、インプラント表面に付着した細菌等を殺菌して感染巣の完全除去や無毒化が可能になる。これにより、インプラントが汚染されていても再骨形成が可能であり、またインプラント周囲炎の治療にも有効である。
したがって、本発明のインプラントは、歯科領域（デンタルインプラント）のみならず、外科領域（整形外科、形成外科を含む）においても有用である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。
先ず、本発明のインプラントについて説明する。
本発明のインプラントは、インプラント材の表面に光触媒活性及び生体親和性を有する金属酸化物層を備えることを特徴とする。
【００１１】
インプラント材の材質としては医療用途に使用されているものであれば特に限定されるものではないが、例えば、金属、合金、ガラス、セラミックス、プラスチック、複合材料が挙げられる。
金属としては、例えば、チタン、錫、亜鉛、ビスマス、タングステン、鉄、ニオブ、タンタル、ジルコニウムが挙げられ、中でもチタンが好適である。
合金としては、例えば、チタン合金、コバルト−クロム−モリブデン合金、チタン−アルミニウム−バナジウム合金、ステンレス鋼、鉄クロムニッケル合金、バイタリウム、金合金、銀合金が挙げられ、中でもステンレス鋼、チタン合金、コバルト−クロム−モリブデン合金、チタン−アルミニウム−バナジウム合金が好適である。
ガラスとしては、ソーダ石灰ガラス、鉛ガラス、ホウケイ酸ガラス、シリカガラス、アルカリバリウムガラス、アルミノホウケイ酸ガラス、ホウ酸塩ガラス、石英ガラスが挙げられる。
セラミックスとしては、アルミナ、ジルコニア、窒化アルミニウム、窒化珪素、炭化珪素、サイアロン、ハイドロキシアパタイト（リン酸カルシウム）が挙げられ、中でもアルミナが好適である。
【００１２】
プラスチックとしては、ポリオレフィン系樹脂（例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン）、ポリスチレン系樹脂（例えば、ポリスチレン、ＡＳ樹脂、ＡＢＳ樹脂）、フッ素樹脂（例えば、ポリテトラフルオロエチレン）、塩化ビニル樹脂、アクリル樹脂、ポリアミド樹脂、ポリカーボネート、ポリフェニレンオキシド、ポリエステル樹脂（例えば、ＰＥＴ、ＰＢＴ）、ポリイミド樹脂、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂が挙げられる。
複合材料としては、例えば、熱硬化性樹脂（例えば、不飽和ポリエステル、エポキシ樹脂）を繊維で強化したＦＲＰ、熱可塑性樹脂（例えば、ポリアミド、ポリカーボネート）を繊維で強化したＦＲＴＰが挙げられ、繊維としては、例えば、ガラス繊維、炭素繊維、アラミド繊維、ボロン繊維が挙げられる。
中でも、インプラント材の材質としては、金属、セラミックスが好適に使用される。なお、インプラント材が複数の材質で構成される場合には、個々の材質は異なっていてもよい。
【００１３】
インプラント材の形状としては、板状、円柱状、円筒状、ネジ状等のいずれの形状であってもよく、特に限定されるものではない。
【００１４】
また、金属酸化物は光触媒活性及び生体親和性を有すれば特に限定されるものでなく、例えば、酸化チタン、酸化錫、酸化亜鉛、三酸化ビスマス、三酸化タングステン、酸化第二鉄、チタン酸ストロンチウムが挙げられ、中でも酸化チタンが好適である。酸化チタンの結晶型はアナターゼでも、ルチルであってもよい。また、アナターゼ及びルチルの混合物、あるいはアナターゼ、ルチル及びアモルファスの混合物であってもよく、その場合、アナターゼを主成分として含有するものが好適である。中でも、酸化チタンとしては、単相アナターゼ又はアナターゼを主成分とする混合物であって、結晶化度の高いものが好適である。
なお、金属酸化物の結晶型はＸ線回折、Ｘ線光電子分光法（ＸＰＳ）、ラマン分光等を測定することにより確認することが可能である。例えば、本発明において好適に使用されるアナターゼ型酸化チタンは、Ｘ線回折において（００４）優先配向性を示す。また、結晶化度は、Ｘ線回折ピーク（２θ）の半値幅に基づいて確認することが可能であり、半値幅が小さいほど結晶化度が高いことを意味する。
【００１５】
金属酸化物層の厚みは光触媒作用を発揮し、生体親和性を損なうものでなければ特に限定されるものではなく、好ましくは５μｍ以下、より好ましくは４μｍ、更に好ましくは３μｍである。５μｍを超えると、金属酸化物層の剥離による異物反応、更には金属イオンの溶出によるアレルギー反応等を惹起し生体親和性が損なわれることがある。なお、光触媒作用を十分発現させるために、金属酸化物層の膜厚は０．２μｍ以上とすることが好ましく、０．３μｍ以上がより好ましい。
【００１６】
本明細書において、光触媒活性とは、金属酸化物結晶の伝導電子帯と価電子帯との間のエネルギーギャップよりも大きなエネルギーの光（短波長の光）を照射したときに、価電子帯中の電子の励起によって伝導電子と正孔とを生起し得る性質をいい、また生体親和性とは、生体内にインプラントを埋入した際に異物反応等の有害な反応を惹起することなく、生体と馴染んで骨組織の新生を亢進し得る性質をいう。
【００１７】
本発明のインプラントは、金属酸化物層が光触媒活性及び生体親和性を有することに起因して、以下のような効果を奏することができる。すなわち、本発明のインプラントは、生体親和性に寄与し得る親水性が付与されているので、生体内に埋入した場合に骨芽細胞との接着面積が増大され、インプラントの細胞接着及び細胞増殖を改善することができる。これにより、骨組織新生が速やかに亢進され、骨組織とインプラントとを短期間でかつより強固に結合することが可能になる。したがって、治癒期間を短縮化することが可能になる。なお、親水性付与については後述する。
【００１８】
また、本発明のインプラントは、例えば、光照射により表面に被覆された金属酸化物が励起されてフリーラジカル等の化学種が発生し、かかる化学種により表面に付着した細菌等を分解・殺菌するという光触媒活性を有する。したがって、本発明のインプラントは、光照射を行うだけで殺菌できるため、特別な滅菌操作が不要になり、しかも上記した生体親和性をも有するために、優れた利便性を有する。また、臨床においては、骨質や骨量、咬合力、細菌感染等の要因で「インプラント周囲炎」を発症し、折角インプラントを支持するために形成された骨組織が吸収されることがある。炎症治療には、感染巣を完全に除去することに加え、更にインプラント表面を限りなくクリーンな状態（無毒化）にすることが不可欠である。現在市販されている表面の粗いインプラントは、その入り組んだ表面形状のために感染巣の完全除去もインプラント表面の無毒化も不可能であり、それ故インプラント周囲炎の治療は困難を極めることになる。これに対し、本発明においては、表面の粗いインプラントであっても光照射するだけで、インプラント表面を損傷することなく汚染物質のみを分解・殺菌しクリーンな状態にすることが可能で、しかも生体親和性に優れるために、汚染されたインプラントであっても再骨形成が可能になる。よって、全く新しいインプラント周囲炎の治療法としても期待される。
【００１９】
したがって、本発明のインプラントは、光触媒活性及び生体親和性を高めるためにインプラント埋入前に、あるいは埋入後において適宜光照射に供される。照射すべき光は金属酸化物の種類によって異なるが、光触媒活性及び生体親和性を発現するために必要な波長を有する光を照射する。例えば、金属酸化物層が酸化チタンで構成される場合、通常波長２５４〜４００ｎｍ、好ましくは３００〜４００ｎｍの紫外線領域の光を照射し、照度は３ｍＷ／ｃｍ２以下とする。このような紫外線を照射するために、例えば、ＵＶＡ又はＵＶＢ光源を有するランプを使用することができる。また、照射時間は、通常１分〜２４時間である。照射時間が長い方が光触媒活性及び生体親和性をより確実に発現させることができるが、２４時間を越えて照射しても照射時間に見合う効果が得難くなる場合がある。また、インプラントに紫外線を２時間照射することにより、光触媒活性及び生体親和性が２４時間持続することから、使用目的に応じて、照射時間を１分〜５時間、好ましくは１〜４時間、より好ましくは１〜２時間に設定することができる。
【００２０】
本発明において、インプラントとは、欠損又は外傷を受けた部位に埋入するために、人工的に作製した器官・組織の代替物であって、骨組織と少なくとも部分的に接触するものであれば特に限定されるものではなく、歯科領域のみならず外科領域をも包含する概念である。具体的には、プレート、髄内釘、ねじ、人工関節、各種スクリュー、ピン、インストゥルメント、ワイヤ、ワッシャー、ナット、ロッド、フック、ケーブル、バンド、アンカー、ボタン、クリップ、プラグが挙げられる。
【００２１】
次に、本発明のインプラントの製造方法について説明する。
先ず、使用目的に応じて所望の形状を有し、所望の材質で構成されるインプラント材を準備する。次いで、インプラント材の表面に金属酸化物層を形成する。そして、光触媒活性及び／又は生体親和性を付与すべく、金属酸化物層を後述する方法で処理する。
【００２２】
（金属酸化物層の形成）
金属酸化物層の形成方法としてはインプラント材の表面に金属酸化物層を形成できれば特に限定されるものではないが、例えば、下記の陽極酸化法やプラズマソースイオン注入成膜法が好適に用いられる。
【００２３】
（陽極酸化法）
電解質溶液中で金属製又は合金製のインプラント材を陽極とし、ステンレス鋼などを陰極として用い、両電極間に電圧を印加して電解し、陽極であるインプラント材の表面を化学的に酸化して金属酸化物を成膜させる。
陽極酸化法においては、電解質溶液として、例えば、硫酸−リン酸−過酸化水素溶液、硫酸−過酸化水素溶液等が使用され、中でも硫酸−リン酸−過酸化水素溶液が好適である。なお、電解質の濃度は、例えば、硫酸−リン酸−過酸化水素溶液の場合、硫酸１．３〜１．７ｍｏｌ／ｌ、リン酸０．１〜０．５ｍｏｌ／ｌ、過酸化水素０．１〜０．５ｍｏｌ／ｌの範囲で調製される。
【００２４】
また、陽極酸化法における成膜条件は、形成すべき金属酸化物の種類、インプラントの材質あるいは電解質の種類や濃度等により一様ではないが、例えば、以下のとおりである。
・電圧    ：５０〜２５０Ｖ、好ましくは１５０〜２００Ｖ
・電流密度：０．１〜０．５ｍＡ／ｃｍ２、好ましくは０．２〜０．４ｍＡ／ｃｍ２
・温度    ：１０〜４０℃、好ましくは２０〜３０℃
陽極酸化法においては、電解質濃度、電圧、電流密度等を調整することで、所望の結晶構造、配向性、厚み等を有する金属酸化物層を、特殊な製造装置を使用することなく簡便かつ安価に形成することが可能である。例えば、酸化チタン層を形成する場合には、アナターゼ、ルチル及びアモルファスの混合物からなる酸化チタン層が形成される。
【００２５】
（プラズマソースイオン注入成膜法）
［１］真空容器内にインプラント材を絶縁固定し、次いで金属アルコキシドを加熱気化し原料ガスとして真空容器内に導入すると同時に、減圧状態に維持する。次いで、真空容器内に設置されたアンテナに高周波を伝送することによって、高周波放電によるプラズマを生成させる。そして、インプラント材に負電位のパルス電圧を繰り返し印加することによって、プラズマ中のイオンをインプラント材の表面に注入するとともに、金属酸化物を成膜させる。
［２］真空容器内にインプラント材を絶縁固定し減圧状態にした後、金属アルコキシドを加熱気化し原料ガスとして真空容器内に導入する。次いで、接地電位に対しインプラント材に放電を生じない電圧の範囲内で負の直流電圧を印加し、電極アンテナを使用することなくインプラント材の周囲にプラズマを発生させるとともに、該直流電圧に重ねて接地電位に対して負のパルス電圧を印加する。そして、プラズマ雰囲気中のイオンをインプラント材の表面に注入するとともに、金属酸化物を成膜させる。
【００２６】
プラズマソースイオン注入成膜法においては、減圧状態にするために、例えば、真空ポンプを使用することができる。また、金属アルコキシドとしては、金属酸化物層を形成すべき金属を含むアルコキシドを使用することができる。例えば、酸化チタン層を形成する場合、アルコキシ基の炭素数が２〜１０のチタニウムアルコキシドを使用することができる。具体的には、チタニウムテトラエトキシド、チタニウムテトライソプロポキシド、チタニウムテトラブトキシド等が挙げられる。中でも、酸化チタンの堆積速度が速く、配向膜の結晶構造の制御が容易であることから、チタニウムテトライソプロポキシドが好適である。
【００２７】
プラズマソースイオン注入成膜法における成膜条件は、形成すべき金属酸化物の種類やインプラント材の材質等により一様ではないが、例えば、以下のとおりである。
（上記［１］の成膜条件）
・減圧度      ：０．１〜１０Ｐａ、好ましくは０．５〜５Ｐａ
・インプラント材温度：室温〜４００℃、好ましくは室温〜３００℃
・高周波出力  ：２０〜５００Ｗ、好ましくは５０〜３００Ｗ
・パルス電圧  ：−２〜−５０ｋＶ、好ましくは−１０〜−３０ｋＶ
・パルス周波数：０．０５〜５ｋＨｚ、好ましくは０．１〜２ｋＨｚ
・パルス時間  ：２．５〜２００μｓ、好ましくは５〜１００μｓ
（上記［２］の成膜条件）
・減圧度      ：０．１〜１０Ｐａ、好ましくは０．５〜５Ｐａ
・インプラント材温度：室温〜４００℃、好ましくは室温〜３００℃
・パルス電圧  ：−２〜−５０ｋＶ、好ましくは−１０〜−３０ｋＶ
・パルス周波数：０．０５〜５ｋＨｚ、好ましくは０．１〜２ｋＨｚ
・パルス時間  ：２．５〜２００μｓ、好ましくは５〜１００μｓ
・直流電圧    ：−０．１〜−５ｋＶ、好ましくは−０．５〜−４ｋＶ
【００２８】
プラズマソースイオン注入成膜法においては、原料の気化温度やその供給量、インプラント材温度、パルス電圧、直流電圧等を調整することで、インプラント材の材質や形状を問わずに、所望の結晶構造、配向性、厚み等を有する金属酸化物を表面全体に均一に形成することが可能である。酸化チタン層を形成する場合、アナターゼを主成分とする酸化チタンを得やすくなる。
【００２９】
次いで、プラズマソースイオン注入成膜法により金属酸化物層を成膜した後、該金属酸化物層をアニーリングすることが望ましい。これにより、光触媒活性及び生体親和性をより一層高めることができる。アニーリングは、例えば、温度が６００℃超（好ましくは６５０℃超、より好ましくは６５０℃超から７５０℃）で、０．５〜５時間（好ましくは１〜２時間）である。なお、本発明者らは、酸化チタン層を形成する場合、６５０℃超（例えば、６５４℃）、７００℃又は７５０℃の温度でアニーリングすることで単相アナターゼ又はアナターゼを主成分とするものであって、かつ結晶化度の高い酸化チタンが確実に得られ、しかもアニーリング温度が高いほど、光触媒活性及び生体親和性が増強されるとの知見を得ている。
【００３０】
金属酸化物の形成方法として、プラズマソースイオン注入成膜法又は陽極酸化法を採用することで、インプラント材に対して密着性が良好で剥離し難い金属酸化物が得られるため、インプラント材の腐食や金属イオンの溶出を抑制できる。これにより、生体内に埋入した際に異物反応等の有害な反応が防止される。
【００３１】
（光触媒活性及び／又は生体親和性の付与）
インプラント材の表面に形成された金属酸化物層に光触媒活性及び／又は生体親和性を付与すべく、下記の方法で金属酸化物層を処理する。
陽極酸化法により金属酸化物層を形成した場合には、該金属酸化物層をフッ化物で処理する。フッ化物としては、例えば、フッ化水素アンモニウム、フッ化アンモニウム等の含フッ素アンモニウム、フッ化水素ナトリウム、フッ化水素が挙げられ、中でも含フッ素アンモニウムが好ましく、フッ化水素アンモニウムがより好ましい。これらは通常水溶液の形態で使用され、陽極酸化後のインプラントを水溶液中に浸漬するか、あるいは水溶液を塗布する。水溶液中のフッ化物濃度は、通常１％以下、好ましくは０．１〜０．２％、より好ましくは０．１５〜０．１８％である。なお、「％」は重量％を意味する。処理温度は、通常４〜６０℃、好ましくは１０〜４０℃、より好ましくは２０〜３０℃である。処理時間は、通常２〜１５分、好ましくは３〜１０分、より好ましくは４〜６分である。
金属酸化物層が、例えば、酸化チタンで構成される場合、上記フッ化物処理により、アモルファスの酸化チタンのみが溶出される。これにより、表面に親水性が付与された、アナターゼリッチの酸化チタンとすることができる。
【００３２】
また、プラズマソースイオン注入成膜法により金属酸化物層を形成した場合には、該金属酸化物層を光照射する。これにより、インプラント表面に親水性が付与される。照射すべき光は金属酸化物の種類によって異なるが、光触媒作用を発現するために必要な波長を有する光を照射する。例えば、金属酸化物層が酸化チタンで構成される場合、上記と同様の紫外線が照射される。
【００３３】
このように、上記処理によりインプラントの表面に生体親和性を付与することで、生体内に埋入した場合に骨芽細胞との接着面積が増大し、インプラントの細胞接着及び細胞増殖が改善される。これにより、骨組織新生が速やかに亢進され、骨組織とインプラントとが短期間でしかも強固に結合することが可能になる。
上記製造方法によれば、このような有用なインプラントを簡便かつ安価に提供できることから、その技術的意義は極めて大きい。
【実施例】
【００３４】
以下、本発明の実施例について更に詳細に説明するが、本発明はこれらの実施例に限定されるものではない。なお、「％」は、特に断りがない限り重量％を示す。
【００３５】
（実施例１）
チタンディスク（直径８ｍｍ、厚み１．５ｍｍ）を硫酸−リン酸−過酸化水素水系電解液中にて最終電圧２００Ｖ、電流密度０．３ｍＡ／ｃｍ２、通電時間１０分、３０℃の条件で陽極酸化し、表面に酸化チタン層を形成した。次いで、表層のアモルファス酸化チタンを０．１７５％のフッ化水素アンモニウムで５分間処理して溶出させた。Ｘ線回折、ＸＰＳ及びラマン分光から、酸化チタンの結晶構造はアナターゼリッチであることを確認した。また、酸化チタン層の膜厚は約３μｍであった。
【００３６】
（実施例２）
プラズマソースイオン注入装置内にチタンディスク（ディスクの形状寸法は実施例１に同じ）を絶縁固定し、減圧状態でチタニウムテトライソプロポキシドガスを導入した。次いで、高周波放電によりプラズマを生成させ、ディスクに負のパルス電圧を繰り返し印加することで、酸素イオン注入と同時に、ディスクの表面に酸化チタン層を形成した。そして、酸化チタン層が形成されたディスクを６５４℃で１時間加熱した。Ｘ線回折、ＸＰＳ及びラマン分光から、酸化チタンの結晶構造は単相のアナターゼであることを確認した。Ｘ線回折パターンを図１に示す。図１中、「Ａ」はアナターゼ型結晶に特徴的な回折ピークである。また、酸化チタン層の膜厚は約７０〜７００ｎｍであった。
【００３７】
なお、酸化チタンの成膜条件は以下のとおりである。
・減圧度      ：１．３Ｐa
・インプラント材温度：１００〜３００℃
・高周波出力  ：５０W
・パルス電圧  ：−２０ｋＶ
・パルス周波数：１００Ｈｚ
・パルス時間  ：５０μｓ
【００３８】
（実施例３）
チタンディスク（直径１０ｍｍ、厚さ２ｍｍ）を１２００ｇｒｉｄの耐水研磨紙にて研削し表面粗さを均一にした後、トリクロロエチレン、９５％エタノール、蒸留水によりそれぞれ１５分ずつ超音波洗浄した。次いで、得られたチタンディスクを硫酸−リン酸−過酸化水素水系電解液中にて最終電圧２００Ｖ、電流密度０．３ｍＡ／ｃｍ２、通電時間１０分、３０℃の条件で陽極酸化し、表面に酸化チタン層を形成した。次いで、表層のアモルファス酸化チタンを０．１７５％のフッ化水素アンモニウムで５分間処理して溶出させた。Ｘ線回折、ＸＰＳ及びラマン分光から、酸化チタンの結晶構造はアナターゼリッチであることを確認した。また、酸化チタン層の膜厚は約３μｍであった。
【００３９】
（実施例４）
チタンディスク（ディスクの形状寸法は実施例３に同じ）を１２００ｇｒｉｄの耐水研磨紙にて研削し表面粗さを均一にした後、トリクロロエチレン、９５％エタノール、蒸留水によりそれぞれ１５分ずつ超音波洗浄した。次いで、得られたチタンディスクを絶縁固定し、減圧状態でチタニウムテトライソプロポキシドガス導入した。次いで、高周波放電によりプラズマを生成させ、ディスクに負のパルス電圧を繰り返し印加することで、酸素イオン注入と同時に、ディスクの表面に酸化チタン層を形成した。なお、成膜条件は、実施例２に同じである。そして、酸化チタン層が形成されたディスクを６５４℃で１時間加熱した。Ｘ線回折、ＸＰＳ及びラマン分光から、酸化チタンの結晶構造は単相のアナターゼであることを確認した。酸化チタン層の膜厚は約７０〜７００ｎｍであった。
【００４０】
［評価試験］
（光触媒活性の評価）
メチレンブルー脱色試験
実施例１〜２で得られたチタンディスク、及び未処理のチタンディスク（cont1）を、それぞれ１０ｐｐｍのメチレンブルー水溶液に浸漬し、ＵＶＡ光源であるブラックライト下にて２時間光照射した。次いで、光照射後のメチレンブルー水溶液の脱色の程度を、分光光度計により波長６６４ｎｍにおける吸光度を計測した。その結果を表１に示す。
また、実施例３〜４で得られたチタンディスク、及び未処理のチタンディスク（cont2）を、それぞれ１０ｐｐｍのメチレンブルー水溶液に浸漬し、ＵＶＡ光源であるブラックライト下にて２４時間光照射した。次いで、光照射後のメチレンブルー水溶液の脱色の程度を、分光光度計により波長６６４ｎｍにおける吸光度を計測した。その結果を表２に示す。
なお、メチレンブルーは、光照射により生成した活性酸素種により分解され、本来の青色から無色透明へと変化する。よって、吸光度が小さいほど、光触媒活性が高いことを意味する。
【００４１】
（親水性評価）
実施例１〜４で得られたチタンディスク、及び未処理のチタンディスク（cont1〜2）の表面に脱イオン水を滴下し、接触角計（協和界面科学製）により水接触角を計測した。実施例１〜２及びcont1の測定結果を表１に示し、実施例３〜４及びcont2の測定結果を表２に示す。なお、水接触角が小さいほど、親水性が良好であることを意味する。
【００４２】
【表１】
2008080102.tif 000002
【００４３】
【表２】
2008080102.tif 000003
【００４４】
（細胞培養試験）
（ｉ）実施例１〜２で得られたチタンディスク、及び未処理のチタンディスク（cont1）にＵＶ照射したもの、並びに（ii）実施例１〜２で得られたチタンディスク、及び未処理のチタンディスクを遮光しＵＶ照射しなかったものを準備し、次いでこれら６種類のチタンディクスを用いて細胞培養を行った。
また、同様に、（ｉ）実施例３〜４で得られたチタンディスク、及び未処理のチタンディスク（cont2）にＵＶ照射したもの、並びに（ii）実施例３〜４で得られたチタンディスク、及び未処理のチタンディスクを遮光しＵＶ照射しなかったものを準備し、次いでこれら６種類のチタンディクスを用いて細胞培養を行った。
培養細胞として骨芽細胞への分化能を有するマウス由来筋芽細胞（C2C12）を用い、２４wellのdish内で定法にしたがって培養した。次いで、細胞接着性試験及び細胞増殖試験を下記の手順で行なった。
【００４５】
（１）細胞接着性試験
培養３０分後に固定後、非付着細胞を洗浄し、Propidium Iodideによる核染色を行った。そして、チタンディスク上の接着細胞数を電子顕微鏡（日立製作所製）により計測し、併せて付着細胞を観察した。なお、接着細胞数を、上記（ｉ）でＵＶ照射した実施例１〜２及びcont1のチタンディスクについては０．０２５ｍｍ２当りの平均値として表３に示し、上記（ｉ）でＵＶ照射した実施例３〜４及びcont2のチタンディスクについては１ｍｍ２当りの平均値として表４に示す。
また、上記（ｉ）でＵＶ照射したチタンディスクについて付着細胞を観察した結果を図２〜４に示す。図２は実施例１で得たチタンディスクに付着した細胞のＳＥＭ図であり、図３は実施例２で得たチタンディスクに付着した細胞のＳＥＭ図であり、図４はcont1のチタンディスクに付着した細胞のＳＥＭ図である。なお、上記（ii）のＵＶ照射しなかったチタンディスクについては、いずれも上記cont1及びcont2と同様の結果が得られた。
【００４６】
（２）細胞増殖試験
培養２４時間後にBrdU（ブロモデオキシウリジン）を投与し、FITC conjugated anti-BrdU 抗体による免疫蛍光染色を行い、細胞増殖数を計測し、付着細胞数に対する分裂期細胞数の割合（％）として示した。上記（ｉ）でＵＶ照射した実施例１〜２及びcont1のチタンディスクについて細胞増殖試験を実施した結果を表３に示し、上記（ｉ）でＵＶ照射した実施例３〜４及びcont2のチタンディスクの細胞増殖試験の結果を表４に示す。
【００４７】
【表３】
2008080102.tif 000004
【００４８】
【表４】
2008080102.tif 000005
【００４９】
（骨内埋入試験）
実際の臨床で用いられているチタン製インプラントに実施例１〜２と同様の方法で酸化チタン層を形成し、次いでＵＶＡ光源であるブラックライト下にて２４時間光照射した。このようにして得られたチタン製インプラント（実施例１、２に対応する成膜方法により酸化チタン層が形成されたチタン製インプラントをそれぞれ実施例５、６とする）及び未処理のチタン製インプラント（cont3）をそれぞれ家兎脛骨に埋入し、２週間経過後及び６週間経過後の組織切片から骨接触率を計測した。その結果を表５に示す。
また、図５にチタン製インプラントを埋入後２週間経過したときの骨組織とチタン製インプラントとの接触部分を撮影した光学顕微鏡写真を示すが、（ａ）は骨組織とcont3のチタン製インプラントとの接触部分を撮影した光学顕微鏡写真であり、（ｂ）は骨組織と実施例６のチタン製インプラントとの接触部分を撮影した光学顕微鏡写真である。図中、Ｃは皮質骨を示し、ＮＢは骨組織の新生部分を示す。
なお、骨接触率は、インプラント表面に接触する骨組織の割合（％）として示したが、インプラントの骨親和性の指標とすることができる。
【００５０】
【表５】
2008080102.tif 000006
【００５１】
上記結果より、酸化チタン層を形成したチタンディスクは、未処理のチタンディスクよりも親水性が格段に優れることに起因して、細胞接着が少なくとも１．７倍以上（好ましくは２．１倍以上）、細胞増殖が少なくとも１．４倍以上（好ましくは１．７倍以上）向上することが確認された。また、酸化チタン層を形成したチタンディスクのＳＥＭ像は細胞形態も薄く広くチタンディスクに進展した状態を示しており、細胞親和性が飛躍的に向上することが確認された。更に、酸化チタン層を形成したチタン製インプラントは、コントロールに比べ、埋入後２週間という極めて早期から、有意に高い骨組織とインプラントとの結合が観察された。
【図面の簡単な説明】
【００５２】
【図１】実施例２においてチタンディスクに形成した酸化チタン層のＸ線回折パターンを示す図である。
【図２】実施例１で得たチタンディスクに付着した細胞のＳＥＭ像を示す図である。
【図３】実施例２で得たチタンディスクに付着した細胞のＳＥＭ像を示す図である。
【図４】ｃｏｎｔのチタンディスクに付着した細胞のＳＥＭ像を示す図である。
【図５】（ａ）は骨組織とcont3のチタン製インプラントとの接触部分を撮影した光学顕微鏡写真を示す図であり、（ｂ）は骨組織と実施例６のチタン製インプラントとの接触部分を撮影した光学顕微鏡写真を示す図である。
【図１】
2008080102.tif 000007
【図２】
2008080102.tif 000008
【図３】
2008080102.tif 000009
【図４】
2008080102.tif 000010
【図５】
2008080102.tif 000011