Title

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

Author(s)吉成, 正雄Journal

歯科学報, 103(5): 313‑319

URL

http://hdl.handle.net/10130/680

Right

Posted at the Institutional Resources for Unique Collection and Academic Archives at Tokyo Dental College,
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３
１３―――― 教 育 ノ ー ト ――――

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
吉 成 正 雄東京歯科大学歯科理工学講座

１．はじめに

金属材料は機械的性質や成形性に優れるため歯歯科インプラントは，咬合圧という大きな応力科インプラント材料の主流となっている。生体をを恒常的に受けているだけでなく，骨組織，上皮構成している固体をみてみると，軟組織は有機物下結合組織，上皮組織と接し，その一部が口腔内質で，硬組織はセラミックスであり，金属でできに露出している。したがって，歯科インプラントている生体組織はない。このように生体を構成しは力学的特性だけでなく，接する生体組織に適合てない金属がインプラント材として主流をしていした表面を持っていなければならない。本稿でるのは，金属材料が強度と展延性を併せもち，金は，インプラント材の物性，特に表面の理解に役属材料を利用してこそ，比較的小さな形状でも強立てていただくために，インプラント材としての固な咬合支持が可能となるからである。たとえ降チタン，インプラント材としてのアパタイト，イ伏点以上の応力が加わっても変形することはあンプラント表面と生体の反応，そしてインプランれ，容易に破折することはない。しかし，金属材

トの表面改質，についてシリーズで解説する。

料は弾性率が歯槽骨のそれの１０倍程度あり，インプラントと骨の界面での応力集中は避けられな

２．インプラント材としての金属，セラミックい。咬合力がかかったとき，インプラント（金属）ス，レジンは歪まないのに，支持骨は大きく歪むことにな

歯科インプラント材料には金属材料，セラミッ

り，インプラントと支持骨の界面には応力集中がクス，レジン（ポリマー）など種々なものがある。

生ずる。インプラントの形状や設計によっては局

レジンは，機械的強度が小さいこと，残留モノ部的に応力集中が生じ，脱落の原因になることがマー，重合触媒などの溶出が懸念されることかある。

ら，レジンによる歯科インプラントは現在ほとんど行われていない。セラミックスは生体適合性に３．インプラント材としてのチタン優れるため使用頻度が増加している。当初は生体チタンの一般的性質と歯科用途を表１に示す。

不活性な材料が主体であったが，骨伝導能を有すチタンは，強固な不動態膜の形成による優れた耐る生体活性セラミックスが台頭してきている。し食性と生体適合性を有し，密度が小さく，適当なかしセラミックスは脆性材料であるとともに成形機械的性質を有することから，インプラント材とが困難である。

して最も使用頻度が高い材料である。しかし，高Masao YOSHINARI：Implant Materials, Implant Surfaces and Interface Processes, Part１. Titanium implants（Department of Dental Materials Science, Tokyo Dental College）
別刷請求先：〒２６１‐８５０２ 千葉市美浜区真砂１−２−２
東京歯科大学歯科理工学講座 吉成正雄
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３１４吉成：インプラント材料とその表面温活性があり鋳造体の制作が難しい，難加工性で種は不純物が少なく，軟らかく弱く，タイプ１〜あり研削，研磨が難しい，などの短所を有する。

２金合金に相当する。一方，４種は不純物が多金属材料のうち貴金属系合金が耐食性に優れるにく，硬くて強く，タイプ３〜４金合金に相当する。

も拘わらずほとんど使用されていないのは，熱伝２，３種はこれらの中間の値を示す。歯科用の純導率が大きいこと，密度が大きいこと，酸化物のチタンインプラント材は殆どが２種である。顎骨形成による表面のセラミックス化が期待できない再建用のミニプレートは強度が要求され４種の純ことなどによる。

チタンを使用していることが多いが，破折の報告

１）純チタンの特性がときどきある１）。不純物の僅かな混入によってチタン（Ti）と金（Au）の物理的性質のを比較を機械的性質が大きく変化するということは，鋳造表２に示す。チタンは金よりも軽く（密度：金のなどの加工によって機械的性質が変化し易く，非１／４），融点は高い。また，チタンは金より熱膨常に扱いにくい金属であることを意味する。

張率（係数）が小さく金合金に用いる焼付用陶材は

３）チタン合金使えない，熱伝導率が小さく切削が難しいなどの純チタン４種でも強度が不足する場合は高強度性質がある。さらに，チタンは弾性率が金よりやチタン合金が使用される。JIS で規格化されたチや小さいが，強さ，硬さは大きく，チタン JIS２タン合金の性質を表４に示す。その代表は Ti−

種はタイプ３金合金程度の強さである。これらの６Al−４V 合金であり，引張強さが大きく整形性質のうち，弾性率は合金化，熱処理，あるいは外科領域でも盛んに利用されている。しかし，こ鋳造により殆ど変わらない（弾性率は物理的性質の合金はバナジウム（Ｖ）の為害作用が報告されたとして 取 り 扱 わ れ るこ と が 多 い）が，強 さ，硬ことから，現在，バナジウムを含まず Nb，Ta，さ，展延性などは大きく変化する。

Zr，Mo を含んだ高強 度α＋β型合金が開 発 さ２）不純物の影響れ，実用化されつつある。また，ニッケルチタン

純チタン（commercially pure Titanium，cp−（Ni−Ti）合金がその形状記憶特性を生かして歯Ti と呼ばれることが多い）の JIS を表３に示す。

科インプラント用材料として使用されているが，純金などの貴金属と異なり，純チタンの機械的性Ni の溶出が懸念されている。

質は酸素などの不純物の含有量（１％未満）によっ４）チタンの腐食て大きく異なる。JIS では純チタン丸棒を不純物

チタンインプラントやチタン床の腐食や変色のの種類と量により１種〜４種に分類している。１

報告が少しずつ増えている２，３）。腐食（corrosion）

表１チタンおよびチタン合金の性質，用途

表２１．長所： 軽量（比強度大），耐食性，生体適合性
機能性（超弾性，形状記憶）
２．短所： 高温活性，難加工性（鋳造，研削，研磨）
３．用途： 歯科インプラント（生体適合性，形状記憶）
矯正用ワイヤー（超弾性）チタン床（鋳造，超塑性）― 2 ―チタンと金の比較
チタン Ti

金 Au

原子番号
２２７９
原子量
４７．
８８
１９６．
９７
密度（ｇ／cm３）
４．
５
１９．
３
融点（℃）
１６７５
１０６４
熱膨張係数（×１０−６／℃）
８．
８
１４．
２
結晶構造
最密六方８８５℃体心立方 面心立方熱伝導率（Ｗ／ｍ・Ｋ）
２０３
１１
弾性率（GPa）
８９
１０８
引張強さ（MPa）
３４０−５１０（JIS２種）
１３１硬さ（Hv）
１１０−１５０（JIS２種）
２５歯科学報
表３種類

１種
２種
３種
４種

Vol．１０３，No．５（２００３）

純チタン丸棒の JIS（H４６７０−１９８８）

組成（mass％）Ｈ＜０．
０１５＜０．
０１５＜０．
０１５＜０．
０１５Ｏ＜０．
１５＜０．
２０＜０．
３０＜０．
４０

表４純チタン（JIS２種）
Ti−６Al−４V
Ti−６Al−２Nb−１Ta
Ti−１５Zr−４Nb−４Ta
Ti−６Al−７Nb
Ti−１
５Mo−５Zr−３Al

３１５

引張強さ

Fe＜０．
２０＜０．
２５＜０．
３０＜０．
５０Ｎ＜０．
０５＜０．
０５＜０．
０７＜０．
０７Ti
残残残残伸び硬さ（MPa） （％）
２７０−４１０ ＞２７３４０−５１０ ＞２３４８０−６２０ ＞１８５５０−７５０ ＞１５（Hv）＞１００＞１１０＞１５０＞１８０

外科インプラント用チタン材料の機械的性質
耐力（MPa）

引張強さ（MPa）

伸び（％）

JIS＞２
７５＞７８０＞７８０＞７８０＞８００＞９００＞３４５＞８６０＞８６０＞８６０＞９００＞９４０＞２０＞１０＞１２＞１２＞１０＞１２Ｔ７４０１−１，２００２Ｔ７４０１−２，２００２Ｔ７４０１−３，２００２Ｔ７４０１−４，２００２Ｔ７４０１−５，２００２Ｔ７４０１−６，２００２表５とは，固体がイオンとなって溶けだす電気化学的現象である。チタンはイオン化傾向が大きいにも拘わらず，耐食性に優れるのは強固な酸化物 TiO２の不動態を形成するからである。この被膜は非常に薄く，可視光線では見ることができないので金属の光沢は全く失われない。チタンの各種溶液中での耐食性を表５に示す。通常の環境（例えば生理食塩水中）や有機溶媒中では腐食の危険性はない。また，強酸といわれる塩酸，硫酸，硝酸にも強く，有機酸である乳酸にもおかされない。しかし，酸性下でフッ素イオンが存在すると耐食性は極端に低下する４）。フッ素イオンはイオン半径が各種溶液中でのチタンの耐食性

酸，塩基，無機塩，有機溶媒低濃度

高濃度塩化ナトリウム NaCl
有機溶媒
塩酸 HCl，硫酸 H２SO４，硝酸 HNO３
乳酸 CH３CH（OH）
COOH
シュウ酸（COOH）
２
フッ酸 HF
フッ化ナトリウム NaF pH＞５．
５
フッ化ナトリウム NaF pH＜５
水酸化ナトリウム NaOH
炭酸（リン酸，硼酸）ナトリウム
過酸化水素 H２O２−−−−±＋＋−＋±±±−−±−±＋＋＋±＋＋＋＋＋＋＋

小さく不動態膜を破壊する。フッ素塗布などに利用されるフッ化ナトリウムも酸性状態にする（pH活性化すると，過酸化水素と同様に活性酸素やヒが低い）とチタンを腐食する。また，pH の高いドロキシラジカルを発生し，チタンの耐食性が損水酸化ナトリウムなどのアルカリ溶液中で耐食性なわれることが予想される。

が低下する。さらには，濃度の高い過酸化水素水腐食には必ず電池を伴うが，イオン化傾向の異中でチタンは腐食する。近年，チタンのアレルなる金属が接触するとガルバニ−作用が生じ，イギーが報告されるなど，チタンは生体内では意外オン化傾向の大きい卑な金属は単独の時より激しと活性なのではと考えられている。このことは同く腐食する。例えば，チタン製フィクスチャーのじ酸化物を形成するアルミナよりチタンのほうが上部構造に金合金が装着された場合，チタンフィ

osseointegration に優れる現象と無関係ではないクスチャーとの間にガルバニー作用を生じ，チタ（後述する）。特に，炎症環境でマクロファージがンインプラント近傍の骨内にチタンが溶出したと

― 3 ―

３
１６

吉成：インプラント材料とその表面

図１

チタン製インプラントフィクスチャーの破折（浅井澄人先生 ご提供）
ａ：破折前のＸ線写真，ｂ：破折後のＸ線写真，ｃ：破折したインプラント体（頬側面観）
ｄ：破折したインプラント体（底部），ｅ，ｆ：ｄ写真□部の SEM 像の報告がある５）。インプラントがおかれた環境（酸素濃度や体液の違いなど）が異なったときも電池が生じ，これを濃淡電池という。例えば，細胞がインプラントに付着すると細胞の下では酸素濃度が低く，その他の部分は酸素濃度が高いので電池を形成し，細胞の下で耐食性が悪くなる。金属表面に孔のような欠陥があったり，フィクスチャーとアバットのネジ接合部など隙間がある場合は，
６）より腐食されやすい（孔食とすき間腐食）。逆に

図２

鋭いエッジ形状を持つ場合のエッジ部が腐食され金属の疲労破壊モデルやすくなる。
４．チタンインプラントの破折（応力腐食割れ）

されると同時に，破断面は底面と比較して明らか

図１は埋入１年半でインプラント体そのものな腐食生成物が認められ，腐食が破折を助長した

７）（フィクスチャー）が破折した症例である 。上部様相が窺える。

構造咬合面にはブラキシズムが原因のファセット

インプラントには咬合により繰り返し荷重が加（キズ）が認められ，破断面の走査電顕（SEM）像わっている。繰り返し荷重により強度が減少する

では縞状の模様が観察される。また，アバットメ現象を疲労といい，疲労を起こす前の（静的な）強ント部で破折した例（歯科学報，１０２!，カラーア

度の半分以下の応力で破壊をおこすことがある。

８）
トラス参照）
では，破断面には縞状の模様が観察

その破面にはストライエーション（striation）と呼― 4 ―

歯科学報

図３

Vol．１０３，No．５（２００３）

３１７

チタンインプラントの破折に影響する危険因子

ばれる疲労破壊の典型的な縞状の模様が観察され組成の検討，応力集中を起こさないような形状，る。疲労破壊は図２に示すように，先ず応力軸に亀裂の起始点となるキズを設けないなど，応力腐対して４５°傾いたすべり面を持つ結晶粒に塑性変食割れをおこさない材料設計が求められる。ま形が生じて亀裂が発生し，その亀裂が伝搬するこた，インプラント周囲炎を抑えるべく，プラークとによって起こる。この特定の結晶粒だけに塑性が付着しないようなチタンの表面改質法が検討さ変形を起こさせる応力は，通常の試験における降れなければならない。

伏強度よりはるかに小さい。また前述したような腐食もまたインプラントの破折を助長する。

その他の要因として，インプラントの歯冠−歯根比（骨外−骨内比），咬合面形態などの補綴設計

このように疲労と腐食が重なると「応力腐食割に起因する破折や，上部構造体のアバットメントれ」と云われる現象が惹起され，インプラントもに対する適合性に起因する破折などがあり，これ予期せぬ破壊が生ずる。図３にインプラントにらの点も考慮されなければならない。

とって最悪の環境を示す。すなわち，!水平方向応力（ブラキシズムなど）が激しく，"インプラン

５．チタンの osseointegration

ト周囲炎によりロート状の骨吸収が起こって咬合チタンが現在のインプラント材の主流をなしてによりネック部に応力が集中し，#表面にキズないるのは，他の金属材料と比較し osseointegration

どの欠陥があり，$炎症性のマクロファージが付し易いことにある。（osseointegration とは強い着して pH が低下するとともに活性酸素を放出すて言えば骨結合と訳されるが適切な和訳がない。

るような状態にあったとき，さらには%アバット

ブローネマルクは光学顕微鏡レベルでインプランとの接合部に隙間があるような状態では，耐食性トと骨間に結合組織が介在しないことと定義してが良いチタンといえども応力腐食割れにより破壊いる）。この理由として，当初はチタン表面に生が生ずる危険性がある。

ずる強固な酸化膜が関係しているとされたが，同したがって，材料そのものの強度はもちろん，様に強固な酸化膜を形成するステンレス鋼やアル― 5 ―３１８

吉成：インプラント材料とその表面

図４

チタンへの骨性タンパクの吸着メカニズム（Oc：osteocalcin，Op：osteopontin）

図５

チタンの osseointegration（AZ：無定型構造物）

ミナよりチタンの方が osseointegration に優れて

図左上!に示すように，Ca２＋などの２荷の正イオいることから，現在ではアナターゼ型酸化物あるンが両者の橋渡しをすれば両者は吸着する。また

いはチタニアゲルのような反応性に富むチタン表右上"に示すように，Ti 表面に吸着したターミ面が形成され，リン酸カルシウムの析出や骨性タナル OH 基は正の電荷を持つことから負の骨性ンパク（オステオカルシン：Oc，オステオポンチタンパクが直接吸着することも考えられる。しかン：Op）の吸着が大きいため，と考えられ て いし，pH が 下 が る と，左 下 pH＝４に 示 す よ うる。に，水素イオンが優先的に酸化チタンに吸着してチタンへの骨性タンパクの吸着メカニズムは以
９）

しまい，骨性タンパクは吸着しなくなる。このこ下のように説明される（図４）。チタン表面の酸とは炎症性環境では osseointegration が起こりに化物と骨性タンパクは通常の pH＝７付近ではとくいことを示す。

もに負に帯電し，互いに反発するはずであるが，― 6 ―しかし，チタンインプラントの osseointegration

歯科学報Vol．１０３，No．５（２００３）は，骨とチタンが直接的に結合しているのではな
く，界面での中間層の形成により行われていることが明らかとなっている。５０nm 程度の Ti 薄膜をエポン棒にコーティングして免疫電顕観察を行い，インプラント周囲に起こる現象を次のように
１０〜１３）推測した（図５）。すなわち，チタンインプラ

ント埋入初期には，幼若な骨芽細胞から産生された Oc や Op が，Ca２＋やターミナル OH 基を介してチタンに吸着する。一方，これらの骨性タンパ
クは骨芽細胞の遊走性をたかめ，骨芽細胞のインテグリンと結合する。すなわち，Ti−TiO２−TiOH−Ca−Oc，Op（骨性タンパク）−Osteoblast（骨芽細 胞）−Oc，Op−Collagen 繊 維−骨（Bone）の 層構造になる。この構造は，時間の経過とともに，Ti−TiO２−（TiOH）−proteoglycan（タンパク多糖複合体）−Osteoid（類骨；石灰化前の骨組織）−Boneの構造となり，osseointegration が獲得されると考えた。このように Ti インプラント材は，界面に無定型構造物を形成して接合が行われるため骨と直接結合しているわけでない。インプラントと骨間に結合組織が介在できないほど緊密であればosseointegration が維持されるが，細菌感染や加重負担などの悪条件が重なり，インプラントと骨のギャップが大きくなれば，上皮の侵入を許してosseointegration が失われる危険性がある。
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