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過飽和液中レーザー照射による過飽和液中レーザー照射によるリン酸カルシウム成膜技術と歯面改質応用
リン酸カルシウム成膜技術と歯面改質応用
大矢根*
大矢根 綾子綾子

A. Oyane
１．まえがき人工バイオ過飽和溶液法では、CaP
レーザー光過飽和溶液中で目的とする基ミネラリゼーション
マス
ク
材の表面で人工バイオミネラリゼーションを誘起さ(孔径5 mm)せる。

ヒトの硬組織（歯や骨）を構成する主な無機鉱物（バイオミネラル）はリン酸カルシウム（CaP）結晶の一種、アパタイトであり、アパタイトに対して過飽和な体液中で合成される。このような、生物によるバイオミネラルの合成反応はバイオミネラリゼーションと呼ばれる。アパタイト

CaP
過飽和溶液をはじめ、β 型リン酸三カルシウム、リン酸八カルシウム

基材などのある種の CaP 結晶は、優れた生体親和性と骨伝導

アパタイト

基材
EVOH

図 1 過飽和液中レーザー照射法の模式図性を示すことから、人工骨や骨再生用材料の素材、金属製インプラントの表面改質剤などとして臨床応用されてきた。
金属製インプラントへの CaP 成膜技術としては溶射法

照射域⾮照射域

ア パ タ イト

PEEK
Apatitelayer
5 µmなどの高温プロセスが主流であるが、体液に類似の CaP 過飽和溶液中で基材表面に CaP を析出させる成膜法「過飽和溶液法」が、生体バイオミネラリゼーションに倣った温和な CaP 成膜法として注目されている。過飽和溶液法に5 µm

よれば、有機高分子などの低融点基材にも CaP を成膜できるほか、天然バイオミネラルに類似した構造・組成を有図 2するアパタイトを合成することもできる。ただし、従来の過飽和溶液法は一般に、複雑かつ長時間の工程を必要と

1 mm

過飽和液中レーザー照射法によりアパタイトを成膜した PEEK 基材表面（照射域（左）、境界域（中）、非照射域（右））の走査電子顕微鏡（SEM）2）

し、実用性に劣っていた。
筆者らは近年、過飽和溶液法にレーザー照射プロセスを導入することで、迅速・簡便、かつ部位選択的な CaP 成膜

ザー光非照射域に影響を与えることなく（図 2 右）、照射技術「過飽和液中レーザー照射法」1）を開発した。以下に、域のみ選択的に成膜を行うことができる。
過飽和液中レーザー照射法によって得られるアパタイ

この技術の概要と、歯面改質応用に関する最近の研究成果

ト膜の細胞親和性を調べるため、アパタイト未成膜およびを紹介する。

成膜後の PEEK 表面に骨芽細胞様細胞（MC3T3-E1）を播２．過飽和液中レーザー照射法種し、7 日間まで培養を行った。水溶性テトラゾリウム塩

過飽和液中レーザー照射法は、過飽和溶液中での CaP 析による比色定量の結果、PEEK 基材へのアパタイト成膜に出・成長反応（人工バイオミネラリゼーション）を、レーよって細胞の増殖が有意に促進されることを確認した（図ザー光によって誘起・加速する技術である 。例えば、金3 左）2）。この結果は、培養 7 日後の各基材表面の細胞核属材料に替わる次世代インプラント材料として注目され染色像（図 3 右）からも裏付けられる。以上より、本法でているポリエーテルエーテルケトン（PEEK）基材に対し形成されるアパタイト膜も、良好な細胞親和性を示すことては、CaP 過飽和溶液（pH = 7.40, 25℃）中で Nd:YAG レが確認された。

1）

ーザーの非集光ビーム（355 nm, 30 Hz, 2 W/cm2）を 30 分

過飽和液中レーザー照射法における人工バイオミネラ照射するだけで（図 1）、照射域にアパタイトを成膜する

リゼーションの反応過程は次のように説明される 1，2）。まことができる（図 2 左）2）。従来の過飽和溶液法で必要とず、基材がレーザー光を吸収し、表面粗さの増大、表面官される複雑な前処理も、過飽和溶液への長時間の浸漬工程

能基の導入、水濡れ性の増加（図 4 左）といった表面構造（通常 1 日～数日）も必要としない。また、同基材のレー変化を起こすことで、CaP 析出に有利な表面環境を形成す* 産業技術総合研究所

ナノ材料研究部門

研究グループ長- 58 -

アパタイト成膜面
LAB-processed
未成膜面
Untreated

吸光度 (450 nm)

0.2*

ルコール共重合体 6）、焼結水酸アパタイト 5）、チタン金属

アパタイト成膜面7,8）、コバルトクロム合金 9）、歯科用コンポジットレジン*（無機フィラー含有アクリル系高分子）10）が挙げられる（いずれも 30 Hz の Nd:YAG レーザー使用）。
100 µm

*0.1

３．歯面改質応用研究

未成膜面

筆者らは、過飽和液中レーザー照射法の強み（迅速・簡便性、部位選択性）を活かした応用先として歯面改質を着想し、北海道大学大学院歯学研究院と共同で、歯質のモデ0135

ル物質（焼結水酸アパタイト基材）を用いた基礎検討を行

7100 µm

培養期間 (日)図3った。歯面を改質・高機能化するため、抗菌作用と歯質強化作用（耐酸性向上効果）の期待されるフッ素を CaP 過飽過飽和液中レーザー照射法によりアパタイトを成膜した PEEK 基材および未成膜基材表面での細胞増殖性：（左）培養 7 日後までの細胞数変化（n = 4,* p < 0.05）、（右）培養 7 日後の細胞核染色像 2）

和溶液に添加することで、フッ素含有アパタイトの成膜を試みた。条件検討の結果、フッ素（NaF）を 1～3 mM 添加した過飽和溶液中、Nd:YAG レーザーの非集光ビーム（355nm, 30 Hz, 6 W/cm2）を 30 分照射することで、基材表面のレーザー光照射域にフッ素含有アパタイトを成膜できるる。これに並行して、基材に吸収されたレーザー光エネルことを明らかにした 5）。得られたフッ素含有アパタイト膜

ギーの一部が熱に変換され、レーザー光照射域および照射は、う蝕原因菌（Streptococcus mutans）に対し抗菌性を示域近傍の溶液を加温する（図 4 右）。アパタイトの溶解度したほか、焼結水酸アパタイト基材を上回る耐酸性（pH =は、25°C 付近では液温上昇により低下する。従って、照射5.4 のクエン酸緩衝液中での溶解性試験による）を示した

域近傍における液温上昇は、物質移動速度の増加だけでな

5）

く過飽和度のさらなる増大を通じて 3）、CaP の核形成・結タイト結晶の水酸基の一部を置換し、結晶の溶解度を低下晶成長を加速する効果を持つ。これらの、レーザー光照射させた効果によると考えられる。これらの結果から、本法による基材の表面修飾と溶液加熱の複合的な効果によっで得られるフッ素含有アパタイト膜が、抗菌性と耐酸性をて、照射域において選択的に CaP が迅速析出すると考え併せ示す歯面改質材として機能する可能性を確認した。

。生成膜の優れた耐酸性は、フッ化物イオンが水酸アパ以上の基礎検討結果に基づき、北海道大学病院と産業技られる。
上述の通り、過飽和液中レーザー照射法による CaP 成術術総合研究所の倫理委員会での審査と機関承認を受け、膜技術においては、基材のレーザー光吸収が重要な役割をヒト抜去歯牙由来の基材を用いた自主臨床研究を進めた。

4,5）。基材の光吸収特性に応じて適切なレーザー光波

まず、インフォームドコンセントを得た患者より抜去歯牙長を選択し、照射条件（パワー密度、照射時間など）を調（通常の治療目的で抜去された歯牙）の提供を受け、ヒト整することで、様々な材料基材に本成膜技術を適用するこ象牙質基材を作製した。同基材をフッ素（1 mM）添加過とができる。これまでに、過飽和液中レーザー照射法によ飽和溶液中に設置し、モデル物質と同条件でレーザー光をる CaP 成膜を確認した人工材料としては、PEEK に加え30 分照射した。その結果、モデル物質と同様、照射域のみて、ポリエチレンテレフタレート 4）、エチレン－ビニルアにフッ素含有アパタイトを成膜できることを確認した（図持つ5）11）。透過電子顕微鏡（TEM）およびエネルギー分散型水中照射による接触角変化を一様に含む柱状ナノ結晶からなる厚さ数ミクロンの膜

39過飽和溶液温度 (⁰C)

80

接触角 (⁰)X 線分光器（EDX）による分析の結果、生成膜は、フッ素過飽和液中照射による液温変化

100604020373533

⾮照射域

照射域

基 材 あり31

基 材 なし27象牙質

フッ 素 含 有
ア パ タ イト29

象牙細管25001020

照射時間 (分)302301020302 μm

照射時間 (分)図 4 （左）水中レーザー照射による PEEK 基材表面の接触角変化、および（右）PEEK 基材への過飽和液中レーザー照射による CaP 過飽和溶液の温度変化 2）- 59 -

図510 μm

2 μm

過飽和液中レーザー照射法によりフッ素含有アパタイトを成膜した象牙質基材表面（左：照射域、中：境界域、右：非照射域）の SEM 像 11）生存細菌数（CFU/mL)

1 1.0E+10x 1010

フッ 素 含 有 ア パ タ イ ト

HAADF

1 μm

F1 μm

象牙質 1 μm
図6

過飽和液中レーザー照射によりフッ素含有アパタイ
トを成膜した象牙質基材の表層断面の（左）TEM 像、走査型 TEM による（中）高角散乱環状暗視野（HAADF）像および（右）EDX フッ素マッピング像 11）*11.0E+09x 109

11.0E+08x 108

図7であり、象牙質基材と隙間なく接合・一体化していた（図6）。電子線回折法による分析の結果、柱状ナノ結晶は、基材表面に対し概ね垂直方向に c 軸配向したアパタイト結晶であった。この配向構造は、結晶成長過程における幾何Control

未成膜

F 含有
フッ素
アパタイト成膜

過飽和液中レーザー照射によりフッ素含有アパタ
イトを成膜した象牙質基材および未成膜基材の共存下で 12 時間培養後の生存細菌数（n = 4, * p <0.05）11）

象⽛質基材

エナメル質基材

フッ 素 含 有 ア パ タ イ ト

フッ 素 含 有 ア パ タ イ ト

象牙質

エナ メ ル 質
1 µm

学的選別作用によると考えられる。以上の分析において、象牙質基材の内部には、レーザー光照射による顕著な構造・組成変化は認められなかった。また、抗菌試験の結果、象牙質基材の表面に生成したフッ素含有アパタイト膜も、Streptococcus mutans に対し抗菌性（増殖抑制効果）を示すことを明らかにし（図 7）、本成膜法による歯面の抗菌化を基礎的に実証した。

1 µm

筆者らは近年、Nd:YAG レーザーに替えて、歯科臨床で使用されている半導体レーザー（808 ± 10 nm、連続波）を図8用いた検討も進めてきた。このレーザー光波長では、歯質によるレーザー光吸収性が人工バイオミネラリゼーションの誘導に不十分であったことから、800 nm 付近に最大ICG 併用過飽和液中レーザー照射によりフッ素含有アパタイトを成膜した（左）象牙質基材および（右）エナメル質基材の表層断面の TEM 像 3,12）吸収を持つ医薬品（造影剤）インドシアニングリーン（ICG）を、光吸収剤として象牙質基材の表面に塗布した。

射域近傍の溶液を加温しつつアブレーションされる。アブICG を塗布した基材の表面に、フッ素（1 mM）添加過飽レーションにより露出した象牙質アパタイトを足場とし和溶液中で歯科用半導体レーザーを 3 分間照射したとこてフッ素含有アパタイト結晶が析出し、照射 3 分後には、ろ、照射域におけるフッ素含有アパタイト膜の生成を確認

長さ 1 μm を超える柱状結晶へと成長する（図 9 右）。このした（図 8 左）12)。生成したフッ素含有アパタイト膜は 1成長過程における結晶の幾何学的選別作用によって、基材μm 強の厚みを持ち、Nd:YAG レーザー照射による生成膜

表面に対し概ね垂直方向に c 軸配向した柱状結晶の集合（図 6）と同様、基材表面に対し概ね垂直方向に c 軸配向体からなる生成膜となる。
ICG 併用過飽和液中レーザー照射法によれば、わずか 3した柱状ナノ結晶からなり、下地の象牙質と隙間なく接合・一体化していていた（図 8 左）。走査型 TEM-EDX 分分という極めて短時間のレーザー光照射よって、象牙質基析において、生成膜の内部および象牙質との界面に ICG材の表面にフッ素含有アパタイトを成膜できることが分の成分元素（S）は検出されなかったことから、基材に塗かった。本成膜技術は、ヒト象牙質基材だけでなく、ヒト布された ICG 層はアブレーションによってほぼ消失したエナメル質基材に対しても有効であった（図 8 右）3)。現と考えられた。なお、基材への ICG 塗布工程を除くと、在、ヒトセメント質への成膜についても確認中である。
歯面改質のための CaP 成膜技術には、歯科医が通常の膜生成は認められなくなった。
以上の結果から推定される、ICG 併用過飽和液中レーザ

診療時間・設備で実施可能な迅速・簡便性に加え、歯面のー照射法における人工バイオミネラリゼーションの反応標的領域のみに成膜可能な部位選択性が求められる。本稿

過程を図 9 に示す。照射前の基材表面には、予め塗布されで紹介した過飽和液中レーザー照射法はこれらの要件をた ICG 層が存在する（図 9 左）。過飽和液中レーザー照射満たすことから、歯面を保護・高機能化するための新たな下、この ICG 層がレーザー光を吸収し、照射域および照ツールとしての応用が期待される。

- 60 -

各位よりご支援・ご協力をいただきました。また、本研究

人工バイオミネラリゼーションの一部で、昭和薬品化工株式会社（現株式会社ジーシー昭過飽和液中レーザー照射ICG塗布層象⽛質ました。
フッ素含有
ア パ タ イト 膜

象⽛質

象⽛質

・ICG層消失・結晶成長（アブレーション）・c軸配向・結晶析出

図9和薬品）より貸与を受けた歯科用半導体レーザーを使用し参考文献

c⾯c軸[1]

a⾯

M. Nakamura and A. Oyane : J. Mater. Chem. B, 4, 6289
(2016).

[2]

A. Oyane, M. Nakamura, I. Sakamaki, Y. Shimizu, S.
Miyata and H. Miyaji : PLoS One, 13, e0206524 (2018).

ICG 併用過飽和液中レーザー照射法における象牙質基材表面での人工バイオミネラリゼーション過程の模式図[3]

K. Onuma, A. Pal, M. Makino, I. Sakamaki, M. Nakamura,
S. Tanaka, H. Miyaji, A. Oyane, Mater. Today Commun.,38, 108030 (2024).

[4]

A. Oyane, I. Sakamaki, A. Pyatenko, M. Nakamura, Y.
Ishikawa, Y. Shimizu, K. Kawaguchi and N. Koshizaki :RSC Adv., 4, 53645 (2014).

４．まとめ
過飽和液中レーザー照射法は、レーザー光により人工バ[5]

A.J. Nathanael, A. Oyane, M. Nakamura, M. Mahanti, K.

イオミネラリゼーションを誘起・加速する技術であり、従Koga, K. Shitomi and H. Miyaji : Acta Biomater., 79, 148

来の過飽和溶液法よりも迅速・簡便に、ヒト象牙質基材を(2018).

含む様々な基材の標的領域に、部位選択的に CaP（アパタ[6]

A. Oyane, I. Sakamaki, Y. Shimizu, K. Kawaguchi and N.
Koshizaki : J. Biomed. Mater. Res. A, 100A, 2573 (2012).

イトなど）を成膜することができる。また、フッ素などの薬物を反応液（CaP 過飽和溶液）に添加することで、生成[7]

and H. Unuma : Coll. Interf. Sci. Commun., 4, 5 (2015).

る。ただし本技術には、今後検討すべき課題（安全性評価、[8]生成膜の力学的性質・耐久性評価など）も多い。生体材料

A. Oyane, N. Matsuoka, K. Koga, Y. Shimizu, M.
Nakamura, K. Kawaguchi, N. Koshizaki, Y. Sogo, A. Ito

膜の機能（耐酸性、抗菌性など）の制御・向上も可能であM. Mahanti, M. Nakamura, A. Pyatenko, I. Sakamaki, K.

や歯面の改質・高機能化技術としての応用に向けて、さらKoga and A. Oyane : J. Phys. D: Appl. Phys., 49, 304003

なる研究開発が求められる。

(2016).
[9]謝A. Oyane, I. Sakamaki, K. Koga and M. Nakamura : Appl.
Sci., 10, 5584 (2020).

辞

本研究は、公益財団法人天田財団一般研究助成および[10] A.J. Nathanael, A. Oyane, M. Nakamura, K. Koga, E.

JSPS 科研費（15H00906, 15F15331, 17H02093, 19K22991,

Nishida, S. Tanaka and H. Miyaji : Heliyon, 4, e00734(2018).

19K10103, 20H04541, 22K09976, 22K19927, 22H05148,[11] A. Oyane, I. Sakamaki, K. Koga, M. Nakamura, K.

23K11821）などの支援を受けて実施されました。

Shitomi and H. Miyaji, Mater. Sci. Eng. C, 116, 111170

研究実施にあたっては、産業技術総合研究所の中村真紀(2020).

博士、小沼一雄博士、A.J. Nathanael 博士、坂巻育子氏、牧野雅氏、齋藤徳之氏、北海道大学の宮治裕史博士、田中佐[12] A. Oyane, I. Sakamaki, M. Nakamura, K. Koga, K.

織博士、蔀佳奈子博士（現北海道医療大学）、その他関係

Shitomi, S. Tanaka and H. Miyaji, Int. J. Mol. Sci., 23,15981 (2022).

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