JP6422938B2

JP6422938B2 - インプラント体

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Publication number: JP6422938B2
Application number: JP2016504117A
Authority: JP
Inventors: 加藤　英治; 英治加藤
Original assignee: 有限会社ＩＴＤＮ—Ｔｏｋｙｏ; 有限会社ＩＴＤＮ―Ｔｏｋｙｏ
Priority date: 2014-02-21
Filing date: 2015-02-18
Publication date: 2018-11-14
Anticipated expiration: 2035-02-18
Also published as: US10251730B2; WO2015125799A1; US20170056133A1; JPWO2015125799A1

Description

本発明は、人工歯根に用いるインプラント体や粘膜と真皮組織両方の貫通型インプラントに応用可能なインプラント体に係り、特に、軟組織封鎖のため表面改質を施したインプラント体に関する。

歯科分野における抜歯後の歯列欠損部の再建に対する治療法として人工歯根等の歯科用インプラント（デンタルインプラント）を体内に挿入し、欠損部の代用とする治療法が知られている。

この治療の際には、骨欠損部等に埋め込まれたインプラント埋入部位周辺に骨組織が形成されることで、インプラントと骨との間に線維性組織を介さない物理的な密着状態（オッセオインテグレーション）を良好に形成させることが重要とされ、骨と結合する人工歯根が使用されている。

例えば下記に示す特許文献１には、チタン又はチタン合金よりなる骨代替材料に関する発明が開示されている。

特許文献１によれば、骨親和性の被膜表面のアルカリ金属濃度を０．８原子％〜３．２原子％に調整することで、骨親和性の長期安定性を得ることができるとしている。

特許第４８０４６４８号公報

上記のように特許文献１では、骨との親和性を向上させるために被膜表面のアルカリ金属濃度を調整しているが、骨との結合だけでなく、インプラントの経粘膜部分の強固なコラーゲン分子から構成される線維状の軟組織への付着もインプラント周囲組織の感染の原因である口腔内細菌の経路を遮断する生物学的障壁として、長期臨床安定性のために必要であった。

本発明は、かかる点に鑑みてなされたものであり、特に、軟組織封鎖のための表面改質を施した人工歯根に用いるインプラント体や粘膜と真皮組織両方の貫通型インプラントに応用可能なインプラント体を提供することを目的とする。

歯周歯肉組織の周りの生物学的なシーリング（封鎖）は上皮付着だけでなく、主に歯根−歯肉を結ぶ線維構造体による結合組織の歯根表面への付着に依存している。その線維構造体は歯肉線維とシャーピー線維で構成されている。具体的には、約７０ｎｍの直径を持つコラーゲン線維が直径数マイクロメートルのコラーゲン線維束を構成し、シャーピー線維として歯槽骨から歯根表面のセメント質に挿入付着している。歯肉線維（コラーゲン線維）は、歯槽骨の上の歯肉内部から歯根表面のセメント質に対して垂直に配向し付着している。これらシャーピー線維と歯肉線維は、しっかりと歯根と歯槽骨との結合組織を固定し、歯肉、歯周組織の炎症および機械的応力に対する抵抗力を担っている。

一方、歯科インプラントである人工歯根では、従来、シャーピー線維や歯肉線維のようなコラーゲン線維からなる歯肉結合組織とインプラント表面との直接付着が得られず、インプラント周囲の軟組織によるシーリング性能はないため、感染や炎症の原因となっていた。

そこで本発明者は、上記課題を解決するために鋭意研究を重ねた結果、インプラント表面を改質させることで、結合組織への付着効果を得ることができ軟組織封鎖性を向上させるに至った。具体的に本発明は以下のように示される。

また本発明は、金属あるいはセラミックスを原料としてなるインプラント体であって、ＳＥＭ画像において、１μｍ四方に占める突起部の平均数が２０〜６０であり、１μｍ四方に占める前記突起部の平均面積が０．２５μｍ^２〜０．４０μｍ^２であり、クレバス状からなる溝部の平均溝幅が０．１５μｍ〜０．３０μｍであり、１２０μｍ四方でのＲａの平均値が０．１５ｍ〜０．５０μｍであり、１２０μｍ四方でのＲｓｍの平均値が１．５０μｍ〜３．００μｍであることを特徴とする。

本発明のインプラント体によれば、結合組織付着能を有する構成にでき、よって結合組織とインプラント表面との付着効果を得ることができ、軟組織封鎖性を向上させることができる。

図１は、チタン基体の表面処理として、旋盤処理（Ｔｕｒｎｅｄ）、５ＭのＮａＯＨ処理、１０ＭのＮａＯＨ処理、及び酸エッチング処理（Ａｃｉｄ−ｅｔｃｈｅｄ）を施した際の表面状態を観察したＳＥＭ写真である。図２は、図１に示すＳＥＭ写真の部分模式図である。図３Ａは、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面のＳＥＭ写真であり、図３Ｂは、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面のＳＥＭ写真である。図４Ａ及び図４Ｂは、図３Ａ及び図３Ｂに示す各ＳＥＭ写真の部分模式図である。図５は、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体及び５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面状態を示すグラフである。図６は、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体及び５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面状態を示すグラフである。図７は、図１に示した１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面の部分模式図である。図８は、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面の部分模式図である。図９は、図１に示した５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面の部分模式図である。図１０は、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面の部分模式図である。図１１は、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体を備えたインプラント体（実施例）と結合組織との付着状態を示す模式図である。図１２は、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体を備えたインプラント体（比較例）と結合組織との付着状態を示す模式図である。図１３Ａは、従来例１（ＴＵ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、及び従来例２（ＡＥ）の各チタン基体に対する繊維芽細胞の増殖活性を相対的に比較した４日目のグラフであり、図１３Ｂは、各チタン基体に対する繊維芽細胞の数を相対的に比較した１日目のグラフであり、図１３Ｃは、各チタン基体に対する繊維芽細胞の数を相対的に比較した７日目のグラフである。図１４は、従来例１（ＴＵ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、及び従来例２（ＡＥ）の各チタン基体において、遺伝子発現の状態を可視化した実験結果である。図１５は、図１４の部分模式図である。図１６Ａは、従来例１（ＴＵ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、及び従来例２（ＡＥ）の各チタン基体の表面でのコラーゲン線維量を示すグラフであり、図１６Ｂは、各チタン基体に対して超音波処理を施した後のコラーゲン線維量を示すグラフであり、図１６Ｃは、各チタン基体に対してコラゲナーゼ（酵素）を付与した後のコラーゲン線維量を示すグラフである。図１６Ｃでのコラゲナーゼ（酵素）を付与した後の表面状態を示すＳＥＭ写真であり、図１７Ａは比較例（５Ｍ−ＡＨ）のチタン基体のＳＥＭ写真であり、図１７Ｂは実施例（１０Ｍ−ＡＨ）のチタン基体のＳＥＭ写真である。図１８Ａ及び図１８Ｂは、図１７Ａ及び図１７Ｂに示す各ＳＥＭ写真の部分模式図である。図１９は、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）及び比較例（５Ｍ−ＡＨ）の各チタン基体の物理的強度を示すグラフである。図２０は、７．５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体、及び１２．５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面状態を示す写真である。図２１は、図２０の各写真の部分模式図である。

本発明では、金属あるいはセラミックスを原料としてなるインプラント体には、複数の突起部と、複数のクレバス状からなるナノスケールの溝部とを有する表面改質が施されている。本発明ではインプラント表面がひび割れたように形成されたクレバス状の溝部が確認されている。また溝部以外の表面部分に多数の突起部が隆起していることが確認されている。一方、従来のインプラント体では、本発明のようなクレバス状の溝部は確認されていない。

本発明では、１μｍ四方に占める突起部の平均数、１μｍ四方に占める突起部の平均面積、クレバス状からなる溝部の平均溝幅、１２０μｍ四方でのＲａの平均値、及び１２０μｍ四方でのＲｓｍの平均値を、夫々規定した。各パラメータの範囲を規定することで、歯肉結合組織とインプラント表面との付着効果を得ることができる。

インプラント表面に隆起する突起部は、歯肉線維芽細胞の接着斑（フォーカルコンタクト）形成ならびに細胞骨格の配列を促すと考えられる。これにより、細胞接着力を向上させるとともに、細胞骨格から始まる細胞内シグナル伝達経路を活性化でき、その後の歯肉コラーゲン線維産生発現の向上へとつながる。また産生されたコラーゲン線維が突起部に絡まるとともにクレバス状の溝部から表面内部に入り込み、シャーピー線維様の構造がインプラント表面に形成される。加えて、多数の突起部が一部に密集しておらず規則正しく一定間隔で配列していると、細胞の伸展および細胞増殖を促す。このため、「細胞分化能と細胞増殖能は反比例の関係にある」という一般的な細胞生物学的ルールを超え、基質産生能の向上とともに細胞増殖能は維持されていると考えられる。

また本発明では、クレバス状の溝部はナノスケールであり細菌よりも小さく細菌感染を適切に防止できる。

本発明では、後述するように比較例に比べて、１μｍ四方に占める突起部の平均数、１μｍ四方に占める突起部の平均面積、及び１２０μｍ四方でのＲａの平均値がいずれも大きい。その結果、本発明は比較例に比べて、細胞接着力の向上ならびに産生されたコラーゲン線維の絡まりを生み出していると考えられる。また本発明では、比較例に比べて、クレバス状からなる溝部の平均溝幅が広い。その結果、本発明は比較例に比べて、産生増加したコラーゲン線維を溝部の奥深くへ入り込ませやすく、またＲｓｍがより大きいため歯肉線維芽細胞の基質産生能の向上を維持しつつも、細胞の伸展および細胞増殖をより促すと考えられる。

以上により、本発明のインプラント体は、結合組織付着能を有する構成にでき、よって結合組織とインプラント表面との付着効果を得ることができ、軟組織封鎖性を向上させることができる。

本発明では、歯科口腔粘膜領域以外の皮膚貫通型の骨内インプラント（エピテーゼ固定具）や、胃瘻、気管切開部挿管、人工声帯、血管留置針（中心静脈栄養用留置針など）などの各種皮膚貫通型医療用デバイスに適用することが可能である。このように本発明では、粘膜と真皮組織両方の貫通型インプラントに適用可能であり、これにより、表皮と粘膜上皮の両方の細胞付着と接着班の形成を促すことができる。

チタン（Ｔｉ）からなる基体（以下、チタン基体という）に対して以下の処理を行った。

Ａ：旋盤処理（Ｔｕｒｎｅｄ）
チタン棒を電動ノコギリにて輪切りにし、機械旋盤にて研削研磨したものを使用した。

Ｂ：５ＭのＮａＯＨ処理
機械研磨されたチタン基体を５ＭのＮａＯＨ水溶液に６０℃、２４時間の条件で浸漬し、その後、チタン基体に対して６００℃、１時間の加熱処理を行った。

Ｃ：１０ＭのＮａＯＨ処理
機械研磨されたチタン基体を１０ＭのＮａＯＨ水溶液に９０℃、２４時間の条件で浸漬し、その後、チタン基体に対して６００℃、１時間の加熱処理を行った。

なお、ＮａＯＨ処理の前にアセトン、エタノール及び超純水の順で超音波処理した後、短波長の紫外線照射を行って、表面の有機物をできる限り除去した。このように超音波処理及び紫外線照射を行うことで、チタン表面の親水性を向上させることができ、アルカリ水溶液への濡れ性も良好にできる。

またアルカリ水溶液への浸漬後、６００℃での加熱処理を施す前に超音波処理を施し、さらに６００℃での加熱処理後に、超純水中で超音波処理し、乾燥後に紫外線照射を行った。

Ｄ：酸エッチング処理（Ａｃｉｄ−ｅｔｃｈｅｄ）
１２０℃まで加熱した７０％熱硫酸溶液中にチタン基体を７５秒間浸漬後、蒸留水で洗浄した。

そして上記の各処理を施したチタン基体の表面をＳＥＭ写真にて観察した。その実験結果が図１に示されている。また図２は、図１に示すＳＥＭ写真の部分模式図である。

図１には、倍率を変えて観察したチタン基体の表面のＳＥＭ写真が示されている。図１、図２に示すように、旋盤処理（Ｔｕｒｎｅｄ）を施したチタン基体の表面には研磨盤との間で生じた多数の線状痕が観察された。

また図１に示すように５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体では、×１０００の倍率程度にすると表面に多数の微細孔が形成されていることが確認された。これら微細孔はスポンジのように内部にて網状に繋がっていた。微細孔の直径は、数十ｎｍ〜１００ｎｍ程度であった。

また図１に示すように、酸エッチング処理（Ａｃｉｄ−ｅｔｃｈｅｄ）を施したチタン基体でも、表面に多数の孔が観察されたが、孔の直径はかなり大きく、数μｍ程度であった。

一方、図１に示すように１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体では、多数の凸部（突起部；ｓｐｉｋｅｓ、ｎａｎｏｅｄｇｅｓ）と、多数の凹部（ｃｒｅｖａｓｓｅｓ、ｎａｎｏｈｏｌｅｓ、ｐｏｒｅｓ）とが形成されていることがわかった。このように多数の凸部と凹部とが組み合わさった形状になっていることがわかった。凹部にはクレバス状の溝（ｃｒｅｖａｓｓｅｓ）が多数存在した。これら溝部の溝幅は、ナノスケールであることがわかった。「ナノスケール」とは、１００ｎｍ以上１０００ｎｍ未満の範囲を指す。

クレバス状の溝部は、表面に亀裂が入った溝であり、深さ方向に徐々に溝幅が狭くなっている形態が多く見られた。溝部は、チタン酸ナトリウムからなる表面層を貫きその下のチタン層にまで入り込んでいるか、あるいは表面層の大部分を占める深さを有している。

図３Ａは、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面のＳＥＭ写真であり、図３Ｂは、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面のＳＥＭ写真である。図４Ａ及び図４Ｂは、図３Ａ及び図３Ｂに示す各ＳＥＭ写真の部分模式図である。

側面断面から見てもわかるように１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体には、クレバス状の溝部が観察されたが、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体にはクレバス状の溝部は見られず、円形あるいは楕円形となる微細孔を観察することができた。

また、電子線マイクロアナライザ（ＥｌｅｃｔｒｏｎＰｒｏｂｅＭｉｃｒｏＡｎａｌｙｓｅｒ；ＥＰＭＡ）による実験によれば、チタン基体の表面にナトリウム、酸素及びチタンの各元素を含む表面層が観測された。

図５に示すように、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体は、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体に比べて、１μｍ四方あたり、突起部の数（ｎｕｍｂｅｒ）及び領域面積（ａｒｅａ）が、夫々２．５倍程度及び１．５倍程度であることがわかった。また、溝部の直径（ｄｉａｍｅｔｅｒ）は、１０ｍのＮａＯＨ処理を施したチタン基体のほうが、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体に比べて約２倍大きくなることがわかった。

また図６Ａは、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体及び５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面層の厚み（Ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ）を示し、図６Ｂは、凹部（溝部）間の距離（Ｉｎｔｅｒｖａｌｂｅｔｗｅｅｎｐｏｒｅｓ）を示す。

図６Ａに示すように、表面層（ＥＰＭＡによりナトリウム、酸素及びチタンの各元素が検出される領域である）は、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体のほうが５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体よりも厚いことがわかった。ただし図６Ａに示すように表面層は１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体においても１μｍ以下の膜厚であることがわかった。

また図６Ｂに示すように、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体では、凹部（ｎａｎｏｐｏｒｅｓ）の間隔（ｉｎｔｅｒｖａｌｓ）は、約０．５μｍであるのに対し、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体では、凹部（溝部（ｃｒｅｖａｓｓｅｓ））の間隔が約１．０μｍであることがわかった。

図７は、図１に示した１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面の部分模式図である。図１のうち、×１０００の倍率で観察したチタン基体の表面のＳＥＭ写真から、肉眼で観察可能な溝の一部を図示した。

図７に示すように、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面には多数のクレバス状の溝部１が形成されている。図１に示すＳＥＭ写真にて白く写っている部分は高さの高い隆起部分である。図１のＳＥＭ写真から見ると多数の突起部が観察された。突起部には、細長く連なる突条部も存在した。突条形態の突起部及び溝部１は夫々一本の細長い形状であってもよいし、複数本に枝分かれした形状であってもよい。

図８は、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面の部分模式図である。図８に示すように、表面２は、クレバス状からなるナノスケールの溝部１と、複数の突起部３とを有しており、機械研磨したチタン基体の表面から改質されていることがわかった。

図８に示すように、突起部３は、溝部１と溝部１との間に単数あるいは複数存在していてもよいし、あるいは溝部１と溝部１との間に存在しないエリアがあってもよい。突起部３は一部に密集しておらず、表面２全体に散らばって形成されている。各突起部３は、規則正しく略一定間隔で配列されていることが好適である。

なお１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面２には、クレバス状の溝部１だけでなく、溝部１よりも小さい微細孔あるいはクレバス状でない孔が存在していてもよい。

一方、図９は、図１に示した５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面の部分模式図であり、図１０は、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の側面断面の部分模式図である。

図９は、図１のうち、×１０００の倍率で観察したチタン基体の表面のＳＥＭ写真から、肉眼で観察可能な孔の一部を図示した。

図９に示すように、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面には多数の微細孔４が形成されていることがわかった。微細孔４は、略円形や略楕円形で形成されており、クレバス状とはなっていなかった。各微細孔４の直径あるいは幅は、約１００ｎｍ以下であり、図７に示すクレバス状の溝部１の溝幅（アスペクト比において短辺側の幅を指す）よりも小さいことがわかった。また図１０に示すように、各微細孔４の深さも図８に示す溝部１の深さより小さかった。

図１０に示すように、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面５には多数の微細孔４のほか多数の突起部６が観察された。

ここで、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面改質状態、及び５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面改質状態を以下の表１に示すパラメータにより調べた。

各パラメータ値はいずれも平均値を示している。また括弧内の数値は、標準偏差（ＳｔａｎｄａｒｄＤｅｖｉａｔｉｏｎ；ＳＤ）を示している。

表１に示す突起部面積とは、チタン基体の表面を真上から見た、すなわち図１のＳＥＭ写真において白く写っている部分の面積であり、図８で言えば、主として各突起部３の頂面３ａの合計面積が該当する。

また表１の膜厚とは、チタン基体の表面層の厚さであり、本実験例では、チタン酸ナトリウム層の膜厚が該当する。

また溝幅とは、図７に示すクレバス状の溝部１のアスペクト比において短辺側の幅を指す。また孔が細長い楕円形状等の場合も短辺側の幅で測定される。溝部間幅（凹部間幅）とは、溝部（凹部）と溝部（凹部）との間の平均間隔を指す。

Ｒａは、算術平均粗さであり、Ｒｚは、十点平均粗さである。Ｒｓｍは、基準長さにおける輪郭曲線要素の長さＸｓの平均である（ＪＩＳＢ０６０１）。ここで、「輪郭曲線要素」とは、山とそれに隣り合う谷からなる曲線部分であり、「輪郭曲線要素の長さＸｓ」とは、輪郭曲線要素によって切り取られたＸ軸の線分の長さである（ＪＩＳＢ０６０１）。

表１に示すように、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体では、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体に比べて、突起部の数、突起部面積、膜厚、溝幅、溝部間隔、Ｒａ、Ｒｚ及びＲｓｍがいずれも大きくなることがわかった。

すなわち１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体では、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体に対して溝幅の広いクレバス状の溝部が存在するとともに、より多くの突起部が存在し、表面の起伏が大きいことがわかった。

以上の１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体には、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体に比べて軟組織封鎖のために効果的な表面改質がなされている。すなわち、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体は実施例に該当し、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体は比較例に該当する。また旋盤処理（Ｔｕｒｎｅｄ）を施したチタン基体を従来例１、及び酸エッチング処理（Ａｃｉｄ−ｅｔｃｈｅｄ）を施したチタン基体を従来例２として以下、説明する。

図１１は、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体を備えたインプラント体（実施例）と結合組織との付着状態を示す模式図である。

図１１に示すインプラント体１０は、チタン基体１１を備えており、１０ＭのＮａＯＨ処理が施されることによりチタン基体１１の表面層には、チタン酸ナトリウム層１２が形成されている。表面内部に位置するチタン層１３からチタン酸ナトリウム層１２にかけて漸次的に組成が変化している。図１１には、チタン酸ナトリウム層１２とチタン層１３との境界を点線で示したが、これは各層が明確に分かれておらず、組成の漸次的な変化が生じていることを示している。

図１１に示す実施例によれば、突起部３（図８参照）が歯肉線維芽細胞の接着班１４の形成ならびに細胞骨格１５の配列を促すと考えられる。これにより細胞接着力を向上させるとともに、細胞骨格１５から始まる細胞内シグナル伝達経路が活性化され、その後の歯肉コラーゲン線維産生発現が向上する。

また産生されたコラーゲン線維（Ｃｏｌｌａｇｅｎｆｉｂｅｒ）１６が多数の突起部３（図８参照）に絡まるとともにクレバス状の溝部１内に入り込む。コラーゲン線維１６は溝部１から表面内部に位置するチタン層１３にまで入り込み、シャーピー線維様の構造がインプラント表面に形成されると考えられる。このとき本実施例では、コラーゲン線維１６を一定方向（インプラント表面に対して略直交方向）に配列することができると考えられる。

加えて、実施例では、図８に示すように、複数の突起部３が一部に密集しておらず規則正しく一定間隔で配列している。これにより、細胞の伸展および細胞増殖を促し、「細胞分化能と細胞増殖能は反比例の関係にある」という一般的な細胞生物学的ルールを超え、基質産生能が向上しているが細胞増殖能は維持されていると考えられる。

図１２は、５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体を備えたインプラント体（比較例）２０と結合組織との付着状態を示す模式図である。

図１２に示す比較例のインプラント体２０においても、図１１と同様にチタン基体２１の表面にチタン酸ナトリウム層２２が形成されているが、その厚みは図１１の実施例に比べて薄い。

図１２に示す比較例では図１１に示す実施例に比べて、接着班１４の形成能及び細胞骨格１５の配列能が弱く、したがって細胞接着力が低く、また歯肉コラーゲン線維産生発現能も低い。そして図１２の比較例では実施例のようにクレバス状の溝部は形成されておらず約１００ｎｍ以下の微細孔４（図９参照）が形成されているだけであるから、コラーゲン線維１６の表面内部への入り込みも小さいと考えられる。

上記の表１に示したように、１０ＭのＮａＯＨ処理を施した実施例のほうが、５ＭのＮａＯＨ処理を施した比較例に比べて、１μｍ四方の突起部の数、１μｍ四方の突起部面積及びＲａがいずれも大きい。このため、実施例のほうが比較例よりも細胞接着力の向上ならびに産生されたコラーゲン線維の絡まりを生み出すと考えられる。また実施例のほうが比較例に比べて溝幅（孔の直径）が広いため、産生増加したコラーゲン線維を表面内部により入り込ませやすい。さらに実施例のほうが比較例よりもＲｓｍがより大きいため歯肉線維芽細胞の基質産生能の向上を維持しつつも、細胞の伸展および細胞増殖をより促すと考えられる。

以上により、実施例においては、結合組織とインプラント表面との付着効果を得ることができ、軟組織封鎖性を向上させることができる。

また本実施例に設けられたクレバス状の溝部１は、コラーゲン線維の直径よりも大きいが、一般的な口腔細菌よりも小さいため、線維芽細胞の付着及び細胞が産生するコラーゲン線維からなる歯肉線維やシャーピー線維が侵入付着すると同時に、感染の原因となる細菌等を遮断することができる。

このように本実施例では、軟組織封鎖のための表面改質が施されている。本実施例では、以下のパラメータを有することが好適である。すなわち、ＳＥＭ画像において、１μｍ四方に占める突起部の平均数が２０〜６０である。１μｍ四方に占める前記突起部の平均面積が０．２５μｍ^２〜０．４０μｍ^２である。クレバス状からなる溝部の平均溝幅が０．１５μｍ〜０．３０μｍである。１２０μｍ四方でのＲａの平均値が０．１５ｍ〜０．５０μｍである。１２０μｍ四方でのＲｓｍの平均値が１．５０μｍ〜３．００μｍである。

その他、チタン酸ナトリウム層の膜厚は、０．６５μｍ〜１．００μｍの範囲内であることが好ましい。また、１μｍ四方に占める溝部の数は、１〜４の範囲内であることが好ましい。また、溝部間幅は、０．４μｍ〜１．１μｍの範囲内であることが好ましい。また１２０μｍ四方でのＲｚは、１．３μｍ〜３．１μｍの範囲内であることが好ましい。

次に、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、従来例１（ＴＵ）、従来例２（ＡＥ）の各チタン基体を用いて、確認試験を行った。

図１３Ａは、従来例１（ＴＵ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、及び従来例２（ＡＥ）の各チタン基体に対する繊維芽細胞の増殖活性を相対的に比較した４日目のグラフである。

実験では、４日目に増殖細胞の指標となるＢｒｄＵの取り込み量を相対比較した。図１３Ａに示すように、各チタン基体におけるＢｒｄＵの取り込み量は、従来例２（ＡＥ）が最も低くなることがわかった。

図１３Ｂは、各チタン基体に対する繊維芽細胞の数を相対的に比較した１日目のグラフであり、図１３Ｃは、各チタン基体に対する繊維芽細胞の数を相対的に比較した７日目のグラフである。

図１３Ｂ及び図１３Ｃでは、細胞増殖を色素法（ＷＳＴ−１）により評価した。図１３Ｂに示すように、１日目の細胞数は、従来例１（ＴＵ）が最も大きくなり、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、及び従来例２（ＡＥ）は、従来例１（ＴＵ）の５０％以下であった。しかしながら、７日目には、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）が最も多くなることがわかった。

図１４は、従来例１（ＴＵ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、及び従来例２（ＡＥ）の各チタン基体において、遺伝子発現の状態を可視化した実験結果である。図１５は、図１４の部分模式図である。

実験方法は、培養試験で、歯肉線維芽細胞を播種した後、７日目および１４日目でそれぞれメッセンジャーＲＮＡを抽出し、逆転写酵素を用いてメッセンジャーＲＮＡをＤＮＡに変換した。その後、それぞれのコラーゲンに対応した塩基配列部分を、ポリメラーゼ連鎖反応を用いて増幅し、それを電気泳動して可視化した。実験には、Ｉ型コラーゲン（ｃｏｌｌａｇｅｎＩ）とＩＩＩ型コラーゲン（ｃｏｌｌａｇｅｎＩＩＩ）を用いた。Ｉ型コラーゲンは脊椎動物では最も大量に存在するコラーゲンであり歯肉の強さを生み出す。ＩＩＩ型コラーゲンは、創傷治癒過程の初期段階で増殖し、やがてI型コラーゲンに置き換わることで治癒が進むといわれている。

図１４に示す実験において、光が強いほど遺伝子発現が活発であることを示している。図１４、図１５に示すように、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）では、７日目及び１４日目の双方において、Ｉ型コラーゲンの光が発現することがわかった。また実施例（１０Ｍ−ＡＨ）では、７日目において、ＩＩＩ型コラーゲンが発現することがわかった。一方、比較例（５Ｍ−ＡＨ）では、７日目及び１４日目において、Ｉ型コラーゲンがあまり強く発現しないことがわかった。また、従来例２（ＡＥ）では、７日目において、Ｉ型コラーゲン及びＩＩＩ型コラーゲンが、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）と同様に発現することがわかったが、１４日目には双方が消えたことがわかった。

次に図１６Ａは、従来例１（ＴＵ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、及び従来例２（ＡＥ）の各チタン基体の表面でのコラーゲン線維量を示し、図１６Ｂは、各チタン基体に対して超音波処理を施した後のコラーゲン線維量を示し、図１６Ｃは、各チタン基体に対してコラゲナーゼ（酵素）を付与した後のコラーゲン線維量を示す。

図１６Ａは２１日目のコラーゲン線維量を示している。実験では、明視野顕微鏡にて赤く染色された部分を観察し、染色された部分の面積からコラーゲン線維量を算出した。

図１６Ａに示すように、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）及び従来例２（ＡＥ）におけるコラーゲン線維量はほぼ同じであった。なお、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）、比較例（５Ｍ−ＡＨ）及び従来例２（ＡＥ）におけるコラーゲン線維量は、従来例１（ＴＵ）のコラーゲン線維量の約１．３倍であることがわかった。

図１６Ｂに示すように、図１６Ａに示す２１日目の各チタン基体に対して超音波処理（ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃａｔｉｏｎ）を施した後では、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）及び比較例（５Ｍ−ＡＨ）のコラーゲン線維量は、６０％以上残ることがわかった。また、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）のコラーゲン線維量が、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、従来例１（ＴＵ）、及び従来例２（ＡＥ）に比較して最も多く残ることがわかった。図１６Ｂに示す実施例のコラーゲン線維量は、従来例１の４倍程度、従来例２の２倍程度、比較例の１．４倍程度、存在することがわかった。

また、図１６Ｃに示すように、図１６Ａに示す２１日目の各チタン基体に対してコラゲナーゼ（酵素）を付与した後では、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）のコラーゲン線維量は約９０％、比較例（５Ｍ−ＡＨ）のコラーゲン線維量は、約７０％残ることがわかった。また実施例（１０Ｍ−ＡＨ）のコラーゲン線維量は、比較例（５Ｍ−ＡＨ）、従来例１（ＴＵ）、及び従来例２（ＡＥ）に比較して最も多く残ることがわかった。図１６Ｃに示す実施例のコラーゲン線維量は、従来例１の２倍程度、従来例２の１．７倍程度、比較例の１．２倍程度、存在することがわかった。

なお、２１日目の各チタン基体に対して過酸化水素（Ｈ_２Ｏ_２）処理した後では、従来例１（ＴＵ）、及び従来例２（ＡＥ）のコラーゲン線維量が３０％以下であるのに対し、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）及び比較例（５Ｍ−ＡＨ）のコラーゲン線維量は、５０％以上、存在することがわかった。

このように実施例（１０Ｍ−ＡＨ）では、比較例（５Ｍ−ＡＨ）や従来例１（ＴＵ）、及び従来例２（ＡＥ）に比べて、結合組織に対する付着能が高いことがわかった。換言すれば、比較例（５Ｍ−ＡＨ）や従来例１（ＴＵ）、及び従来例２（ＡＥ）では、結合組織がチタン基体の表面（インプラント表面）に適切に付着せず、結合組織が容易に剥がれる状態にあることがわかった。

図１６Ｃでのコラゲナーゼ（酵素）を付与した後の表面状態を示すＳＥＭ写真が、図１７に示されている。図１７Ａは、比較例のチタン基体のＳＥＭ写真であり、図１７Ｂは実施例のチタン基体のＳＥＭ写真である。図１８Ａ及び図１８Ｂは、図１７Ａ及び図１７Ｂに示す各ＳＥＭ写真の部分模式図である。

図１７Ｂ及び図１８Ｂに示す実施例では図１７Ａ及び図１８Ａに示す比較例に比べて多くのコラーゲン線維（細胞外マトリックス；ＥＣＭ）が表面に残されていることがわかった。

図１９は、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）及び比較例（５Ｍ−ＡＨ）の各チタン基体の物理的強度を示すグラフである。

図１９Ａは、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）及び比較例（５Ｍ−ＡＨ）の各チタン基体のインデンテーション硬さ（Ｉｎｄｅｎｔａｔｉｏｎｈａｒｄｎｅｓｓ）の実験結果である。また、図１９Ｂは、実施例（１０Ｍ−ＡＨ）及び比較例（５Ｍ−ＡＨ）の各チタン基体のインデンテーションヤング率（ＩｎｄｅｎｔａｔｉｏｎＹｏｕｎｇ´ｓｍｏｄｕｌｕｓ）の実験結果である。

図１９Ａ、図１９Ｂに示すように、実施例は比較例に比べて、インデンテーション硬さ及びインデンテーションヤング率がいずれも大きくなった。なお、インデンテーション硬さは、実施例では約０．７２ＧＰａであり、比較例では約０．５６ＧＰａであった。また、インデンテーションヤング率は、実施例では約２８．２ＧＰａであり、比較例では約２０．３ＧＰａであった。

本発明では、例えばチタンとアルミニウムとのチタン合金によりインプラント体を形成することができる。チタン合金として、チタン−アルミニウムを用いたとき、インプラント体の表面層にはチタン酸ナトリウムアルミニウム層が形成される。

あるいはジルコニアによりインプラント体を形成することができる。または生体内埋入可能な新規の材料によりインプラント体を形成することができる。これらの材料に対しても、複数の突起部と、複数のクレバス状からなるナノスケールの溝部とを有する表面改質を施すことで、軟組織封鎖性を得ることができる。

本実施例では、ＮａＯＨの濃度を１０Ｍとし、比較例では、ＮａＯＨの濃度を５Ｍとしたが、これにより、本実施例では、膜厚が９５０ｎｍ程度と比較例に比べて２００ｎｍ程度厚くなった。また比較例では細網状からなるチタン酸ナトリウムの結晶構造形成の間隙が見られたが、実施例では、このような間隙が、水酸化ナトリウム溶液の浸漬中に縮まり、より表面は平板に近い構造となったと考えられる。そして本実施例におけるクレバス状の溝部に関しては、焼結時にチタン酸ナトリウムと母材の純チタンの熱膨張係数の違いにより、表面にひび割れる形でナノスケールのクレバスが生じたと考えられる。

図２０は、７．５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体、１０ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体、及び１２．５ＭのＮａＯＨ処理を施したチタン基体の表面状態を示す写真である。図２１は、図２０の各写真の部分模式図である。

なおＮａＯＨの濃度を変えた以外、上記した「Ｃ：１０ＭのＮａＯＨ処理」（実施例）と同じ条件でチタン基体の表面を改質させた。

図２０に示す上から１段目の写真は、各チタン基体の表面全体を示す写真であり、２段目から４段目の各写真は倍率を変えたＳＥＭ写真である。

図２０、図２１に示すように、ＮａＯＨの濃度を１０Ｍとした場合以外に、７．５Ｍ及び１２．５Ｍとした場合でも、複数の突起部と、複数のクレバス状からなるナノスケールの溝部とを有する表面に改質されていることがわかった。また１２．５Ｍ程度までＮａＯＨ濃度を高めても、細菌が入り込まない程度の幅のクレバス状の溝部が形成されることがわかった。

インプラント体は歯科用インプラントとして適用できる。これにより、インプラント体が骨への付着のみならず歯肉結合組織との付着効果を得ることができ、良好な軟組織封鎖性を確保することができ、且つ細菌感染を防止できる。

歯科用インプラント以外のインプラントにも適用できる。特に本発明によれば、接着班の形成及び細胞骨格の増殖を促し、コラーゲン線維のインプラント内部への侵入を促進させて効果的に結合組織との付着力を高めることが必要な用途に好ましく適用できる。

具体的には、歯科口腔粘膜領域以外の皮膚貫通型の骨内インプラント（エピテーゼ固定具）や、胃瘻、気管切開部挿管、人工声帯、血管留置針（中心静脈栄養用留置針など）などの各種皮膚貫通型医療用デバイスに適用することが可能である。このように本発明では、粘膜と真皮組織両方の貫通型インプラントに適用可能であり、これにより、表皮と粘膜上皮の両方の細胞付着と接着班の形成を促すことができる。

本出願は、２０１４年２月２１日出願の特願２０１４−０３１２９０に基づく。この内容は、全てここに含めておく。

Claims

金属あるいはセラミックスを原料としてなるインプラント体であって、
ＳＥＭ画像において、１μｍ四方に占める突起部の平均数が２０〜６０であり、１μｍ四方に占める前記突起部の平均面積が０．２５μｍ^２〜０．４０μｍ^２であり、クレバス状からなる溝部の平均溝幅が０．１５μｍ〜０．３０μｍであり、１２０μｍ四方でのＲａの平均値が０．１５ｍ〜０．５０μｍであり、１２０μｍ四方でのＲｓｍの平均値が１．５０μｍ〜３．００μｍであることを特徴とするインプラント体。