JP6466405B2

JP6466405B2 - 歯科用部材

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Publication number: JP6466405B2
Application number: JP2016504030A
Authority: JP
Inventors: 山本　照子; 照子山本; 横山　嘉彦; 嘉彦横山
Original assignee: Tohoku Techno Arch Co Ltd; MARUEMU WORKS CO Ltd
Current assignee: Tohoku Techno Arch Co Ltd; MARUEMU WORKS CO Ltd
Priority date: 2014-02-21
Filing date: 2015-02-05
Publication date: 2019-02-06
Anticipated expiration: 2035-02-05
Also published as: EP3109336A4; ES2755185T3; AU2015220178A1; EP3109336A1; EP3109336B1; KR20160124831A; US20170172711A1; JPWO2015125625A1; WO2015125625A1

Description

本発明は、歯科用部材に関する。

近年、歯が抜けて失われた歯根に代えて、顎の骨に埋め込む歯科用インプラントが頻繁に用いられている。また、様々な不正咬合において、矯正歯科治療中の歯の移動の際の固定源として歯科矯正用アンカースクリューも頻繁に用いられている。矯正歯科治療で歯科矯正用アンカースクリューを固定源とすることにより、従来は困難であった歯の移動を、患者の協力度に左右されずに、正確かつ効率的に行うことができる。このような歯科用インプラントや歯科矯正用アンカースクリュー等の歯科用部材として、従来、比較的強度が高く生体親和性に優れた純チタン製やチタン合金製のものが用いられている。

なお、高強度、低ヤング率、高耐食性などの特性を有する素材として、金属ガラスが知られている。塑性加工性に優れ、冷間プレス加工などの金属加工プロセスに適用可能な高延性金属ガラス合金として、式：Ｚｒ_ａＮｉ_ｂＣｕ_ｃＡｌ_ｄ［式中のａ、ｂ、ｃ、ｄは原子％で、ａは６０乃至７５原子％、ｂは１乃至３０原子％、ｃは１乃至３０原子％、ｄは５乃至２０原子％である］で示される組成を有するものが、本発明者等により提案されている（例えば、特許文献１参照）。

特開２００９−２１５６１０号公報

従来のチタン製の歯科用部材は、設置位置に対して比較的大型もしくは長尺であるため、埋入の際に、隣接する歯根の損傷を起こす危険性があるという課題があった。また、使用中に折れたり破損したりすることもあるという課題もあった。また、矯正治療中に動揺したり脱落したりすることもあり、成熟した骨でないと安定しないという課題もあった。

本発明は、このような課題に着目してなされたもので、小型化することで、埋入の際の歯根の損傷を防ぐことができ、チタン製のものより高強度かつ低弾性で、埋入後の骨への生着の安定性に優れた歯科用部材を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明に係る歯科用部材は、式：Ｚｒ_ａＮｉ_ｂＣｕ_ｃＡｌ_ｄ［式中のａ、ｂ、ｃ、ｄは原子％で、ａは６０乃至７５原子％、ｂは１１乃至３０原子％、ｃは１乃至１６原子％、ｄは５乃至２０原子％］で示される組成を有するアモルファス合金から成り、歯科矯正用アンカースクリューまたは歯科用インプラントから成ることを特徴とする。

本発明に係る歯科用部材は、チタン合金製や純チタン製などのチタン製のものより、高強度かつ低弾性のアモルファス合金を含んでいるため、使用中に折れたり破損したりしにくく、隣接する歯根を損傷する危険性も小さい。また、本発明に係る歯科用部材は、チタン製のものと比べて、埋入後に周囲での新生骨の形成が促進されるため、埋入後の骨への生着の安定性に優れ、矯正治療中に動揺したり脱落したりする危険性が小さい。

一般的に、チタン製の歯科矯正用アンカースクリューは、長さ６〜８ｍｍ、直径（外径）１．４ｍｍ以上、チタン製の歯科用インプラントは、長さ８〜１２ｍｍ、直径３ｍｍ以上であるが、本発明に係る歯科用部材は、チタン製のものより高強度かつ低弾性であり、骨への生着の安定性に優れているため、より短く細く形成することができる。例えば、ネジ部分の谷径が０．５ｍｍ乃至１．０ｍｍの歯科矯正用アンカースクリューや、ネジ部分の長さが２ｍｍ乃至５ｍｍの歯科矯正用アンカースクリュー、ネジ部分の最大直径が０．５乃至２．９ｍｍ、およびネジ部分の長さが２乃至１３．４ｍｍの１ピースタイプの歯科用インプラント、または、ネジ部分の最大直径が０．５乃至２．９ｍｍ、およびネジ部分の長さが２乃至５．９ｍｍの２ピースタイプの歯科用インプラントとすることができる。チタン製のものより短く、細くても、チタン製のものと同等またはそれ以上の強度や弾性、新生骨の生成効果を得ることができる。また、小型化することで、埋入の際の歯根の損傷を防ぐことができる。

本発明に係る歯科用部材で、ａは６７乃至７３原子％、ｂは１１乃至１７原子％、ｃは５乃至１３原子％、ｄは５乃至９原子％であることが好ましい。この場合、特に、高強度かつ低弾性で、埋入後の骨への生着の安定性に優れている。さらに、ｃが７乃至１３原子％、または、ｄが５乃至７原子％であることが好ましい。また、ａは６９乃至７３原子％、ｂは１３乃至１７原子％、ｃは５乃至１０原子％、ｄは５乃至９原子％であってもよい。

本発明に関する歯科用部材は、表面がジルコニアセラミックスで覆われていることが好ましい。この場合、前記アモルファス合金を、酸素が存在する雰囲気中で、結晶化または脆化しない温度で加熱することにより製造することができる。具体的な一例では、アモルファス合金を、大気中で３５０℃乃至４００℃で加熱することにより製造することができる。アモルファス合金の表面が、非常に強固なジルコニアセラミックスで覆われているため、より強度が高い。また、表面のジルコニアセラミックスにより、内部のニッケルが溶出するのを防ぐことができ、ニッケルが人体に影響を及ぼすのを防ぐことができる。

本発明によれば、小型化することで、埋入の際の歯根の損傷を防ぐことができ、チタン製のものより高強度かつ低弾性で、埋入後の骨への生着の安定性に優れた歯科用部材を提供することができる。

実験に用いた（ａ）純チタン製スクリュー、ならびに、本発明の実施の形態の歯科用部材である（ｂ）Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８、（ｃ）Ｚｒ_６８Ｎｉ_１２Ｃｕ_１２Ａｌ_８、および（ｄ）Ｚｒ_７２Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_６の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューを示す走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真である。本発明の実施の形態の歯科用部材である、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューの、ラットの脛骨への埋入試験における（ａ）埋入トルク、（ｂ）埋入直後の撤去トルクを示すグラフである。本発明の実施の形態の歯科用部材の、ラットの脛骨への埋入試験における（ａ）埋入７日後の撤去トルク、（ｂ）埋入２８日後の撤去トルクを示すグラフである。本発明の実施の形態の歯科用部材である、Ｚｒ_６８Ｎｉ_１２Ｃｕ_１２Ａｌ_８およびＺｒ_７２Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_６の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューの、ラットの脛骨への埋入試験における（ａ）埋入トルク、（ｂ）埋入７日後の撤去トルクを示すグラフである。本発明の実施の形態の歯科用部材である、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューの、ラットの脛骨への埋入試験における（ａ）即時荷重なし、（ｂ）即時荷重１０ｇ、（ｃ）即時荷重５０ｇのときの埋入後の動揺度（Periotest値）の経時変化を示すグラフである。本発明の実施の形態の歯科用部材である、Ｚｒ_６８Ｎｉ_１２Ｃｕ_１２Ａｌ_８およびＺｒ_７２Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_６の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューの、ラットの脛骨への埋入試験における（ａ）即時荷重なしで埋入７日後まで、（ｂ）即時荷重１０ｇで埋入７日後まで、（ｃ）即時荷重なしで埋入２８日後までの、埋入後の動揺度（Periotest値）の経時変化を示すグラフである。ラットの脛骨への埋入試験における、埋入７日後および埋入２８日後の（Ａ）〜（Ｄ）チタン合金製スクリュー、（Ｅ）〜（Ｈ）純チタン製スクリュー、（Ｉ）〜（Ｌ）本発明の実施の形態の歯科用部材である、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューの、埋入脛骨の非脱灰組織切片を示す光学顕微鏡写真である（Scale bars ; 1.0mm）。図７に示す光学顕微鏡写真に基づいて求めた各スクリューの（ａ）埋入７日後のＢＩＣ、（ｂ）埋入２８日後のＢＩＣを示すグラフである。図７に示す光学顕微鏡写真に基づいて求めた各スクリューの（ａ）埋入７日後のＢＡ、（ｂ）埋入２８日後のＢＡを示すグラフである。ラットの脛骨への埋入試験における、埋入７日後の（ａ）純チタン製スクリュー、ならびに、本発明の実施の形態の歯科用部材である（ｂ）Ｚｒ_６８Ｎｉ_１２Ｃｕ_１２Ａｌ_８および（ｃ）Ｚｒ_７２Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_６の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューの、埋入脛骨の非脱灰組織切片を示す光学顕微鏡写真である（Scale bars ; 1.0mm）。本発明の実施の形態の歯科用部材である歯科矯正用アンカースクリューを構成する、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８（Ｚｒ７０）、Ｚｒ_６８Ｎｉ_１２Ｃｕ_１２Ａｌ_８（Ｚｒ６８）およびＺｒ_７２Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_６（Ｚｒ７２）のアモルファス合金、ならびに、純チタン製スクリューを構成する純チタン（純Ｔｉ）の、各金属成分の溶出試験結果を示すグラフである（縦軸；溶出量［ｐｐｔ］）。実験に用いた、本発明の実施の形態の歯科用部材である（ａ）Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリュー、（ｂ）表面がジルコニアセラミックスで覆われた表面処理Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューを示す走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真である。本発明の実施の形態の歯科用部材である、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリュー、および、表面がジルコニアセラミックスで覆われた表面処理Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリューの、ラットの脛骨への埋入試験における、埋入後の動揺度（Periotest値）の経時変化を示すグラフである。細胞接着試験における、培養１日後の（ａ）純チタン箔、（ｂ）本発明の実施の形態の歯科用部材に使用される、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金箔、（ｃ）表面処理Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金箔の表面観察結果を示す共焦点顕微鏡写真である。本発明の実施の形態の歯科用部材である（ａ）スクリュー形状の一例の正面図、側面図、底面図および平面図、（ｂ）ボタン形状の一例の正面図および側面図である。

以下、図面に基づき、本発明の実施の形態について説明する。
本発明の実施の形態の歯科用部材は、式：Ｚｒ_ａＮｉ_ｂＣｕ_ｃＡｌ_ｄ［式中のａ、ｂ、ｃ、ｄは原子％で、ａは６０乃至７５原子％、ｂは１１乃至３０原子％、ｃは１乃至１６原子％、ｄは４乃至２０原子％］で示される組成を有するアモルファス合金から成っている。

このアモルファス合金は、例えば、金型鋳造法により製造することができる。すなわち、まず原材料のジルコニウム（Ｚｒ）、ニッケル（Ｎｉ）、銅（Ｃｕ）、アルミニウム（Ａｌ）を、所望の組成になるよう秤量して混合し、不活性ガス雰囲気中で溶解混合して母合金を作成する。次に、大気中でその母合金を再度溶解し、アーク溶解式傾角鋳造法などを利用して銅鋳型で鋳造することにより、アモルファス合金を製造することができる。こうして製造されたアモルファス合金の素形材を機械加工することにより、本発明の実施の形態の歯科用部材を製造することができる。

本発明の実施の形態の歯科用部材は、チタン合金製や純チタン製などのチタン製のものより、高強度かつ低弾性のアモルファス合金製であるため、使用中に折れたり破損したりしにくく、隣接する歯根を損傷する危険性も小さい。また、本発明の実施の形態の歯科用部材は、チタン製のものと比べて、埋入後に周囲での新生骨の形成が促進されるため、埋入後の骨への生着の安定性に優れ、矯正治療中に動揺したり脱落したりする危険性が小さい。

なお、目的形状に成形したアモルファス合金を、大気中で３５０℃乃至４００℃で加熱して表面を酸化させることにより、表面がジルコニアセラミックスで覆われた歯科用部材を製造することができる。この場合、アモルファス合金の表面が、非常に強固なジルコニアセラミックスで覆われるため、より強度を高くすることができる。
このような本発明の実施の形態の歯科用部材の作用効果を検証するため、以下に示す実験を行った。

［実験概要］
本発明の実施の形態の歯科用部材として、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリュー（以下、「本発明スクリュー１」と呼ぶ）、Ｚｒ_６８Ｎｉ_１２Ｃｕ_１２Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリュー（以下、「本発明スクリュー２」と呼ぶ）、および、Ｚｒ_７２Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_６の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリュー（以下、「本発明スクリュー３」と呼ぶ）を製造し、ラットを用いた実験を行った。実験に使用した本発明スクリュー１〜３を、それぞれ図１（ｂ）〜（ｄ）に示す。なお、本発明スクリュー１〜３は、表面がジルコニアセラミックスで覆われていないものである。

図１（ｂ）〜（ｄ）に示すように、製造した各歯科矯正用アンカースクリューは、直径（外径）が１．３ｍｍ、長さが３．０ｍｍ、ピッチが０．８ｍｍである。なお、比較試料として、同じ形状の純チタン製スクリュー（９９．４％チタン、ピッチ０．８ｍｍ）、および、チタン合金製スクリュー（ピッチ０．５ｍｍ）を製造し、同じ実験を行った。実験に使用した純チタン製スクリューを、図１（ａ）に示す。チタン合金製スクリューは、今日、臨床現場において広く使用されているAbsoAnchor（Dentos社製）を用いた。

実験に用いたラットは、雄性Ｗｉｓｔａｒ系ラット１２週齢（体重２５０〜２６０ｇ）である。実験による動物への負担軽減のため、施術は５ｍｇ／ｍｌペントバルビタールの腹腔内注射による全身麻酔下で行った。

また、値の計測を行う実験では、得られた実験データの統計処理として、一元配置分散分析後、Tukey-Kramer法で多重比較検定を行った。検定は、危険率１％（Ｐ＜０．０１）または５％（Ｐ＜０．０５）で有意差を判定し、危険率１％未満のものを「＊＊」、危険率５％未満のものを「＊」として、各図面中に示した。

［スクリューの埋入と即時荷重の負荷］
複数のラットの両側下肢内側面を剪毛し、脛骨長軸と平行に約１５．０ｍｍの長さで皮膚および筋膜の切開を行った後、骨膜剥離子にて脛骨内側面を露出した。即時荷重を負荷する場合には、片側につき２か所（大腿骨との境界関節部付近および中央部）に、ラウンドバーにより低速回転でドリリングを行い、１．０ｍｍのスクリュー埋入窩を形成した。即時荷重を負荷しない場合には、片側につき１か所（大腿骨との境界関節部付近）にドリリングを行い、１．０ｍｍのスクリュー埋入窩を形成した。

即時荷重を負荷する場合には、アンカードライバーにて埋入部皮質骨と垂直にスクリューを埋入後、非吸収性の縫合糸（ケイセイ医科工業株式会社製「ＳＵ−１１６０ＮＳ」）により、切開部皮膚および筋膜を縫合し、術野をイソジン綿球にて消毒した後、スクリューの種類別に矯正用ニッケルチタン合金製コイルスプリング（株式会社トミーインターナショナル製「センタロイコイルスプリング」）により、１０ｇまたは５０ｇの即時荷重を、それぞれのスクリューに負荷した。

荷重はスクリュー埋入直後に負荷し、各スクリュー埋入後、評価日数の７日後または２８日後まで負荷し続けた。なお、評価対象スクリューは、脛骨埋入スクリューのうち、大腿骨との境界関節部付近に埋入したものとし、脛骨中央部に埋入するスクリューは、即時荷重を負荷する際の固定源として用いた。この固定源用スクリューは、AbsoAnchorを３．０ｍｍの長さに加工したものに統一した。

また、即時荷重を負荷しない場合には、アンカードライバーにて埋入部皮質骨と垂直にスクリューを埋入後、非吸収性の縫合糸（ケイセイ医科工業株式会社製「ＳＵ−１１６０ＮＳ」）により、切開部皮膚および筋膜を縫合し、術野をイソジン綿球にて消毒した。各スクリュー埋入後、評価日数の７日後または２８日後までそのまま保持した。

［スクリュー埋入・撤去トルク値の計測］
本発明スクリュー１、チタン合金製スクリュー、および純チタン製スクリューについて、トルクゲージ（Tohnichi社製）を用いて、各スクリューの埋入トルク値および埋入直後、埋入７日後、埋入２８日後の撤去トルク値の計測を行った。埋入トルク値は、スクリューの種類別に、関節部埋入スクリュー４本について計測を行った。また、撤去トルク値は、埋入直後にスクリューの種類別に４本、７日後および２８日後にスクリューの種類別、即時荷重量別にそれぞれ４本について計測を行った。計測トルク値として、それぞれトルクの最高値を用いた。埋入トルク値および埋入直後の撤去トルク値の計測結果を、それぞれ図２（ａ）および（ｂ）に示す。また、埋入７日後の撤去トルク値および埋入２８日後の撤去トルク値の計測結果を、それぞれ図３（ａ）および（ｂ）に示す。

図２（ａ）に示すように、埋入トルクは、本発明スクリュー１が０．７Ｎｃｍ、チタン合金製スクリューが１．５Ｎｃｍ、純チタン製スクリューが０．６５Ｎｃｍであり、チタン合金製スクリューが、他の２種のスクリューと比較して有意に値が高いことが確認された。また、図２（ｂ）に示すように、埋入直後の撤去トルクは、本発明スクリュー１が０．５１Ｎｃｍ、チタン合金製スクリューが１．３５Ｎｃｍ、純チタン製スクリューが０．４９Ｎｃｍであり、チタン合金製スクリューが、他の２種のスクリューと比較して有意に値が高く、埋入トルクと同じ傾向を示していることが確認された。これは、チタン合金製スクリューのピッチ幅（０．５ｍｍ）が、他の２種のスクリューのピッチ幅（０．８ｍｍ）よりも短いためであると考えられる。

また、図２に示すように、全てのスクリューにおいて、埋入直後の撤去トルク値が埋入トルク値よりも低くなっていることが確認された。これは、スクリューの埋入時に、埋入窩骨壁が損傷を受け、埋入時よりもスクリューと骨との接触面積が減少したためであると考えられる。

図３に示すように、全てのスクリューにおいて、埋入２８日後の撤去トルク値が埋入７日後の撤去トルク値を有意に上回っていることが確認された。これは、埋入後の時間の経過とともに、スクリューの周囲に新生骨が形成されたためであると考えられる。なお、埋入７日後および２８日後の撤去トルクは、いずれのスクリューでも、即時荷重１０ｇを負荷したものの値が最も高くなっていることが確認された。

図３に示すように、埋入７日後および２８日後の撤去トルクは、本発明スクリュー１の値が、いずれの即時荷重群でも、他の２種のスクリューよりも有意に高いことが確認された。これは、本発明スクリュー１の周囲で、他の２種のスクリューの周囲よりも多くの新生骨が形成されているためであると考えられる。図２および図３に示すように、本発明スクリュー１は、他の２種のスクリューと比べて、埋入直後からの撤去トルク値の増加が顕著であり、他の２種のスクリューよりも多くの新生骨が素早く形成されているものと考えられる。このため、埋入後の本発明スクリュー１は、他の２種のスクリューよりも素早く安定し、優れた安定性を維持するものと考えられる。

次に、本発明スクリュー２および３についても、同様にして、埋入トルク値および埋入７日後の撤去トルク値の計測を行った。なお、比較のために、チタン合金製スクリューおよび純チタン製スクリューについても計測を行った。埋入トルク値および埋入７日後の撤去トルク値の計測結果を、それぞれ図４（ａ）および（ｂ）に示す。

図４（ａ）に示すように、埋入トルクは、全てのスクリューにおいて、ほとんど同じ値であることが確認された。また、図４（ｂ）に示すように、埋入７日後の撤去トルクは、即時荷重１０ｇの本発明スクリュー３を除いて、埋入トルク値よりも低くなっていることが確認された。これは、埋入７日後であっても、スクリューの埋入時に埋入窩骨壁が損傷を受けたことによる影響が残っているためであると考えられる。

また、図４（ｂ）に示すように、即時荷重１０ｇの本発明スクリュー３は、他のスクリューと比べて、埋入７日後の撤去トルクが大きく、特に即時荷重１０ｇの純チタン製スクリューと比べて有意に大きいことが確認された。これは、即時荷重１０ｇの本発明スクリュー３の周囲で、他のスクリューの周囲よりも多くの新生骨が形成されているためであると考えられる。

［スクリュー動揺度の計測］
本発明スクリュー１、チタン合金製スクリュー、および純チタン製スクリューについて、埋入後のスクリューの安定性を計測するために、動揺度測定装置Periotest（Gulden Messtechnik社製）を用いて、埋入直後、埋入７日後、埋入２８日後の脛骨埋入スクリューの動揺度の計測を行った。計測は、スクリューヘッド部と垂直にPeriotestを３か所（脛骨長軸方向および、そこから１２０°回転させた部位２か所）から当てて行い、その３つの値の平均値を計測値（Periotest値）とした。なお、Periotest値は、０〜９では動揺が認められない、１０〜１９では触診で動揺が感じられる、２０〜２９では視覚的に動揺が認められる、３０〜５０では舌や口唇で歯が動揺する、と定義されている。スクリューなどの歯科用インプラントの場合、値が１０以上の場合、十分な骨結合が獲得されていないと判断される。

Periotest値の計測結果を、即時荷重別にそれぞれ図５（ａ）〜（ｃ）に示す。図５に示すように、埋入直後は、チタン合金製スクリューが、他の２種のスクリューと比較して有意にPeriotest値が小さいことが確認された。これは、チタン合金製スクリューのピッチ幅（０．５ｍｍ）が、他の２種のスクリューのピッチ幅（０．８ｍｍ）よりも短いためであると考えられる。

また、いずれの即時荷重群でも、全てのスクリューが、埋入直後から埋入７日後、埋入２８日後にかけて、Periotest値が小さくなっていくことが確認された。これは、埋入後の時間の経過とともに、スクリューの周囲に新生骨が形成され、徐々に安定しているためであると考えられる。なお、埋入７日後および２８日後のPeriotest値は、いずれのスクリューでも、即時荷重１０ｇを負荷したものの方が小さくなっていることが確認された。

図５に示すように、いずれの即時荷重群でも、本発明スクリュー１は、他の２種のスクリューと比べて、埋入直後からのPeriotest値の低下が顕著であることが確認された。また、本発明スクリュー１は、埋入２８日後には、全ての即時荷重で、最も小さい１０以下の値を示していることが確認された。これは、本発明スクリュー１の周囲で、他の２種のスクリューよりも多くの新生骨が素早く形成されているためであると考えられる。このため、埋入後の本発明スクリュー１は、他の２種のスクリューよりも素早く安定し、優れた安定性を維持するものと考えられる。

次に、本発明スクリュー２および３についても、同様にして、埋入直後および埋入７日後の動揺度の計測を行った。なお、比較のために、チタン合金製スクリューおよび純チタン製スクリューについても計測を行った。Periotest値の計測結果を、即時荷重別にそれぞれ図６（ａ）および（ｂ）に示す。図６に示すように、埋入直後は、全てのスクリューが近似したPeriotest値を示し、埋入７日後には、全てのスクリューがPeriotest値の低下を示すことが確認された。

また、図６（ａ）に示すように、即時荷重なしの場合、本発明スクリュー２および３は、埋入７日後に、Periotest値が１０程度まで顕著に低下しており、チタン合金製スクリューおよび純チタン製スクリューと比べて有意な差が認められた。これは、本発明スクリュー２および３の周囲で、他の２種のスクリューよりも多くの新生骨が素早く形成されているためであると考えられる。

また、図６（ｂ）に示すように、即時荷重１０ｇの場合、本発明スクリュー３は、埋入７日後に、Periotest値が１０程度まで顕著に低下しており、他の３種のスクリューと比べて有意な差が認められた。これは、本発明スクリュー３の周囲で、他の３種のスクリューよりも多くの新生骨が素早く形成されているためであると考えられる。なお、本発明スクリュー２は、埋入７日後に、チタン合金製スクリューよりPeriotest値が有意に低下しているが、純チタン製スクリューとは近似した値を示している。

また、本発明スクリュー２および３の即時荷重なしの場合について、埋入２８日後にも動揺度の計測を行った。その結果を、図６（ｃ）に示す。図６（ｃ）に示すように、本発明スクリュー２および３は、埋入２８日後と同様のPeriotest値が早期に得られており、図５（ａ）に示す本発明スクリュー１よりも素早く安定することが確認された。

［組織学的解析］
本発明スクリュー１、チタン合金製スクリュー、および純チタン製スクリューについて、埋入後のスクリューの安定性を評価するために、スクリューの種類別、即時荷重別に、スクリュー埋入７日後および２８日後の、スクリューの周囲の組織観察を行った。なお、即時荷重は、即時荷重なしと５０ｇのものについて観察を行った。観察のため、まず、スクリューが埋め込まれたラットに対して、４％パラホルムアルデヒド溶液による還流固定を行い、下肢両側脛骨を摘出した後、１本のスクリューを含んだ骨ブロックを作成した。その骨ブロックを、４℃下で、４％パラホルムアルデヒド溶液中にて４８時間固定し、３０分間流水洗浄した。洗浄後、常温下においてエタノール上昇系で脱水、脱脂し、キシレンによる中間剤処理を行った。処理後、樹脂浸透液（Wako社製「Osteoresin Embedding Kit」）中で、４℃下で樹脂浸透後、３５℃にて樹脂包埋を行った。樹脂ブロックを、Saw Microtome Leica SP1600（Leica Microsystems社製）により、スクリューの長軸方向と平行に、厚さ１００μｍの樹脂切片にした後、ビラヌエバ骨染色試薬（Polysciences社製「Villanueva Osteochrome Bone Stain」）により、染色を施した。

染色を施した切片を、光学顕微鏡下にて観察し、スクリュー周囲と新生骨との接触率（ＢＩＣ；Bone-to-Implant Contact）を求めた。また、スクリュー周囲から、スクリューの刃部の高さと同値である２４０μｍの範囲内を、解析の評価部位（ＲＯＩ；Region of Interest）とし、ＲＯＩ中に形成された新生骨の面積比率（ＢＡ；Bone Area）を求めた。ＢＩＣおよびＢＡの解析には、ＩｍａｇｅＪ（National Institutes of Health製）を用いた。

なお、ＢＩＣおよびＢＡは、具体的には以下の式で求められる。
ＢＩＣ（％）＝［スクリュー表面に接触している新生骨量（μｍ）／
スクリュー埋入部の周長（μｍ）］×１００
ＢＡ（％）＝［ＲＯＩ中の新生骨の面積（μｍ^２）／
ＲＯＩの面積（μｍ^２）］×１００

また、スクリュー先端部周囲を解析範囲に入れると、既存の皮質骨領域を必要以上に範囲内に含んでしまい、新生骨形成量の解析値としては妥当ではなくなるため、スクリュー先端部周囲は解析範囲から除外している。

各スクリューについて、埋入７日後および２８日後の染色を施した切片の光学顕微鏡写真を、図７に示す。また、図７に示す光学顕微鏡写真に基づいて求めたＢＩＣおよびＢＡを、それぞれ図８および図９に示す。なお、図７（Ａ）、（Ｂ）、（Ｅ）、（Ｆ）、（Ｉ）、（Ｊ）に示すように、埋入７日後の組織切片像で、埋入部皮質骨がスクリューと骨結合していることから、スクリュー埋入時に損傷を受けた既存皮質骨の修復が、埋入後７日でほぼ終了していると考えられる。

図７（Ａ）〜（Ｄ）に示すように、チタン合金製スクリューでは、埋入７日後では即時荷重の有無に関わらず、新生骨の明らかな形成は認められなかったが、埋入２８日後では、即時荷重５０ｇのスクリュー刃部表面に、多くの新生骨形成が認められた（図中の白三角矢印参照、以下同様）。また、図７（Ｅ）〜（Ｈ）に示すように、純チタン製スクリューでは、埋入７日後および２８日後ともに、即時荷重の有無に関わらず、新生骨の形成が顕著には認められなかった。また、図７（Ｉ）〜（Ｌ）に示すように、本発明スクリュー１では、埋入７日後に、刃部に新生骨形成が認められ、特に即時荷重５０ｇでより多くの新生骨形成が確認できた。埋入２８日後においては、スクリューの刃部表面に多くの新生骨形成が認められ、特に即時荷重５０ｇで著しい新生骨形成が確認できた。

図７に示すように、本発明スクリュー１は、即時荷重の有無に関わらず、他の２種類のスクリューと比べて、より多くの新生骨の形成が確認できる。これは、本発明スクリュー１が、他の２種類のスクリューよりも生体親和性に優れているためであると考えられる。特に、本発明スクリュー１の埋入７日後における組織切片において（図７（Ｉ）、（Ｊ）参照）、他の２種のスクリューよりも多くの新生骨形成が認められたことから、本発明スクリュー１のアモルファス合金組成は、新生骨形成に有効な組成だといえる。

図８に示すように、本発明スクリュー１のＢＩＣは、埋入７日後において、即時荷重の有無に関わらず、他の２種のスクリューと比べて有意に高く、埋入２８日後においても、即時荷重なしで他の２種類のスクリューと比べて有意に高いことが確認された。また、図９に示すように、本発明スクリュー１のＢＡは、埋入７日後において、即時荷重なしで他の２種類のスクリューと比べて有意に高く、即時荷重５０ｇでは純チタン製スクリューと比べて有意に高いことが確認された。埋入２８日後では、即時荷重の有無に関わらず、他の２種類のスクリューと比べて有意に高いことが確認された。これにより、埋入後、本発明スクリュー１の表面には、他の２種類のスクリューよりも多くの新生骨が形成され、その量が日数の経過とともに増加していくことが明らかとなった。このことから、埋入後の本発明スクリュー１は、他の２種のスクリューよりも素早く安定し、優れた安定性を維持するものといえる。

本発明スクリュー２および３、ならびに純チタン製スクリューについて、埋入後のスクリューの安定性を評価するために、スクリューの種類別に、スクリュー埋入７日後（即時荷重なし）の、スクリューの周囲の組織観察を行った。観察のための染色の方法は、図７のものと同じ方法を用いた。各スクリューについて、埋入７日後の染色を施した切片の光学顕微鏡写真を、図１０に示す。

図１０（ａ）〜（ｃ）に示すように、本発明スクリュー２および３では、埋入７日後に、純チタン製スクリューよりも多くの新生骨の形成が認められた。これは、本発明スクリュー２および３が、純チタン製スクリューよりも生体親和性に優れているためであると考えられ、本発明スクリュー２および３のアモルファス合金組成は、新生骨形成に有効な組成であるといえる。また、埋入後の本発明スクリュー２および３は、純チタン製スクリューよりも素早く安定し、優れた安定性を維持するものといえる。

［溶出試験］
本発明スクリュー１〜３、および純チタン製スクリューをそれぞれ構成する、アモルファス合金および純チタンについて、含有成分の溶出試験を行った。試験では、まず、15mlのプラスティックチューブ内に、pH7.4の疑似体液を5.0ml入れ、その中に、各金属で形成された表面積384mm²の金属箔を浸漬した。これらのチューブを恒温槽内に入れ、37℃にて７日間維持した。その後、疑似体液中に溶出したＡｌ，Ｖ，Ｔｉ，Ｎｉ，Ｃｕ，Ｚｒの各金属イオン量を、ICP-MS（誘導結合プラズマ質量分析計）にて測定した。なお、「コントロール」として、金属箔を入れない場合についても、各金属イオン量の測定を行っている。

測定結果を、図１１に示す。図１１に示すように、本発明スクリュー１〜３を構成するアモルファス合金（それぞれ図１１中の「Ｚｒ７０」、「Ｚｒ６８」、「Ｚｒ７２」）は、純チタン製スクリューを構成する純チタン（図１１中の「純Ｔｉ」）と比べて、Ｔｉの溶出が少なく、ＣｕおよびＺｒの溶出が多いことが確認された。これは、各金属の構成成分を考慮すると、当然の結果であると考えられる。また、金属アレルギーの主な原因となるＮｉの溶出量は、本発明スクリュー１〜３を構成するアモルファス合金も、純チタン製スクリューを構成する純チタンもほぼ同程度で少なく、有意差も無い。このことから、本発明スクリュー１〜３は、純チタン製スクリューと同様に、アレルギー性は問題ないものと考えられる。

［表面処理材料を用いたスクリュー動揺度の計測］
Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８の組成を有するアモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリュー（本発明スクリュー１）を、３５０℃で１時間加熱することにより、表面がジルコニアセラミックスで覆われた表面処理Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金製の歯科矯正用アンカースクリュー（以下、「表面処理スクリュー」）を製造し、ラットを用いたスクリュー動揺度の試験を行った。比較のため、本発明スクリュー１でも同じ試験を行った。試験に使用した本発明スクリュー１および表面処理スクリューを、それぞれ図１２（ａ）および（ｂ）に示す。

スクリュー動揺度の試験方法は、図５および図６のものと同じ方法を用いた。即時荷重は、なしとした。Periotest値の計測結果を、図１３に示す。図１３に示すように、埋入７日後には、表面処理スクリューの方が、本発明スクリュー１よりも有意に小さいPeriotest値を示しており、高い安定性を有しているといえる。また、埋入２８日後には、表面処理スクリューおよび本発明スクリュー１とも、Periotest値が小さくなり安定性が向上したが、両者の間には有意差は認められなかった。このことから、表面処理スクリューは、埋入２８日後と同様のPeriotest値が早期に得られており、本発明スクリュー１よりも素早く安定することが確認された。

［表面処理材料を用いた細胞接着試験］
純チタン箔（grade2；ニラコ社製）、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金箔、その金属ガラス箔を３５０℃で１時間加熱することにより、表面がジルコニアセラミックスで覆われた表面処理Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金箔を、６×６ｍｍサイズに切断し、滅菌後、ラット骨髄細胞を２×１０^４個ずつ播種・培養した。培養１日後の細胞の細胞接着能を調べるため、アクチン（緑色）、ビンキュリン（赤色）、核（青色）を免疫蛍光染色し、共焦点顕微鏡で観察を行った。その観察結果を、図１４に示す。

図１４に示すように、純チタン箔、Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金箔、および表面処理Ｚｒ_７０Ｎｉ_１６Ｃｕ_６Ａｌ_８アモルファス合金箔のいずれも、表面に細胞が接着し、増殖していることが確認された。このことから、本発明の実施の形態の歯科用部材に使用されるアモルファス合金および表面処理アモルファス合金は、生体親和性が純チタンと同等か、それ以上であるといえる。

以上の実験結果から、本発明の実施の形態の歯科用部材は、チタン合金製や純チタン製のものと比べて、埋入後の周囲での新生骨の形成が早く、埋入後の骨への生着の安定性に優れていることがわかる。また、撤去トルクも大きいため、埋入後に不用意に抜けることがなく、小型化したときの表面積の減少によるメカニカルフリクションの低下を補うことができる。これらのことから、本発明の実施の形態の歯科用部材は、従来のチタン合金製や純チタン製のものよりも小型化が可能である。例えば、歯科矯正用アンカースクリューや歯科用インプラントとして、図１５（ａ）に示すようなネジ部分の谷径が０．９ｍｍと細いスクリュー形状のものや、図１５（ｂ）に示すようなネジ部分の長さが２．５ｍｍ程度と短いボタン形状のものを製造することができる。

このように、本発明の実施の形態の歯科用部材は、従来品よりも小型化できるため、埋入時に歯根に傷害をおこすことなく、生体に対して完全に安全な、脱落しない矯正歯科用インプラントとしてデザイン可能である。また、図１５（ｂ）に示すような短いデザインを採用することにより、歯槽骨、口蓋骨のどのような部位にも、安全に埋入することができる。なお、図１５に示すスクリューヘッドは、矯正用結紮線や弾性ゴム、コイルスプリングを引っ掛けるため、またはワイヤをはめ込むためのものであり、このような機能を果たすものであれば、図１５のデザインのスクリューヘッドに限らず、どのような形態のスクリューヘッドであってもよい。

Claims

式：Ｚｒ_ａＮｉ_ｂＣｕ_ｃＡｌ_ｄ［式中のａ、ｂ、ｃ、ｄは原子％で、ａは６０乃至７５原子％、ｂは１１乃至３０原子％、ｃは１乃至１６原子％、ｄは５乃至２０原子％］で示される組成を有するアモルファス合金から成り、歯科矯正用アンカースクリューまたは歯科用インプラントから成ることを特徴とする歯科用部材。
ネジ部分の谷径が０．５ｍｍ乃至１．０ｍｍの歯科矯正用アンカースクリューから成ることを特徴とする請求項１記載の歯科用部材。
ネジ部分の長さが２ｍｍ乃至５ｍｍの歯科矯正用アンカースクリューから成ることを特徴とする請求項１記載の歯科用部材。
ネジ部分の最大直径が０．５乃至２．９ｍｍ、およびネジ部分の長さが２乃至１３．４ｍｍの１ピースタイプの歯科用インプラント、または、ネジ部分の最大直径が０．５乃至２．９ｍｍ、およびネジ部分の長さが２乃至５．９ｍｍの２ピースタイプの歯科用インプラントから成ることを特徴とする請求項１記載の歯科用部材。
ａは６７乃至７３原子％、ｂは１１乃至１７原子％、ｃは５乃至１３原子％、ｄは５乃至９原子％であることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の歯科用部材。
ｃが７乃至１３原子％、または、ｄが５乃至７原子％であることを特徴とする請求項５記載の歯科用部材。
ａは６９乃至７３原子％、ｂは１３乃至１７原子％、ｃは５乃至１０原子％、ｄは５乃至９原子％であることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の歯科用部材。