JP6647503B2 - 生体組織活着面、インプラント、生体組織活着面の形成方法、インプラントの製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体組織活着面、インプラント、生体組織活着面の形成方法、インプラントの製造方法に関する。

体内に埋め込まれるインプラントが注目されている。インプラントには、歯科用インプラントや人工関節、人工骨等がある。
歯科用インプラントは、生体適合性金属材料や生体適合性セラミックス材料等の生体適合性材料により形成される。生体適合性金属材料は、チタンやチタン合金、コバルトクロム合金等である。生体適合性セラミックス材料は、アルミナやジルコニア等である。
人工股関節や人工骨等は、生体適合性金属材料や生体適合性セラミックス材料の他、生体適合性樹脂材料により形成される。

インプラントの外表面は、骨（硬組織）に密着して結合する。インプラントの外表面を粗面化（多孔質化等）することにより、内部骨成長（Bone ingrowth）が促進され、高い骨結合（osseointegration）が得られる。
樹脂製のインプラントでは、例えば樹脂表面を金属やセラミックスでコーティングし、このコーティングを粗面化したものがある。

図１９は、従来のチタン製フィクスチャーの外表面をＳＥＭ（拡大率２０００倍）で撮影した写真である（４品）。これらの外表面は、塩酸等によるエッジング処理やブラスト処理により粗面化（多孔質化）されている。

特開２０１０−５３７９号公報

インプラントの外表面を粗面化した場合であっても、インプラントが骨結合するまでには、数週から数か月の期間を要する。この期間にインプラントに過度な力が加わると、周囲の骨等に損傷を与えたり、骨結合が遅れたり、骨結合がされづらくなる。このため、インプラントの骨結合（硬組織への結合性）をさらに向上させる必要がある。

インプラントは、骨のみならず、骨の周囲の粘膜組織（軟部組織）にも密着するため、軟部組織との癒着性（親和性）も重要になる。歯科用インプラントは、歯肉との癒着が低いと歯肉に炎症が発生して、歯肉（歯茎）が退縮したり、歯槽骨が減少（骨吸収：Bone resorption）したりする。このため、歯科用インプラントと歯肉の癒着性（軟部組織への癒着性）を高めて、細菌の侵入を阻止（封鎖）する必要がある。

インプラントには、生体組織に対する活着性（硬組織への結合性、軟部組織への癒着性）を向上させて、生体組織の癒合を早めることが要請されている。

本発明は、生体組織に対する活着性を向上できる生体組織活着面、インプラント、生体組織活着面の形成方法、インプラントの製造方法を提供することを目的とする。

本発明の生体組織活着面の第一実施態様は、生体組織に活着する生体組織活着面であって、生体適合性材料からなり、指頭形状の微絨毛体を多数有することを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第二実施態様は、第一実施態様において、前記微絨毛体は、先端径がナノメートルサイズであることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第三実施態様は、第二実施態様において、前記先端径が５０ｎｍ以上、５００ｎｍ未満であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第四実施態様は、第一から第三実施態様のいずれかにおいて、三次元表面粗さＳａがナノメートルサイズであることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第五実施態様は、第一から第四実施態様のいずれかにおいて、界面の展開面積比Ｓｄｒが０．１以上、２．０以下であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第六実施態様は、第一から第五実施態様のいずれかにおいて、幅が１μｍ以上、５０μｍ以下の第一溝を複数有することを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第七実施態様は、第六実施態様において、前記第一溝は、深さが１μｍ以上、２０μｍ以下であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第八実施態様は、第六または第七実施態様において、前記第一溝は、並列または格子状に配置されることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第九実施態様は、第一から第八実施態様のいずれかにおいて、幅が１０μｍ以上、５００μｍ以下の第二溝を複数有することを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十実施態様は、第九実施態様において、前記第二溝は、深さが５μｍ以上、５００μｍ以下であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十一実施態様は、第九または第十実施態様において、前記第二溝は、並列または格子状に配置されることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十二実施態様は、第一から第十一実施態様のいずれかにおいて、前記生体適合性材料は、生体適合性セラミックス材料であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十三実施態様は、第十二実施態様において、前記生体適合性セラミックス材料は、ジルコニアを含むことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十四実施態様は、第一から第十一実施態様のいずれかにおいて、前記生体適合性材料は、生体適合性金属材料であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十五実施態様は、第十四実施態様において、前記生体適合性金属材料は、チタン、チタン合金またはコバルトクロム合金を含むことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十六実施態様は、第一から第十一実施態様のいずれかにおいて、前記生体適合性材料は、生体適合性樹脂材料であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の第十七実施態様は、第十六実施態様において、前記生体適合性樹脂材料は、ポリエーテルエーテルケトン樹脂を含むことを特徴とする。

本発明のインプラントの第一実施態様は、生体組織に活着するインプラントであって、生体組織に活着する表面に、本発明の生体組織活着面の第一から第十七実施態様のいずれかを有することを特徴とする。

本発明のインプラントの第二実施態様は、第一実施態様において、歯科用インプラントのスクリュー型のフィクスチャーであり、前記生体組織活着面は、ネジ面、カラー面、先端面のいずれか一つ以上に設けられることを特徴とする。

本発明のインプラントの第三実施態様は、第一実施態様において、歯科用インプラントのシリンダ型のフィクスチャーであり、前記生体組織活着面は、先端面、外周面のいずれか一つ以上に設けられることを特徴とする。

本発明のインプラントの第四実施態様は、第一実施態様において、歯科用インプラントのアバットメントであり、前記生体組織活着面は、歯肉マージン面に設けられることを特徴とする。

本発明のインプラントの第五実施態様は、第一実施態様において、人工股関節のステムであり、前記生体組織活着面は、大腿骨に埋め込まれる部位の表面に設けられることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第一実施態様は、生体組織に活着する生体組織活着面の形成方法であって、空気中でレーザ光を照射するレーザ非熱加工を生体適合性材料の表面に施して、指頭形状の微絨毛体を多数形成することを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第二実施態様は、第一実施態様において、前記レーザ光は、極短パルスレーザのレーザ光であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第三実施態様は、第二において、前記レーザ光は、ピコ秒レーザまたはフェムト秒レーザのレーザ光であることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第四実施態様は、第一から第三実施態様のいずれかにおいて、前記微絨毛体は、先端径がナノメートルサイズであることを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第五実施態様は、第一から第四実施態様のいずれかにおいて、生体適合性セラミックス材料からなるセラミックス焼結体に対してレーザ非熱加工を施すことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第六実施態様は、第五実施態様において、前記生体適合性セラミックス材料は、ジルコニアを含むことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第七実施態様は、第一から第四実施態様のいずれかにおいて、生体適合性金属材料からなり、酸エッチングされた金属加工体に対してレーザ非熱加工を施すことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第八実施態様は、第七実施態様において、前記生体適合性金属材料は、チタン、チタン合金またはコバルトクロム合金を含むことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第九実施態様は、第一から第四実施態様のいずれかにおいて、生体適合性樹脂材料からなる樹脂成形体に対してレーザ非熱加工を施すことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第十実施態様は、第九実施態様において、前記生体適合性樹脂材料は、ポリエーテルエーテルケトン樹脂を含むことを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第十一実施態様は、第一から第十実施態様のいずれかにおいて、前記レーザ光を走査して、幅が１μｍ以上、５０μｍ以下、深さが１μｍ以上、２０μｍ以下の第一溝を複数形成することを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第十二実施態様は、第十一実施態様において、前記レーザ光を平行な方向または交差する方向に走査して、前記第一溝同士を並列または格子状に形成することを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第十三実施態様は、第一から第十二実施態様のいずれかにおいて、前記レーザ光を走査して、幅が１０μｍ以上、５００μｍ以下、深さが５μｍ以上、５００μｍ以下の第二溝を複数形成することを特徴とする。

本発明の生体組織活着面の形成方法の第十四実施態様は、第十三実施態様において、前記レーザ光を平行な方向または交差する方向に走査して、前記第二溝同士を並列または格子状に形成することを特徴とする。

本発明のインプラントの製造方法の第一実施態様は、生体組織に活着するインプラントの製造方法であって、生体組織に活着する表面を形成する工程において、本発明の生体組織活着面の形成方法の第一から第十四実施態様のいずれかを含むことを特徴とする。

本発明のインプラントの製造方法の第二実施態様は、第一実施態様において、歯科用インプラントのフィクスチャーであることを特徴とする。

本発明のインプラントの製造方法の第三実施態様は、第一実施態様において、歯科用インプラントのアバットメントであることを特徴とする。

本発明のインプラントの製造方法の第四実施態様は、第一実施態様において、人工股関節のステムであることを特徴とする。

本発明のインプラント、インプラントの製造方法は、生体組織に対する活着性を向上できる。

本発明の第一実施形態に係る歯科用インプラント１を示す図であって、（ａ）スクリュー型の歯科用インプラント１Ａ、（ｂ）シリンダ型の歯科用インプラント１Ｂである。 本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率３０倍、（ｂ）は拡大率２００倍、（ｃ）は拡大率５００倍である。 本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ｄ）は拡大率２０００倍、（ｅ）は拡大率５０００倍、（ｆ）は拡大率１００００倍である。 本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３２）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍である。 本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３２）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍、（ｆ）は拡大率２００００倍である。 小腸の表面をＳＥＭで撮影した参考写真であって、（ａ）は拡大率約１００倍、（ｂ）は拡大率約５０００倍、（ｃ）は拡大率約１００００倍である。 本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３３）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率２０００倍、（ｃ）は拡大率５０００倍、（ｄ）は拡大率１００００倍である。 本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３４）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率１００００倍である。 本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３５）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率５００倍、（ｂ）は拡大率１００００倍である。 本発明の第二実施形態に係る歯科用インプラント３を示す図であって、（ａ）スクリュー型の歯科用インプラント３Ａ、（ｂ）シリンダ型の歯科用インプラント３Ｂである。 本発明の第二実施形態に係る生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍である。 本発明の第二実施形態に係る生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍である。 酸エッチングされたチタン加工体の外表面５１をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍である。 酸エッチングされたチタン加工体の外表面５１をＳＥＭで撮影した写真であって、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍である。 本発明の第三実施形態に係る人工股関節１０１を示す図である。 本発明の第三実施形態に係る生体組織活着面１３０（生体組織活着面１３１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍である。 本発明の第二実施形態に係る生体組織活着面１３０（生体組織活着面１３１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍である。 動物実験の結果を示す写真であって、（ａ）は左下顎の歯槽骨Ｈのレントゲン写真、（ｂ）は右下顎の歯茎Ｓの写真、（ｃ）は左下顎の歯槽骨Ｈのレントゲン写真、（ｄ）は右下顎の歯茎Ｓの写真である。 従来のチタン製フィクスチャーの外表面をＳＥＭ（拡大率２０００倍）で撮影した写真であって、（ａ）はＡ社製品、（ｂ）はＢ社製品、（ｃ）はＣ社製品、（ｄ）はＤ社製品である。

本発明の実施形態につき図面を参照して説明する。下記説明において示す各種寸法等は一例である。

〔歯科用インプラント１、フィクスチャー１０〕
図１は、本発明の第一実施形態に係る歯科用インプラント１を示す図であって、（ａ）スクリュー型の歯科用インプラント１Ａ、（ｂ）シリンダ型の歯科用インプラント１Ｂである。

歯科用インプラント１は、ジルコニア製インプラントである。歯科用インプラント１には、スクリュー型の歯科用インプラント１Ａとシリンダ型の歯科用インプラント１Ｂがある。
歯科用インプラント１は、歯槽骨（生体組織、硬組織）Ｈに固定されるフィクスチャー１０と、フィクスチャー１０に嵌合するアバットメント２０と、を備える。
アバットメント２０には、人工歯冠と呼ばれるクラウン６が装着される。クラウン６よりも根端側は、歯茎（生体組織、軟部組織）Ｓに覆われる。

歯科用インプラント１の長手方向（中心軸に沿う方向）を縦と言う。縦方向のうち、クラウン６側を先端側と言う。先端を第一端とも言う。縦方向のうち、フィクスチャー１０側を根端側と言う。根端を第二端とも言う。
縦方向に直行する方向を横と言う。歯科用インプラント１の中心軸周りの方向を周方向と言う。

フィクスチャー（インプラント）１０は、中心穴（不図示）を有する軸状部材であり、ジルコニアを含むセラミックス（生体適合性材料、生体適合性セラミックス材料）により形成される。
フィクスチャー１０には、外表面１１に雄ネジ１５が形成されたスクリュー型のフィクスチャー１０Ａと、雄ネジ１５のないシリンダ型のフィクスチャー１０Ｂがある。スクリュー型のフィクスチャー１０Ａとシリンダ型のフィクスチャー１０Ｂは、雄ネジ１５の有無のみが異なる。

スクリュー型のフィクスチャー１０Ａは、歯槽骨Ｈに形成したネジ穴に螺合することにより、歯槽骨Ｈに固定される。
シリンダ型のフィクスチャー１０Ｂは、歯槽骨Ｈに形成した円形穴に嵌合することにより、歯槽骨Ｈに固定される。

フィクスチャー１０の先端面１３の中心には、中心穴が開口する。中心穴は、縦方向に沿って形成される。
フィクスチャー１０の形状（長さ、太さ等）は、任意である。中心穴が存在しない場合であってもよい。

〔生体組織活着面３０〕
フィクスチャー１０には、生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）が形成される。生体組織活着面３０は、フィクスチャー１０の外表面１１に設けられる。
フィクスチャー１０Ａでは、外表面１１は、先端面１３、カラー面１２、ネジ面（雄ネジ１５）を含む。
フィクスチャー１０Ｂでは、外表面１１は、先端面１３と外周面１４を含む。

生体組織活着面３０は、歯槽骨Ｈに対する結合性、歯茎Ｓに対する癒着性に優れる面である。生体組織活着面３０は、後述する微絨毛体４１を多数有する。微絨毛体４１が密集する。生体組織活着面３０は、微絨毛密集面である。
生体組織活着面３０は、微絨毛体４１に加えて、後述する小溝４３、大溝４５をのいずれか一方もしくは両方を有してもよい。

フィクスチャー１０は、歯槽骨Ｈのみならず、歯槽骨Ｈの周囲の粘膜組織（軟部組織）にも密着する。先端面１３が歯茎Ｓに密着する。このため、フィクスチャー１０は、軟部組織との癒着性（親和性）も重要になる。フィクスチャー１０は、歯茎Ｓとの癒着が低いと、歯茎Ｓに炎症が発生して歯茎Ｓが退縮したり、歯槽骨Ｈが減少（骨吸収：Bone resorption）したりする。したがって、フィクスチャー１０と歯茎Ｓの癒着性（軟部組織への癒着性）を高めて、細菌の侵入を阻止（封鎖）する必要がある。
生体組織活着面３０は、微絨毛体４１、小溝４３、大溝４５により、フィクスチャー１０の骨結合、歯茎癒着を向上させる。生体組織活着面３０は、生体組織に対するフィクスチャー１０の活着性（硬組織への結合性、軟部組織への癒着性）を向上させて、生体組織の癒合を早める。

（生体組織活着面３１）
図２および図３は、本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率３０倍、（ｂ）は拡大率２００倍、（ｃ）は拡大率５００倍、（ｄ）は拡大率２０００倍、（ｅ）は拡大率５０００倍、（ｆ）は拡大率１００００倍である。

生体組織活着面３１は、生体組織活着面３０の一例であり、フィクスチャー１０Ａの外表面１１に形成したものである。
生体組織活着面３１は、先端が指頭形状の微絨毛体４１を多数有する。多数の微絨毛体４１が密集配置される。指頭形状とは、指先の様に、先端が丸い形状（半球形状）を意味する。微絨毛体４１は、先端が半球形状の突起であり、尖っていない。

微絨毛体４１は、先端の外径（直径）がナノメートルサイズに形成される。ナノメートルサイズは、ナノメートルオーダー、ナノメートルスケール、ナノメートルクラスと言うこともある。英語では“order of magnitude”と言い、日本語に訳せば「等級」「階級」「規模」あるいは「桁」などと言う。
微絨毛体４１の先端径は、１ｎｍ以上、１０００ｎｍ未満である。微絨毛体４１の先端径は、例えば５０ｎｍ以上、５００ｎｍ未満である。例えば１００ｎｍ以上、３００ｎｍ未満でもよい。

生体組織活着面３１は、三次元表面粗さＳａ（算術平均高さ：ＩＳＯ２５１７８）もナノメートルサイズ（１ｎｍ以上、１０００ｎｍ未満）である。生体組織活着面３１の三次元粗さＳａは、例えば５００ｎｍ以上、８００ｎｍである。

生体組織活着面３１は、界面の展開面積比Ｓｄｒ（ＩＳＯ２５１７８）が０．１以上、２．０以下である。生体組織活着面３１は、界面の展開面積比Ｓｄｒが例えば０．５以上、１．０以下である。

生体組織活着面３１は、大溝４５を複数有する。複数の大溝４５は、交差配置される。複数の大溝４５が格子状に配置される。２０〜３０μｍ程度の卵円形を有する骨芽細胞を大溝４５の内側に確実に定着させるためである。
大溝（第二溝）５７は、幅が１０μｍ以上、５００μｍ以下である。大溝４５は、幅が例えば２０μｍ以上、１００μｍ以下である。３０μｍ以上、５０μｍ以下でもよい。前骨芽細胞が広がり過ぎないようにするためである。
大溝４５は、深さが５μｍ以上、５００μｍ以下である。例えば１０μｍ以上、１００μｍ以下でもよい。前骨芽細胞が大溝４５を乗り越えないようにするためである。
縦方向に並列する大溝４５と横方向（周方向）に並列する大溝４５が交差する。交差する大溝４５同士は、交差角度が６０°以上であればよい。

（生体組織活着面３２）
図４および図５は、本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３２）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍、（ｆ）は拡大率２００００倍である。

生体組織活着面３２は、生体組織活着面３０の一例であり、フィクスチャー１０Ｂの外表面１１に形成したものである。
生体組織活着面３２は、生体組織活着面３１と同一に形成される。

（参考：小腸の絨毛、微絨毛）
図６は、小腸の表面をＳＥＭで撮影した参考写真であって、（ａ）は拡大率約１００倍、（ｂ）は拡大率約５０００倍、（ｃ）は拡大率約１００００倍である。

図６（ａ）に示すように、小腸の内面には、多数の絨毛（villus）がある。絨毛とは、器官の表面から突出した微細な突起であり、小腸や胎盤などに存在する。
図６（ｂ），（ｃ）に示すように、絨毛の表面には、さらに多数の微絨毛（microvillus）が密集する。微絨毛自体を柔毛、柔突起（じゅうとっき）と呼ぶ場合もある。
絨毛および微絨毛は、先端が指頭形状の突起である。微絨毛の先端径は、１μｍ未満である。小腸や胎盤などは、絨毛、微絨毛によって表面積が著しく増大し、吸収や結合などが効率的、効果的に行われている。

生体組織活着面３１，３２は、小腸等の内面に類似する構造を有する。大溝４５が生体組織の絨毛に類似し、微絨毛体４１が生体組織の微絨毛に類似する。
このため、生体組織活着面３１は、生体組織（骨等の硬組織、粘膜組織等の軟部組織）との結合性や癒着性が高い。生体組織活着面３１は、生体組織に密着して活着する表面として、理想に近い形状と考えられる。

（生体組織活着面３３）
図７は、本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３３）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率２０００倍、（ｃ）は拡大率５０００倍、（ｄ）は拡大率１００００倍である。

生体組織活着面３３は、生体組織活着面３０の一例であり、フィクスチャー１０Ｂの外表面１１に形成したものである。
生体組織活着面３３は、生体組織活着面３１，３２と同様に、微絨毛体４１を多数有する。生体組織活着面３３の三次元粗さＳａと界面の展開面積比Ｓｄｒは、生体組織活着面３１，３２と同一である。
生体組織活着面３３は、並列配置された複数の大溝４５を有する。大溝４５の形状等は、上述の通りである。

（生体組織活着面３４）
図８は、本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３４）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍（ｃ）は拡大率１００００倍である。

生体組織活着面３４は、生体組織活着面３０の一例であり、フィクスチャー１０Ｂの外表面１１に形成したものである。
生体組織活着面３４は、生体組織活着面３１〜３３と同様に、微絨毛体４１を多数有する。生体組織活着面３４の三次元粗さＳａと界面の展開面積比Ｓｄｒは、生体組織活着面３１〜３３と同一である。

生体組織活着面３４は、小溝４３と大溝４５をそれぞれ複数有する。
複数の小溝４３は、並列配置される。複数の大溝４５も、並列配置される。小溝４３と大溝４５が格子状に交差する。小溝４３と大溝４５は、交差角度が６０°以上であればよい。
大溝４５の形状等は、上述の通りである。
小溝（第一溝）４３は、幅が１μｍ以上、５０μｍ以下であり、並列に配置される。小溝４３は、幅が例えば１μｍ以上、２０μｍである。例えば５μｍ以上、１０μｍ以下でもよい。小溝４３は、深さが１μｍ以上、２０μｍ以下である。例えば２μｍ以上、５μｍ以下でもよい。骨芽細胞に対して力学的な刺激（メカニカルストレス）を与えためである。

（生体組織活着面３５）
図９は、本発明の第一実施形態に係る生体組織活着面３０（生体組織活着面３５）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率５００倍、（ｂ）は拡大率１００００倍である。

生体組織活着面３５は、生体組織活着面３０の一例であり、フィクスチャー１０Ａの外表面１１に形成したものである。
生体組織活着面３５は、生体組織活着面３１〜３４と同様に、微絨毛体４１を多数有する。生体組織活着面３５の三次元粗さＳａと界面の展開面積比Ｓｄｒは、生体組織活着面３１〜３４と同一である。
生体組織活着面３５は、並列配置された複数の小溝４３と、並列配置された複数の大溝４５を有する。小溝４３と大溝４５が並列配置される。大溝４５の内側に、複数の小溝４３が配置（重畳）される。小溝４３と大溝４５は平行である。小溝４３と大溝４５は、交差角度が３０°以下であればよい。
小溝４３、大溝４５の形状等は、上述の通りである。

図１９は、従来のチタン製フィクスチャーの外表面をＳＥＭ（拡大率２０００倍）で撮影した参考写真であって、（ａ）はＡ社製品、（ｂ）はＢ社製品、（ｃ）はＣ社製品、（ｄ）はＤ社製品である。
図１９に示すように、従来のフィクスチャーでは、外表面が粗面化（多孔質化）されている。これらの外表面は、塩酸等によるエッジング処理やブラスト処理により粗面化される。これらの外表面は、細孔を多数有し、さらにこの細孔の周囲に先端が尖った形状の突起を多数有する。従来のフィクスチャーの外表面は、三次元粗さＳａが２μｍ以上である。
しかし、従来のフィクスチャーの外表面のいずれにも、先端が半球形状（指頭形状）の突起（微絨毛体）は存在せず、微絨毛密集面とは言えない。

〔アバットメント２０〕
アバットメント（インプラント）２０は、軸状部材であり、ジルコニアを含むセラミックスにより形成される。
アバットメント２０は、本体部２３とテーパー軸部２５を有する。テーパー軸部２５は、フィクスチャー１０の中心穴に嵌め込まれ、本体部２３は、フィクスチャー１０の先端側から露出するように配置される。

本体部２３は、円錐台形等に形成されて、接着剤やセメント等を用いてクラウン６が装着される。本体部２３のうち、クラウン６よりも根端側（クラウン６に覆われない領域）を歯肉マージン２４（gingival margin）と言う。歯肉マージン２４は、フィクスチャー１０とクラウン６の間に露出する。

アバットメント２０には、生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）が形成される。生体組織活着面３０は、アバットメント２０の外表面２１に設けられる。生体組織活着面３０は、歯肉マージン面（歯肉マージン２４）に設けられる。

歯肉マージン２４は、フィクスチャー１０の先端面１３と同様に、歯茎Ｓに密着する。このため、生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）を歯肉マージン２４に設けることにより、歯茎Ｓが癒着しやすくなる。これにより、アバットメント２０と歯茎Ｓの癒合が従来に比べて強固になる。

フィクスチャー１０（１０Ａ，１０Ｂ）は、外表面１１に、生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）を有する。これにより、前骨芽細胞や骨芽細胞の外表面１１への定着（接着）を促進できる。
生体組織活着面３０は、微絨毛体４１を多数有するので、外表面１１の表面積が増加する。血液に接触する面積が大幅に拡大して、前骨芽細胞や骨芽細胞が外表面１１に侵入しやすい。特に、微絨毛体４１の先端が尖らずに指頭形状であるため、前骨芽細胞や骨芽細胞が円滑に侵入できる。したがって、骨芽細胞が増殖して、強い骨結合が得られる。

生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）は、小溝４３や大溝４５を多数有する。これにより、前骨芽細胞の繁殖を促進できる。
小溝４３や大溝４５の態様（数、形状、配置）を様々に設定できるので、前骨芽細胞に対して力学的な刺激（メカニカルストレス）を効果的に与えられる。したがって、骨芽細胞への分化が促進して、骨結合期間が短縮化される。

特に、生体組織活着面３０は、スケールサイズが異なる複数の凹凸（ups and downs）を備える。微絨毛体４１がナノメートルサイズの凹凸を形成する。小溝４３がシングルミクロンサイズの凹凸を形成する。大溝４５がこれらよりも大きなスケールサイズの凹凸を形成する。このため、生体組織活着面３０は、前骨芽細胞に対して効率的、効果的に力学的な刺激を与えることができる。したがって、フィクスチャー１０と歯槽骨Ｈとの結合が従来に比べて強固になり、骨結合期間も短縮する。

フィクスチャー１０Ｂは、雄ネジ１５を有しなくても、フィクスチャー１０Ａと同一の作用効果を発揮する。フィクスチャー１０Ｂは、生体組織活着面３０が高い骨結合性を発揮するので、歯槽骨Ｈに対して良好に結合できる。

アバットメント２０は、外表面２１（歯肉マージン２４）に、生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）を有する。生体組織活着面３０は、微絨毛体４１を多数有するので、歯肉との癒着性（軟部組織への癒着性）が高まり、細菌の侵入を阻止（封鎖）できる。

歯科用インプラント１（１０Ａ，１０Ｂ）は、フィクスチャー１０の外表面１１とアバットメント２０の外表面２１にそれぞれ生体組織活着面３０を設けたので、人体に対する結合がより強固になる。歯科用インプラント１Ａと歯科用インプラント１Ｂは、同一の作用効果を発揮する。

生体組織活着面３０は、外表面１１，２１のうち、生体組織に密着（活着）する領域に設けられる。生体組織に密着する領域であれば、１箇所であってもよいし、複数箇所であってもよい。生体組織活着面３０の面積は、任意である。
生体組織活着面３０は、外表面１１，２１のほぼ全面に設けてもよい。
生体組織活着面３０は、外表面１１のうち、歯槽骨Ｈに密着する領域（カラー面１２、外周面１４、雄ネジ１５）の全面に亘って設けもよい。生体組織活着面３０は、外表面１１のうち、歯茎Ｓに密着する領域（先端面１３）の全面に亘って設けてもよい。
生体組織活着面３０は、外表面１１のみ、または、外表面２１のみに設けられる場合であってもよい。

カラー面１２、先端面１３、外周面１４、雄ネジ１５において、生体組織活着面３０は、表面性状（表面粗さ）がそれぞれ異なっていてもよい。カラー面１２と雄ネジ１５には歯槽骨Ｈを結合させ、先端面１３には歯茎Ｓを癒着させるためである。
歯肉マージン２４の生体組織活着面３０は、先端面１３の生体組織活着面３０と同一の表面性状（表面粗さ）に形成してもよい。いずれも歯茎Ｓを癒着させるためである。

小溝４３と大溝４５は、断面形状が半円弧形に形成される。断面形状は、例えば三角形（二等辺三角形）や矩形等であってもよい。
小溝４３と大溝４５は、それぞれ延在方向にわたって均一な幅にしてもよいし、異なる幅にしてもよい。延在方向にわたって均一な深さにしてもよいし、それぞれ異なる深さにしてもよい。
複数の小溝４３、複数の大溝４５は、それぞれ均一な幅にしてもよいし、それぞれ異なる幅にしてもよい。均一な深さにしてもよいし、異なる深さにしてもよい。
小溝４３と大溝４５の数は任意である。小溝４３と大溝４５は、直線に限らず、曲線であってもよい。隣接する小溝４３同士、大溝４５同士は、できるだけ隙間なく配置されることが好ましい。
小溝４３と大溝４５の延在方向は、フィクスチャー１０の縦方向に対して任意の角度である。

生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）は、外表面１１，２１に混在してもよい。生体組織活着面３１〜３５のうちのいずれか一つ以上を設ければよい。

生体組織活着面３０において、小溝４３と大溝４５の数、形状、配置は任意に設定できる。小溝４３と大溝４５は、生体組織活着面３１〜３５における形態以外であってもよい。
複数の大溝４５を格子状に配置し、さらに複数の小溝４３を格子状に配置（大溝４５と小溝４３が交差および重畳）してもよい。
複数の大溝４５を並列に配置し、さらに複数の小溝４３を格子状に配置（大溝４５と小溝４３が交差および重畳）してもよい。
複数の小溝４３のみを格子状に配置してもよい。
生体組織活着面３０は、多数の微絨毛体４１のみを有し、小溝４３や大溝４５を有しない場合であってもよい（第三実施形態の生体組織活着面１３１参照）。

〔歯科用インプラント１の製造方法、生体組織活着面３０の形成方法〕
歯科用インプラント１（１Ａ，１Ｂ）を生体適合性セラミックス材料から形成する。フィクスチャー１０（１０Ａ，１０Ｂ）とアバットメント２０を酸化ジルコニウムを含むセラミックス材料から形成する。

フィクスチャー１０（１０Ａ，１０Ｂ）の製造工程は、成形工程、焼結工程、表面加工工程を有する。表面加工工程は、生体組織活着面の形成工程であり、レーザ非熱加工工程を有する。
アバットメント２０の製造工程は、フィクスチャー１０の製造工程と同一であるため、説明を省略する。インプラント

（成形工程、焼結工程）
まず、成形工程では、ジルコニア粉末を含むペレットを射出成形して、ジルコニア成形体（セラミックス成形体）を得る。
次に、焼結工程では、このジルコニア成形体に対して予備焼結処理と本焼結処理を施して、ジルコニア焼結体（セラミックス焼結体）を得る。

（表面加工工程：レーザ非熱加工工程）
次に、表面加工工程では、ジルコニア焼結体の外表面１１に対してレーザ光を照射して、外表面１１に生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）を形成する。
レーザ光には、極短パルスレーザのレーザ光が用いられる。ピコ秒レーザまたはフェムト秒レーザのレーザ光を用いることができる。
極短パルスレーザは、パルス幅（時間幅）が数ピコ秒から数フェムト秒の非常に短いパルスのレーザである。数ピコ秒レーザは、パルス幅が１兆分の１秒のレーザである。フェムト秒レーザは、パルス幅が１０００兆分の１秒のレーザである。

ジルコニア焼結体の外表面１１に対してフェムト秒レーザ等のレーザ光を照射すると、外表面１１が非熱加工（レーザ非熱加工）される。
非熱加工とは、大気圧下（水分を含む空気中）でレーザ光を照射して、瞬時に溶融、蒸発、飛散させる加工である。溶融した箇所が瞬時に蒸発、飛散して除去されるため、加工部周辺への熱影響（熱損傷）が極めて少ない。非熱加工には、レーザ光の出力（ピークパワーやエネルギー密度）が大きいパルスレーザが用いられる。
外表面１１をレーザ光で非熱加工すると、微絨毛体４１を多数有する生体組織活着面３０が形成される。レーザ光の出力等を調整することにより、微絨毛体４１の数や形状（大きさ）等の形態を変更できる。

小溝４３や大溝４５は、レーザ光を照射しながら走査することで外表面１１に掘り込まれる。レーザ光を複数回走査することにより、小溝４３や大溝４５を複数形成する。
レーザ光の出力を調整することにより、レーザ光による加工幅（光径）を変更できる。レーザ光の出力（加工幅）を調整することにより、小溝４３や大溝４５の幅や深さを変更できる。同一箇所に対する照射回数、走査速度、レーザ光出力等に応じて、小溝４３や大溝４５の幅や深さを変更することもできる。

小溝４３と大溝４５をそれぞれ形成する場合は、まず大溝４５を形成し、次に小溝４３を形成する。
小溝４３同士、大溝４５同士、または小溝４３と大溝４５を格子状に配置する場合には、レーザ光を交差（直行）する二方向に走査する。このときの走査の交差角度が、小溝４３同士、大溝４５同士、または小溝４３と大溝４５の交差角度になる。

外表面１１をレーザ光で削って大溝４５や小溝４３を形成すると、同時に大溝４５や小溝４３の内面に微絨毛体４１が多数形成される。外表面１１をレーザ非熱加工すると、微絨毛体４１、小溝４３、大溝４５が同時に形成されて、生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）になる。

表面加工工程において、カラー面１２、先端面１３、雄ネジ１５へのレーザ非熱加工は、レーザ光の出力を異ならせてもよい。カラー面１２、先端面１３、雄ネジ１５における生体組織活着面３０の表面性状（表面粗さ）を異ならせる。カラー面１２と雄ネジ１５には歯槽骨Ｈを結合させ、先端面１３には歯茎Ｓを癒着させるためである。

生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）を形成した後は、洗浄や滅菌等を行う。
このようにして、フィクスチャー１０が製造される。

フィクスチャー１０を本焼結処理した後に、表面加工工程（生体組織活着面の形成）を行う場合に限らない。
ジルコニア成形体を予備焼結処理した後に、ジルコニア焼結体に表面加工工程を行い、その後に本焼結処理を行ってもよい。この本焼結処理により、ジルコニア焼結体が収縮して、微絨毛体４１、小溝４３、大溝４５も縮小する。そこで、ジルコニア焼結体の収縮を見込んで、生体組織活着面３０を大きく形成しておく。これにより、本焼結処理後に形成した場合と同一形状のフィクスチャー１０（生体組織活着面３０）が得られる。

小溝４３と大溝４５は、レーザ非熱加工により形成する場合に限らない。成形工程において、外表面１１に小溝４３と大溝４５を成形してもよい。レーザ非熱加工に先だって外表面１１をレーザ熱加工して、小溝４３と大溝４５を形成してもよい。

このように、レーザ非熱加工を施すことにより、ジルコニウム製のフィクスチャー１０等に対して生体組織活着面３０（生体組織活着面３１〜３５）を形成できる。

〔歯科用インプラント３、フィクスチャー５０〕
図１０は、本発明の第二実施形態に係る歯科用インプラント３を示す図であって、（ａ）スクリュー型の歯科用インプラント３Ａ、（ｂ）シリンダ型の歯科用インプラント３Ｂである。
第一実施形態と同一形状の部材等には、同一の符号を付して、その説明を省略する。

歯科用インプラント３は、金属（チタン合金）製インプラントである。歯科用インプラント３には、スクリュー型の歯科用インプラント３Ａとシリンダ型の歯科用インプラント３Ｂがある。
歯科用インプラント３は、歯槽骨Ｈに固定されるフィクスチャー５０と、フィクスチャー５０に嵌合するアバットメント６０と、を備える。

フィクスチャー（インプラント）５０は、中心穴（不図示）を有する軸状部材であり、チタン合金（生体適合性材料、生体適合性金属材料）により形成される。
フィクスチャー５０は、フィクスチャー１０とは、材料のみが異なる。
フィクスチャー５０には、外表面５１に雄ネジ１５が形成されたスクリュー型のフィクスチャー５０Ａと、雄ネジ１５のないシリンダ型のフィクスチャー５０Ｂがある。スクリュー型のフィクスチャー５０Ａとシリンダ型のフィクスチャー５０Ｂは、雄ネジ１５の有無のみが異なる。

〔生体組織活着面７０〕
フィクスチャー５０には、生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）が形成される。生体組織活着面７０は、フィクスチャー５０の外表面５１に設けられる。
フィクスチャー５０Ａでは、外表面５１は、先端面１３、カラー面１２、ネジ面（雄ネジ１５）を含む。
フィクスチャー５０Ｂでは、外表面５１は、先端面１３と外周面１４を含む。

生体組織活着面７０は、生体組織活着面３０と同様に、歯槽骨Ｈに対する結合性、歯茎Ｓに対する癒着性に優れる面である。
生体組織活着面７０は、後述する微絨毛体８１を多数有する。微絨毛体８１が密集する。生体組織活着面７０は、生体組織活着面３０と同様に、微絨毛密集面である。
生体組織活着面７０は、微絨毛体８１に加えて、後述する小溝８３、大溝８５をのいずれか一方もしくは両方を有してもよい。
生体組織活着面７０は、生体組織活着面３０とは、材料のみが異なる。微絨毛体８１は微絨毛体４１、小溝８３は小溝４３、大溝８５は大溝４５に相当する。

（生体組織活着面７１）
図１１および図１２は、本発明の第二実施形態に係る生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍である。

生体組織活着面７１は、生体組織活着面７０の一例であり、微絨毛体８１を多数有する。微絨毛体８１の形状等は、微絨毛体４１と同一である。
生体組織活着面７１の三次元表面粗さＳａ、界面の展開面積比Ｓｄｒは、生体組織活着面３０と同一である。
生体組織活着面７１は、交差配置された複数の大溝８５を有する。複数の大溝８５が格子状に配置される。大溝８５の数や形状等は、大溝４５と同一である。生体組織活着面７１は、生体組織活着面３１と同様の形態を有する。

生体組織活着面７０の他の例として、生体組織活着面３２〜３５等と同様の形態の面を形成してもよい。小溝８３の数や形状等は、小溝４３と同一である。
生体組織活着面７０は、多数の微絨毛体８１のみを有し、小溝８３や大溝８５を有しない場合であってもよい（第三実施形態の生体組織活着面１３１参照）。

〔アバットメント６０〕
アバットメント（インプラント）８０は、チタン合金により形成される。
アバットメント６０には、生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）が形成される。生体組織活着面７０は、アバットメント６０の外表面６１に設けられる。生体組織活着面７０は、歯肉マージン面（歯肉マージン２４）に設けられる。
アバットメント６０は、アバットメント２０とは、材料のみが異なる。

フィクスチャー５０（５０Ａ，５０Ｂ）、アバットメント６０は、フィクスチャー１０（１０Ａ，１０Ｂ）、アバットメント２０と同様の作用効果を奏する。
特に、生体組織活着面７０は、生体組織活着面３０と同様の作用効果を奏する。生体組織活着面７０は、生体組織に対する活着性（硬組織への結合性、軟部組織への癒着性）を向上させて、生体組織の癒合を早める。
したがって、歯科用インプラント３（３Ａ，３Ｂ）は、歯科用インプラント１（１Ａ，１Ｂ）と同一の作用効果を発揮する。

〔歯科用インプラント３の製造方法、生体組織活着面７０の形成方法〕
歯科用インプラント３（３Ａ，３Ｂ）を生体適合性金属材料から形成する。フィクスチャー５０（５０Ａ，５０Ｂ）とアバットメント６０をチタン合金材料から形成する。

フィクスチャー５０（５０Ａ，５０Ｂ）の製造工程は、機械加工工程、表面加工工程を有する。表面加工工程は、生体組織活着面の形成工程であり、酸エッチング工程、レーザ非熱加工工程を有する。
アバットメント６０の製造工程は、フィクスチャー５０の製造工程と同一であるため、説明を省略する。

（機械加工工程）
機械加工工程では、チタン合金材料を複合旋盤等で切削加工したり、塑性加工したりして、チタン加工体（金属加工体）を形成する。
このチタン加工体の外表面５１に対してブラスト処理を施す。後工程の酸エッチングの効率を上げるためである。チタン加工体に対するブラスト処理は任意である。
機械加工の後、チタン加工体を水やアルコールを用いて洗浄する。

（表面加工工程：酸エッチング工程）
表面加工工程では、まず、チタン加工体の外表面５１を酸エッチングを行う。
チタン加工体を塩酸に浸漬してエッジングする。塩酸の濃度は例えば１〜２０％、液温は例えば３０℃〜８０℃、浸漬時間は例えば１０分〜６０分である。エッジングに用いる酸は、塩酸以外であってもよい。硫酸、フッ酸、硝酸等、さらにこれらの混合酸を用いることができる。
酸エッチング工程の後、チタン加工体を純水で超音波洗浄する。

図１３および図１４は、酸エッチングされたチタン加工体の外表面５１をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍である。

図１３および図１４は、酸エッチングされたチタン加工体の外表面５１をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍である。

酸エッチングされたチタン加工体（被酸エッチング金属体）の外表面５１は、細孔を多数有し、さらにこの細孔の周囲に先端が尖った形状の突起を多数有する。この外表面５１は、粗面（多孔質）であり、従来のフィクスチャーも外表面と同様である（図１９参照）。
この外表面５１には、まだ微絨毛体４１は存在しない。

（表面加工工程：レーザ非熱加工工程）
次に、チタン加工体の外表面５１に対してレーザ光を照射して、外表面５１に生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）を形成する。
このレーザ非熱加工工程は、生体組織活着面３０のレーザ非熱加工工程と同一である。

酸エッチングされたチタン加工体の外表面５１に対してフェムト秒レーザ等のレーザ光を照射すると、外表面５１が非熱加工（レーザ非熱加工）される。外表面５１をレーザ光で非熱加工すると、微絨毛体８１が多数形成される。

小溝８３や大溝８５は、レーザ光を照射しながら走査することで外表面５１に掘り込まれる。外表面５１をレーザ非熱加工すると、微絨毛体８１、小溝８３、大溝８５が同時に形成されて、生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）になる。

生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）を形成した後は、洗浄や滅菌等を行う。
このようにして、フィクスチャー５０が製造される。

小溝８３と大溝８５は、レーザ非熱加工により形成する場合に限らない。機械加工工程において、外表面５１に小溝８３と大溝８５を形成してもよい。レーザ非熱加工に先だって外表面５１をレーザ熱加工して、小溝８３と大溝８５を形成してもよい。

このように、酸エッチングとレーザ非熱加工を施すことにより、チタン合金製のフィクスチャー５０等に対して生体組織活着面７０（生体組織活着面７１）を形成できる。

〔人工股関節１０１、ステム１０３〕
図１５は、本発明の第三実施形態に係る人工股関節１０１を示す図である。
人工股関節１０１は、股関節が損傷を受けたときに、その機能を回復するために、股関節に置き換わる。人工股関節１０１は、大腿骨Ｊに埋め込まれる大腿骨コンポーネント１０２と、寛骨臼Ｋに埋め込まれる寛骨臼コンポーネント１０６から構成される。

大腿骨コンポーネント１０２は、ステム１０３とヘッド１０４を備える。
ステム１０３は、大腿骨（生体組織、硬組織）Ｊに埋め込まれてヘッド１０４を支持する。
ヘッド１０４は、大腿骨Ｊの骨頭の役割を果たす球体形の部材であり、ジルコニア等の生体適合性セラミックス材料により形成される。

寛骨臼コンポーネント１０６は、カップ１０７とライナー１０８を備える。
カップ１０７は、寛骨臼（生体組織、硬組織）Ｋに埋め込まれる椀形の部材であり、ジルコニア等の生体適合性セラミックス材料やチタン合金等の生体適合性金属材料により形成される。カップ１０７の外表面に、生体組織活着面３０，７０を形成してもよい。
ライナー１０８は、カップ１０７の内側に固定される椀形の部材であり、例えば超高分子ポリエチレン樹脂により形成される。ライナー１０８は、ヘッド１０４を摺動可能に支持して、関節面の役割を果たす。

大腿骨コンポーネント１０２が延びる方向を縦方向という。縦方向のうち、ヘッド１０４側を先端（第一端）、ステム１０３側を末端（第二端）という。ステム１０３の幅方向を横方向という。ステム１０３の厚み方向を前後方向という。

ステム（インプラント）１０３は、大腿骨Ｊに形成した窄孔Ｊａに挿入されて骨結合する。ステム１０３は、ヘッド１０４を支持して、荷重を大腿骨Ｊに伝達する。
ステム１０３は、生体適合性樹脂材料（生体適合性材料）により形成される。ステム１０３は、ポリエーテルエーテルケトン樹脂（PEKK：polyetherketoneketone）により形成される。
ステム１０３は、ボディ部１１１、レグ部１１２、ネック部１１３を有し、これらがポリエーテルエーテルケトン樹脂により一体成形される。

ボディ部１１１は、縦方向に延びるブロック状の部位であり、窄孔Ｊａに挿入されて骨結合する。
ボディ部１１１は、縦方向の長さが約５０ｍｍである。ボディ部１１１の幅は、先端側から末端側に向けて徐々に細くなる。先端側が約３３ｍｍ、末端側が約１５ｍｍである。ボディ部１１１の厚みは、先端側から末端側に向けてほぼ一定である。先端側が約１３ｍｍ、末端側が約１１ｍｍである。

レグ部１１２は、縦方向に延びる略四角柱形の部位であり、ボディ部１１１の末端側に配置される。レグ部１１２は、ボディ部１１１の窄孔Ｊａへの挿入を案内し、ステム１０３の埋入後の姿勢を保持する。
レグ部１１２は、縦方向の長さが約９０ｍｍである。レグ部１１２は、先端から末端に向けて徐々に細くなる。

ネック部１１３は、縦方向に延びる略円柱形の部位であり、ボディ部１１１の先端側に配置される。ネック部１１３は、窄孔Ｊａから突出して、寛骨臼側からの荷重を導入する。
ネック部１１３は、長さが約２２ｍｍである。ネック部１１３は、先端から末端に向けて徐々に太くなる。ネック部１１３の先端には、ヘッド連結部が形成される。

〔生体組織活着面１３０〕
ステム１０３には、生体組織活着面１３０（生体組織活着面１３１）が形成される。生体組織活着面１３０は、ステム１０３の外表面のうち、窄孔Ｊａに埋入される部位（ボディ部１１１、レグ部１１２）の外表面１１５に設けられる。生体組織活着面１３０は、少なくとも、ボディ部１１１の外表面１１５にも設けられる。
生体組織活着面１３０は、生体組織活着面３０，７０と同様に、自然骨（大腿骨Ｊ）に対する結合性に優れる面である。生体組織活着面１３０は、後述する微絨毛体１４１を多数有する。微絨毛体１４１が密集する。生体組織活着面１３０は、生体組織活着面３０，７０と同様に、微絨毛密集面である。
生体組織活着面１３０は、微絨毛体１４１を有し、さらに小溝や大溝のいずれか一方もしくは両方を有してもよい。
生体組織活着面１３０は、生体組織活着面３０，７０とは、材料のみが異なる。微絨毛体１４１は微絨毛体４１，８１、小溝は小溝４３，８３、大溝は大溝４５，８５に相当する。

（生体組織活着面１３１）
図１６および図１７は、本発明の第三実施形態に係る生体組織活着面１３０（生体組織活着面１３１）をＳＥＭで撮影した写真であって、（ａ）は拡大率２００倍、（ｂ）は拡大率５００倍、（ｃ）は拡大率２０００倍、（ｄ）は拡大率５０００倍、（ｅ）は拡大率１００００倍である。

生体組織活着面１３１は、生体組織活着面１３０の一例であり、微絨毛体１４１を多数有する。微絨毛体１４１の形状等は、微絨毛体４１，８１と同一である。
生体組織活着面１３１の三次元表面粗さＳａ、界面の展開面積比Ｓｄｒは、生体組織活着面３０，７０と同一である。

生体組織活着面１３０の他の例として、生体組織活着面３１〜３５，７１等と同様の形態の面を形成してもよい。生体組織活着面１３０は、小溝や大溝を有してもよい。この小溝、大溝は、小溝４３，８３、大溝４５，８５に相当する。生体組織活着面１３０の小溝、大溝の数や形状等は、小溝４３，８３、大溝４５，８５と同一である。

ステム１０３は、フィクスチャー１０，５０と同様の作用効果を奏する。生体組織活着面１３０は、生体組織活着面３０，７０と同様の作用効果を奏する。生体組織活着面１３０は、生体組織に対する活着性（硬組織への結合性）を向上させて、生体組織の癒合を早める。
特に、生体組織活着面１３０は、樹脂面のみでも生体組織に対する活着性を発揮できる。このため、樹脂面に金属やセラミックスのコーティングをしたり、樹脂材料に金属やセラミックスを混ぜ入れたりする必要がない。
人工股関節１０１は、ステム１０３の外表面１１５に生体組織活着面１３０を設けたので、人体に対する結合がより強固になる。
したがって、人工股関節１０１は、歯科用インプラント１，３と同一の作用効果を発揮する。

〔人工股関節１０１の製造方法、生体組織活着面１３０の形成方法〕
人工股関節１０１を生体適合性樹脂材料から形成する。ステム１０３をポリエーテルエーテルケトン樹脂から形成する。

ステム１０３の製造工程は、成形工程、表面加工工程を有する。表面加工工程は、生体組織活着面の形成工程であり、レーザ非熱加工工程を有する。
ヘッド１０４、カップ１０７、ライナー１０８の製造工程は、従来通りであるため、説明を省略する。

（成形工程）
成形工程では、ポリエーテルエーテルケトン樹脂のペレットを射出成形して、ポリエーテルエーテルケトン成形体（樹脂成形体）を得る。

（表面加工工程：レーザ非熱加工工程）
次に、表面加工工程では、ポリエーテルエーテルケトン成形体の外表面１１５に対してレーザ光を照射して、外表面１１５に生体組織活着面１３０（生体組織活着面１３１）を形成する。
このレーザ非熱加工工程は、生体組織活着面３０，７０のレーザ非熱加工工程と同一である。

ポリエーテルエーテルケトン成形体の外表面１１５に対してフェムト秒レーザ等のレーザ光を照射すると、外表面１１５が非熱加工（レーザ非熱加工）される。外表面１１５をレーザ光で非熱加工すると、微絨毛体１４１を多数有する生体組織活着面１３１が形成される。

レーザ光を照射しながら走査することで外表面１１５に小溝や大溝を掘り込んでもよい。外表面１１５をレーザ非熱加工すると、微絨毛体１４１、小溝、大溝が同時に形成されて、生体組織活着面１３０になる。

生体組織活着面１３０（生体組織活着面１３１）を形成した後は、洗浄や滅菌等を行う。
このようにして、ステム１０３が製造される。

小溝８３と大溝８５は、レーザ非熱加工により形成する場合に限らない。機械加工工程において、外表面５１に小溝８３と大溝８５を形成してもよい。レーザ非熱加工に先だって外表面５１をレーザ熱加工して、小溝８３と大溝８５を形成してもよい。

生体組織活着面１３０は、ステム１０３の外表面のうち、大腿骨Ｊに密着（活着）する領域（外表面１１５）に設けられる。大腿骨Ｊに密着する面であれば、１箇所であってもよいし、複数箇所であってもよい。生体組織活着面１３０の面積は、任意である。
生体組織活着面１３０は、外表面１１５のほぼ全面に設けてもよい。
生体組織活着面１３０は、外表面１１５のうち、ボディ部１１１の外表面のみ（レグ部１１２の外表面を除く面）に設けもよい。

このように、レーザ非熱加工を施すことにより、ポリエーテルエーテルケトン樹脂製のステム１０３に対して生体組織活着面１３０（生体組織活着面１３１）を形成できる。
ステム１０３は、ポリエーテルエーテルケトン樹脂に限らず、ジルコニア等の生体適合性セラミックス材料やチタン合金等の生体適合性金属材料により形成してもよい。ステム１０３の外表面１１５に、生体組織活着面３０，７０を形成してもよい。

〔動物実験〕
図１８は、動物実験の結果を示す写真であって、（ａ）は左下顎の歯槽骨Ｈのレントゲン写真、（ｂ）は右下顎の歯茎Ｓの写真、（ｃ）は左下顎の歯槽骨Ｈのレントゲン写真、（ｄ）は右下顎の歯茎Ｓの写真である。
犬の左右下顎の歯槽骨Ｈに、フィクスチャー１０Ａ、フィクスチャー１０Ｂを１つずつ埋入した。埋入後４週間目に、フィクスチャー１０の状態をレントゲン等で撮影した。

動物実験の結果、歯茎Ｓ（歯肉）に炎症が発生していないことが確認できた。歯茎Ｓが退縮したり、歯槽骨Ｈが減少したりしていないことが確認できた。
フィクスチャー１０（１０Ａ，１０Ｂ）と歯茎Ｓの癒着性（軟部組織への癒着性）が高く、細菌の侵入を阻止（封鎖）することができた。
フィクスチャー（１０Ａ，１０Ｂ）は、人力では歯槽骨Ｈから引き抜くことができない程に骨結合した。フィクスチャー（１０Ａ，１０Ｂ）と歯槽骨Ｈの骨結合（硬組織への結合性）が高く、骨結合期間を短縮することができた。
このように、フィクスチャー１０（１０Ａ，１０Ｂ）は、活着性（硬組織への結合性と軟部組織への癒着性）が向上して、生体組織の癒合を高める（早める）ことができた。

この発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、この発明の趣旨を逸脱しない範囲において、上述した実施形態に種々の変更を加えたものを含む。すなわち、実施形態で挙げた具体的な形状や構成等は一例にすぎず、適宜変更が可能である。

上述した実施形態では、歯槽骨Ｈの埋入される歯科用インプラント１，３や大腿骨Ｊに埋入される人工股関節１０１について説明したが、これに限らない。
本発明のインプラントは、人工骨、骨補填材等であってもよい。人工骨や骨補填材は、骨折や腫瘍の切除などで生じた骨の欠損した部分又は腰椎手術で取り除いた軟骨などを補うために用いられる。
本発明のインプラントは、人工関節の部材、骨折部位の固定に使用する骨接合材料、脊椎等の固定器具（脊椎インプラントや腰椎インプラント）であってもよい。

インプラントは、生体（体内）に埋め込まれるに限らず、体表に固定されるものであってもよい。インプラントは、人間に限らず、ペットや家畜等に適用するものであってもよい。

生体組織活着面は、小溝や大溝に加えて、または、小溝や大溝に代えて、他の溝や畝等の凹凸を有してもよい。

上述した実施形態では、生体適合性セラミックス材料として、ジルコニア（酸化ジルコニウム）の場合について説明したが、ジルコニアとカーボンや樹脂やガラス等を組み合わせたものであってもよい。ジルコニア（酸化ジルコニウム）は、インプラントの体積比において５０％以上含まれていればよい。ジルコニア（酸化ジルコニウム）は、インプラントの体積比において９０％以上含まれる。
生体適合性セラミックス材料として、アルミナ（酸化アルミニウム）や酸化イットリウム、酸化ハフニウム、酸化シリコーン、酸化マグネシウム、酸化セリウム等を採用してもよい。

生体適合性金属材料は、銅、チタン、チタン合金、コバルトクロム合金等であってもよい。生体適合性樹脂材料は、シリコン、ナイロン、ＰＯＭ、複合素材等であってもよい。

１，１Ａ，１Ｂ，３，３Ａ，３Ｂ 歯科用インプラント １０，１０Ａ，１０Ｂ フィクスチャー（インプラント） １１ 外表面 １２ カラー面 １３ 先端面 １４ 外周面 １５ 雄ネジ（ネジ面） ２０ アバットメント（インプラント） ２１ 外表面 ２４ 歯肉マージン（歯肉マージン面） ３０（３１，３２，３３，３４） 生体組織活着面 ４１ 微絨毛体 ４３ 小溝（第一溝） ４５ 大溝（第二溝） ５０，５０Ａ，５０Ｂ フィクスチャー（インプラント） ６０ アバットメント（インプラント） ７０（７１） 生体組織活着面 ８１ 微絨毛体 ８３ 小溝（第一溝） ８５ 大溝（第二溝） １０１ 人工股関節 １０３ ステム（インプラント） １１１ ボディ部 １１２ レグ部 １１５ 外表面 １３０，１３１ 生体組織活着面 １４１ 微絨毛体 Ｈ 歯槽骨（生体組織、硬組織） Ｓ 歯茎（生体組織、軟部組織） Ｊ 大腿骨（生体組織、硬組織） Ｋ 寛骨臼（生体組織、硬組織）

Claims (6)

1. 生体適合性セラミックス材料からなるセラミックス焼結体の外表面に、前記セラミックス焼結体のレーザ非熱加工面を備え、
   前記レーザ非熱加工面は、先端径がナノメートルサイズの指頭形状の多数の微絨毛体を有するインプラント。
2. 生体適合性セラミックス材料からなるセラミックス焼結体の外表面に、前記セラミックス焼結体のレーザ非熱加工面を備え、
   前記レーザ非熱加工面は、
   幅が１μｍ以上、５０μｍ以下、深さが１μｍ以上、２０μｍ以下の小溝と、
   前記小溝の内面に配置されて、先端径がナノメートルサイズの指頭形状の多数の微絨毛体と、
   を有するインプラント。
3. 生体適合性セラミックス材料からなるセラミックス焼結体の外表面に、前記セラミックス焼結体のレーザ非熱加工面を備え、
   前記レーザ非熱加工面は、
   幅が１０μｍ以上、５００μｍ以下、深さが５μｍ以上、１００μｍ以下の大溝と、
   前記大溝の内面に配置されて、先端径がナノメートルサイズの指頭形状の多数の微絨毛体と、
   を有するインプラント。
4. 生体適合性セラミックス材料からなるセラミックス焼結体を形成する工程と、
   前記セラミックス焼結体の外表面に対してレーザ非熱加工を施して、先端径がナノメートルサイズの指頭形状の多数の微絨毛体を有するレーザ非熱加工面を前記外表面に形成する工程と、
   を含むインプラントの形成方法。
5. 生体適合性セラミックス材料からなるセラミックス焼結体を形成する工程と、
   前記セラミックス焼結体の外表面に対してレーザ非熱加工を施して、
   幅が１μｍ以上、５０μｍ以下、深さが１μｍ以上、２０μｍ以下の小溝と、
   前記小溝の内面に配置されて、先端径がナノメートルサイズの指頭形状の多数の微絨毛体と、
   を有するレーザ非熱加工面を前記外表面に形成する工程と、
   を含むインプラントの形成方法。
6. 生体適合性セラミックス材料からなるセラミックス焼結体を形成する工程と、
   前記セラミックス焼結体の外表面に対してレーザ非熱加工を施して、
   幅が１０μｍ以上、５００μｍ以下、深さが５μｍ以上、１００μｍ以下の大溝と、
   前記大溝の内面に配置されて、先端径がナノメートルサイズの指頭形状の多数の微絨毛体と、
   を有するレーザ非熱加工面を前記外表面に形成する工程と、
   を含む歯科用インプラントの形成方法。