JPWO2017188285A1

JPWO2017188285A1 - 歯科用補綴物及びその部品

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Publication number: JPWO2017188285A1
Application number: JP2018514645A
Authority: JP
Inventors: 淳藤波; 美和藤波; 真一岡部; 洋記檜枝; 康充小粥; カーロ和重河邉
Original assignee: Natural Smile
Current assignee: Natural Smile
Priority date: 2016-04-25
Filing date: 2017-04-25
Publication date: 2019-06-13
Anticipated expiration: 2037-04-25
Also published as: WO2017188285A1; US20190142553A1; EP3449953B1; US20220331070A1; EP3449953A1; CA3022077A1; US11980524B2; JP7141062B2; KR102514477B1; CN109069691A; EP3449953A4; KR20180137508A

Abstract

【課題】従来技術との対比において、口腔内にて歯科用補綴物を使用した際における、当該歯科用補綴物と歯肉との間からの雑菌の侵入及びこれに伴う感染や炎症をより有効に防止可能な手段の提供。【解決手段】歯科用補綴物又はその部品において、前記歯科用補綴物又はその部品が、前記歯科用補綴物又はその部品の表面にハイドロキシアパタイト微粒子を有しており、前記ハイドロキシアパタイト微粒子が、焼結体であり、且つ、前記ハイドロキシアパタイト微粒子の平均粒子径が、１０〜１，０００ｎｍであることを特徴とする歯科用補綴物又はその部品。【選択図】図１

Description

本発明は、口腔内にて使用される歯科用補綴物及びその部品に関する。

図１に示されるように、インプラント１（インプラントキット）は、上部構造１−１（歯冠部分：インプラント義歯）とインプラント体１−４｛歯根部分：フィクスチャー（人工歯根）｝からなる。ここで、スクリュー１−２を介して、上部構造１−１とインプラント体１−４とを連結させる部分がアバットメント１−３である。

ここで、インプラントを埋入した後長期間経過すると、アバットメント（歯科用材料）と歯肉との間に隙間ができ、当該隙間から雑菌が侵入し、感染や炎症を引き起こすことがある。そこで、これを解決すべく、様々な手法が提案されている。

まず、特許文献１には、人工歯根であって、歯肉当接面を生体不活性成分｛ＣａＭｇＳｉ_２Ｏ_６（ディオプサイト）結晶｝で被覆し抗菌性を付与する技術が提案されている。また、特許文献２には、酸化ガリウムを含む表面層を形成する抗菌性コーティングをアバットメントに施す技術が提案されている。更に、特許文献３には、治療剤＋錯化剤＋カルシウムイオン＋リンイオンを含む電解溶液を用い、正電荷した治療剤錯体を含有するリン酸カルシウムイオンによりインプラント表面を被覆する技術が提案されている。また、特許文献４には、ＮＯ放出ポリマーによりインプラントを表面被覆する技術が提案されている。

特開平０４−１８３４６３号公報特表２０１５−５１６８２９号公報特表２０１２−５２２８８５号公報特表２００９−５０７５３９号公報

発明を解決するための課題

本発明は、これら従来技術との対比において、アバットメントを含め、口腔内にて歯科用補綴物を使用した際における、当該歯科用補綴物と歯肉との間からの雑菌の侵入及びこれに伴う感染や炎症をより有効に防止可能な手段を提供することを目的とする。

［１］歯科用補綴物又はその部品において、
前記歯科用補綴物又はその部品が、前記歯科用補綴物又はその部品の表面にハイドロキシアパタイト微粒子を有しており、
前記ハイドロキシアパタイト微粒子が、焼結体であり、且つ
前記ハイドロキシアパタイト微粒子の平均粒子径が、１０〜１，０００ｎｍである
ことを特徴とする歯科用補綴物又はその部品。
［２］前記歯科用補綴物が、口腔内の骨に埋入される人工歯根であるインプラントであり、前記部品が、前記インプラントに使用されるアバットメントである、前記［１］の歯科用補綴物又はその部品。

本発明によれば、アバットメントを含め、口腔内にて歯科用補綴物を使用した際における、当該歯科用補綴物と歯肉との間からの雑菌の侵入及びこれに伴う感染や炎症をより有効に防止可能な手段を提供可能である。

図１は、２ピースタイプに係るインプラントの全体構成図である。図２は、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子がアバットメント（歯科用材料）周囲にリング状に設けられた態様を示した概念図である。図３Ａは、本実施例に係る供試材１のＳＥＭ写真である。図３Ｂは、本実施例に係る供試材２のＳＥＭ写真である。図３Ｃは、本実施例に係る供試材３のＳＥＭ写真である。図４は、本実施例に係る供試材１の、アクチン由来の蛍光画像とＤＮＡ由来の蛍光画像とを合成した画像である。図５Ａは、本実施例に係る供試材１とコントロール（熱処理チタン）との、コラーゲン由来の蛍光画像とＤＮＡ由来の蛍光画像とを合成した画像（上段左はコントロール、上段右は本実施例）及びフィブロネクチン由来の蛍光画像とＤＮＡ由来の蛍光画像とを合成した画像である（左はコントロール、右は本実施例）。図５Ｂは、本実施例に係る供試材２とコントロール（熱処理チタン）との、コラーゲン由来の蛍光画像とＤＮＡ由来の蛍光画像とを合成した画像（上段左はコントロール、上段右は本実施例）及びフィブロネクチン由来の蛍光画像とＤＮＡ由来の蛍光画像とを合成した画像である（左はコントロール、右は本実施例）。図６は、本実施例に係る供試材３に対して、超音波処理をする前のものと、３０分超音波処理したもののＳＥＭ写真である。

以下の説明では、歯科用補綴物としてインプラントを例に採り説明する。本発明に係る歯科用補綴物は、歯や歯に関連する組織の欠損によって生じる顎口腔系の機能障害、審美性を回復することを目的として用いられる人工物である。具体的には、インレー、アンレー、クラウン、ブリッジ、義歯（全床、部分床）、人工歯、インプラントを指す。以下、歯科用補綴物としてインプラント（この部品の一つがアバットメント）を例に採り説明する。

≪インプラントの全体構成≫
本発明に係るアバットメント（歯科用材料）が適用されるインプラントは、特に限定されず、例えば、「アバットメント（歯科用材料）」と「フィクスチャー」とが別個である連結インプラント（２ピースタイプ）や「アバットメント（歯科用材料）」と「フィクスチャー」とが一体化した一体型インプラント（１ピースタイプ）を挙げることができる。以下、２ピースタイプを例に採り本発明を説明するが、本発明は１ピースタイプも含む。ここで、図１は、２ピースタイプに係るインプラントの全体構成図である。図１に従い説明すると、インプラント１は、上部構造１−１（歯冠部分：インプラント義歯）とインプラント体１−４｛歯根部分：フィクスチャー（人工歯根）｝からなる。ここで、スクリュー１−２を介して、上部構造１−１とインプラント体１−４とを連結させる部分がアバットメント１−３である。尚、図１はあくまで一例であり、本発明に係るアバットメント（歯科用材料）が適用されるインプラントにおける各部の大きさや形状は、図１の例のものに何ら限定されない。

≪アバットメント（歯科用材料）≫
以下、本発明に係るアバットメント（歯科用材料）について詳述する。本発明に係るアバットメント（歯科用材料）は、その表面にハイドロキシアパタイト微粒子を有しており；前記ハイドロキシアパタイト微粒子が、焼結体であり；且つ、前記ハイドロキシアパタイト微粒子の平均粒子径が、１０〜１，０００ｎｍである。以下、各要素を詳述する。

＜素材＞
（アバットメント（歯科用材料））
アバットメント（歯科用材料）の素材は、特に限定されず、従来公知の素材が使用可能であり、例えば、貴金属、純チタン、チタン合金、チタン・ニッケル合金、コバルト・クロム合金、ジルコニア、人工サファイア、アクリル酸、アクリル酸誘導体、メタクリル酸、メタクリル酸誘導体、芳香族ポリエーテルケトン類を挙げることができる。

（ハイドロキシアパタイト微粒子）
本発明に係るハイドロキシアパタイト微粒子は、焼結体であることを一特徴とする。ここで、焼結の程度が高い程、結晶化度は高くなる。本発明に係る焼結ハイドロキシアパタイト微粒子は、高結晶性であることが好適である。具体的には、各結晶面を示すピークの半値幅が狭ければ狭いほど結晶性が高い。ここで、本発明の高結晶性リン酸カルシウムに係る「高結晶性」とは、ｄ＝２．８１４での半値幅が０．８以下（好適には、０．５以下）である。尚、このリン酸カルシウムの結晶性の度合いは、Ｘ線回折法（ＸＲＤ）により、測定することができる。

更に、本発明に係る焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の平均粒子径は、１０〜１，０００ｎｍであり、２０〜３００ｎｍが好適であり、２０〜２５０ｎｍが更に好適であり、２０〜１５０ｎｍが特に好適であり、２０〜１００ｎｍが更に特に好適であり、２０〜８０ｎｍが極めて好適であり、２５〜６０ｎｍが最も好適である。ハイドロキシアパタイトを焼結し且つ当該粒径範囲とすることで、（１）歯肉線維芽細胞によるフィブロネクチン（接着性タンパク）の産生が活発になる結果、歯肉線維芽細胞がアバットメント（歯科用材料）にしっかり結合し、（２）アバットメント（歯科用材料）に結合した歯肉線維芽細胞がコラーゲンを産生する。今回の新知見は、このように（焼成ハイドロキシアパタイト微粒子を介して）アバットメント（歯科用材料）に結合した歯肉線維芽細胞がコラーゲンを「線維状」に産生するという点である。更なる新知見は、当該産生した当該線維状のコラーゲンがアバットメント（歯科用材料）と歯肉との間に「線維状」に張り巡る結果、アバットメント（歯科用材料）と歯肉との間の隙間部分が無くなり且つ歯肉とアバットメント（歯科用材料）とが強固に接着し、このために雑菌の侵入を防ぎ感染や炎症を防止できるという点である。尚、粒径の変動係数は、２０％以下が好適であり、１８％以下がより好適であり、１５％以下が更に好適である。尚、平均粒子径及び変動係数は、電子顕微鏡を用い、少なくとも１００個以上の一次粒子について粒子径を測定して計算すればよい。尚、「変動係数」は、標準偏差÷平均粒子径×１００（％）で計算することができる粒子間の粒子径のバラツキを示す値である。リン酸カルシウム微粒子の形状としては、特に限定されるものではなく、例えば、粒子状であっても、ロッド状であってもよい。尚、ロッド状である場合には、前記平均粒径は、当該粒子の長径により測定されるものとする。

焼結ハイドロキシアパタイト微粒子としては、特許第５０４３４３６号公報が開示するようなものが挙げられる。この文献では、ハイドロキシアパタイトの一次粒子に融着防止剤を付着させた後に焼結を行うことで、粒径の小さい焼結ハイドロキシアパタイト微粒子が製造可能な点が記載されている。この文献が開示するセラミック（焼結ハイドロキシアパタイト微粒子）でも十分に実用的であるが、製造段階にて融着防止剤を用いる結果、得られる焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の表面に炭酸カルシウムが存在し得る。表面に炭酸カルシウムが残存すると溶解性の違いによるｐＨの変動や溶解による材料の目減りのリスクがあり、生体内に適用する点で不利である。そのため、炭酸カルシウムを実質的に含有しないものが好ましい。そのようなセラミック（焼結ハイドロキシアパタイト微粒子）として特許第５９８０９８２号公報、特許６０７２９６７および特許第６０７２９６８号公報に開示されているものが挙げられる。これらは生体内において溶解による急激なｐＨの変化、それに伴う周辺組織の炎症の惹起のリスクを低減でき、そもそも溶解による材料が目減りするリスクが全くないため極めて有利である。

ここで、「炭酸カルシウムを含有しない」とは、炭酸カルシウムを実質的に含有しないことであり、微量の含有を必ずしも排除するものではないが、以下の（１）〜（３）の基準を満たすことであり、好適には、更に（４）の基準を満たすことである。
（１）Ｘ線回折の測定結果より炭酸カルシウムが、炭酸カルシウム（式量：１００．０９）／ハイドロキシアパタイト（式量：１００４．６２）＝０．１／９９．９（式量換算比）以下である。
（２）熱重量示差熱分析（ＴＧ−ＤＴＡ）測定において、６５０℃〜８００℃に明確な吸熱を伴う２％以上の重量減を観察されない。
（３）ＦＴ−ＩＲ測定において得られるスペクトルをクベルカムンク（ＫＭ）式で計算した吸光度を示したチャートにおいて、波数が８６０ｃｍ^−１〜８９０ｃｍ^−１の間に現れるピークを分離し、炭酸カルシウムに帰属される８７７ｃｍ^−１付近のピークが観察されない。なお、ピーク分離は、例えば、fityk 0.9.4というソフトを用いて、Function Type：Gaussian、Fitting Method：Levenberg-Marquardtという条件で処理することによって行う。
（４）医薬部外品原料規格２００６（ヒドロキシアパタイト）に準じて試験した際、気泡発生量が０．２５ｍＬ以下である。

＜ハイドロキシアパタイト微粒子の付着＞
本発明では、歯科用補綴物又はその部品の表面にハイドロキシアパタイト微粒子を付着させる。ここで付着させるとは、歯科用補綴物又はその部品の表面にハイドロキシアパタイト微粒子が存在していればよく、どのような方法も使用可能である。インプラントの例では、特にインプラントの部品であるアバットメント（歯科用材料）の表面（特に歯肉と接する部分）にハイドロキシアパタイト微粒子を付着させる。ここで歯肉と接する部分とは、使用において歯肉と接触する領域及び接触することが予想される領域を意味する。

＜付着密度＞
本発明に係るアバットメント（歯科用材料）における、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の付着密度（表面被覆率）は、５〜８０％が好適であり、１０〜７０％がより好適であり、１５〜６０％が更に好適である。当該範囲内であると、より有効に、アバットメント（歯科用材料）と歯肉との間の隙間部分を線維状コラーゲンで埋めることが可能となる。尚、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子は、アバットメント（歯科用材料）の周囲に部分的に設けられていても（例えば、図２に示すようにリング状）全体に設けられていてもよい。尚、部分的に設けられている場合には、前記付着密度は、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子が部分的に設けられている場所における密度をいう。

付着密度（表面被覆率）は以下に記載する方法で評価する。走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）にて、材料表面を倍率５万倍にて撮影し、得られた画像を画像処理ソフトウエア（ＩｍａｇｅＪ）にて二値化し、二値化前の焼結ハイドロキシアパタイトの粒子に対応する部分と二値化後の焼成ハイドロキシアパタイト微粒子に対応する部分のシルエットが一致するようＣｏｎｔｒａｓｔ、Ｎｏｉｓｅ、Bｒｉｇｈｔｎｅｓｓのパラメータを適宜調整し、基材部分と焼成ハイドロキシアパタイト微粒子部分とを区別し、面積比を算出する。なお、付着密度は、全体の面積に対して、焼成ハイドロキシアパタイト微粒子の面積が占める割合で表す。

＜付着態様＞
本発明に係るアバットメント（歯科用材料）における、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子のアバットメント（歯科用材料）への付着態様は、特に限定されず、アバットメント（歯科用材料）表面と焼結ハイドロキシアパタイト微粒子との化学結合による付着、接着剤によるアバットメント（歯科用材料）と表面焼結ハイドロキシアパタイト微粒子との付着、アバットメント（歯科用材料）表面への焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の埋め込み等を挙げることができるが、好適には化学結合による付着である。

上述の付着態様としては、その付着強度の度合いによって脱落型と非脱落型（または非固着型と固着型）とに大別される。非脱落型（固着型）とは、付着が非常に強固であり、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子とアバットメント（歯科用材料）とが半永久的に付着し続けることが期待される態様を意味する。他方、脱落型（非固着型）とは、付着強度が比較的弱く、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子がアバットメント（歯科用材料）から脱落することが期待される態様を意味する。
より具体的には、洗浄用超音波（２５Ｗ、３８ｋＨｚ）を３０分照射して、超音波処理の前後において、アバットメント（歯科用材料）に付着した焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の８０％以上が残存している場合に非脱落型と定義される。別の表現をすれば、超音波処理前の付着密度に対する超音波処理後の付着密度の百分率が８０％以上の場合に非脱落型と定義される。他方、これを満たさないものは脱落型と見なしてもよい。

例えば、共有結合などの強い化学結合による付着や強力な接着剤を用いた付着は非脱落型に分類され、水素結合などの弱い化学結合による付着や比較的弱い接着剤を用いた付着は脱落型に分類されうる。またアバットメント（歯科用材料）を焼結ハイドロキシアパタイト微粒子分散液に浸漬し溶媒を除去することで得られるような、アバットメント（歯科用材料）に焼結ハイドロキシアパタイト微粒子を直接付着させただけのものも脱落型と考えられる。

脱落型は基材自体が生体との長期に良好な接着が担保できる場合特に有利で、焼結ハイドロキシアパタイトが発現する初期段階での組織との接着を呼び込み、その後、逐次生体と基材との接着に移行できる点で有利である。他方、非脱落型はコラーゲン産生に好影響を及ぼしうる焼結ハイドロキシアパタイト微粒子が長期間または永久に残存する点で有利である。本発明においては、脱落型と非脱落型いずれの付着態様であっても良いが非脱落型の方が好ましい。非脱落型はコラーゲン産生に有利と考えられ、歯科用補綴物と歯肉との間からの雑菌の侵入及びこれに伴う感染や炎症をより有効に防止可能な手段を提供するという本願の目的に即しているからである。

≪アバットメント（歯科用材料）の製造方法≫
＜焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の製造方法＞
本発明に係る焼結ハイドロキシアパタイトは、例えば、融着防止剤を使用してナノサイズのものを調製する方法（特許第５０４３４３６号公報）や粉砕によりナノサイズのものを調製する方法（特許第５７８１６８１号公報）が挙げられる。なお、実質的に炭酸カルシウムを含まないナノサイズの焼結ハイドロキシアパタイトは、例えば、焼成前に凍結することでナノサイズのものを調製する方法（特許第５９８０９８２号公報及び特許６０７２９６７）、又は、融着防止剤を使用してナノサイズのものを調製する方法（特許第５０４３４３６号公報）で調製された焼結ハイドロキシアパタイトを更に酸で洗浄する方法（特許第６０７２９６８号公報）により製造可能である。

＜アバットメント（歯科用材料）への焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の付着方法＞
アバットメント（歯科用材料）への焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の付着方法は、アバットメント（歯科用材料）の素材及び付着態様により適宜決定される。ここで、前記のように、付着態様としては化学結合が好適である。
以下、アバットメント（歯科用材料）素材としてチタン系素材（例えば、純チタン、チタン合金）を選択した場合における、アバットメント（歯科用材料）素材への焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の付着方法（化学結合による付着方法）を詳述する。

（洗浄工程）
アバットメント（歯科用材料）の洗浄工程は、アバットメント（歯科用材料）表面に汚れが生じている場合等の状況に応じて行えばよく、その手法は特に限定されず、アルカリ洗浄やアルコール洗浄を挙げることができる。

（表面改質工程）
アバットメント（歯科用材料）の表面改質工程は、続いて実施されるリンカー・バインダー導入工程にて用いる「リンカー」と化学結合するまたは「バインダー」と相互作用する反応性基をアバットメント（歯科用材料）表面に生じさせる処理であれば特に限定されず、例えば、アバットメント（歯科用材料）がチタン系材料であり且つ反応性基が水酸基である場合には、加熱処理（例えば、酸素および水を含む雰囲気下、通常は大気雰囲気下で１５０〜５００℃で０時間超５時間以下加熱）、オゾン水処理（例えば、ＷＯ２０１０／１２５６８６参照）、過酸化水素処理、コロナ放電処理を挙げることができる。

（リンカー・バインダー導入工程）
アバットメント（歯科用材料）へのリンカー導入工程は、アバットメント（歯科用材料）の表面に導入された反応性基にリンカーを化学結合（共有結合）させる工程である。アバットメント（歯科用材料）の反応性基および焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の反応性基の双方で共有結合を形成する化合物であればリンカーとして使用可能である。共有結合は強固な結合であることが知られているので、共有結合を介するこの付着態様は非脱落型と考えられる。アバットメント（歯科用材料）がチタン系材料の場合、チタン系材料表面に存在する水酸基が反応性基なり得る。また焼結ハイドロキシアパタイト微粒子に存在する水酸基が反応性基なり得る。反応性基が水酸基である場合には、これと反応する官能基としてはイソシアネート基、カルボキシル基、アルコキシシリル基などがある。イソシアネート基を有するリンカーを選択した場合、水酸基とウレタン結合を形成することが可能であり、カルボキシル基を有するリンカーを選択した場合は、水酸基とエステル結合を形成させることができる。これらのことから、アバットメント（歯科用材料）がチタン系材料の場合、上述したような官能基を有する化合物はリンカーとして使用できる。より具体的には、イソシアネート基を２つ以上有する化合物、カルボキシル基を２つ以上有する化合物、イソシアネート基およびカルボキシル基を１つずつ以上有する化合物、アルコキシシリル基を１つ以上有する化合物などがリンカーとして使用できる。このようなリンカーとしてはシランカップリング剤が好適である。
共有結合を介してアバットメント（歯科用材料）および焼結ハイドロキシアパタイト微粒子を付着させるリンカー以外にも、アバットメント（歯科用材料）および焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の双方に対して水素結合などの相互作用をする化合物を使用してもよい。このような化合物を便宜上バインダーと呼ぶこととする。バインダーが双方に相互作用することによって、このバインダーを介して焼結ハイドロキシアパタイト微粒子をアバットメント（歯科用材料）に付着させることができる。水素結合などの相互作用は比較的弱いため、バインダーによる付着態様は脱落型と考えられる。あるいはアバットメント（歯科用材料）および焼結ハイドロキシアパタイト微粒子のいずれか片方とは共有結合を形成し、他方には水素結合など相互作用をする化合物を使用してもよい。この場合も脱落型であるものと通常考えられるため、そのような化合物もバインダーと呼ぶこととする。

反応性基が水酸基であり、水酸基と反応する官能基を有する化合物（例えばシランカップリング剤）を用いた場合、まず、アバットメント（歯科用材料）表面の水酸基と前記化合物（例えばシランカップリング剤）が反応して結合する。次いで、重合剤の添加により、アバットメント（歯科用材料）表面と結合しなかった残りの前記化合物（例えばシランカップリング剤）と、アバットメント（歯科用材料）表面に結合した前記化合物（例えばシランカップリング剤）と、が重合し、グラフトポリマーを形成する。これにより、水酸基と反応する官能基（例えばアルコキシシリル基）を有するグラフトポリマーがアバットメント（歯科用材料）表面に形成されるため、後述する焼結ハイドロキシアパタイト微粒子固定化処理において、水酸基と反応する官能基（例えばアルコキシシリル基）と焼結ハイドロキシアパタイト微粒子とが結合する。ここで、シランカップリング剤としては、特に限定されず、ビニル系シランカップリング剤、スチリル系シランカップリング剤、メタクリロキシ系シランカップリング剤、アクリロキシ系シランカップリング剤等の重合性二重結合を有するシランカップリング剤が好適である。シランカップリング剤以外の化合物としては、例えば、ヘキサメチレンジイソシアネート、２−メタクリロイルオキシエチルイソシアネート、アクリル酸、メタクリル酸、４−メタクリロキシエチルトリメリトリレート無水物（４−methacryloxyethyl trimellitate anhydride：４−ＭＥＴＡ）、無水マレイン酸およびこれら化合物の単独重合体や共重合体などが挙げられる。
また、アバットメント（歯科用材料）表面の水酸基と反応させる化合物（例えばシランカップリング剤）と、その後に重合させる化合物（例えばシランカップリング剤）と、は同一でもよいし異なる種のものであってもよい。
このような化合物（例えばシランカップリング剤）を用いる場合、アバットメント（歯科用材料）表面の水酸基と前記化合物（例えばシランカップリング剤）とが共有結合し、前記化合物（例えばシランカップリング剤）と焼結ハイドロキシアパタイト微粒子とが共有結合しているため、非脱落型の付着態様であることが予想される。

バインダーを用いた場合、例えば、アバットメント（歯科用材料）がチタン系材料である場合には、まず、バインダーの極性基とアバットメント（歯科用材料）表面の水酸基や酸素架橋構造（Ｍ−Ｏ−Ｍ：金属−酸素−金属の架橋構造）との間に分子間力が生じ付着する。および／または、バインダーの極性基と焼成ハイドロキシアパタイト微粒子が分子間力により付着する。ここで、バインダーとしては、特に限定されず、ポリエチレングリコール、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトン、ポリビニルアルコール、ポリアクリルアミド、ポリイソプロピルアクリルアミドなどが挙げられ、ポリエチレングリコールやポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトンが好適である。
バインダーを用いた場合、アバットメント（歯科用材料）および焼結ハイドロキシアパタイト微粒子の少なくとも一方とバインダーとの相互作用によって、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子がアバットメント（歯科用材料）に付着しているに過ぎないため、脱落型の付着態様であることが予想される。

（焼結ハイドロキシアパタイト微粒子固定化処理）
焼結ハイドロキシアパタイト微粒子固定化処理は、リンカー・バインダー導入工程後のアバットメント（歯科用材料）の表面に焼結ハイドロキシアパタイト微粒子を結合させる工程であればよい。リンカー・バインダー導入工程後の基材の表面にアバットメント（歯科用材料）を結合させる方法としては、特に限定されず従来公知の方法を用いてもよい。例えば、特開２００４−５１９５２号公報や特開２０００−３２７３１４号公報を参照することができる。具体的には、焼結ハイドロキシアパタイト微粒子を懸濁させた液体に基材を浸漬させてもよい。また、浸漬の間、当該液体を攪拌してもよいし、超音波処理を行ってもよい。また、浸漬後に、当該基材を減圧条件下、好ましくは真空条件下に静置させてもよく、減圧条件下又は真空条件下において更に加熱してもよい。加熱する温度としては、５０〜２００℃が好適であり、８０〜１５０℃がより好適である。

≪製造例１≫
＜焼結ハイドロキシアパタイト微粒子１の調製＞
（一次粒子生成工程）
連続オイル相としてドデカン〔ＣＨ_３（ＣＨ_２）_１０ＣＨ_３〕、非イオン性界面活性剤として曇点３１℃のペンタエチレングリコールドデシルエーテル〔ＣＨ_３（ＣＨ_２）_１０ＣＨ_２Ｏ（ＣＨ_２ＣＨ_２Ｏ）_４ＣＨ_２ＣＨ_２ＯＨ〕を用いた。室温において、上記非イオン性界面活性剤０．５ｇを含有している連続オイル相４０ｍｌを調製した。次に、上記で調製した連続オイル相に２．５ｍｏｌ／ｌ水酸化カルシウム〔Ｃａ（ＯＨ）_２〕分散水溶液１０ｍｌを添加し、油中水滴型溶液（Ｗ／Ｏ溶液）を調製した。上記Ｗ／Ｏ溶液を攪拌しながら、そこに１．５ｍｏｌ／ｌリン酸二水素カリウム〔（ＫＨ_２ＰＯ_４）〕溶液を１０ｍｌ添加した。そして、２４時間、室温で撹拌しながら反応させた。次に、得られた反応物を遠心分離により分離洗浄することにより、ハイドロキシアパタイト（ＨＡｐ）一次粒子群を取得した。
（混合工程）
１．０ｇのポリアクリル酸ナトリウム（ＡＬＤＲＩＣＨ社製、重量平均分子量１５，０００ｇ／ｍｏｌ）を含むｐＨ１２．０の水溶液１００ｍｌに、１．０ｇのハイドロキシアパタイト（ＨＡｐ）一次粒子群を分散させることで、同粒子表面にポリアクリル酸ナトリウムを吸着させた。この水溶液のｐＨは株式会社堀場製作所製ｐＨメータＤ−２４ＳＥを用いて測定した。次に、上記で調製した分散液に、０．１２ｍｏｌ／ｌの硝酸カルシウム〔Ｃａ（ＮＯ_３）_２〕水溶液１００ｍｌを添加することで、同一次粒子表面にポリアクリル酸カルシウムを析出させた。かかるポリアクリル酸カルシウムは、融着防止剤である。その結果として生じた沈殿物を回収し、減圧下（約０．１Ｐａ）８０℃にて乾燥させることで、混合粒子を取得した。
（焼結工程）
上記混合粒子をルツボに入れ、焼結温度８００℃にて１時間焼結を行なった。この際、ポリアクリル酸カルシウムは熱分解し、酸化カルシウム〔ＣａＯ〕となった。焼結工程終了後の酸化カルシウム〔ＣａＯ〕の残存率は２５％以上であった。
（除去工程）
融着防止剤の水への溶解性を上げるために、５０ｍｍｏｌ／ｌ硝酸アンモニウム〔ＮＨ_４ＮＯ_３〕水溶液を調製した。次に、上記で調製した水溶液５００ｍｌに、上記工程にて得られた焼結体を懸濁し、遠心分離により分離洗浄し、さらに蒸留水に懸濁し、同様に遠心分離により分離洗浄を行なうことによって、融着防止剤および硝酸アンモニウムを除去し、高結晶性ハイドロキシアパタイト（ＨＡｐ）微粒子を回収した。これらの工程により得られたハイドロキシアパタイト微粒子の詳細な情報については、以下に纏めた。

ＸＲＤの半値幅：０．５１９（ｄ＝２．８１４）
形状：球状
平均粒径（電子顕微鏡より）：４１ｎｍ
変動係数：１８％

＜供試材１の製造＞
（前処理）
市販のアバットメントと同一素材である純チタン材（１０ｍｍ×１０ｍｍの純チタン材）を、３００℃で０．５時間加熱した。
（表面改質工程）
前処理を施した純チタン材に対し、アルコール処理（アルコール（エタノール、２―プロパノールなど中５分間超音波照射）を実施した。
（リンカー導入工程）
シランカップリング剤（γ−メタクリロキシプロピルトリエトキシシラン、信越化学工業製、ＫＢＥ５０３、以下単に「ＫＢＥ」とする。）３．３ｍｌとトルエン２５ｍｌからなる温度７０℃の溶液に、窒素ガスにてバブリングしながら、前記表面改質処理を施した純チタン材を３０分間浸漬した。その後、更にＡＩＢＮを３３ｍｇ溶解したトルエン５ｍｌを追加して、窒素ガスにてバブリングしながら、温度７０℃の当該溶液の中で１２０分間、基材を浸漬し、グラフト重合を行なった。このように時間差でＡＩＢＮを添加することで基材表面と結合を有するＫＢＥモノマーと、溶媒中に遊離中のＫＢＥとのグラフトポリマーを形成することを意図している。当該処理後、基材表面上に付着しているＫＢＥのホモポリマーを除去するため、エタノール溶媒中、室温で２分間、超音波洗浄（５０Ｗ）を実施し、その後、６０分間、室温で減圧乾燥した。
（焼結ハイドロキシアパタイト微粒子固定化処理）
上記処理後、１％の焼結ハイドロキシアパタイト微粒子１の分散液中（分散媒：エタノール）、３５℃で２０分間、超音波処理（５０Ｗ）を行った。その後、減圧下で１１０℃にて１２０分間アニーリング（熱処理）を行った。更に当該処理基材をエタノール中、室温で２分間、超音波洗浄（５０Ｗ）を行なって、基材表面上に物理的に吸着している焼結ハイドロキシアパタイト微粒子１を除去した。その後、室温にて６０分間減圧乾燥を行なった。これにより、本実施例に係る供試材１を得た。尚、下記の表でのＸ線光電子分光（ＸＰＳ）による原子分析の結果から分かるように、本供試材１では、リンカーを介して純チタン材と焼結ハイドロキシアパタイト微粒子１とが結合していることが確認できた。また、図３Ａは、本実施例に係る供試材１の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）の写真である。尚、平均被覆率は２８％であった。

≪試験例≫
＜細胞接着・細胞形態評価＞
製造例１で作製した供試材１について、細胞接着・細胞形態評価試験を実施した。尚、試験に先立ち、供試材１をエタノール洗浄し、培地（ＤＭＥＭ）で洗浄した後（３回）、培地に浸して、使用までインキュベート（３７℃，５％ＣＯ_２）した。そして、以下の手順で細胞培養を実施した。まず、２４穴プレートに培地（２００μＬ／穴）及びチタン薄膜を入れた。その後、ＨＧＦ−１線維芽細胞（Ｐ１８）の懸濁液を入れ（約２×１０^４細胞／５００μＬ／穴）、２４時間培養した。続いて、以下の手順で染色（細胞接着・細胞形態評価用)を実施した。まず、固定処理（４％ＰＦＡ）及び界面活性剤処理 (０．５％ＴｒｉｔｏｎＸ−１００／ＰＢＳ)を行い、次いで、ＡｌｅｘａＦｌｕｏｒ（商標）４８８標識Ａｃｔｉ−ｓｔａｉｎを添加した後、封入剤（核染色色素ＤＡＰＩ入り）で封入した。４８８ｎｍのレーザー線を照射し、アクチン線維の染色により細胞形態を確認した。４０５ｎｍのレーザー線を照射し、細胞核の染色を確認した。その結果を図４に示す。図４は、アクチン由来の蛍光画像と細胞核由来の蛍光画像とを合成した画像である。当該図から分かるように、本実施例に係る供試材１を用いた場合、アクチン線維が十分に発達しているため優れた細胞接着性を示すことが確認でき、また、殆どの細胞は大きく伸長した細胞形態を示すことも確認できた。
＜コラーゲン／フィブロネクチン産生評価＞
製造例１で作製した供試材１について、コラーゲン／フィブロネクチン産生評価試験を実施した。尚、試験に先立ち、供試材１をエタノール洗浄し、培地で洗浄した後（３回）、培地に浸して、使用までインキュベート（３７℃，５％ＣＯ_２）した。そして、以下の手順で細胞培養を実施した。まず、２４穴プレートに培地（２００μＬ／穴）及びチタン薄膜を入れた。その後、ＨＧＦ−１細胞(Ｐ１８)の懸濁液を入れ（約２×１０^４細胞／５００μＬ／穴）、アスコルビン酸無しで培養した（８日）。続いて、以下の手順で染色（コラーゲン／フィブロネクチン産生評価用)を実施した。まず、固定処理（メタノール、−２０℃）及び界面活性剤処理（０．５％ＴｒｉｔｏｎＸ−１００／ＰＢＳ）を行い、次いで、ビオチンブロッキング（１％ＢＳＡ／ＰＢＳ→ストレプトアビジン→ビオチン）を実施し、その後、１次抗体｛ビオチン標識ラット抗１型コラーゲン抗体（２μｇ／ｍＬ）＋ウサギ抗フィブロネクチン抗体（１／２００希釈）｝を添加し、更に二次抗体として蛍光標識抗体｛ＡｌｅｘａＦｌｕｏｒ５５５標識ストレプトアビジン（１／５００希釈）＋ＡｌｅａＦｌｕｏｒ４８８標識抗ウサギＩｇＧ抗体（１／５００希釈）｝を添加した後、封入剤（核染色色素ＤＡＰＩ入り）で封入した。５５５ｎｍレーザー照射にてコラーゲンを観察し、更に、４８８ｎｍレーザー照射にてフィブロネクチンを観察した。次いで、４０５ｎｍレーザー照射にて細胞核を観察した。その結果を図５に示す。図５の上段は、コラーゲン由来の蛍光画像と細胞核由来の蛍光画像とを合成した画像である（左はコントロール、右は本実施例）。また、図５の下段は、フィブロネクチン由来の蛍光画像と細胞核由来の蛍光画像とを合成した画像である（左はコントロール、右は本実施例）。当該図から分かるように、本実施例に係る供試材１を用いた場合、コントロールと比較し、コラーゲン及びフィブロネクチン共に、大量に産生されたことが確認できた（界面活性剤処理後に染色したことからこれらのほとんどが細胞外に形成されたものと理解される）。特に、本実施例に係る供試材１を用いた場合、コラーゲンが線維状に産生された。繊維状のコラーゲンが高い配向性を有して緻密に産生されたことから、本実施例に係る供試材１に産生コラーゲンが密着することが予想される。これによって、例えば本実施例に係る供試材１をアバットメント（歯科用材料）として使用すると、産生コラーゲンがアバットメント（歯科用材料）と歯肉との間の隙間を塞ぎ、当該隙間から雑菌が侵入して感染や炎症を引き起こす問題を解消することが期待できる。

≪製造例２≫
＜焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２の調製＞
（一次粒子生成工程）
連続オイル相としてドデカン〔ＣＨ_３（ＣＨ_２）_１０ＣＨ_３〕、非イオン性界面活性剤として曇点３１℃のペンタエチレングリコールドデシルエーテル〔ＣＨ_３（ＣＨ_２）_１０ＣＨ_２Ｏ（ＣＨ_２ＣＨ_２Ｏ）_４ＣＨ_２ＣＨ_２ＯＨ〕を用いた。室温において、上記非イオン性界面活性剤０．５ｇを含有している連続オイル相４０ｍｌを調製した。次に、上記で調製した連続オイル相に２．５ｍｏｌ／ｌ水酸化カルシウム〔Ｃａ（ＯＨ）_２〕分散水溶液１０ｍｌを添加し、油中水滴型溶液（Ｗ／Ｏ溶液）を調製した。上記Ｗ／Ｏ溶液を攪拌しながら、そこに１．５ｍｏｌ／ｌリン酸二水素カリウム〔（ＫＨ_２ＰＯ_４）〕溶液を１０ｍｌ添加した。そして、２４時間、室温で撹拌しながら反応させた。次に、得られた反応物を遠心分離により分離洗浄することにより、ハイドロキシアパタイト（ＨＡｐ）一次粒子群を取得した。
（凍結・解凍工程）
その後、反応容器内の上澄みを廃水容器に移した後、脱イオン水を加え、攪拌器で撹拌し、上澄みを廃棄容器に移す、という作業を２回繰り返した。その後、当該沈殿物の入った反応容器ごと、−１０℃〜−１５℃にて一夜冷凍した。その後、室温で解凍し、解凍後の沈殿をろ取した。
（焼成工程）
その後、焼成皿に約４００ｇの沈殿を入れ、焼成炉に入れ、１時間強かけて６００℃までにし、６００℃１時間保った後、１時間以上かけて冷却することで焼成を実施した。その後、焼成体へ脱イオン水を加え、３０分間以上超音波照射した。そして、ポットミルへ移し、粉砕球を入れて１時間粉砕した。粉砕終了後、手付きビーカーへ移し、目開き１５０μm篩を用い、未粉砕焼成体を除去した。尚、この後、脱イオン水洗浄を6回繰り返した。その後、６０〜８０℃で乾燥し、ハイドロキシアパタイト微粒子を得た。これらの工程により得られたハイドロキシアパタイト微粒子の詳細な情報については、以下に纏めた。このようにして得られたハイドロキシアパタイト微粒子は、以下の（１）〜（４）の性質を全て満たすものであり、実質的に炭酸カルシウムを含まないことが確認された。
（１）Ｘ線回折の測定結果より炭酸カルシウムが、炭酸カルシウム（式量：１００．０９）／ハイドロキシアパタイト（式量：１００４．６２）＝０．１／９９．９（式量換算比）以下である。
（２）熱重量示差熱分析（ＴＧ−ＤＴＡ）測定において、６５０℃〜８００℃に明確な吸熱を伴う２％以上の重量減を観察されない。
（３）ＦＴ−ＩＲ測定において得られるスペクトルをクベルカムンク（ＫＭ）式で計算した吸光度を示したチャートにおいて、波数が８６０ｃｍ^−１〜８９０ｃｍ^−１の間に現れるピークを分離し、炭酸カルシウムに帰属される８７７ｃｍ^−１付近のピークが観察されない。
（４）医薬部外品原料規格２００６（ヒドロキシアパタイト）に準じて試験した際、気泡発生量が０．２５ｍＬ以下である。

ＸＲＤの半値幅：０．６７（ｄ＝２．８１４）
形状：球状
平均粒径（電子顕微鏡より）：４０ｎｍ
変動係数：１６％

＜供試材２の製造＞
焼結ハイドロキシアパタイト微粒子１を焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２とした以外は、供試材１と同様に、供試材２を製造した。尚、供試材１と同様に、本供試材２では、リンカーを介して純チタン材と焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２とが結合していることが確認できた。また、図３Ｂは、本実施例に係る供試材２のＳＥＭ写真である。尚、平均被覆率は３２％であった。

≪試験例≫
＜コラーゲン／フィブロネクチン産生評価＞
製造例２で作製した供試材２について、コラーゲン／フィブロネクチン産生評価試験を供試材１と同様に実施して供試材１と同様に細胞核を観察した。その結果を図５Ｂに示す。図５Ｂの上段は、コラーゲン由来の蛍光画像と細胞核由来の蛍光画像とを合成した画像である（左はコントロール、右は本実施例）。また、図５Ｂの下段は、フィブロネクチン由来の蛍光画像と細胞核由来の蛍光画像とを合成した画像である（左はコントロール、右は本実施例）。当該図から分かるように、本実施例に係る供試材２を用いた場合、コントロールと比較し、コラーゲン及びフィブロネクチン共に、大量に産生されたことが確認できた（界面活性剤処理後に染色したことからこれらのほとんどが細胞外に形成されたものと理解される）。特に、本実施例に係る供試材２を用いた場合、コラーゲンが線維状に産生された。加えて実施例１の場合よりもコラーゲン量が多く、かつコラーゲンの線維化が促進されていることが確認できた。繊維状のコラーゲンが高い配向性を有して緻密に産生されたことから、本実施例に係る供試材２に産生コラーゲンが密着することが予想される。これによって、例えば本実施例に係る供試材２をアバットメント（歯科用材料）として使用すると、産生コラーゲンがアバットメント（歯科用材料）と歯肉との間の隙間を塞ぎ、当該隙間から雑菌が侵入して感染や炎症を引き起こす問題を解消することが期待できる。供試材２に係る焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２は炭酸カルシウムを実質的に含有しない。そのため、生体内において溶解による急激なｐＨの変化、それに伴う周辺組織の炎症の惹起のリスクを低減できる。さらに溶解による目減りがほぼ又は全くないため、アバットメント（歯科用材料）と歯肉との間の隙間を塞ぐという点でも有利である。
また、培養上清について波長４５０ｎｍの光に対する吸光度を測定しコラーゲン濃度を算出し、波長５６２ｎｍの光に対する吸光度を測定しタンパク質濃度を算出した。これらの結果から、タンパク質量あたりのコラーゲン量が算出される。タンパク質量と細胞量は比例関係にあるので細胞量によって標準化されたコラーゲン量が得られる。供試材２における標準化コラーゲン量は０．０６２であった。他方、上述した市販の純チタン材（１０ｍｍ×１０ｍｍの純チタン材）をそのまま使用した場合、加熱処理（３００℃で０．５時間）だけ施して使用した場合における標準化コラーゲン量はいずれも０．０４９であり、コラーゲン産生を促進する効果において有意差を確認することができた。
製造例２で作製した供試材２について、供試材１と同様に細胞接着・細胞形態評価試験を実施した。本実施例に係る供試材２を用いた場合、供試材１と同様に、アクチン線維が十分に発達し優れた細胞接着性を示すことを確認でき、またほとんどの細胞は大きく伸長した細胞形態を示すことも確認できた。

＜供試材３の製造＞
リンカーの代わりにバインダーによって付着させたこと以外は、供試材２と同様に、供試材３を製造した。バインダー導入以後の工程は以下の通りである。

（バインダー導入工程）
バインダー（ポリ−Ｌ−乳酸、ナカライテスク製、以下単に「ポリ乳酸」とする。）０．１ｇをとクロロホルム１０ｍｌに溶解させ、バインダー溶液を調製した。前記表面改質を施した純チタン材を３０分間浸漬した。当該処理後、基材表面上に付着している余剰のポリ乳酸を除去するため、クロロホルムで洗浄し、その後、６０分間、室温で減圧乾燥した。
（焼結ハイドロキシアパタイト微粒子固定化処理）
上記処理後、１％の焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２の分散液中（分散媒：エタノール）、３５℃で２０分間、浸漬した。その後、６０分間、室温で減圧乾燥した。更に当該処理基材をエタノール中、室温で２分間、超音波洗浄（５０Ｗ）を行なって、基材表面上に吸着している余分な焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２を除去した。その後、室温にて６０分間減圧乾燥を行なった。これにより、本実施例に係る供試材３を得た。尚、後述するように供試材２と同様に、本供試材３では、バインダーを介して純チタン材と焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２とが付着していることが確認できた。また、図３Ｃは、本実施例に係る供試材３のＳＥＭ写真である。尚、平均被覆率は２７％であった。

≪試験例≫
＜コラーゲン／フィブロネクチン産生評価＞
製造例３で作製した供試材３について、コラーゲン／フィブロネクチン産生評価試験を供試材１と同様に実施した。供試材１と同様に本実施例に係る供試材３を用いた場合、コントロールと比較し、コラーゲン及びフィブロネクチン共に、大量に産生され、特に、コラーゲンが線維状に産生されたことが確認できた。繊維状のコラーゲンが高い配向性を有して緻密に産生されたことから、本実施例に係る供試材３に産生コラーゲンが密着することが予想される。これによって、例えば本実施例に係る供試材３をアバットメント（歯科用材料）として使用すると、産生コラーゲンがアバットメント（歯科用材料）と歯肉との間の隙間を塞ぎ、当該隙間から雑菌が侵入して感染や炎症を引き起こす問題を解消することが期待できる。供試材３に係る焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２は炭酸カルシウムを実質的に含有しない。そのため、生体内において溶解による急激なｐＨの変化、それに伴う周辺組織の炎症の惹起のリスクを低減できる。さらに溶解による目減りがほぼ又は全くないため、アバットメント（歯科用材料）と歯肉との間の隙間を塞ぐという点でも有利である。
製造例２で作製した供試材３について、供試材１と同様に細胞接着・細胞形態評価試験を実施した。本実施例に係る供試材３を用いた場合、供試材１と同様に、アクチン線維が十分に発達し優れた細胞接着性を示すことを確認でき、またほとんどの細胞は大きく伸長した細胞形態を示すことも確認できた。

（バインダーによる付着の確認）
バインダーを介して純チタン材と焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２とが付着していることを確認するため、供試材３に対して超音波洗浄（５０Ｗ）を室温で３０分間行なった。このときの供試材３のＳＥＭ写真を確認したところ焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２が脱落していることが確認できた（図６）。したがって当初の供試材３では、バインダーを介して焼結ハイドロキシアパタイト微粒子２が付着していることが確認できた。

Claims

歯科用補綴物又はその部品において、
前記歯科用補綴物又はその部品が、前記歯科用補綴物又はその部品の表面にハイドロキシアパタイト微粒子を有しており、
前記ハイドロキシアパタイト微粒子が、焼結体であり、且つ
前記ハイドロキシアパタイト微粒子の平均粒子径が、１０〜１，０００ｎｍである
ことを特徴とする歯科用補綴物又はその部品。
前記歯科用補綴物が、口腔内の骨に埋入される人工歯根であるインプラントであり、前記部品が、前記インプラントに使用されるアバットメントである、請求項１記載の歯科用補綴物又はその部品。