IRUCAA@TDC : インプラント材料とその表面 : その２．インプラント材としてのアパタイト

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(1)Title Author(s) Journal URL. インプラント材料とその表面 : その２．インプラント材としてのアパタイト吉成, 正雄歯科学報, 103(6): 481-490 http://hdl.handle.net/10130/760. Right. Posted at the Institutional Resources for Unique Collection and Academic Archives at Tokyo Dental College, Available from http://ir.tdc.ac.jp/.

(2) ４８１. ―――― 教育ノート ――――. インプラント材料とその表面その２．インプラント材としてのアパタイト吉成正雄東京歯科大学歯科理工学講座. １．はじめに. 材や研削材に使われるほど硬く，圧縮応力には強. 無脊椎動物の無機成分が炭酸カルシウムからな. い。しかし，脆性材料であり応力集中が起こると. るのと異なって，脊椎動物の無機成分はリン酸カ. 破折する危険性もある。化学的には非常に安定で. ルシウムからなる。しかも，そのリン酸カルシウ. あり生体となじみやすく，比較的安心して用いら. ムはアパタイトと呼ばれる非常に複雑な結晶構造. れる材料である。単結晶アルミナと多結晶アルミ. をとる。そのために，骨組織はカルシウムとリン. ナの２つがあり，前者の方が透明で硬く強い。表１の生体活性材料のうち，ハイドロキシアパ. 酸の貯蔵庫となるのである。本稿では，セラミックス材料の分類，ハイドロキシアパタイトに代表. タイト（HA），リン酸三カルシウム（TCP）はとも. されるリン酸カルシウムの性質，さらにそれをチ. に，リン酸カルシウム（Ca−P）の代表である。こ. タンにコーティングしたインプラントの性質につ. れらについては詳述する。. いて概説する。. その他の生体活性材料としては，生体内で表面にカルシウムとリン酸に富む層を形成し，それを. ２．生体材料としてのセラミックス. 介して骨と結合すると云われるバイオガラス（bio-. 前報で述べたように，生体材料としてセラミッ. glass），β−ウォラストナイトを含む結晶化ガラ. クス材料の最大の特徴は生体適合性に優れること. が紹介されている。バイス（AW セラミックス）. である。歯科インプラント用セラミックス材料は. オガラスではその表層にまずシリカゲル層が形成. 表１に示すように生体不活性（bioinert）材料と生. され，その上にハイドロキシアパタイト層を生成. 体活性（bioactive）材料に分類される。当初は，ア. することが知られている。. ルミナ（バイオセラムインプラント）のように生体組織液中にあってもイオン化することがなく，金. ３．生体材料としてのリン酸カルシウム（Ca−P）. 属がイオン化する欠点を補った生体不活性材料が. セラミックス. 主に使用されていたが，最近ではわずかに溶けて. 前述したように，HA や TCP はリン酸カルシ. 早期に骨形成を促す生体活性セラミックスが主流. ウム（以下 Ca−P と略す）の１種である。Ca−P. となってきている。. にはこのほか表２に示すような様々な種類があ. 生体不活性材料の代表はアルミナである。アル. り，おのおの組成や溶解度が異なるのはもちろ. ミナとは酸化アルミ二ウムの鉱物名であり，研磨. ん，生体材料としての適用も異なる。これらの Ca. Masao YOSHINARI：Inplant Materials, Implant Surfaces and Interface Processes Part２ Hydroxyapatite for implant material（Department of Dental Materials Science, Tokyo Dental College）別刷請求先：〒２６１ ‐ ８５０２千葉市美浜区真砂１−２−２東京歯科大学歯科理工学講座吉成正雄 ― 1 ―.

(3) ４８２. 吉成：インプラント材料とその表面表１分. 歯科インプラント用セラミックス材料とヒト硬組織. 類. 組. 生体不活性（bioinert）アルミナ多結晶単結晶ジルコニアガラス状炭素. 成. 曲げ強さ（MPa）. Al２O３. 生体活性（bioactive）ハイドロキシアパタイト β型リン酸三カルシウムバイオガラス結晶化ガラス. ZrO２Ｃ. ３７０１２７０７８０７０∼２００. ３７０３９０２３０１７∼２７. Ca１（PO （OH）０４）６２ β−Ca（PO ３４）２ Na２O−CaO−SiO２−P２O５ MgO−CaO−SiO２−P２O５−CaF２. ８０∼２５０１１０∼１７０７０１４０∼２００. ３５∼１２０３３∼１００. ３０∼１９００．４３∼１３６∼１６. １０∼１８０．１∼０．２４０∼６０１２∼１８. 硬組織ヒト骨緻密骨ヒト骨海綿骨ヒト歯エナメル質ヒト歯象牙質. 表２. リン酸三カルシウム（鉱物名ホイットロカイト）. １００. 代表的なリン酸カルシウム（Ca−P）. 化学名または鉱物名ハイドロキシアパタイト. 弾性率（GPa）. 化学式. hydroxyapatite tricalcium phosphate （鉱物名 whitlockite）. リン酸水素カルシウム二水和塩 dicalcium phosphate dihydrate （鉱物名ブルシャイト）（鉱物名 brushite）. 略. 号. Ca１（PO （OH）０４）６２. HA（HAp）. Ca（PO ３４）２. TCP. CaHPO４・２H２O. DCPD. リン酸八カルシウム. octacalcium phosphate. Ca８H（PO ２４）６・５H２O. OCP. リン酸四カルシウム. tetracalcium phosphate. Ca４O（PO４）２. TeCP（４CP）. −P は HA を合成するときの中間物質であり，HA. シウム系のアパタイトは，HA 以外にフルオロア. が高温分解により生成する物質でもある。また，. パタイト fluoroapatite Ca１（PO ０４）６F２，クロルアパ. 骨形成時の中間生成物であり，OCP や TCP は HA. タイト chloroapatite Ca１（PO カーボネート０４）６Cl２，. への転化を早め，石灰化を促進するといわれてい. アパタイト carbonateapatite Ca１（PO ０４）６CO３があ. る。これらの溶解性については後述する。. る。フルオロアパタイトは HA より耐酸性が大. ハイドロキシアパタイト｛日本語標準表記：ヒドロキシアパタイト hydroxyapatite，HA Ca１０. きい。また，骨はカーボネートアパタイトと近い組成をとる１，２）。. （PO４）（OH）は Ca−P のなかで熱力学的に最も６２｝. Ca−P は，金属系生体材料で最も生体適合性. 安定であり溶解度が最も小さい。骨や歯の無機成. に優れるとされるチタンより骨形成速度が大き. 分の主成分をなすことは周知である。リン酸カル. く，骨と直接結合する長所を有する（図１）。in vi-. ― 2 ―.

(4) 歯科学報. Vol．１０３，No．６（２００３）. ４８３. tro 試験においても，ALP 活性，osteocalcin の産生，PTH の応答が大きく，骨形成に関与するタンパクや細胞外基質（ECM）を多く生成することが確認されている３∼５）。このメカニズムとして， !結晶性 Ca−P（アパタイト）上に骨の無機質成分がエピタクシャルに成長しやすい，"Ca−P 膜から溶解がおこり局部的な Ca イオン濃度が高まり骨芽細胞を活性化させコラーゲンの分泌を高める，#骨芽細胞を伝導するタンパクが多量に吸着する，が考えられている。Ca−P と親和性のある骨性タンパクとしては osteocalcin や osteopontin が知られているが，さらに osteocalcin は骨芽細胞の遊走性をたかめ，osteopontin は骨芽細胞の細胞膜貫通タンパクである integrin に結合し細胞と Ca−P の吸着性を向上させる。細胞が作図１. HA と骨との直接結合（透過電顕像，口腔超微構造学講座ご提供）. り出した新生骨は HA が主成分であるため，Ca −P ceramics 上で析出した HA と結晶学的に連続性をなし，骨と直接結合することになる。. 図２ HA−コラーゲン複合体（骨，象牙質）（筏義人：再生医学 ― 失った体はとりもどせるか ―，羊土社，１９９８） ― 3 ―.

(5) ４８４. 吉成：インプラント材料とその表面. ４．リン酸カルシウム（Ca−P）の機械的性質. 溶射法が最も普及している。. Ca−P の曲げ強さは緻密骨と同程度である（表. 市販 HA コーティングインプラントの例を表. １）。しかし，弾性率は緻密骨よりはるかに大き. ３示す。これらのコーティングは当初プラズマ溶. い。界面骨になるとその差はさらに顕著になる。. 射法のみで作製されたが，本質的に熱プラズマ法. このことは，生体骨が人工の Ca−P セラミック. であるため HA の高温熱分解がおこり，膜の溶. スより「しなやか」であることを意味する。生体. 解性が大きいことが指摘された。そこで，これら. 骨の「しなやかさ」はどこから生まれるのだろう. のコーティング膜の安定性を高めるために，コー. か？. ティング材料の検討や熱処理法の検討が行わ. 骨はコラーゲン上に石灰化（HA が固着）すると. れ，３，０００℃と比較的低温なフレーム溶射により. により形成される。骨中に存在する HA−コラー. ２０μm 程度のコーティング膜を形成する方法. ゲン複合体の構造を図２に示すが，有機質のコ. や，TCP をプラズマ溶射した後急冷し，水熱処. ラーゲン束上に無機質 HA の微結晶が強固に接. 理により HA を析出させる方法によって作製さ. 着している。コラーゲンのカルボキシル基と Ca. れたインプラント材も市販されている。また最. が結合していると考えられているが，この仕組み. 近，溶射法に変わるブラスト処理によるコーティ. は非常に巧妙であり，この営みを人工的に再現す. ングや半導体産業の技術を利用した薄膜コーティ. ることは現在のところできていない。. ング法が紹介されている（薄膜については次報で. 以上より，Ca−P は骨より「しなやかさ」がな. 述べる）。. く脆い。脆い材料でもアルミナのように強度が大. これら HA コーティングインプラントは，チ. きければインプラントとして単独で使用できる. タンインプラントと比較して，!早期に骨形成が. が，Ca−P は単独で使用するには強度が足りな. 行われる，"骨と直接結合する，など歯科用イン. い。. プラント材として優れた特徴を有する反面，!チタンインプラントと比較し炎症症状の進行が速. ５．溶射法による HA（Ca−P）コーティング膜. い，"コーティング膜が Ti 界面で剥離する，な. 上述のように Ca−P セラミックスは骨形成に. どの問題点も指摘されており，長期的には Ti イ. 有利であるが，強度不足で単独では使用できな. ンプラント材より信頼性が劣っているとの評価も. い。したがって，チタンに Ca−P をコーティン. ある。その原因として，これら溶射法による膜. グした材料が開発され，臨床に使用されている。. は，比較的厚くポーラスである，Ti 基板との密. 当初は浸漬法，電気泳動法，フレーム溶射法など. 着性が劣る，製品によって膜の表面形状，組成，. が検討されたが，その後に製品化されたプラズマ. 溶解性に著しい差がある，同一製品でもコーティ. 表３商品名. 略. 市販 HA コーティングインプラント例号. 製造会社. SUMICIKON. SUM. 親和工業. Integral. INT. CALCITEC. AQB. AQB. アドバンス. FINATITE. FIN. 京セラ. ― 4 ―. 特. 徴. プラズマ溶射ブレードタイププラズマ溶射シリンダータイププラズマ溶射＆水熱処理スクリュータイプフレーム溶射スクリュータイプ.

(6) 歯科学報. 図３. Vol．１０３，No．６（２００３）. ４８５. 撤去インプラントの光学顕微鏡像（奥森直人先生ご提供） ○ 有機質様物質，☆ コーティング膜，△ チタン基材症例１，２，３，８はほぼ全面が有機質様物質で覆われており，症例９はコーティング膜の存在が肉眼的にみられなかった. ング膜自体が部位的に不均一である，ことなどが. ４に示す７）。コーティング膜の厚さには違いが見. 指摘されている。. られるが，何れの膜も層状の構造をなし，ポーラ. 予後不良により撤去した市販 HA コーティン６）. スな部分も存在する。また，膜とチタンとの界面. グ・インプラントを観察すると，図３に見られ. に剥離が見られる例もある（この剥離は試料形成. るように，コーティング膜が殆ど消失していない. 時に作られたアーチファクトではあるが，密着性. 形態，コーティング膜全体が消失している形態，. が大きければ剥離は生じない）。これらの膜には. あるいはコーティング膜がインプラント頸部や底. 層状に，あるいは膜とチタン基材の界面付近にア. 部で部分的に消失している形態など，コーティン. ルミナが存在している。これは，チタンとコー. グ膜の消失が一定の形態を示さないことを経験す. ティング膜を熱膨張係数の差を緩衝するために混. る。この事実から，市販 HA コーティング・イ. 入されたか，アルミナによるブラスト処理したと. ンプラントの予後不良は，必ずしも一つの原因に. きにチタン上に残ったアルミナかの何れかによ. よるものではないと考えられた。そこで，様々な. る。. 角度から HA コーティングの性状を調べ，予後. ２）溶射膜の溶解性生体内に埋入された Ca−P コーティング膜が. 不良の原因とその対策を考えてみよう。１）溶射膜の断面構造. 酸性下におかれたとき，膜の溶解・剥離の問題が. これら市販インプラントの断面の SEM 像を図. 生ずる。pH の低下は，生体内で炎症を生じたと. ― 5 ―.

(7) ４８６. 吉成：インプラント材料とその表面. 図４. 市販 HA コーティングインプラントの断面 SEM 像（倍率が異なることに注意）. きや口腔内での細菌の酸産生によって生ずる。. のような反応によって起こる。結晶化した安定な. コーティング膜が骨縁上に露出した場合を想定し. HA の溶解性は，水中で２∼４ppm（Ca２＋）であ. て，pH＝６の生理食塩水中で市販プラズマ溶射. り，０．９％ NaCl で１５ppm，３％ NaCl で１６ppm と. Ca−P コーティング膜の溶解性試験を行った結. されるが，合成リン酸カルシウムは，その形態，. 果を図５に示す７）。本コーティング膜は，pH＝６. 結晶化度，結晶粒の大きさ，不純物の含有量に. という比較的酸性度の小さな溶液中でも溶解し. よって溶解性が左右される。一般的に，熱処理に. た。. より結晶性が増せば溶解度は減少し，不純物特に. Ｘ線回折分析（図６）では，浸漬前の製品には溶解性の大きい Amorphous（非晶質）化した HA 以. 炭酸イオン（CO３２−）の含有により溶解性が増加する。. 外にα−TCP，TeCP，CaO が認められたが，浸. 他のリン酸カルシウム塩の溶解度はさらに大き. 漬に伴いこれらの成分が消失して焼結 HA と同. く，pH＝６での溶解度（２５℃）はHA＜βTCP≦OCP. 様に鋭利な回折パターンになり，最終的には基板. ＝DCPD＜αTCP<TeCP の順に大きい（図７）。. である Ti が認められるようになった。. 以上より，溶射法による HA コーティング膜. １）. HA の溶解性に関して，弱酸性領域では，＋. ２＋. ２− ４. Ca１（PO （OH）０Ca ＋６HPO ０４）６２＋８H →１２H２O. は，溶解度の大きな非晶質様 HA，α−TCP，TeCP ＋. を含むことから，これらの成分が容易に溶解することが考えられる。溶解は溶解度の大きな成分が. ― 6 ―.

(8) 歯科学報. 図５. Vol．１０３，No．６（２００３）. ４８７. コーティング膜の pH＝６での溶解性７）横軸：浸漬時間（週），縦軸：Ca＋２溶出量. 図６. 溶液浸漬によるＸ線回折パターンの変化. 線回折分析から（図６の SUMT before，INT before），非晶質 HA 以外にα−TCP が認められ， TeCP，CaO も検出された。この結果から，プラズマ溶射法によるコーティング膜には HA 以外に，溶解度の大きな TCP，TeCP が含有されることがわかる。一方，比較的低温で処理されるフレーム溶射方式でも，HA を分解するには十分な高温であることから，従来方式と大差のないコー. 図７各種リン酸カルシウムの溶解性（縦軸は Ca 濃度） pH＝６∼７での溶解度（２５℃）：HA＜βTCP≦OCP ＝DCPD＜αTCP<TeCP. ティング膜が生成されると考えられる。また，溶射後水熱処理する方式（AQB）においては，浸漬前の SEM 観察で結晶様物質が認められるものの，水熱処理ではα−TCP を全て HA に転換で. 溶出し終わるまで続き，膜厚の大きなインプラン. きていないものと推察される。. ２＋. ト材ほど Ca の溶出量が大きい。. これらの溶解度の大きな成分を含む理由は，. このうち SUM，INT は，従来のプラズマ溶射. コーティング時の HA の熱分解によると考えら. 法により作製され，AQB は TCP をプラズマ溶. れる。. 射した後水熱処理により HA を析出させて作製. ３）溶射膜の高温分解. され，FIN は３，０００℃付近でのフレーム溶射によ. プラズマ溶射法，あるいはフレーム溶射法は. り作製されているといわれる。浸漬前の試料のＸ. ０００℃以上の高温にさコーティング時に HA を３，. ― 7 ―.

(9) ４８８. 吉成：インプラント材料とその表面. らすため，HA の高温分解がおこる２，５）。化学量論. と脆弱な HA に引張応力が生じる危険性があ. HA 比の（結晶構造が正しく，不純物を含まない）. る。酸化膜に関しては，チタンは加熱により安定. は１，３００℃近くまで分解反応が生じないが，非化. なルチル酸化物を形成するが，８８２．５℃で生ずる. 学量論的なものは６５０℃でβ−TCP を生成し，. α→β変態点以上で酸化速度が急激に増加し，脆. １，１００℃以上では高温安定型のα−TCP に変化. 弱な中間層を形成する。. し，１，４５０℃付近で TeCP が生じ，１，６００℃近く. また，生体内におかれたコーティング膜は，Ca. で溶解するといわれる。また，炭酸含有アパタイ. −P 膜自体の水和による溶解，および界面の Ti. トは８５０℃で CaO が生ずるとしている。さらに乾. 酸化物あるいは界面複合体への水分混入による性. 燥した高温で HA は，. 質の変化が起こる。Ca−P 膜の水和は膜の溶解. ２Ca（PO （OH） →Ca（PO ５４）３３４）２＋Ca４P２O９＋H２O. 性と深く関与し，膜の溶解性の大きな条件では水. ! ２Ca（PO （OH） → ３Ca（PO ５４）３３４）２＋CaO＋H２O. 和による劣化も大きくなる。特に非晶質 HA や溶解性の大きな成分を含んでいるときは，膜内で. ". 不均一な溶解・消失は避けられない。界面の Ti. の反応が生じ，amorphous HA（非晶質 HA，溶. 酸化物あるいは界面複合体の劣化に関しては，チ. 解度大），TeCP，TCP，CaO（溶解度大）に分解. タン酸化物の性状（反応性の大きなアナターゼの. する８）。. 存在，あるいは酸化チタン水和物 TiO２・nH２O の. これらは，若干の水の存在下で加水分解反応が生じ，. 生成状況）および界面複合体の性状により影響される。Ca−P 膜と Ti の界面に達した水分が両者. ３ Ca４P２O９＋ H２O → ２ Ca（（＋２ Ca ５ PO４）３ OH ）. の結合力の低下をもたらし，膜内あるいは界面で. #. 保たれていた応力に膜の密着力が抗しきれず膜の. （OH）２. 脱落が生じる９）。. （OH）＋H３PO４５Ca（PO ３４）２＋H２O→３Ca（PO ５４）３ $. ５．溶射法による HA コーティング・インプラン. により HA が再生成する。. トの予後不良の原因と取り扱いの留意点. しかし，#の反応は$より早いため，"の逆反. 今まで述べてきたように，溶射法による HA. 応は容易に生ぜず，水の存在下で %. コーティング膜は，コーティング時の熱分解によ. ５Ca（OH）（PO （OH）＋９H２O ２＋３H３PO４→Ca ５４）３. り，HA をコアとし溶解度の大きな非晶質相ある. CaO＋H２O→Ca（OH）２. &｛H３PO４は$より供給｝. いは TeCP，α−TCP などに取り囲まれた構造. が起こり HA が析出するが，反応&は反応$よ. をとる。したがって，結晶化した本来の HA よ. りさらに遅く CaO の HA への転換には長時間を. り溶解あるいは崩壊が生じ易い。溶解性が大きい. 要する。. という性質はインプラントにとって不利とはいえ. ４）コーティング膜の密着性低下. ない。膜からの Ca イオンの溶出は，骨芽細胞を. コーティング膜は溶解性の問題のほかに Ti 基. 活性化させてコラーゲンの分泌を高め，結果的に. 板との密着性の低下が問題となる。Ti 基板に Ca. 骨形成を促す（どの程度溶解量が適切かは結論が. −P 膜を形成した場合，それらの接着性の障害に. でていない）。. なる因子は，両者の熱膨張係数の差による応力発. 問題は，膜の剥離・脱落である。一定以上の大. 生と，コーティング時に界面に生ずる脆弱な酸化. きさの剥離したコーティング膜や脱落した顆粒. 膜などの中間層の存在が挙げられる。熱膨張係数. は，マクロファージの貪食により炎症を助長し，. −６. に関しては，Ti は８∼９×１０／Ｋ，HA は１０∼. 膜の消失をさらに早める。. １３×１０−６／Ｋとの報告が多く，高温から冷却する ― 8 ―. 以上より，HA コーティング・インプラントの.

(10) 歯科学報. Vol．１０３，No．６（２００３）. ４８９. 予後不良の原因と取り扱いの留意点を考えてみ. 緻密骨部において骨とインプラントが緊密に接. る。図３でみられた撤去インプラントには，!有. していないと，骨形成が行われる前に上皮侵入. 機質様物質で覆われた線維性被包，"溶解・剥離. が生じ，結果として線維性被包による脱落の危. による膜の消失，およびそれらの混合タイプが. 険性が増すことが推察される。したがって，ア. あった。それぞれには以下の原因が考えられ. パタイトコーティング・インプラントにおいて. ６）. も精密な形成，埋入が必要と考えられる。. る。 !線維性被包が生じた原因（図３；症例１，２，. "コーティング膜の完全な骨中への埋入，周囲骨. ３，８）としては，インプラント埋入当初より. の精査：インプラントを埋入する際にネック部. インプラントと骨（特に緻密骨）が緊密に密着せ. のコーティング膜を完全に骨中に埋入した状態. ず上皮の侵入を許したこと，あるいは一旦骨結. で手術を終えなかった場合は，コーティング膜. 合を獲得した後に骨密度・骨量などの変化によ. 表面に細菌が付着して pH が低下し，膜が溶解. り緻密骨との結合が失われ上皮侵入がおこった. する可能性がある。また，根尖病巣などの炎症. ことが考えられる。. 部位が近接している場合は，pH 低下による. "コーティング膜が溶解・剥離する原因（図３；. コーティング膜の溶解が生じやすいと考えられ. 症例４，５，６，９）には，インプラント周囲. る。したがって，コーティング膜を完全に骨中. の pH の低下によるコーティング膜の溶解，あ. に埋入すること，埋入する周囲骨の状態を精査. るいは応力の局部集中による膜の剥離が考えら. することが重要となる。. れる。pH の低下は，インプラント頸部へのプ. 最後に，今まで述べてきた不快事項を回避する. ラーク付着によりポケット内が酸性条件下に傾. には，最終的には生体により速やかに完全に吸収. いたときや，顎骨内で炎症が生じたときに惹起. され，全てが骨に置換される材料であることが望. されると推察される。すなわち，埋入時にイン. ましい。さらに，生体骨は常に remodeling（既存. プラントと骨が比較的緊密に密着していたが，. の骨が吸収されその部位に新しく骨が形成される. ネック部のコーティング膜の一部が骨中より露. こと）が行われることを考えるなら，必要以上厚. 出していたために，その部位にプラークが付着. さのの Ca−P 膜は不要である。この薄膜形成法. してポケット内が酸性に傾きコーティング膜の. については次報で詳しく述べる９）。. 溶解がおこった。さらに感染がコーティング膜のポーラス部やコーティング膜−チタン界面を介して全体に広がり，膜が消失した。他の原因として，隣在歯に根尖病巣があり，病巣がインプラント周囲までおよびコーティング層が消失した。膜の剥離はまたマクロファージの貪食により炎症を助長し，消失をさらに進行させたことが考えられる。以上の原因を考えて，溶射法による HA コーティング・インプラントの手術野における取り扱いは以下の２点に留意すべきであろう。 !精密な形成，埋入：アパタイトコーティング・インプラントは，アパタイトによる早期の骨形成が期待できるとされ，チャンネルドリル形成での精密性は重視されなかった。しかし，特に. 参. 考. 文. 献. １）岡崎正之：歯と骨をつくるアパタイトの科学（岡崎正之著），３０∼３６，東海大学出版，東京，１９８８．２）土井豊，森脇豊：ハイドロキシアパタイト，歯科ジャーナル，３６：３５５∼３７０，１９９２．３）Massas R, Pitarui S,Weinreb MM : The effects of titanium and hydroxyapatite on osteoblastic expression and proliferation in rat parietal bone cultures, J Dent Res ７２：１００５∼１００８，１９９３．４）Hulshoff JEG, van Dijk K, de Ruijter JE, Rietveld FJR. Ginsel LA, Jansen JA : Interfacial phenomena : An in vitro study to the effect of calcium phosphate （Ca−P） ceramic on bone formation. J Biomed Mater Res,４０：４６４∼４７４，１９９８．５）田中収，近江谷尚紀，舞田建夫，ローランド・メファート：HA コーティングインプラントの現状，骨内インプラント材料の文献的考察，the Quintessence，１３：１０８５∼１０９７，１９９４．６）奥森直人，吉成正雄，小田豊：予後不良により撤. ― 9 ―.

(11) ４９０. 吉成：インプラント材料とその表面. 去されたハイドロキシアパタイトコーティング・インプラントの表面分析，歯科学報１００：７３７∼７５３，２０００．７）今西泰彦，吉成正雄，北村隆，奥森直人，五十嵐俊男，小田豊，井上孝，下野正基，鮎川保則，田中輝男：ハイドロキシアパタイトコーティング・インプラント材の溶解特性，生体材料１６：１３３∼１４４，１９９８．. ８）Chen J, Tong W, Cao Y, Feng J, Zhang X : Effect of atmosphere on phase transformation in plasma− sprayed hydroxyapatite coatings during heat treatment, J Biomed Mater Res,３４：１５∼２０，１９９７．９）Yoshinari M, Watanabe Y, Ohtsuka Y, Derand T : ´ Solubility control of thin calcium−phosphate coating with rapid heating, J Dent Res, ７６：１４８６∼１４９５．１９９７．. ― 10 ―.

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