专利名称：具有纳米结构的人工牙根的制作方法在齿科修补技术领域中，修补缺牙处的方式为将缺牙处前后的自然牙磨小，再将牙套固定于缺牙处的前后自然牙，以固定缺牙处的假牙。此方法的缺点为在配戴假牙前已破坏口腔内的健康自然牙，且若有多颗连续缺牙时，固定假牙的自然牙需承受多颗假牙在咀嚼时的力量，负担过大；若是全口装置活动假牙者，则易有咬合不顺、牙粘膜发炎，及易呕吐的症状。而目前发展中的人工牙根即是利用人工制的材料植入颌骨中替代自然牙根，达到自然牙所拥有的咬合及咀嚼的功能。请參阅图I所示，是说明目前的人工牙根的一剖视示意图。目前的人工牙根包括 一基材11，及形成于该基材表面的螺纹12。该人工牙根利用螺纹12螺植于病患的齿槽骨13内，井随着时间的增长而可使生长于表面的骨细胞组织与齿槽骨13结合，当齿槽骨13与人工牙根密合后，人工牙根便与自然牙根一祥可承受咀嚼与咬合的力量，之后，再将连接体15固定于人工牙根上，并在连接体5顶部再固接上假牙14，成为完整的人工牙齿。目前人工牙根的缺点在于骨细胞组织附着于人工牙根并增生的时期，仅暂时利用人工牙根上的螺纹12锁固于齿槽骨13间，而被动地等待骨细胞组织生长于平滑的基材11表面；由于骨细胞难以附着于平滑的异种材料表面，因此需耗费长时间等待骨细胞增生。此夕卜，在等待的期间，人工牙根若受カ移动而松脱，将导致人工牙根植入失败，及外在细菌在人工牙根及牙肉间的细缝中滋生。因此，目前已发展涂布加速骨细胞生长的骨引导性材料于基材11表面，帮肋骨细胞的新生与骨组织再生。虽然骨引导性材料可缩短骨细胞再生时间，但以此方式所生长的骨细胞是依附于基材11表面的骨引导性材料上，而非真正附着于基材表面，经过长久时间后骨引导性材料易自基材表面脱落或降解，导致骨细胞组织与人工牙根间的结合效果差，人工牙根无法承受咬合及咀嚼的力量而松脱。由此可见，上述现有的人工牙根在结构与使用上，显然仍存在有不便与缺陷，而亟待加以进一歩改进。为了解决上述存在的问题，相关厂商莫不费尽心思来谋求解决之道，但长久以来一直未见适用的设计被发展完成，而一般产品又没有适切结构能够解决上述问题，此显然是相关业者急欲解决的问题。因此如何能创设ー种新型结构的具有纳米结构的人工牙根，实属当前重要研发课题之一，亦成为当前业界极需改进的目标。
本发明的目的于，克服现有的人工牙根存在的缺陷，而提供ー种新型结构的具有纳米结构的人工牙根，所要解决的技术问题是使其可以促进骨细胞直接生长于基材表面且可快速增生，非常适于实用。本发明的目的及解决其技术问题是采用以下技术方案来实现的。依据本发明提出的ー种具有纳米结构的人工牙根，包含一基材，及一设置于该基材上的纳米结构；其中，该纳米结构包括ー远离该基材表面的基面，及多个自该基面向远离该基材方向形成的多个独立且规则排列的纳米点,所述纳米点的平均径宽为IOnm 90nm。本发明的目的及解决其技术问题还可采用以下技术措施进ー步实现。较佳地，前述的具有纳米结构的人工牙根，还包含一形成于该基面及所述纳米点表面的加强附着层。 较佳地，前述的具有纳米结构的人工牙根，其中所述纳米点的平均径宽为35nm 65nm。较佳地，前述的具有纳米结构的人工牙根，其中所述纳米点的平均高度为IOnm IOOnm0较佳地，前述的具有纳米结构的人工牙根，其中所述的基面至该基材表面的距离为 IOnm lOOnm。较佳地，前述的具有纳米结构的人工牙根，其中所述的加强附着层的厚度大于Onm,且小于10nm。较佳地，前述的具有纳米结构的人工牙根，其中所述的纳米结构是由选自金属、金属氧化物、金属氮化物，或其组合的材料所形成。较佳地，前述的具有纳米结构的人工牙根，其中所述的加强附着层是以钼为主要材料所形成。本发明与现有技术相比具有明显的优点和有益效果。借由上述技术方案，本发明具有纳米结构的人工牙根至少具有下列优点及有益效果本发明在基材表面成长纳米点的平均径宽在IOnm 90nm的纳米结构，可以提高细胞附着率、细胞增生率，及细胞在表面矿化的程度，有效帮助本发明人工牙根与人体齿槽骨在短时间内永久結合。综上所述，本发明是有关于ー种具有纳米结构的人工牙根，包含一基材，及ー纳米结构，该纳米结构包括ー远离该基材表面的基面，及多个自该基面向远离该基材方向形成的多个独立且规则排列的纳米点，所述纳米点的平均径宽为IOnm 90nm，本发明的人工牙根以平均径宽为IOnm 90nm而适合骨细胞长时间附着及增生的永久纳米结构，解决了目前仅涂覆帮助细胞增生的材料于平坦的人工牙根表面，导致涂布于人工牙根表面的材料及骨细胞易脱落的缺点。本发明在技术上有显著的进步，并具有明显的积极效果，诚为一新颖、进步、实用的新设计。上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其他目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举较佳实施例，并配合附图，详细说明如下。图I是说明目前的人工牙根的一剖视示意图。图2是说明本发明ー较佳实施例的一剖视示意图。图3是说明该较佳实施例的制作方法首先是在一基材表面依序形成一氮化钽薄膜及ー铝薄膜的一剖视示意图。图4是说明该铝薄膜通过阳极氧化反应而成具有多个孔洞的氧化铝薄膜的一剖视意图。图5是本发明具有纳米结构的人工牙根的SEM(scanning electronmicroscope,扫瞄式电子显微镜)图。图6是人工牙根A E的细胞贴附能力分析图。图7是人工牙根A E的细胞增生率分析图。图8是人工牙根A E的细胞雕零率分析图。图9是人工牙根A E的细胞矿化分析图。
、结构、特征及其功效，详细说明如后。有关本发明的前述及其他技术内容、特点及功效，在以下配合參考图式的较佳实施例的详细说明中将可清楚呈现。通过
的说明，当可对本发明为达成预定目的所采取的技术手段及功效获得一更加深入且具体的了解，然而所附图式仅是提供參考与说明之用，并非用来对本发明加以限制。请參阅图2所示，是说明本发明ー较佳实施例的一剖视示意图。本发明具有纳米结构的人工牙根的一较佳实施例包含一基材21、ー纳米结构22，及ー加强附着层23。该纳米结构22形成于该基材21表面，包括ー远离该基材21表面的基面221，及多个形成于该基材21表面且往远离该基材21方向延伸的纳米点222，该基面221与该基材21表面间的距离为IOnm lOOnm，所述纳米点222彼此独立且间隔地成整齐排列，每ー纳米点222的平均径宽为IOnm 90nm，较佳地，每ー纳米点222的平均径宽为35nm 65nm。该纳米结构22是由选自于金属、金属氧化物、金属氮化物，或前述的一组合的材料所构成，在该较佳实施例中，该纳米结构22是由选自于钽、氧化钽、氮化钽，或前述的一组合的材料所构成。该加强附着层23是以溅镀的方式形成于该纳米结构22的基面221及所述纳米点222表面，并以钼为主要材料所构成，该加强附着层23的厚度为6nm，主要降低该纳米结构22的基面221及纳米点222表面的金属特性及表面能差异，单纯经由纳米结构22的纳米点222的尺寸控制骨细胞生长的速度。将本发明人工牙根植入齿槽骨时，由于形成于该基材21表面的纳米结构22有助于骨细胞的附着与增生，因此，不需另外在该人工牙根表面涂覆辅肋骨细胞生长的材料，即可供骨细胞顺利且快速地增生，直到该人工牙根与牙龈的齿槽骨结合，成为可承受高咀嚼力的具有纳米结构的人工牙根。请參阅图3所示，是说明该较佳实施例的制作方法首先是在一基材表面依序形成一氮化钽薄膜及ー铝薄膜的一剖视示意图。值得ー提地，上述本发明人工牙根的较佳实施例的制作方法，首先是准备该基材21，且为增加实验的流畅度及量测结果的精确性，本较佳实施例是以硅晶圆作为基材21 ;接着，在该基材21表面沉积ー氮化钽(TaN)薄膜3，而形成阻障层薄膜，以作为后续对铝进行阳极氧化的终止氧化层。此外，而钽本身为惰性金属，因此，不易与细胞产生排斥反应，即，具有良好的生物相容性。然后，在该氮化钽薄膜3远离该基材21的顶面再沉积ー铝薄膜4。请配合參阅图2及图4所示，图4是说明该铝薄膜通过阳极氧化反应而成具有多个孔洞的氧化铝薄膜的一剖视示意图。再来，将该依序沉积有氮化钽薄膜3及铝薄膜4的基材21置于电镀液中，并将铝薄膜4与阳极电极电连接，利用电镀的方式进行铝阳极氧化反应而成为ー氧化铝薄膜5。该氧化铝薄膜5的结构重新排列而形成多个间隔且贯穿该氧化铝薄膜5底面的孔洞51，该氮化钽薄膜3的部分表面借由所述孔洞51而裸露于该氧化铝薄膜5外。然后，利用该具有多个孔洞51的氧化铝薄膜5作为模板遮罩，对裸露于该氧化铝薄膜5外的氮化钽薄膜3的区域进行氧化反应，而成为多个独立且往远离该基材21方向延伸的纳米点222。 接着，再利用磷酸移除该具有孔洞51的氧化铝薄膜5，最后，在该纳米结构22表面以派镀的方式形成ー促进生物附着能力(biocompatibility)的加强附着层23,该加强附着层23以钼(Pt)为主要材料所构成，而成为具有纳米结构的人工牙根(请參阅图5扫描式电子显微镜图，即SEM图)。以下是本发明具有纳米结构的人工牙根的具体例。<具体例1>首先是准备硅晶圆的基材。接着，在该基材表面沉积ー厚度为200nm的氮化钽(TaN)薄膜，然后，在该氮化钽薄膜远离该基材的顶面再沉积ー厚度为400nm的铝薄膜。再来，准备ー电镀液，及一具有两相反电极的电源供应器，该电镀液为莫耳浓度I. SM的硫酸，将该依序沉积氮化钽薄膜及铝薄膜的基材置于电镀液中，铝薄膜作为与其中ー电极电连接的阳极，利用该电源供应器给予5V的电压，并以电镀的方式进行铝薄膜阳极氧化反应而成为氧化铝薄膜，该氧化铝薄膜的结构重新排列而具有多个贯穿该铝薄膜底面的孔洞，且所述孔洞间隔地成整齐排列，每一孔洞的平均径宽为10nm，该氮化钽薄膜的部分表面借由所述孔洞而裸露于该铝薄膜外。继续，利用该具有多个孔洞的氧化铝薄膜作为模板遮罩，进行裸露于该氧化铝薄膜外的部分氮化钽薄膜的氧化反应，而成为具有多个独立且往远离该基材方向延伸的纳米点的纳米结构，每ー纳米点的平均径宽为10nm，平均高度为10nm。接着，再利用浓度为每100毫升溶液中有5g溶质的磷酸移除该具有孔洞的氧化铝薄膜。最后，在该纳米结构表面以溅镀的方式形成一厚度为6nm的加强附着层，该加强附着层以钼(Pt)为主要材料所构成，得到一具有纳米结构的人工牙根A。<具体例2>本具体例2的制作过程大致上是相同于该具体例1，其不同的地方在于该电镀液为莫耳浓度0. 3M的草酸，且该电源供应器给予25V的电压，而可制作出具有平均径宽为50nm的孔洞的氧化铝薄膜，再经过裸露于所述孔洞后的部分氮化钽薄膜产生氧化反应后，每ー纳米点的平均径宽为50nm，平均高度为50nm。接着，移除该氧化铝薄膜，及在该氮化钽薄膜及所述纳米点薄膜表面形成厚度为6nm且以钼为主要材料所构成的加强附着层后，得到一具有纳米结构的人工牙根B。<具体例3>
本具体例3的制作过程大致上是相同于该具体例1，其不同的地方在于该电镀液为莫耳浓度O. 3M的草酸，且该电源供应器给予100V的电压，而可制作出具有平均径宽为90nm的孔洞的氧化铝薄膜，再经过裸露于所述孔洞后的部分氮化钽薄膜产生氧化反应后，每ー纳米点的平均径宽为90nm，平均高度为lOOnm。接着，移除该氧化铝薄膜，及在该氮化钽薄膜及所述纳米点薄膜表面形成厚度为6nm且以钼为主要材料所构成的加强附着层后，得到一具有纳米结构的人工牙根C。<比较例1>本比较例I的制作过程大致上是相同于该具体例I，其不同的地方在于该电镀液是浓度为5% w/v (每100毫升溶液中有5g溶质)的磷酸，且该电源供应器给予IOOV的电压，而可制作出具有平均径宽为200nm的孔洞的氧化铝薄膜，再经过氮化钽薄膜的氧化反应后，姆ー纳米点的平均径宽为200nm,平均高度为200nm。接着，移除该氧化铝薄膜及在该氮化钽薄膜，及所述纳米点薄膜表面形成厚度为 6nm且以钼为主要材料所构成的加强附着层后，得到一具有纳米结构的人工牙根D。<比较例2>本比较例2的制作过程为，在该基材表面沉积ー厚度为200nm的氮化钽(TaN)薄膜，然后，在该氮化钽薄膜远离该基材的顶面再沉积ー厚度为400nm的铝薄膜。接着，仅需以5% w/v (每100毫升溶液中有5g溶质)的磷酸移除铝薄膜，再在该平坦的氮化钽薄膜表面形成厚度为6nm且以钼为主要材料所构成的加强附着层，为人工牙根E，且该人工牙根的纳米点平均径宽为Onm。< 分析 >本发明具体例1、2、3及比较例1、2进行分析时所使用的细胞皆为购自”食品エ业研究与发展协会”的人类成骨细胞细胞珠(MG63 cell,以下简称MG63)。MG63置于ー细胞培养液(medium)，该细胞培养液由90% a -MEM (Hyclone)加入10%胎牛血清(fetal bovineserum, GIBC0,购自Gibco的Dulbecco ’ s改良型Eagle’ s培养基)配制而成。(I)细胞贴附能力分析取定量MG63并分别附着于具体例1、2、3及比较例1、2的人工牙根A E且培养于该细胞培养液中，并置于直径为6nm的培养皿内。将容置有MG63及该细胞培养液的培养皿置于ー持温在37°C且ニ氧化碳(CO2)的浓度为5%的培养箱内，而将MG63培养3天；接着，再取出MG63并浸泡于ー浓度为4%的福马林液15分钟以固定样本，再移除该福马林液；然后，以磷酸缓冲溶液(Phosphate-Buffered Salin,简称PBS)浸润一次,再以非离子型界面活性剂聚こニ醇辛基苯基醚(Triton X-100)将MG63的细胞膜穿孔，使其可贴附于指标性蛋白抗体(Vinculin)与细胞骨架染剂(phalloidin)，以进行MG63的荧光染色，再以激光扫描共轭焦光谱显微镜(LEICA TCS SPE)观察染色的MG63 ;最后，以图像分析软件(ImageJ)进行荧光強度分析取得贴附程度定量数据。请參阅图6所示，图6是人工牙根A E的细胞贴附能力分析图。以人工牙根E(纳米点为Onm)作为基准时可得，当纳米点的尺寸为10 lOOnm，有较佳的的细胞贴附百分比；特别地，当该纳米结构的纳米点的尺寸为50nm(即人工牙根B)，可得超过150%的细胞贴附百分比。(2)细胞增生率(proliferation)分析
取定量MG63并分别附着于具体例1、2、3及比较例1、2的人工牙根A E且培养于该细胞培养液中，并置于直径为6nm的培养皿内。将容置有MG63及该细胞培养液的培养皿置于ー持温在37°C且ニ氧化碳(CO2)的浓度为5%的培养箱内，而将MG63培养3天；接着，通过脱水过程使MG63干燥，再利用电子显微镜(厂牌及型号JEOL JSM 6700F)观察并计算单位面积内的MG63的数目，并将人工牙根E(纳米点为Onm)作为基准，以进行细胞增生率分析。请參阅图7所示，图7是人工牙根A E的细胞增生率分析图。以人工牙根E(纳米点为Onm)作为基准时可得，当纳米点的尺寸为10 lOOnm，有较佳的的细胞贴附百分比，但当纳米点的尺寸为200nm时,细胞反而较纳米点为Onm少；特别地，当该纳米结构的纳米点的尺寸为50nm(即人工牙根B)，可得高达 150%的细胞贴附百分比。(3)细胞雕零率分析取定量MG63并分别附着于具体例1、2、3及比较例1、2的人工牙根A E且培养于该细胞培养液中，并置于直径为6nm的培养皿内。将容置有MG63及该细胞培养液的培养皿置于ー持温在37°C且ニ氧化碳(CO2)的浓度为5%的培养箱内，而将MG63培养3天；接着，通过脱水过程使MG63干燥，再利用电子显微镜(厂牌及型号JEOL JSM 6700F)观察并计算单位面积内正常的MG63的数目，及呈现雕亡型态的MG63的数目，并以MG63总合为基准，进行细胞雕零率分析。请參阅图8所示，图8是人工牙根A E的细胞■零率分析图。可得，当纳米点的尺寸为O 200nm，细胞雕零率大致于10%以下，特别地，若以曲线作推測，当纳米点的尺寸为35nm 65nm时，可得到不大于5%的细胞雕零率。细胞矿化(minerazation)分析首先，取定量MG63并分别附着于具体例I、2、3及比较例1、2的人工牙根A E且培养于该细胞培养液中，并培养ー预定时间，再将细胞培养液移除；接着，利用磷酸作为缓冲液冲洗MG63 二次，再浸置于浓度为5%的银离子溶液，并置于日光下持续曝晒一小吋，使MG63转变为黑色,再以去离子水冲洗三次；然后,用染剂(nuclear-fast red)处理五分钟，再洗去染剂；最后，图像分析软件进行色层强度分析取得矿化程度定量数据(Image J)。请參阅图9所示，图9是人工牙根A E的细胞矿化分析图。以人工牙根E (纳米点为Onm)作为基准时可得，当纳米点的尺寸为IOnm及50nm时,可得到大于纳米点Onm的矿化程度，且奈纳米点的尺寸为50nm时，矿化程度高达150%。综上所述，本发明利用具有平均径宽为IOnm 90nm的纳米点的纳米结构，得到较佳的细胞贴附能力及细胞增生率，成为适合骨细胞附着的具有纳米结构的人工牙根，特别地，当纳米点的平均径宽为35nm 65nm时，更可得到较佳的细胞贴附能力、细胞增生率、细胞雕零率及细胞矿化程度。且该纳米结构为一物理性纳米结构，而非目前人工牙根将辅助增生的骨引导性材料直接涂布于表面而易随时间的延续渐脱离该基材造成骨细胞同时脱落，且较目前为平坦表面的人工牙根具备更高的细胞增生的特性。以上所述，仅是本发明的较佳实施例而已，并非对本发明作任何形式上的限制，虽然本发明已以较佳实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明，任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案范围内，当可利用上述掲示的技术内容作出些许更动或修饰为等同变化的等效实施例，但凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术 方案的范围内。


本发明是有关于一种具有纳米结构的人工牙根，包含一基材，及一纳米结构，该纳米结构包括一远离该基材表面的基面，及多个自该基面向远离该基材方向形成的多个独立且规则排列的纳米点，所述纳米点的平均径宽为10nm～90nm，本发明的人工牙根以平均径宽为10nm～90nm而适合骨细胞长时间附着及增生的永久纳米结构，解决了目前仅涂覆帮助细胞增生的材料于平坦的人工牙根表面，导致涂布于人工牙根表面的材料及骨细胞易脱落的缺点。