CN101618230A

CN101618230A - 生医玻璃陶瓷材料的制造方法

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Publication number: CN101618230A
Application number: CN200810126545A
Authority: CN
Inventors: 叶南辉
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2008-07-01
Filing date: 2008-07-01
Publication date: 2010-01-06
Anticipated expiration: 2028-07-01
Also published as: CN101618230B

Abstract

一种生医玻璃陶瓷材料的制造方法，先制备一磷酸钙系陶瓷原料与一纳米级二氧化钛粉末，且纳米级二氧化钛粉末必须含有一预定比例的二氧化钛锐矿型结晶结构，然后将磷酸钙系陶瓷原料与纳米级二氧化钛粉末依据一预定混合比例加以混合以制作一混合原料。接着，将混合原料加以熔融与淬火，借以形成一生医玻璃。最后，将生医玻璃加以研磨成一生医玻璃粉末，并施以一热处理而使生医玻璃粉末再结晶，借以形成生医玻璃陶瓷材料。在临床应用上，可进一步将生医玻璃陶瓷材料予以极化而形成一生医带电玻璃陶瓷材料，借以在植入人体之后，诱导骨骼生长。

Description

生医玻璃陶瓷材料的制造方法

技术领域

本发明涉及一种生医(biomedical)玻璃陶瓷材料的制造方法，尤其涉及一种利用一磷酸钙系陶瓷原料与一富含二氧化钛锐矿型(anatase相)结晶结构的纳米级二氧化钛粉末来制作生医玻璃陶瓷材料的方法，且该生医玻璃陶瓷材料可进一步予以极化而形成一生医带电玻璃陶瓷材料。

背景技术

在人体中，用以支撑头部、躯干与四肢的骨骼主要由骨骼组织与骨骼成长细胞所组成。其中，骨骼组织的主要成分为磷酸钙系的化合物。在实际生活中，某些骨骼可能具备先天性的缺陷，人体机能可能会随着年龄的增长而衰退，造成骨骼老化，产生缺损。人们能在经年累月从事各项工作下，也可能会造成骨骼组织受到机械性的疲劳伤害。此外，当人体受到剧烈的机械性冲撞(如运动伤害或摔伤等意外事故)时，更可能会对骨骼造成严重的伤害。

事实上，受到骨骼老化、机械性冲撞或疲劳性伤害等因素影响，在骨骼内部或骨骼与骨骼连结的关节，往往容易产生骨骼缺损(如产生裂缝甚至断裂)现象。这种骨骼缺损现象严重者，不仅会影响到人体的运动，断裂的尖锐骨骼碎削也可能会穿刺伤害到人体内部的其它细胞，甚至还会压迫到人体内部的神经让人感到剧痛难耐。因此，急需通过专业的医疗行为，将骨骼加以固定，并使缺损的骨骼得以愈合。其中，骨移植术堪称是医治骨骼缺损最常使用的处理方式。在传统上，依据用以移植的骨骼(以下称“移植骨”)的来源，骨移植术通常可分为自体移植法和异体移植法等两种骨移植术。

在自体移植法中，使用来自病患本人身上的骨骼(以下称“自体移植骨”)来移植填充。一般来说，自体移植法是最安全、也最妥当的方法，其效果也相当不错。然而，在自体移植骨来源数量有限，老人、小孩与健康不良者不宜开刀做骨移植术，自体移植法会造成病人另一个伤口，并且多一分术后的风险等等诸多因素影响下，自体移植法经常会造成病患心理与生理的不适。因此，在骨骼缺损的范围较大，或病患的生心理条件不适合的状况时，根本不宜，甚至无法采用自体移植法来医治骨骼缺损的病症。

在异体移植法中，使用来自病患本人以外的骨骼(以下称“异体移植骨”)来移植填充。所谓的异体移植骨通常他人遗留下来的骨骼，而且这些他人遗留下来的骨骼通常储存于所谓的骨骼银行(类似冰箱一样的特殊储存设备)。但是，在实务运用层面上，这种异体移植法也衍生了的一些顾忌，譬如：难以掌握骨骼银行的质量好坏，无法确认保存程序是否适当，还有更重要的是无法保证病毒传染的筛选是否完全(如肝炎、AIDS)。

综合以上所述，对于自体移植法而言，普遍存在其可行性受到骨骼缺损范围以及容易造成病患心理与生理的不适等因素影响的问题。对于异体移植法而言，普遍存在必须承担传统骨骼银行的质量与安全不确定性风险的问题。显而易见地，使用外来的骨替代物(bone graft substitute)来取代上述的自体移植骨与异体移植骨会是当前最适当的选择。在此前提之下，目前全球(包含台湾、亚洲与欧美等地区)众多大型医疗厂商的研发部门正积极致力于人工替代骨的研发。

在以上所述的背景下，回到1970年代，当时美国佛罗里达大学的Larry L.Hench首先发现二氧化硅(SiO₂)、氧化钠(Na₂O)、氧化钙(CaO)与磷酸干(P₂O₅)所链接组成的(SiO₂-Na₂-Cao-P₂O₅)生医玻璃(英文名称为bioglass)可与自然骨组织产生直接键结。接着。到了1973年，由Bromer等人在德国继续进行研发，研发的结果显示由二氧化硅(SiO₂)、氧化钠(Na₂O)、氧化钙(CaO)与磷酸干(P₂O₅)、氧化镁(MgO)与氧化钾(K₂O)所链接的(SiO₂-Na₂-Cao-P₂O₅-MgO-K₂O)生医玻璃(英文名称为ceravital)，经过适当热处理后，有部分的磷灰石(apatite)结晶相析出。

经过实际测试后，发现磷灰石的玻璃陶瓷具有较高的机械性质；因此，当磷灰石(apatite)玻璃陶瓷用于取代或连结人体内的骨骼时，可以对人体提供良好的支撑效果。然而，不幸的是，磷灰石(apatite)玻璃陶瓷的表面生物活性较低，因此，目前多半只运用于颚骨的移植。

承以上所述，在上述的生医玻璃植入人体之后，会溶出钠离子(Na⁺)，形成一富二氧化硅(SiO₂)的胶质层，骨骼成长细胞在此增殖，成为胶原纤维。最后，由玻璃溶解出的钙离子(Ca²⁺)及磷离子(P⁵⁺)在胶原蛋白纤维附近形成氢氧基磷灰石结晶而与骨骼相接。同时，上述的生医玻璃是属于一种玻璃陶瓷，并且具有良好的生物兼容性，能和原组织(host tissue)相互键结，在临床上常应用于制作骨替代物、骨水泥(bioactive grout)或植入物的披覆(implant coating)等。

结合以上叙述可知，骨骼组织的主要成分为磷酸钙系的化合物，使用外来的骨替代物来取代上述的自体移植骨与异体移植骨是当前最适当的选择，以及生医玻璃在临床上又常应用于制作合成骨替代物等叙述。为了便于清晰说明相关的技术内容，以下将对磷酸钙、磷酸钙玻璃与生医玻璃陶瓷等相关背景技术提出更为详尽的说明。

关于磷酸钙，其为人体骨骼主要的成分，且长时间可以被人体吸收，是目前医疗上骨科常用填充材料。磷酸钙盐类中以β-三钙磷酸(β-Ca₃(PO₄)₂)与磷灰石并列为第三代生医材料。氢氧基磷酸钙在高温下很容易转变成β-三钙磷酸盐，而温度高于1180℃之后，β-三钙磷酸盐会转变成α-三钙磷酸盐，且比重会从3.07g/cm³减至2.77g/cm³。

β-三钙磷酸盐的机械强度方面，烧结温度若高于1150℃，则会产生相变化，低温烧结则不致密的缺点，所以纯β-三钙磷酸盐烧结体强度只能达到200到400MPa之间，因此，必须利用添加物来提高其机械强度。

磷酸玻璃是以磷酸根(PO₄ ^3-)的四面体为其网状结构的单位晶胞，其周围是靠桥接方式(crossing linking)接了三个磷酸根(PO₄ ^3-)单元。若加入修补氧化物如CaO等，便会打断架桥的P-O-P键结，而降低了玻璃的架桥密度，即为磷酸钙玻璃。

玻璃陶瓷又称结晶化玻璃，此种材料具有良好的抗压强度，化学性质稳定，且其中钙磷化合物与自然骨骼成分相近，更重要的是有极佳的生物亲和性。

所谓玻璃陶瓷，指的是含有玻璃相的多晶固体材料，其制造由玻璃熔解开始，经过玻璃成形，再施予控制结晶(controlled crystallization)热处理，使其结晶化而形成多晶固体。因此，玻璃陶瓷既具有玻璃成形制程的多元化弹性、成形作业经济又准确，内部无孔隙存在的特点，又兼具有陶瓷较佳的物理机械性质等优点。

当玻璃陶瓷运用于生物医疗用途时，可称为生医玻璃陶瓷。生医玻璃陶瓷(特别是用于进行骨移植术所使用的生医玻璃陶瓷)与其它玻璃陶瓷的最大不同处在于生医玻璃陶瓷不仅必须满足在不同环境及物理性质上的应用，而且还必须具有生物兼容性(biocompatible)、生物活性(bioactive)以及硬骨与软骨组织之间形成良好的化学键结，以及长期植入人体不能产生不良反应等性质。同时，近年来所发展的一些生医活性陶瓷(bioactive ceramics)更会与体内的骨骼产生键结或反应，甚至可能参与骨组织的生长，最终成为人体的一部份。

就实务应用层面而言，上述的生医玻璃陶瓷目前多半以氢氧基磷灰石(hydroxyapatite，HA)、二钙磷酸盐(dicalcium phosphates；DCP)、三钙磷酸盐(tricalcium phosphates；TCP)等磷酸钙系材料最常被用于制作进行骨移植术所使用的生医玻璃陶瓷。虽然这些磷酸钙系材料都具陶瓷性质及良好生物兼容性等优点；但是，这些材料却普遍存在两个难以改善的缺点。其一，这些材料常因本身的机械强度不足，以至于在实际应用上受到诸多限制，一般而言，多半只能用于骨科及齿科中，只需承受较小应力负载的置换性材料。其二，当这些材料植入人体之后，缺乏诱导骨生长的功能，致使骨骼再生的速度较慢，并且导致病患所需的复元时间变长。

综观以上所述，在现有技术中，普遍存在机械强度不足的问题，导致在实际应用上受到诸多限制；以及缺乏诱导骨生长的功能，导致病患所需的复元时间变长等问题。

发明内容

本发明的主要目的在于提供一种生医玻璃陶瓷材料的制造方法，使生医玻璃陶瓷材料被电场极化后，可产生一生医带电玻璃陶瓷材料，该生医带电玻璃陶瓷材料可作为一骨替代物，并且可以诱导骨骼的生长。

本发明的次一目的为提供一种生医玻璃陶瓷材料的制造方法，其利用热处理与再结晶的方式，使生医玻璃陶瓷材料具备较佳的机械性强度。

为实现上述目的，本发明为解决现有技术的问题所采用的技术手段是提供一种生医玻璃陶瓷材料的制造方法，其是先制备一磷酸钙系陶瓷原料与一纳米级二氧化钛粉末，且纳米级二氧化钛粉末必须含一预定比例的二氧化钛锐矿型(anatase相)结晶结构。接着，将磷酸钙系陶瓷原料与纳米级二氧化钛粉末依据一预定混合比例加以混合以制作一混合原料。然后，将混合原料加以熔融与淬火，借以形成一生医玻璃。最后，将生医玻璃加以研磨成一生医玻璃粉末，筛选出符合一预定粒径规格者，并施以一热处理而使符合预定粒径规格的生医玻璃粉末再结晶，借以形成机械性强度更大的生医玻璃陶瓷材料。

在本发明较佳实施例中，可更进一步施加电场来将生医玻璃陶瓷材料加以极化，使生医玻璃陶瓷材料带电，而形成一生医带电玻璃陶瓷材料。

本发明对照现有技术的功效：

从以上述可知，相较于现有技术中由磷酸钙系材料所组成的生医玻璃陶瓷材料，在本发明所制作出的生医玻璃陶瓷材料中，特别包含纳米级二氧化钛粉末，且纳米级二氧化钛粉末含一预定比例的锐二氧化钛矿型(anatase相)结晶结构。由于生医玻璃陶瓷材料的anatase相结晶结构经过极化之后，会使生医玻璃陶瓷材料带电；因此，在生医玻璃陶瓷材料植入人体当作一骨替代物后，会诱导骨骼快速生长，借以加速骨骼缺损部位的组织修护，缩短病患的康复时间。

此外，在抗弯强度方面，经实验证明，本发明所提供的生医玻璃陶瓷材料约为现有技术的2至4倍，因此，当本发明所提供的生医玻璃陶瓷材料植入人体后，利用生医玻璃陶瓷材料诱导骨骼生长以进行骨骼修复时，原有的骨骼缺损处较不易受到外力影响而遭受二次伤害。

以下结合附图和具体实施例对本发明进行详细描述，但不作为对本发明的限定。

附图说明

图1显示本发明较佳实施例的流程图；

图2显示现有生医玻璃陶瓷与本发明较佳实施例提供的生医玻璃陶瓷之间的抗弯强度比较表；

图3显示本发明较佳实施例提供的生医玻璃在被极化前与被极化后的介电常数与机械质量因素变化关系表；

图4显示本发明较佳实施例所提供的生医带电玻璃陶瓷材料进行四小时后MTT测试后，相较于控制组的细胞存活率；

图5显示本发明较佳实施例所提供的生医带电玻璃陶瓷材料进行九十六小时MTT测试后，相较于控制组的细胞存活率；

图6显示在本发明较佳实施例所提供的未极化的生医玻璃陶瓷材料植入兔子体内后，骨骼再生与修护情况；以及

图7显示在本发明较佳实施例所提供的已极化的生医玻璃陶瓷材料植入兔子体内后，骨骼再生与修护情况。

具体实施方式

由于本发明所提供的生医玻璃陶瓷材料的制造方法，可广泛运用于制作各种生物医疗用途的生医玻璃陶瓷材料，并可利用生医玻璃陶瓷材料来充当一骨替代物，借以诱导骨骼快速生长与修护，其组合实施方式更是不胜枚举，故在此不再一一赘述，仅列举其中较佳的实施例来加以具体说明，并且引用相关的实验结果来验证前述的功效。

请参阅图1，其显示本发明较佳实施例的流程图。如图所示，在实现本发明时，必须先制备磷酸钙系原料，较佳者，磷酸钙原料由氧化钙(CaO)、磷酸干(P₂O₅)与磷酸(H₃PO₄)所混合调制而成(步骤110)。同时，必须制备一富含锐二氧化钛矿型(anatase相)结晶结构的纳米级二氧化钛粉末(步骤120)。

由于anatase相结晶结构的纳米级二氧化钛粉末本身的结构较被极化的能力较强，必须对纳米级二氧化钛粉末的anatase相结晶结构的含量进行检验(步骤130)，并且判定在纳米级二氧化钛粉末中，anatase相结晶结构含量是否达到一预定比例(步骤140)。此处所指的预定比例与环境条件有关，一般而言，预定比例越大本发明的效果就会越显著。

若在纳米级二氧化钛粉末中，anatase相结晶结构含量未达到预定比例，则必须回到步骤120，重新制备纳米级二氧化钛粉末。反的，若在纳米级二氧化钛粉末中，anatase相结晶结构含量达到预定比例，则必须混合磷酸钙系陶瓷材料与纳米级二氧化钛粉末以制作一混合原料，且混合原料通常又可称为生料(batch materials)(步骤150)。

在混合磷酸钙系陶瓷材料与纳米级二氧化钛粉末时，可使用多数个氧化锆(ZrO₂)磨球作为混合介质。较佳者，这些氧化锆磨球的直径约10mm左右。同时，在本实施例中，可利用氧化锆磨球对该磷酸钙系陶瓷原料与纳米级二氧化钛粉末进行球磨20小时，以充份均匀混合磷酸钙系陶瓷原料与纳米级二氧化钛粉末。

紧接着，必须将混合原料予以烘干(步骤160)，较佳者，可使混合原料在150℃的环境条件下烘干20小时。然后，必须将混合原料(即生料)放入白金坩锅中，置于高温炉中加热，直到混合原料变成熔融状态为止。之后，必须将熔融状态的混合原料，迅速从高温炉中取出，并且放置在石墨板上进行淬火(步骤170)；经过淬火后的混合原料，在本质上已经堪称是一种生医玻璃；较佳者，可继续对混合原料予以退火，借以形成物理机械性质较佳的生医玻璃(步骤180)。此外，在对混合原料予以退火时，可使混合原料在退火温度为400℃左右的环境中维持3小时，使其转为非晶质玻璃相的生医玻璃。

在完成生医玻璃的制作后，必须进一步将生医玻璃研磨成一生医玻璃粉末(步骤190)。此时，为了将生医玻璃粉末的粒径规格控制在预定的范围内，可以利用筛网来过筛，借以筛选出符合一预定粒径规格的生医玻璃粉末。在本发明较佳实施例中，建议用网目编号(又称筛号)为200和325(mesh)的筛网筛选出符合上述预定粒径规格的生医玻璃粉末(步骤210)。

接下来，必须依据所欲成型的形状态样，将符合预定粒径规格的生医玻璃粉末置入特定形状态样的模具中予以干压成型(步骤220)，并对干压成型的生医玻璃粉末施以一热处理，以使干压成型的生医玻璃粉末烧结并且再结晶，借以形成生医玻璃陶瓷材料(步骤230)。本领域技术人员都能轻易理解，在步骤230进型热处理的主要目的在于使非晶质玻璃相的生医玻璃，经过再结晶的作用而转为玻璃陶瓷相的生医玻璃陶瓷材料。

最后，当生医玻璃陶瓷材料运用于生物医疗的临床用途时，可施加电场(或动态变化的磁场)而使生医玻璃陶瓷材料被极化(步骤240)。如此一来，可使生医玻璃陶瓷材料带电，并且形成一生医带电玻璃陶瓷材料(步骤250)。

在完成本发明的技术揭露之后，为了证明本发明确实具备以上声称的功效，发明人更进一步对生医玻璃、生医玻璃陶瓷材料与生医带电玻璃陶瓷材料等作物理性质、机械(强度)性质、电学性质与生物性质等方面进行检测与验证。

首先，在物理性质方面，可对生医玻璃、生医玻璃陶瓷材料与生医带电玻璃陶瓷材料分别进行X光分析、镀金处理与材料热差分析，借以获得玻璃陶瓷相的组成成分、材料表面元素分布、玻璃转换温度与相变化温度等信息。在解读这些信息之后，可以重新调整上述热处理环境条件，包含重新调整对热处理温度、压力与时间等参数的控制。

在机械(强度)性质方面，可对生医玻璃、生医玻璃陶瓷材料与生医带电玻璃陶瓷材料分别进行硬度、烧结致密度、密度、孔隙率等性质进行检测，或者进行抗弯强度、抗压强度与抗冲击等破坏性试验。在进行破坏性试验之后，可配合使用扫描式电子显微镜(Scanning Electron Microscope；SEM)或穿透式电子显微镜(Transmission Electron Microscope；TEM)来对破坏性截面进行更为深入的晶相分析。

在本发明中较佳实施例中，为了验证本发明相较于现有技术具备更佳的机械性强度，特别揭露抗弯强度的试验数据。请参阅图2，其显示现有生医玻璃陶瓷(磷酸钙玻璃陶瓷)与本发明较佳实施例提供的生医玻璃陶瓷(含二氧化钛的磷酸钙玻璃陶瓷)之间的抗弯强度比较表。其中，*1：CPC表示现有技术的磷酸钙玻璃陶瓷；*2：TCPC表示本发明较佳实施例的含二氧化钛的磷酸钙玻璃陶瓷。如图2所示，可以整理出以下的趋势：

1.本发明所提供的生医玻璃陶瓷(含二氧化钛的磷酸钙玻璃陶瓷)的抗弯强度较现有生医玻璃陶瓷(不含二氧化钛的磷酸钙玻璃陶瓷)者强；

2.经过热处理的生医玻璃陶瓷，其抗弯强度较未经过热处理者强；

3.过筛粒径规格为325的生医玻璃陶瓷，其抗弯强度较粒径规格为200者强。

其中，由实验数据可知，在其它条件都控制在相同的状况下，本发明所提供的生医玻璃陶瓷的抗弯强度大约为现有生医玻璃陶瓷的抗弯强度的2～4倍。显而易见地，足以证明在本发明所提供的生医玻璃陶瓷材料植入人体后，利用生医玻璃陶瓷材料诱导骨骼生长以进行骨骼修复时，原有的骨骼缺损处较不易受到外力影响而遭受二次伤害。

在电学性质方面，可在对生医玻璃、生医玻璃陶瓷材料与生医带电玻璃陶瓷材料予以极化前和极化后，分别进行介电常数、介电损失、共振阻抗、电容、共振、反共振频率等电学性质进行量测。其中，为了进一步说明本发明中的生医玻璃陶瓷材料更容易被极化，特别撷取本发明中生医玻璃陶瓷材料的半成品(即含有二氧化钛的磷酸钙玻璃)分别在未极化前与已极化后，进行介电常数量测。

在极化处理前将银胶涂附在试片表面后，作为充电制程所需的电极。极化是将一强电场加于一压电体上，使其电耦极顺应电场方向排列的过程，本实验是将试片至于120℃的硅油中外加电压至4KV/mm，极化时间大约控制在30分钟左右。

请参阅图3，其显示本发明较佳实施例提供的生医玻璃(含二氧化钛的磷酸钙玻璃)在被极化前与被极化后的介电常数与机械质量因素变化关系表。其中，*3：TCPG表示本发明较佳实施例的含二氧化钛的磷酸钙玻璃。如图所示，在1MHz的频率下，未极化前五个含二氧化钛的磷酸钙玻璃所测的介电常数平均值约为3.51×10²；在极化后五个含二氧化钛的磷酸钙玻璃所测的介电常数平均值约为3.02×10³，约为未极化前的8～9倍。显而易见地，当生医玻璃制成生医带电玻璃陶瓷材料后，被极化的程度会十分显著，借以增加生医带电玻璃陶瓷材料的带电能力。

在生物性质方面，可将生医带电玻璃陶瓷材料放置在人体液中，或将其植入动物体内进行种种测试，诸如重量损失率，钙离子(Ca²⁺)释出量，临酸根离子(PO₄ ^3-)释出量，据以评估生医带电玻璃陶瓷材料植入体后的骨骼修复状况。

通过重量损失率的追踪观察可知本发明含二氧化钛的生医玻璃陶瓷材料，与人工体液内无机离子产生反应，通过浸置后能在一周内产生含二氧化钛的磷灰层(apatite)，并且使得玻璃基材重量损失减少。通过外加电场的极化作用，可促使含二氧化钛的磷酸钙玻璃表面，加速生成含二氧化钛的磷灰层(apatite)。另外可以进行细胞培养，通过细胞存活率(MTT)测试与观察细胞型态来评估其对骨骼修护的帮助。

在细胞存活率(MTT)测试中，是利用活细胞的粒线体所代谢出的蓝色的formazan晶体来测量细胞的存活率，进行测试时，所采用的生医玻璃陶瓷材料为现有不含二氧化钛的磷酸钙玻璃与本发明含二氧化钛的磷酸钙玻璃。

请参阅图4与图5，图4显示本发明较佳实施例所提供的生医带电玻璃陶瓷材料进行四小时后MTT测试后，相较于控制组的细胞存活率；图5显示本发明较佳实施例所提供的生医带电玻璃陶瓷材料进行九十六小时MTT测试后，相较于控制组的细胞存活率。如图所示，在进行细胞培养后，可进行细胞存活率(MTT)测试。在进行细胞存活率(MTT)测试时，可制备四个实验样本如下：(A)未极化的现有不含二氧化钛的磷酸钙玻璃；(B)已极化的现有不含二氧化钛的磷酸钙玻璃；(C)未极化的本发明含二氧化钛的磷酸钙玻璃；(D)已极化的本发明含二氧化钛的磷酸钙玻璃。

从图4可知，四小时后在同样极化条件下，已极化的含二氧化钛磷酸钙玻璃的实验样本(D)的细胞存活率较其它实验样本(A)、(B)、(C)高。相似地，从图5可知，九十六小时后在同样极化条件下，已极化的含二氧化钛磷酸钙玻璃的实验样本(D)的细胞存活率较其它实验样本(A)、(B)、(C)高。显而易见地，由MTT实验发现极化后知本发明含二氧化钛磷酸钙玻璃的细胞，在MTT试验下具有良好的生物适应性，并且可诱导细胞的成长率上升。

最后，请继续参阅图6与图7。图6显示在本发明较佳实施例所提供的未极化的生医玻璃陶瓷材料植入兔子体内后，骨骼再生与修护情况；图7显示在本发明较佳实施例所提供的已极化的生医玻璃陶瓷材料植入兔子体内后，骨骼再生与修护情况。承以上所述，在本发明中，生医玻璃陶瓷材料可为含二氧化钛磷酸钙材料。

如图6所示，BM表示骨髓；FC表示脂肪细胞；IM表示植入处；P表示未极化前的含二氧化钛磷酸钙材料颗粒；NB表示新生骨；OB表示成骨细胞；OC表示骨细胞；SC表示间质细胞。在未极化的含二氧化钛磷酸钙材料植入兔子胫骨近端膝盖骨肌腱附着点(patella tendon insertion)下方0.5公分(厘米)处，并在植入处四周加以染色并放大200倍后，可以观察到大量成骨细胞排列于新生骨边缘，其细胞型态为立体方正型，显示正进行旺盛的骨生成作用。新生骨内的骨细胞清晰可见，显示骨的矿物化作用尚未完成。

如图7所示，BM表示骨髓；FC表示脂肪细胞；IM表示植入处；P表示极化后含二氧化钛的磷酸钙材料颗粒；NB表示新生骨。在已极化的含二氧化钛磷酸钙材料植入兔子股骨远程内侧中央韧带附着点(medial collateralligament insertion)下方0.5公分处，并在植入处四周加以染色并放大100倍后，可以观察到在骨生成作用旺盛(osteogenesis)及极化后含二氧化钛的磷酸钙的流失速率缓慢的双重因素下，植入处有新生骨骼长入。

综合以上所述，在机械性强度方面，特别是在抗弯强度方面，经实验证明，本发明所提供的生医玻璃陶瓷材料约为现有技术的2至4倍，因此，当本发明所提供的生医玻璃陶瓷材料植入人体后，利用生医玻璃陶瓷材料诱导骨骼生长以进行骨骼修复时，原有的骨骼缺损处确实较不易受到外力冲击而遭受到二次伤害。

此外，在生物性质方面，特别是在诱导骨骼生长方面，由于生医玻璃陶瓷材料的anatase相结晶结构经过极化之后，会使生医玻璃陶瓷材料带电；在生医玻璃陶瓷材料植入人体当作骨替代物后，经实验证明，确实会诱导骨骼快速生长，借以加速骨骼缺损部位的组织修护，缩短病患的康复时间。因此，本发明所揭露的种种功效不仅都已获得充分的验证，同时，更进一步强化了本发明的可实施性。

当然，本发明还可有其它多种实施例，在不背离本发明精神及其实质的情况下，熟悉本领域的技术人员当可根据本发明作出各种相应的改变和变形，但这些相应的改变和变形都应属于本发明所附的权利要求的保护范围。

Claims

1.一种生医玻璃陶瓷材料的制造方法，其特征在于，包含以下步骤：

(a)制备一磷酸钙系陶瓷原料；

(b)制备一富含锐二氧化钛矿型结晶结构的纳米级二氧化钛粉末；

(c)将该磷酸钙系陶瓷原料与该纳米级二氧化钛粉末依据一预定混合比例加以混合以制作一混合原料；

(d)将该混合原料加以熔融与淬火，借以形成一生医玻璃；以及

(e)将该生医玻璃加以研磨成一生医玻璃粉末，并施以一热处理而使该生医玻璃粉末再结晶，借以形成该生医玻璃陶瓷材料。

2.根据权利要求1所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，在该步骤(a)的该磷酸钙系陶瓷原料由氧化钙(CaO)、磷酸干(P₂O₅)与磷酸(H₃PO₄)所混合调制。

3.根据权利要求1所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(b)还包含一步骤(b1)，且该步骤(b1)是检验该纳米级二氧化钛粉末中的锐二氧化钛矿型结晶结构含量是否达到一预定比例。

4.根据权利要求1所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，在该步骤(c)中，以多数个氧化锆(ZrO₂)磨球作为混合介质。

5.根据权利要求4所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(c)为利用上述多数个氧化锆(ZrO₂)磨球对该磷酸钙系陶瓷原料与该纳米级二氧化钛粉末进行球磨20小时，以充份混合该磷酸钙系陶瓷原料与该纳米级二氧化钛粉末。

6.根据权利要求1所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(c)还包含一步骤(c1)，且该步骤(c1)为将该混合原料予以烘干。

7.根据权利要求6所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(c1)为以150℃烘干20小时。

8.根据权利要求1所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(d)还包含一步骤(d1)，且该步骤(d1)是以在将该混合原料加以熔融与淬火之后，将该混合原料予以退火。

9.根据权利要求8所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(d1)是在一退火温度为400℃左右的环境中进行3小时。

10.根据权利要求1所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(e)还包含一步骤(e1)，且该步骤(e1)是在将该生医玻璃加以研磨成一生医玻璃粉末后，予以过筛筛选出该生医玻璃粉末中符合一预定粒径规格者。

11.根据权利要求11所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(e)还包含一步骤(e2)，且该步骤(e2)是在该步骤(e1)之后，将该生医玻璃粉末中符合该预定粒径规格者予以干压成型。

12.根据权利要求1所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(e)之后还包含一步骤(f)，且该步骤(f)是将该生医玻璃陶瓷材料予以极化，使该生医玻璃陶瓷材料带电而形成一生医带电玻璃陶瓷材料。

13.根据权利要求12所述的生医玻璃陶瓷材料的制作方法，其特征在于，该步骤(f)是施以一电场而使该生医玻璃陶瓷材料被极化。