JP2997809B2 - 生体インプラント部材 - Google Patents
生体インプラント部材Info
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- JP2997809B2 JP2997809B2 JP1328070A JP32807089A JP2997809B2 JP 2997809 B2 JP2997809 B2 JP 2997809B2 JP 1328070 A JP1328070 A JP 1328070A JP 32807089 A JP32807089 A JP 32807089A JP 2997809 B2 JP2997809 B2 JP 2997809B2
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- Japan
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- bone
- artificial
- layer
- hydroxyapatite
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は疾病、災害などにより、骨機能や手足の関節
機能が失われた場合、これらを修復するために用いられ
る整形外科用人工骨及び人工関節、あるいは老齢、疾病
などによって失われた歯牙を再建するために用いられる
人工歯根等を構成するセラミック製の生体インプラント
部材に関するものである。
機能が失われた場合、これらを修復するために用いられ
る整形外科用人工骨及び人工関節、あるいは老齢、疾病
などによって失われた歯牙を再建するために用いられる
人工歯根等を構成するセラミック製の生体インプラント
部材に関するものである。
近年、インプラントロジーの発展は目覚ましいものが
あり、人工心臓、人工血管、人工肺など様々な人工臓器
が医療の世界で活躍している。
あり、人工心臓、人工血管、人工肺など様々な人工臓器
が医療の世界で活躍している。
特に整形外科の分野では、失われた関節機能を再建す
るための人工関節が広く用いられ、また、歯科医療の分
野では人工歯根が脚光を浴びている。
るための人工関節が広く用いられ、また、歯科医療の分
野では人工歯根が脚光を浴びている。
この様な、人工関節、人工骨、人工歯根などの骨内挿
入型のインプラント材は、高強度を必要とすることか
ら、ステンレス鋼、チタン合金などの金属材料や、単結
晶、多結晶アルミナなどのセラミック材料でもって製造
されているが、いずれの材料も生体内では不活性であ
り、骨と一体化することは難しい。一方、生体活性で骨
と一体化するヒドロキシアパタイトを用いたインプラン
トも実用化されたが、アパタイトそのものが低強度のセ
ラミックであるため、強度上の問題から利用が限定され
ている。
入型のインプラント材は、高強度を必要とすることか
ら、ステンレス鋼、チタン合金などの金属材料や、単結
晶、多結晶アルミナなどのセラミック材料でもって製造
されているが、いずれの材料も生体内では不活性であ
り、骨と一体化することは難しい。一方、生体活性で骨
と一体化するヒドロキシアパタイトを用いたインプラン
トも実用化されたが、アパタイトそのものが低強度のセ
ラミックであるため、強度上の問題から利用が限定され
ている。
生体内で骨と一体化し、十分な強度を持つインプラン
トを開発すべく、ヒドロキシアパタイトをコーティング
したインプラントが開発されている。技術的には、金属
インプラントへのヒドロキシアパタイトのプラズマスプ
レー法（特許公告公報昭58−50737）、あるいは、セラ
ミック芯材へのヒドロキシアパタイトのプラズマ溶射法
（特許公告公報昭59−46911）などがある。
トを開発すべく、ヒドロキシアパタイトをコーティング
したインプラントが開発されている。技術的には、金属
インプラントへのヒドロキシアパタイトのプラズマスプ
レー法（特許公告公報昭58−50737）、あるいは、セラ
ミック芯材へのヒドロキシアパタイトのプラズマ溶射法
（特許公告公報昭59−46911）などがある。
ところが、上述の技術は有効ではあるが、生体内で長
期間利用される生体インプラントへ適用するうえでコー
ティング層の長期的安定性に問題がある。
期間利用される生体インプラントへ適用するうえでコー
ティング層の長期的安定性に問題がある。
ヒドロキシアパタイトをコーティングする各種技術の
うち、溶射法は最も実用的な技術であり研究例も多い。
その中には、溶射膜の付着力が経時的に変化することを
示すものも散見される。例えば、Kevim et al.,Journal
of Biomedical Materials Research,vol21,1395−1414
（1987）など。
うち、溶射法は最も実用的な技術であり研究例も多い。
その中には、溶射膜の付着力が経時的に変化することを
示すものも散見される。例えば、Kevim et al.,Journal
of Biomedical Materials Research,vol21,1395−1414
（1987）など。
これは、インプラント部材を成す基体と溶射膜との結
合が単なるアンカリング（錨止作用）によるものであ
り、低強度のアパタイトセラミックスでは、長期的に安
定なアンカリングが得られないことによって起こる層間
破壊であったり、あるいは溶射層が本質的にポーラス構
造であるため、生体内で体液などの影響を受けて起こる
層内破壊などに起因するものと考えられる。これらの破
壊現象は短期的には起きないが、長期的に疲労荷重が加
わった時に発生しやすいものと推定される。（文献例：
高木他、日整会誌、63（７）、1989）。コーティング層
が破壊され、あるいは消失したインプラント部材では、
骨内での十分な固定性は期待できず、やがて ユルミ”
を生じて、再手術が必要となる。
合が単なるアンカリング（錨止作用）によるものであ
り、低強度のアパタイトセラミックスでは、長期的に安
定なアンカリングが得られないことによって起こる層間
破壊であったり、あるいは溶射層が本質的にポーラス構
造であるため、生体内で体液などの影響を受けて起こる
層内破壊などに起因するものと考えられる。これらの破
壊現象は短期的には起きないが、長期的に疲労荷重が加
わった時に発生しやすいものと推定される。（文献例：
高木他、日整会誌、63（７）、1989）。コーティング層
が破壊され、あるいは消失したインプラント部材では、
骨内での十分な固定性は期待できず、やがて ユルミ”
を生じて、再手術が必要となる。
本発明は上述の問題点を克服し、ヒドロキシアパタイ
トなどのリン酸カルシウム系材料をコーティングしたイ
ンプラントに骨内での強固な固定性を長期的に付与させ
るものであって、インプラントと骨との接合面に溝など
の凹部を設け、該凹部内を含む接合面にリン酸カルシウ
ムをコーティングしておくことにより、該凹部への骨の
増生侵入を誘起せしめ、疲労荷重をコーティング層では
なく、凹部へ侵入した骨そのもので受けるようデザイン
されたインプラント部材を提供するものである。
トなどのリン酸カルシウム系材料をコーティングしたイ
ンプラントに骨内での強固な固定性を長期的に付与させ
るものであって、インプラントと骨との接合面に溝など
の凹部を設け、該凹部内を含む接合面にリン酸カルシウ
ムをコーティングしておくことにより、該凹部への骨の
増生侵入を誘起せしめ、疲労荷重をコーティング層では
なく、凹部へ侵入した骨そのもので受けるようデザイン
されたインプラント部材を提供するものである。
本発明のインプラント部材を成す基体をアルミナ、ジ
ルコニアなどのセラミック材料で構成し、基体の骨との
接合面には縦構に走る多数の溝を設け、該接合面にガラ
ス層をコーティングする。このガラス層をサンドブラス
トで粗面化した後、アパタイト溶射を行い、さらに600
度〜1100度で焼成して、アパタイトコーティング層の付
着力を強化する。
ルコニアなどのセラミック材料で構成し、基体の骨との
接合面には縦構に走る多数の溝を設け、該接合面にガラ
ス層をコーティングする。このガラス層をサンドブラス
トで粗面化した後、アパタイト溶射を行い、さらに600
度〜1100度で焼成して、アパタイトコーティング層の付
着力を強化する。
この場合、ガラス層及びアパタイトコーティング層の
厚みは重要であり、0.001mm未満の厚みのガラス層では
中間層としての機能を十分発揮できないが、逆にインプ
ラント部材としての寸法制約上、2mmを超す厚みのガラ
ス層は不適当である。アパタイトコーティング層におい
ては、0.005mm以下の厚みではガラス層の侵入で、ガラ
ス中に埋没してしまう。一方、1mmを超す厚みでは、溶
射層内の層内破壊がおきやすくなることから、インプラ
ント部材としては好ましくない。
厚みは重要であり、0.001mm未満の厚みのガラス層では
中間層としての機能を十分発揮できないが、逆にインプ
ラント部材としての寸法制約上、2mmを超す厚みのガラ
ス層は不適当である。アパタイトコーティング層におい
ては、0.005mm以下の厚みではガラス層の侵入で、ガラ
ス中に埋没してしまう。一方、1mmを超す厚みでは、溶
射層内の層内破壊がおきやすくなることから、インプラ
ント部材としては好ましくない。
上記リン酸カルシウム系材料としてアパタイトを取り
上げたが、β−TCPなどの他のリン酸カルシウム系材料
でも同等の効果が得られる。又、コーティング法として
は溶射法を上げたが、スパッタリング法、イオンプレー
ティング法、浸漬法及び塗布法などを用いても同様の効
果が得られる。即ちコーティング法、コーティング層の
接着強度に依存しない優れた基体への固定性が得られ
る。また、骨との接合面に形成した凹部が溝の場合、骨
との固定を得るためには、少なくとも0.1mmの幅は必要
であり、逆に20mmを超す溝ではもはや溝とは呼べないも
のとなる。深さについても同様で、固定力発揮異のため
には少なくとも0.1mmの深さは必要であるが、10.0mmを
超す深さではもはや溝には相当しない。溝は直線状でも
曲線状でも良く、交差することもある。一般的には溝数
が多いほど固定力は大である。もちろん硬い皮質骨部に
接している溝が主な固定力を発揮していることは言うま
でもない。
上げたが、β−TCPなどの他のリン酸カルシウム系材料
でも同等の効果が得られる。又、コーティング法として
は溶射法を上げたが、スパッタリング法、イオンプレー
ティング法、浸漬法及び塗布法などを用いても同様の効
果が得られる。即ちコーティング法、コーティング層の
接着強度に依存しない優れた基体への固定性が得られ
る。また、骨との接合面に形成した凹部が溝の場合、骨
との固定を得るためには、少なくとも0.1mmの幅は必要
であり、逆に20mmを超す溝ではもはや溝とは呼べないも
のとなる。深さについても同様で、固定力発揮異のため
には少なくとも0.1mmの深さは必要であるが、10.0mmを
超す深さではもはや溝には相当しない。溝は直線状でも
曲線状でも良く、交差することもある。一般的には溝数
が多いほど固定力は大である。もちろん硬い皮質骨部に
接している溝が主な固定力を発揮していることは言うま
でもない。
０実施例〕 以下、本発明を実施例により詳述する。
（実施例１） 多結晶アルミナセラミックス基体上に幅1.8mm、深さ
0.9mmの半円形断面の溝を設け、シリカ系ガラススラリ
ーを塗布後、1100℃、２時間焼成した。このガラス層の
表面にアルミナ粒子を用いたサンドブラスト処理を行
い、十分洗浄し、乾燥させた。さらにヒドロキシアパタ
イトをスパッタリング法にてコーティングし、しかる後
に900℃、２時間の焼成を行った。ガラス層の厚みは約2
0μｍ、アパタイト層の厚みは約15μｍであった。
0.9mmの半円形断面の溝を設け、シリカ系ガラススラリ
ーを塗布後、1100℃、２時間焼成した。このガラス層の
表面にアルミナ粒子を用いたサンドブラスト処理を行
い、十分洗浄し、乾燥させた。さらにヒドロキシアパタ
イトをスパッタリング法にてコーティングし、しかる後
に900℃、２時間の焼成を行った。ガラス層の厚みは約2
0μｍ、アパタイト層の厚みは約15μｍであった。
上記試料の骨接合面の分析では、良好なヒドロキシア
パタイト層の形成が確認された。骨内での固定性につい
ては、ヒトの皮質骨の剪断強度が70MPaであることか
ら、溝長さ1cm当り128kgの荷重に耐えることが確認され
ている。したがって全長16cmの溝を付与させた人工膝関
節部品の場合では、2056kgの荷重に耐えることができ
る。
パタイト層の形成が確認された。骨内での固定性につい
ては、ヒトの皮質骨の剪断強度が70MPaであることか
ら、溝長さ1cm当り128kgの荷重に耐えることが確認され
ている。したがって全長16cmの溝を付与させた人工膝関
節部品の場合では、2056kgの荷重に耐えることができ
る。
叙上のように本発明のインプラント部材によれば、骨
接合面に凹部を設け、該凹部内側面を含む接合面にヒド
ロキシアパタイトなどのリン酸カルシウム系材料を被着
して構成したことから、骨が凹部に増生侵入し、大きな
アンカリング効果を示すことにより、骨内で長期的に安
定した強固な固定力が得られる優れたセラミック製の生
体インプラント部材をもたらすことができる。
接合面に凹部を設け、該凹部内側面を含む接合面にヒド
ロキシアパタイトなどのリン酸カルシウム系材料を被着
して構成したことから、骨が凹部に増生侵入し、大きな
アンカリング効果を示すことにより、骨内で長期的に安
定した強固な固定力が得られる優れたセラミック製の生
体インプラント部材をもたらすことができる。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61L 27/00 A61F 2/28 A61F 2/30 A61C 8/00
Claims (1)
- 【請求項１】アルミナ、ジルコニアなどのセラミック材
料より成る人工骨、人工関節、人工歯根などの生体イン
プラント部材の少なくとも骨との接合面上に幅0.1mm〜2
0.0mm、深さ0.1mm〜10.0mmの任意の方向の複数本の溝を
形成し、該溝内を含む接合面上にヒドロキシアパタイト
などのリン酸カルシウム系材料のコーティング層を具備
して成る生体インプラント部材。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1328070A JP2997809B2 (ja) | 1989-12-18 | 1989-12-18 | 生体インプラント部材 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1328070A JP2997809B2 (ja) | 1989-12-18 | 1989-12-18 | 生体インプラント部材 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03186272A JPH03186272A (ja) | 1991-08-14 |
| JP2997809B2 true JP2997809B2 (ja) | 2000-01-11 |
Family
ID=18206179
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1328070A Expired - Fee Related JP2997809B2 (ja) | 1989-12-18 | 1989-12-18 | 生体インプラント部材 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2997809B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005058754A1 (ja) | 2003-12-18 | 2005-06-30 | Imuno-Science Co., Inc. | チタン化合物の焼結体 |
| EP2263991A1 (en) | 2009-06-19 | 2010-12-22 | Nobel Biocare Services AG | Dental application coating |
-
1989
- 1989-12-18 JP JP1328070A patent/JP2997809B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03186272A (ja) | 1991-08-14 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |