JP3084397B2 - 複合生体材料 - Google Patents
複合生体材料Info
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、複合生体材料に関
するものであり、さらに詳しくは、基板にチタンまたは
チタン酸化物を被覆し、セラミックス球体を圧入したこ
とを特徴とする、生体材料として有用な複合生体材料に
関するものである。本発明の複合生体材料は、人工骨や
歯根などの生体材料として有用である。
するものであり、さらに詳しくは、基板にチタンまたは
チタン酸化物を被覆し、セラミックス球体を圧入したこ
とを特徴とする、生体材料として有用な複合生体材料に
関するものである。本発明の複合生体材料は、人工骨や
歯根などの生体材料として有用である。
【０００２】
【従来の技術】人工骨や人工歯根などの従来の主な骨修
復用の生体材料は、金属や高分子材料であった。金属材
料では３１６系ステンレス鋼やＣｏ−Ｃｒ合金が骨折固
定用のピンや股関節の骨頭として利用されている。ま
た、最近では、耐食性に優れたチタンやその合金を人工
骨として使用するようになっている。高分子材料として
は、ケイ素樹脂や高密度ポリエチレンなどがある。しか
し、金属材料は長期間の使用により有害な金属イオンが
溶出する可能性を有し、高分子材料は、摩耗しやすいな
ど力学的性質が十分でないという問題を有する。セラミ
ックスは、脆いという欠点があるため、従来はあまり利
用されていなかったが、金属や高分子材料に比べ生体親
和性がよいものが多いため、近年、新しい生体材料とし
て研究され、利用されるようになっている。
復用の生体材料は、金属や高分子材料であった。金属材
料では３１６系ステンレス鋼やＣｏ−Ｃｒ合金が骨折固
定用のピンや股関節の骨頭として利用されている。ま
た、最近では、耐食性に優れたチタンやその合金を人工
骨として使用するようになっている。高分子材料として
は、ケイ素樹脂や高密度ポリエチレンなどがある。しか
し、金属材料は長期間の使用により有害な金属イオンが
溶出する可能性を有し、高分子材料は、摩耗しやすいな
ど力学的性質が十分でないという問題を有する。セラミ
ックスは、脆いという欠点があるため、従来はあまり利
用されていなかったが、金属や高分子材料に比べ生体親
和性がよいものが多いため、近年、新しい生体材料とし
て研究され、利用されるようになっている。
【０００３】生体活性な材料には、リン酸三カルシウム
（ＴＣＰ）のように生体内で徐々に吸収され、骨と置き
換わってしまうものと、ＨＡｐやバイオガラスのように
周囲の骨と化学的に結合するものがある。しかし、それ
らの材料の従来報告された機械的強度は十分高くない。
生体活性なセラミックスとしては、バイオガラス（Ｎａ
2 Ｏ−ＣａＯ−ＳｉＯ2 −Ｐ2 Ｏ5 系）、ＴＣＰ、ＨＡ
ｐなどがある。しかし、これらの生体活性なセラミック
スは、いずれも機械的強度が不十分なため使用箇所が限
られていた。そこで、近年、チタンなどの金属表面に生
体活性なリン酸カルシウム系化合物を被覆した複合材料
についての研究がさかんになってきた。被覆法として
は、プラズマ溶射法や、ＨＡｐやＴＣＰを分散させたガ
ラスを溶着する方法などがある。しかし、生体内で長期
間使用することで上記材料が剥離したり、プラズマ溶射
法では、高温によりリン酸カルシウムの分解が起こりや
すいなどの問題があった。そこで、本発明者は、上記問
題を解決するために、チタン合金が高温で超塑性変形す
ることを利用して、チタン合金基板にセラミックスの球
体を圧入した生体材料を開発した（特願平８−３０７２
１０）。これは、球体が基板に物理的かつ化学的に固定
されるため、剥離することがない。しかし、チタン合金
は、バナジウムなどの、生体に有害と思われる成分を含
有するため、これらが生体内で溶出すると生体に害を及
ぼす可能性があった。
（ＴＣＰ）のように生体内で徐々に吸収され、骨と置き
換わってしまうものと、ＨＡｐやバイオガラスのように
周囲の骨と化学的に結合するものがある。しかし、それ
らの材料の従来報告された機械的強度は十分高くない。
生体活性なセラミックスとしては、バイオガラス（Ｎａ
2 Ｏ−ＣａＯ−ＳｉＯ2 −Ｐ2 Ｏ5 系）、ＴＣＰ、ＨＡ
ｐなどがある。しかし、これらの生体活性なセラミック
スは、いずれも機械的強度が不十分なため使用箇所が限
られていた。そこで、近年、チタンなどの金属表面に生
体活性なリン酸カルシウム系化合物を被覆した複合材料
についての研究がさかんになってきた。被覆法として
は、プラズマ溶射法や、ＨＡｐやＴＣＰを分散させたガ
ラスを溶着する方法などがある。しかし、生体内で長期
間使用することで上記材料が剥離したり、プラズマ溶射
法では、高温によりリン酸カルシウムの分解が起こりや
すいなどの問題があった。そこで、本発明者は、上記問
題を解決するために、チタン合金が高温で超塑性変形す
ることを利用して、チタン合金基板にセラミックスの球
体を圧入した生体材料を開発した（特願平８−３０７２
１０）。これは、球体が基板に物理的かつ化学的に固定
されるため、剥離することがない。しかし、チタン合金
は、バナジウムなどの、生体に有害と思われる成分を含
有するため、これらが生体内で溶出すると生体に害を及
ぼす可能性があった。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】このような状況の中
で、本発明者らは、上記従来技術に鑑みて、上記問題を
解決することが可能な新しい複合生体材料を開発するこ
とを目標として鋭意研究を積み重ねた結果、基板にチタ
ンまたはチタン酸化物を被覆した後、セラミックス球体
を圧入することによって、所期の目的を達成し得ること
を見い出し、本発明を完成するに至った。本発明は、上
記の点に鑑み、人工骨や歯根などの生体材料として有用
な複合生体材料を提供することを目的とするものであ
る。
で、本発明者らは、上記従来技術に鑑みて、上記問題を
解決することが可能な新しい複合生体材料を開発するこ
とを目標として鋭意研究を積み重ねた結果、基板にチタ
ンまたはチタン酸化物を被覆した後、セラミックス球体
を圧入することによって、所期の目的を達成し得ること
を見い出し、本発明を完成するに至った。本発明は、上
記の点に鑑み、人工骨や歯根などの生体材料として有用
な複合生体材料を提供することを目的とするものであ
る。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
の本発明は、以下の技術的手段から構成される。 （１）０．００１−５０ミクロンのチタンまたはチタン
酸化物を被覆した基板に、セラミックスの球体を圧入し
たことを特徴とする複合生体材料。 （２）基板が、チタン合金、セラミックス球体が、ハイ
ドロキシアパタイト、ＴＣＰなどの、リン酸カルシウム
であることを特徴とする上記（１）の複合生体材料。 （３）基板に、ＴＣＰとハイドロキシアパタイトを交互
にまたは混合して圧入したことを特徴とする上記（１）
の複合生体材料。上記の如く、本発明は、基板にチタン
またはチタン酸化物を被覆した後、セラミックス球体を
圧入することを特徴とする複合生体材料である。上記の
目的は本発明によれば、基板にチタンを被覆し、さらに
セラミックス球体を圧入することによって達成される。
本発明の複合生体材料の作用について説明すれば以下の
通りである。本発明による複合生体材料を生体の骨欠損
部に埋入すれば、新生骨と早期に結合する。表面は生体
適合性のよいチタンまたはセラミックス球体に覆われ、
基板が露出していないので基板からの成分の溶出はな
い。また、球体が剥離することがない。ＴＣＰは初期固
定に優れ、ハイドロキシアパタイトは長期の固定に優れ
るので、ＴＣＰとハイドロキシアパタイトを交互にまた
は混合して圧入したものは初期固定が早く長期の固定も
強固である。
の本発明は、以下の技術的手段から構成される。 （１）０．００１−５０ミクロンのチタンまたはチタン
酸化物を被覆した基板に、セラミックスの球体を圧入し
たことを特徴とする複合生体材料。 （２）基板が、チタン合金、セラミックス球体が、ハイ
ドロキシアパタイト、ＴＣＰなどの、リン酸カルシウム
であることを特徴とする上記（１）の複合生体材料。 （３）基板に、ＴＣＰとハイドロキシアパタイトを交互
にまたは混合して圧入したことを特徴とする上記（１）
の複合生体材料。上記の如く、本発明は、基板にチタン
またはチタン酸化物を被覆した後、セラミックス球体を
圧入することを特徴とする複合生体材料である。上記の
目的は本発明によれば、基板にチタンを被覆し、さらに
セラミックス球体を圧入することによって達成される。
本発明の複合生体材料の作用について説明すれば以下の
通りである。本発明による複合生体材料を生体の骨欠損
部に埋入すれば、新生骨と早期に結合する。表面は生体
適合性のよいチタンまたはセラミックス球体に覆われ、
基板が露出していないので基板からの成分の溶出はな
い。また、球体が剥離することがない。ＴＣＰは初期固
定に優れ、ハイドロキシアパタイトは長期の固定に優れ
るので、ＴＣＰとハイドロキシアパタイトを交互にまた
は混合して圧入したものは初期固定が早く長期の固定も
強固である。
【０００６】
【発明の実施の形態】次に、本発明についてさらに詳述
する。本発明において、基板の材質は、必要な強度を持
ち、加熱下で球体を圧入できる程度の塑性変形があれば
ガラス、プラスチック、金属、セラミックス等何でもよ
い。具体的には、基板としては、チタン合金、ステンレ
ス等の金属、ソーダ石灰ガラス、シリカガラス等が好ま
しい。基板の形状は、角柱、円柱、球、板状等どのよう
な形状でもよい。チタンまたはチタン酸化物は、例え
ば、Ｔｉ、ＴｉＯ、ＴｉＯ2 、ＴｉＯX （ｘは１〜２）
である。チタンまたはチタン酸化物を被覆した基板の作
製方法は、特に限定されるものではないが、スパッタリ
ング法で行うのがよい。また、被膜の厚さは０．００１
ミクロンから５０ミクロンであるが、好ましくは０．１
ミクロンから１０ミクロン、さらに好ましくは０．５ミ
クロンから２ミクロンである。上記の範囲より薄いと、
球体の圧入により被膜がやぶれる可能性が有り、厚いと
球体の圧入が困難になる。
する。本発明において、基板の材質は、必要な強度を持
ち、加熱下で球体を圧入できる程度の塑性変形があれば
ガラス、プラスチック、金属、セラミックス等何でもよ
い。具体的には、基板としては、チタン合金、ステンレ
ス等の金属、ソーダ石灰ガラス、シリカガラス等が好ま
しい。基板の形状は、角柱、円柱、球、板状等どのよう
な形状でもよい。チタンまたはチタン酸化物は、例え
ば、Ｔｉ、ＴｉＯ、ＴｉＯ2 、ＴｉＯX （ｘは１〜２）
である。チタンまたはチタン酸化物を被覆した基板の作
製方法は、特に限定されるものではないが、スパッタリ
ング法で行うのがよい。また、被膜の厚さは０．００１
ミクロンから５０ミクロンであるが、好ましくは０．１
ミクロンから１０ミクロン、さらに好ましくは０．５ミ
クロンから２ミクロンである。上記の範囲より薄いと、
球体の圧入により被膜がやぶれる可能性が有り、厚いと
球体の圧入が困難になる。
【０００７】本発明に用いるセラミックス球体として
は、ハイドロキシアパタイトやＴＣＰ、リン酸カルシウ
ム、ディオプサイド、ウオラストナイトなどが好適なも
のとして例示されるが、これらに限らず、同効のもので
あれば同様に使用することが出来る。また、上記球体の
大きさは、１ミクロンから５ｍｍ、好ましくは１０ミク
ロンから１ｍｍ、さらに好ましくは１０ミクロンから
０．５ｍｍが適当である。この場合、上記の範囲より小
さいと均一に圧入するのが難しくなり、また、上記の範
囲より大きいと、５０％以上圧入するのが難しくなる。
は、ハイドロキシアパタイトやＴＣＰ、リン酸カルシウ
ム、ディオプサイド、ウオラストナイトなどが好適なも
のとして例示されるが、これらに限らず、同効のもので
あれば同様に使用することが出来る。また、上記球体の
大きさは、１ミクロンから５ｍｍ、好ましくは１０ミク
ロンから１ｍｍ、さらに好ましくは１０ミクロンから
０．５ｍｍが適当である。この場合、上記の範囲より小
さいと均一に圧入するのが難しくなり、また、上記の範
囲より大きいと、５０％以上圧入するのが難しくなる。
【０００８】圧入方法は、上記球体を基板にシリコング
リース、グリセリンなどにより付着させ、基板が塑性変
形を起こす温度に加熱し加圧して行う。加熱と加圧はホ
ットプレスで行うのが好ましいが、電気炉などに加圧装
置を取りつけたものや圧縮強度試験機に炉を取りつけた
もの等を用いて行えばよい。圧入は、上記球体の５０％
以上、たとえば、５０から６０％まで行うのが好まし
い。ガラスなどの場合は加熱により軟化するので加圧し
なくても球体の自重で圧入出来る。
リース、グリセリンなどにより付着させ、基板が塑性変
形を起こす温度に加熱し加圧して行う。加熱と加圧はホ
ットプレスで行うのが好ましいが、電気炉などに加圧装
置を取りつけたものや圧縮強度試験機に炉を取りつけた
もの等を用いて行えばよい。圧入は、上記球体の５０％
以上、たとえば、５０から６０％まで行うのが好まし
い。ガラスなどの場合は加熱により軟化するので加圧し
なくても球体の自重で圧入出来る。
【０００９】こうして得られた複合生体材料を生体の骨
欠損部に埋入すれば、ハイドロキシアパタイトやＴＣＰ
などにより骨との親和性が良くなる。チタン被膜がある
ので基板に含まれる成分の溶出を防止することが出来
る。
欠損部に埋入すれば、ハイドロキシアパタイトやＴＣＰ
などにより骨との親和性が良くなる。チタン被膜がある
ので基板に含まれる成分の溶出を防止することが出来
る。
【００１０】
【実施例】次に、実施例に基づいて本発明を具体的に説
明するが、本発明は当該実施例によって何ら限定される
ものではない。 実施例１ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ１
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし、約１ミクロンのチタン膜を形成した。この試験
片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径２０
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、７５
０℃の真空下で１０分間、３０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は、基板に７０％以上の深さまで圧入され、チタン合
金に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。チ
タン膜の剥離や亀裂等はなかった（図１）。この複合生
体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新
生骨と結合した。また、基板の成分の溶出はなかった。
明するが、本発明は当該実施例によって何ら限定される
ものではない。 実施例１ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ１
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし、約１ミクロンのチタン膜を形成した。この試験
片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径２０
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、７５
０℃の真空下で１０分間、３０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は、基板に７０％以上の深さまで圧入され、チタン合
金に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。チ
タン膜の剥離や亀裂等はなかった（図１）。この複合生
体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新
生骨と結合した。また、基板の成分の溶出はなかった。
【００１１】実施例２ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約０．１ミクロンのチタン膜を形成した。この試
験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、７５
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。チタ
ン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料を家
兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合
した。また基板の成分の溶出はなかった。
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約０．１ミクロンのチタン膜を形成した。この試
験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、７５
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。チタ
ン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料を家
兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合
した。また基板の成分の溶出はなかった。
【００１２】実施例３ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約０．００１ミクロンのチタン膜を形成した。こ
の試験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒
径３０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、
７５０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧
入した。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕
微鏡で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイ
ト球体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン
合金に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。
チタン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料
を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と
結合した。また基板の成分の溶出はなかった。
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約０．００１ミクロンのチタン膜を形成した。こ
の試験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒
径３０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、
７５０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧
入した。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕
微鏡で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイ
ト球体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン
合金に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。
チタン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料
を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と
結合した。また基板の成分の溶出はなかった。
【００１３】実施例４ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約５０ミクロンのチタン膜を形成した。この試験
片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径２０
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８０
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
およびチタン膜に囲まれており、先端部分が表面に露出
していた。チタン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複
合生体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２カ月
で新生骨と結合した。また基板の成分の溶出はなかっ
た。
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約５０ミクロンのチタン膜を形成した。この試験
片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径２０
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８０
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
およびチタン膜に囲まれており、先端部分が表面に露出
していた。チタン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複
合生体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２カ月
で新生骨と結合した。また基板の成分の溶出はなかっ
た。
【００１４】比較例１ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約１００ミクロンのチタン膜を形成した。この試
験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、７５
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。しか
しチタン膜には亀裂があった。
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約１００ミクロンのチタン膜を形成した。この試
験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、７５
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。しか
しチタン膜には亀裂があった。
【００１５】実施例５ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ系合金（日本鋼管製）の１０×３ｍｍの
円柱状試験片を、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約１ミクロンのチタン膜を形成した。この試験片
（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３０ミ
クロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８５０℃
の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入した。
得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡で観
察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球体は
基板に６０％以上の深さまで圧入され、チタン合金に囲
まれており、先端部分が表面に露出していた。チタン膜
の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料を家兎の
骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合し
た。また基板の成分の溶出はなかった。
円柱状試験片を、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約１ミクロンのチタン膜を形成した。この試験片
（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３０ミ
クロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８５０℃
の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入した。
得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡で観
察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球体は
基板に６０％以上の深さまで圧入され、チタン合金に囲
まれており、先端部分が表面に露出していた。チタン膜
の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料を家兎の
骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合し
た。また基板の成分の溶出はなかった。
【００１６】実施例６ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約０．１ミクロンのチタン膜を形成した。この試
験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８０
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。チタ
ン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料を家
兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合
した。また基板の成分の溶出はなかった。
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒガス雰囲気下で、直流電流４００Ａでスパッタリ
ングし約０．１ミクロンのチタン膜を形成した。この試
験片（基板）に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３
０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８０
０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入し
た。得られた材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡
で観察した。その結果、上記ハイドロキシアパタイト球
体は基板に９０％以上の深さまで圧入され、チタン合金
に囲まれており、先端部分が表面に露出していた。チタ
ン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複合生体材料を家
兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合
した。また基板の成分の溶出はなかった。
【００１７】実施例７ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片冷却しながら、
片側の底面を陽極に接触させた状態で設置し、陰極材料
としてチタンを用いて、０．１ＭＰａのＡｒガス雰囲気
下で、直流電流４００Ａでスパッタリングし約０．１ミ
クロンの酸化チタン膜を形成した。この試験片（基板）
に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３０ミクロン）
を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８００℃の真空下
で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入した。得られた
材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡で観察した。
その結果、上記ハイドロキシアパタイト球体は基板に９
０％以上の深さまで圧入され、チタン合金に囲まれてお
り、先端部分が表面に露出していた。チタン膜の剥離や
亀裂等はなかった。この複合生体材料を家兎の骨欠損部
に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合した。また基
板の成分の溶出はなかった。
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片冷却しながら、
片側の底面を陽極に接触させた状態で設置し、陰極材料
としてチタンを用いて、０．１ＭＰａのＡｒガス雰囲気
下で、直流電流４００Ａでスパッタリングし約０．１ミ
クロンの酸化チタン膜を形成した。この試験片（基板）
に、ハイドロキシアパタイト球体（粒径３０ミクロン）
を付着し、窒化ケイ素製の型にいれ、８００℃の真空下
で１０分間、５０Ｋｇの加重をかけ圧入した。得られた
材料の表面および断面を走査型電子顕微鏡で観察した。
その結果、上記ハイドロキシアパタイト球体は基板に９
０％以上の深さまで圧入され、チタン合金に囲まれてお
り、先端部分が表面に露出していた。チタン膜の剥離や
亀裂等はなかった。この複合生体材料を家兎の骨欠損部
に埋入したところ、２ヵ月で新生骨と結合した。また基
板の成分の溶出はなかった。
【００１８】実施例８ Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｆｅ−Ｍｏ系合金（ＳＰ７００、日本
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒおよび酸素ガス雰囲気下で、直流電流４００Ａで
スパッタリングし約０．１ミクロンの酸化チタン膜を形
成した。この試験片（基板）に、ハイドロキシアパタイ
ト球体（粒径３０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の
型にいれ、７５０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加
重をかけ圧入した。得られた材料の表面および断面を走
査型電子顕微鏡で観察した。その結果、上記ハイドロキ
シアパタイト球体は基板に９０％以上の深さまで圧入さ
れ、チタン合金に囲まれており、先端部分が表面に露出
していた。チタン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複
合生体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月
で新生骨と結合した。また基板の成分の溶出はなかっ
た。
鋼管製）の１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらかじめ２
００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた状態で
設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１ＭＰａ
のＡｒおよび酸素ガス雰囲気下で、直流電流４００Ａで
スパッタリングし約０．１ミクロンの酸化チタン膜を形
成した。この試験片（基板）に、ハイドロキシアパタイ
ト球体（粒径３０ミクロン）を付着し、窒化ケイ素製の
型にいれ、７５０℃の真空下で１０分間、５０Ｋｇの加
重をかけ圧入した。得られた材料の表面および断面を走
査型電子顕微鏡で観察した。その結果、上記ハイドロキ
シアパタイト球体は基板に９０％以上の深さまで圧入さ
れ、チタン合金に囲まれており、先端部分が表面に露出
していた。チタン膜の剥離や亀裂等はなかった。この複
合生体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月
で新生骨と結合した。また基板の成分の溶出はなかっ
た。
【００１９】実施例９ シリ力系ガラスの１０×３ｍｍの円柱状試験片をあらか
じめ２００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた
状態で設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１
ＭＰａのＡｒおよび酸素ガス雰囲気下で、直流電流４０
０Ａでスパッタリングし約０．１ミクロンの酸化チタン
膜を形成した。この試数片（基板）に、ハイドロキシア
パタイト球体（粒径３０ミクロン）を付着し、窒化ケイ
素製の型にいれ、９００℃の真空下で１０分間、２Ｋｇ
の加重をかけ圧入した。得られた材料の表面および断面
を走査型電子顕微鏡で観察した。その結果、上記ハイド
ロキシアパタイト球体は基板に９０％以上の深さまで圧
入され、ガラスに囲まれており、先端部分が表面に露出
していた。チタン膜の剥離や亀裂等はなかつた。この複
合生体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月
で新生骨と結合した。また基板の成分の溶出はなかっ
た。
じめ２００℃に加熱後、片側の底面を陽極に接触させた
状態で設置し、陰極材料としてチタンを用いて、０．１
ＭＰａのＡｒおよび酸素ガス雰囲気下で、直流電流４０
０Ａでスパッタリングし約０．１ミクロンの酸化チタン
膜を形成した。この試数片（基板）に、ハイドロキシア
パタイト球体（粒径３０ミクロン）を付着し、窒化ケイ
素製の型にいれ、９００℃の真空下で１０分間、２Ｋｇ
の加重をかけ圧入した。得られた材料の表面および断面
を走査型電子顕微鏡で観察した。その結果、上記ハイド
ロキシアパタイト球体は基板に９０％以上の深さまで圧
入され、ガラスに囲まれており、先端部分が表面に露出
していた。チタン膜の剥離や亀裂等はなかつた。この複
合生体材料を家兎の骨欠損部に埋入したところ、２ヵ月
で新生骨と結合した。また基板の成分の溶出はなかっ
た。
【００２０】
【発明の効果】以上詳述したように、本発明は、チタン
またはチタン酸化物を被覆した基板に、セラミックスの
球体を圧入したことを特徴とする複合生体材料に係るも
のであり、本発明によれば、生体材料として有用な新規
な複合生体材料を提供することが出来る。本発明の上記
複合生体材料は、骨との親和性が良く、しかも基板の成
分の溶出がないので、たとえば、人工骨や歯根などの生
体材料などとして有用である。
またはチタン酸化物を被覆した基板に、セラミックスの
球体を圧入したことを特徴とする複合生体材料に係るも
のであり、本発明によれば、生体材料として有用な新規
な複合生体材料を提供することが出来る。本発明の上記
複合生体材料は、骨との親和性が良く、しかも基板の成
分の溶出がないので、たとえば、人工骨や歯根などの生
体材料などとして有用である。
【図１】本発明の一実施例の複合生体材料の説明図であ
る。
る。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 神谷 晶 大阪府大阪市森岡町山田下の坪26番地73 (56)参考文献 特開 平11−19205（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61L 27/00 A61K 6/04
Claims (3)
- 【請求項１】 ０．００１−５０ミクロンのチタンまた
はチタン酸化物を被覆した基板に、セラミックスの球体
を圧入したことを特徴とする複合生体材料。 - 【請求項２】 基板が、チタン合金、セラミックス球体
が、ハイドロキシアパタイト、ＴＣＰなどの、リン酸カ
ルシウムであることを特徴とする請求項１記載の複合生
体材料。 - 【請求項３】 基板に、ＴＣＰとハイドロキシアパタイ
トを交互にまたは混合して圧入したことを特徴とする請
求項１記載の複合生体材料。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09325490A JP3084397B2 (ja) | 1997-11-10 | 1997-11-10 | 複合生体材料 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09325490A JP3084397B2 (ja) | 1997-11-10 | 1997-11-10 | 複合生体材料 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11137663A JPH11137663A (ja) | 1999-05-25 |
| JP3084397B2 true JP3084397B2 (ja) | 2000-09-04 |
Family
ID=18177467
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09325490A Expired - Lifetime JP3084397B2 (ja) | 1997-11-10 | 1997-11-10 | 複合生体材料 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3084397B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4849434B2 (ja) * | 2005-03-31 | 2012-01-11 | 福岡県 | 金属表面修飾セラミックス系スキャフォールドとその用途 |
-
1997
- 1997-11-10 JP JP09325490A patent/JP3084397B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH11137663A (ja) | 1999-05-25 |
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|---|---|---|---|
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