JP3506606B2 - 生体補綴部材の製造方法 - Google Patents
生体補綴部材の製造方法Info
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Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は人体において、疾
病、災害などにより失われた機能を修復するための生体
補綴部材の製造方法に関するものである。 【０００２】 【従来の技術】純チタン、又は、チタン合金製等の生体
為害性のない生体補綴部材はすでに多く医療分野で使用
されており、耐蝕性に優れ、また為害性も少ないという
特徴を有している。このように優れた特長を有するチタ
ン系材料ではあるが、骨と化学的に癒合し固着すること
はないため、骨セメント（アクリル系即時重合レジン）
を使用することにより両者の接合が図られてきた。 【０００３】しかしながら、骨セメントの使用は、その
発熱及びモノマーの毒性などのため補綴材と骨との間に
ルーズニング（使用中の「ゆるみ」）を引き起し、疼痛
や関節機能の低下を来す結果、抜去再手術を余儀なくさ
れるケースがしばしば見られる。 【０００４】他方、骨セメントに起因するルーズニング
をさけるため、補綴材の表面に凹凸を付与したセメント
レス型のものが考案されているが、このセメントレス型
の欠点としては、手術後に骨修復まで長期間待たねばな
らず、数カ月の免荷期間が必要とされる場合もあり、適
用症例数も比較的少ない。 【０００５】そこで、骨と化学的に結合し、また、新生
骨を形成せしめる骨増殖能を有するリン酸カルシウム系
材料を純チタン、又は、チタン合金からなる基材に被着
せしめることが行われている。このような試みとして、
リン酸カルシウム系化合物のプラズマ溶射や、チタン材
を溶射して荒肌面としたところにリン酸カルシウム系化
合物のスラリーを溶射させることが行われてきた。 【０００６】これらは、骨との結合性およびリン酸カル
シウム系化合物と基材との密着性という点でも優れたも
のであったが、高温での熱処理を伴うため、リン酸カル
シウム系化合物の変質や基材強度の低下という問題を内
在していた。 【０００７】また、特開平７−３０３６９１号には、カ
ルシウム化合物などの粉末をブラスト処理などで医療用
材料の表面に機械的に圧接させることにより、高温での
熱処理を伴うことなく、表面の少なくとも一部に粉末を
固着あるいは固溶させることを特長とする発明が記載さ
れている。 【０００８】しかしながら、上記ブラスト処理による程
度の機械的圧力では、粉末と基材との接合力が小さく、
高荷重付加部位での使用には不十分であった。 【０００９】 【発明が解決しようとする課題】上述のような従来技術
の問題点に鑑み、本発明は、生体為害性のない基材表面
にリン酸カルシウム系化合物を被着せしめた生体補綴部
材において、高温での熱処理によるリン酸カルシウム系
化合物の変質や基材強度の低下という問題を起こさず、
且つ、リン酸カルシウム系材料と基材との密着性を大き
くすることを目的とするものである。 【００１０】 【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
本発明において、超高圧水流を奔流するウォータージェ
ットなどにより、平均粒径５０μｍ〜１ｍｍのリン酸カ
ルシウム系化合物の顆粒を高圧で基材表面に衝突させ、
その一部を基材表面に突き刺す。 【００１１】このようにして得られる生体補綴部材とし
て、生体為害性のない金属からなる基材表面にリン酸カ
ルシウム系化合物の顆粒が埋着し、且つ、平均面粗さＲ
ａ＝１〜１０μｍとしたものがリン酸カルシウム系化合
物の顆粒と基材との密着性が高く、良好である。 【００１２】 【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を詳しく
説明する。 【００１３】本発明の生体補綴部材は、純チタン又はチ
タン合金からなる基材表面にリン酸カルシウム系化合物
の平均粒径５０μｍ〜１ｍｍの顆粒を埋着することによ
り、平均面粗さＲａ＝１〜１０μｍとしてなることを特
徴とする。 【００１４】本発明において、生体為害性のない金属と
は、純チタン、チタン合金、コバルトクロム・モリブデ
ン合金、ステンレス合金などの生体内の環境下において
も腐食せず、生体に対する毒性がほとんどなく、且つ機
械的強度が大きなものである。 【００１５】また、リン酸カルシウム系化合物とは化合
物中にリン元素およびカルシウム元素を含む酸化物化合
物であり、代表的にはハイドロキシアパタイト、トリカ
ルシウムフォスフェート（α型、β型）、ピロリン酸カ
ルシウムなどがある。 【００１６】さらに、本発明における平均面粗さとは、
リン酸カルシウム系化合物の顆粒を埋着した部位におけ
る平均面粗さであり、その他の表面性状は関係しない。
そして、上記平均面粗さは上記埋着した顆粒を含んだ状
態のものである。 【００１７】図１に本発明の生体補綴部材１の表面部分
について断面の模式図を示し、同図に示すように基材２
の表面３にリン酸カルシウム系化合物４が突き刺さった
状態で埋着残量するとともに、表面３には多数の凹凸が
形成される。これによる機械的アンカリングにより基材
２と上記顆粒４との密着力が大きい。 【００１８】なお、上記表３における平均面粗さとして
はＲａ＝１．０〜１０μｍの範囲が好ましい。その理由
としては、上記Ｒａが１．０μｍより小さいと、基材２
と上記顆粒４との密着力が小さくなり、他方、１０μｍ
より大きいと、生体内で骨に対する刺激が大きくなり過
ぎる。なお、この平均面粗さＲａが１．５〜８．５の範
囲であることがより好ましい。 【００１９】ところで、上記のような生体補綴部材は、
リン酸カルシウム系化合物の平均粒径５０μｍ〜１ｍｍ
の顆粒を混合した超高圧水流を上記基材表面に奔流さ
せ、該顆粒を上記基材表面に埋着することによって得る
ことができる。 【００２０】上記、顆粒入りの超高圧水流は９００ｋｇ
／ｃｍ2 〜２７００ｋｇ／ｃｍ2 程度の水流であり、例
えば、上記基材を切断加工したり、或いは、凹ませるこ
ともできる。すなわち、リン酸カルシウム系化合物の顆
粒を非熱処理化で埋着させるとともに、切断などの基材
の加工も同時に行うことが可能であるという利点を有す
る。 【００２１】超高圧水流による加工は次のように行う。 【００２２】まず、基材の表面をトルエン、エタノー
ル、アセトンなどの有機溶媒で超音波洗浄を行う。そし
て、公知のウォータージェット機のヘッド面に設置す
る。 【００２３】そしてアパタイトなどのリン酸カルシウム
系化合物の顆粒を真空吸引し、高圧コンプレッサーから
の超高圧水流を混合し、ミキシングチューブのノズルか
らターゲットである基材表面の所望箇所に向けて混合液
水流を奔走せしめる。この時、水圧は９００ｋｇ／ｃｍ
2 〜２７００ｋｇ／ｃｍ2 とする。顆粒の直径は５０μ
ｍ〜１ｍｍとする。顆粒径が５０μｍより小さい場合
は、固着性に難があり、顆粒が崩壊して固着しない場合
がある。 【００２４】なお、加工領域はＮＣ制御で基材を固定し
たステージのＸ−Ｙ軸方向の動きをコントロールするこ
とにより行う。 【００２５】実験例 φ２５の円筒体を準備し、その端面に１０ｍｍ×１５ｍ
ｍの矩形状の領域をターゲットに前記ウォータージェッ
ト加工を行った。 【００２６】その条件は、 （イ）被加工材：Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金 （ロ）寸法：φ２５ｍｍ （ハ）処理面積：１０×１５＝１５０ｍｍ2 （深さ１ｍ
ｍ） （ニ）吐出圧力：１４００ｋｇｆ／ｃｍ2 （ホ）平均粒径：１８０μｍ（試料番号１）、１２５μ
ｍ（試料番号２）であった。 【００２７】これに対して比較例としてエアーブラスト
加工を行った（試料番号３）。 【００２８】その条件は、 （イ）被加工材：Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金 （ロ）寸法：φ１５ｍｍ （ハ）処理面積：φ１５全面＝１７６．７１ｍｍ2 （ニ）吐出圧力：７．０ｋｇｆ／ｃｍ2 （ホ）粒径：１８０〜２５０μｍ であった。 【００２９】なお、両例とも同量のアパタイト粉末を用
い、加工後、同量のトルエン中で５分から１０分超音波
洗浄し、乾燥後に重量を測定した。さらに、同量のトル
エン中で１時間超音波洗浄し、重量減を測定した。ま
た、通法に従い表面粗さＲａを測定するとともに、超音
波洗浄後にＥＰＭＡ及びＸＲＤでアパタイトの残留の有
無を確認した。 【００３０】次に、粒径が３０μｍ（試料番号４）、１
２００μｍ（試料番号５）のアパタイトを用いる他、前
記実施例の条件に準じたウォータージェット加工による
比較例を行った。 【００３１】それらの結果を表１に示す。 【００３２】 【表１】 【００３３】表１から明らかなように、本発明実施例品
はいずれも、重量減が少なく、付着力が大きかったが、
比較例のものは、付着が起こらなかったり、或いは、付
着しても重量減が大きく、付着力が小さかった。以上か
ら、本発明の有効性を確認することができた。 【００３４】 【発明の効果】叙上のように、本発明によれば、生体為
害性のない金属からなる基材表面にリン酸カルシウム系
化合物の顆粒が埋着するべく、超高圧水流を奔流するウ
ォータージェットなどにより、平均粒径５０μｍ〜１ｍ
ｍのリン酸カルシウム系化合物の顆粒を高圧で基材表面
に衝突させたことにより、高温での熱処理によるリン酸
カルシウム系化合物の変質や基材強度の低下という問題
を起こさず、且つ、リン酸カルシウム系材料と基材との
密着性を大きくすることができる。
病、災害などにより失われた機能を修復するための生体
補綴部材の製造方法に関するものである。 【０００２】 【従来の技術】純チタン、又は、チタン合金製等の生体
為害性のない生体補綴部材はすでに多く医療分野で使用
されており、耐蝕性に優れ、また為害性も少ないという
特徴を有している。このように優れた特長を有するチタ
ン系材料ではあるが、骨と化学的に癒合し固着すること
はないため、骨セメント（アクリル系即時重合レジン）
を使用することにより両者の接合が図られてきた。 【０００３】しかしながら、骨セメントの使用は、その
発熱及びモノマーの毒性などのため補綴材と骨との間に
ルーズニング（使用中の「ゆるみ」）を引き起し、疼痛
や関節機能の低下を来す結果、抜去再手術を余儀なくさ
れるケースがしばしば見られる。 【０００４】他方、骨セメントに起因するルーズニング
をさけるため、補綴材の表面に凹凸を付与したセメント
レス型のものが考案されているが、このセメントレス型
の欠点としては、手術後に骨修復まで長期間待たねばな
らず、数カ月の免荷期間が必要とされる場合もあり、適
用症例数も比較的少ない。 【０００５】そこで、骨と化学的に結合し、また、新生
骨を形成せしめる骨増殖能を有するリン酸カルシウム系
材料を純チタン、又は、チタン合金からなる基材に被着
せしめることが行われている。このような試みとして、
リン酸カルシウム系化合物のプラズマ溶射や、チタン材
を溶射して荒肌面としたところにリン酸カルシウム系化
合物のスラリーを溶射させることが行われてきた。 【０００６】これらは、骨との結合性およびリン酸カル
シウム系化合物と基材との密着性という点でも優れたも
のであったが、高温での熱処理を伴うため、リン酸カル
シウム系化合物の変質や基材強度の低下という問題を内
在していた。 【０００７】また、特開平７−３０３６９１号には、カ
ルシウム化合物などの粉末をブラスト処理などで医療用
材料の表面に機械的に圧接させることにより、高温での
熱処理を伴うことなく、表面の少なくとも一部に粉末を
固着あるいは固溶させることを特長とする発明が記載さ
れている。 【０００８】しかしながら、上記ブラスト処理による程
度の機械的圧力では、粉末と基材との接合力が小さく、
高荷重付加部位での使用には不十分であった。 【０００９】 【発明が解決しようとする課題】上述のような従来技術
の問題点に鑑み、本発明は、生体為害性のない基材表面
にリン酸カルシウム系化合物を被着せしめた生体補綴部
材において、高温での熱処理によるリン酸カルシウム系
化合物の変質や基材強度の低下という問題を起こさず、
且つ、リン酸カルシウム系材料と基材との密着性を大き
くすることを目的とするものである。 【００１０】 【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
本発明において、超高圧水流を奔流するウォータージェ
ットなどにより、平均粒径５０μｍ〜１ｍｍのリン酸カ
ルシウム系化合物の顆粒を高圧で基材表面に衝突させ、
その一部を基材表面に突き刺す。 【００１１】このようにして得られる生体補綴部材とし
て、生体為害性のない金属からなる基材表面にリン酸カ
ルシウム系化合物の顆粒が埋着し、且つ、平均面粗さＲ
ａ＝１〜１０μｍとしたものがリン酸カルシウム系化合
物の顆粒と基材との密着性が高く、良好である。 【００１２】 【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を詳しく
説明する。 【００１３】本発明の生体補綴部材は、純チタン又はチ
タン合金からなる基材表面にリン酸カルシウム系化合物
の平均粒径５０μｍ〜１ｍｍの顆粒を埋着することによ
り、平均面粗さＲａ＝１〜１０μｍとしてなることを特
徴とする。 【００１４】本発明において、生体為害性のない金属と
は、純チタン、チタン合金、コバルトクロム・モリブデ
ン合金、ステンレス合金などの生体内の環境下において
も腐食せず、生体に対する毒性がほとんどなく、且つ機
械的強度が大きなものである。 【００１５】また、リン酸カルシウム系化合物とは化合
物中にリン元素およびカルシウム元素を含む酸化物化合
物であり、代表的にはハイドロキシアパタイト、トリカ
ルシウムフォスフェート（α型、β型）、ピロリン酸カ
ルシウムなどがある。 【００１６】さらに、本発明における平均面粗さとは、
リン酸カルシウム系化合物の顆粒を埋着した部位におけ
る平均面粗さであり、その他の表面性状は関係しない。
そして、上記平均面粗さは上記埋着した顆粒を含んだ状
態のものである。 【００１７】図１に本発明の生体補綴部材１の表面部分
について断面の模式図を示し、同図に示すように基材２
の表面３にリン酸カルシウム系化合物４が突き刺さった
状態で埋着残量するとともに、表面３には多数の凹凸が
形成される。これによる機械的アンカリングにより基材
２と上記顆粒４との密着力が大きい。 【００１８】なお、上記表３における平均面粗さとして
はＲａ＝１．０〜１０μｍの範囲が好ましい。その理由
としては、上記Ｒａが１．０μｍより小さいと、基材２
と上記顆粒４との密着力が小さくなり、他方、１０μｍ
より大きいと、生体内で骨に対する刺激が大きくなり過
ぎる。なお、この平均面粗さＲａが１．５〜８．５の範
囲であることがより好ましい。 【００１９】ところで、上記のような生体補綴部材は、
リン酸カルシウム系化合物の平均粒径５０μｍ〜１ｍｍ
の顆粒を混合した超高圧水流を上記基材表面に奔流さ
せ、該顆粒を上記基材表面に埋着することによって得る
ことができる。 【００２０】上記、顆粒入りの超高圧水流は９００ｋｇ
／ｃｍ2 〜２７００ｋｇ／ｃｍ2 程度の水流であり、例
えば、上記基材を切断加工したり、或いは、凹ませるこ
ともできる。すなわち、リン酸カルシウム系化合物の顆
粒を非熱処理化で埋着させるとともに、切断などの基材
の加工も同時に行うことが可能であるという利点を有す
る。 【００２１】超高圧水流による加工は次のように行う。 【００２２】まず、基材の表面をトルエン、エタノー
ル、アセトンなどの有機溶媒で超音波洗浄を行う。そし
て、公知のウォータージェット機のヘッド面に設置す
る。 【００２３】そしてアパタイトなどのリン酸カルシウム
系化合物の顆粒を真空吸引し、高圧コンプレッサーから
の超高圧水流を混合し、ミキシングチューブのノズルか
らターゲットである基材表面の所望箇所に向けて混合液
水流を奔走せしめる。この時、水圧は９００ｋｇ／ｃｍ
2 〜２７００ｋｇ／ｃｍ2 とする。顆粒の直径は５０μ
ｍ〜１ｍｍとする。顆粒径が５０μｍより小さい場合
は、固着性に難があり、顆粒が崩壊して固着しない場合
がある。 【００２４】なお、加工領域はＮＣ制御で基材を固定し
たステージのＸ−Ｙ軸方向の動きをコントロールするこ
とにより行う。 【００２５】実験例 φ２５の円筒体を準備し、その端面に１０ｍｍ×１５ｍ
ｍの矩形状の領域をターゲットに前記ウォータージェッ
ト加工を行った。 【００２６】その条件は、 （イ）被加工材：Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金 （ロ）寸法：φ２５ｍｍ （ハ）処理面積：１０×１５＝１５０ｍｍ2 （深さ１ｍ
ｍ） （ニ）吐出圧力：１４００ｋｇｆ／ｃｍ2 （ホ）平均粒径：１８０μｍ（試料番号１）、１２５μ
ｍ（試料番号２）であった。 【００２７】これに対して比較例としてエアーブラスト
加工を行った（試料番号３）。 【００２８】その条件は、 （イ）被加工材：Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金 （ロ）寸法：φ１５ｍｍ （ハ）処理面積：φ１５全面＝１７６．７１ｍｍ2 （ニ）吐出圧力：７．０ｋｇｆ／ｃｍ2 （ホ）粒径：１８０〜２５０μｍ であった。 【００２９】なお、両例とも同量のアパタイト粉末を用
い、加工後、同量のトルエン中で５分から１０分超音波
洗浄し、乾燥後に重量を測定した。さらに、同量のトル
エン中で１時間超音波洗浄し、重量減を測定した。ま
た、通法に従い表面粗さＲａを測定するとともに、超音
波洗浄後にＥＰＭＡ及びＸＲＤでアパタイトの残留の有
無を確認した。 【００３０】次に、粒径が３０μｍ（試料番号４）、１
２００μｍ（試料番号５）のアパタイトを用いる他、前
記実施例の条件に準じたウォータージェット加工による
比較例を行った。 【００３１】それらの結果を表１に示す。 【００３２】 【表１】 【００３３】表１から明らかなように、本発明実施例品
はいずれも、重量減が少なく、付着力が大きかったが、
比較例のものは、付着が起こらなかったり、或いは、付
着しても重量減が大きく、付着力が小さかった。以上か
ら、本発明の有効性を確認することができた。 【００３４】 【発明の効果】叙上のように、本発明によれば、生体為
害性のない金属からなる基材表面にリン酸カルシウム系
化合物の顆粒が埋着するべく、超高圧水流を奔流するウ
ォータージェットなどにより、平均粒径５０μｍ〜１ｍ
ｍのリン酸カルシウム系化合物の顆粒を高圧で基材表面
に衝突させたことにより、高温での熱処理によるリン酸
カルシウム系化合物の変質や基材強度の低下という問題
を起こさず、且つ、リン酸カルシウム系材料と基材との
密着性を大きくすることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の生体補綴部材の表面部分について断面
の模式図である。 【符号の説明】 １：生体補綴部材 ２：基材 ３：表面 ４：顆粒
の模式図である。 【符号の説明】 １：生体補綴部材 ２：基材 ３：表面 ４：顆粒
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 【請求項１】 リン酸カルシウム系化合物の平均粒径５
０μｍ〜１ｍｍの顆粒を混合した超高圧水流を生体為害
性のない金属からなる基材表面に奔流させ、該顆粒を上
記基材表面に突き刺すことを特徴とする生体補綴部材の
製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP08757598A JP3506606B2 (ja) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | 生体補綴部材の製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP08757598A JP3506606B2 (ja) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | 生体補綴部材の製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11276573A JPH11276573A (ja) | 1999-10-12 |
| JP3506606B2 true JP3506606B2 (ja) | 2004-03-15 |
Family
ID=13918813
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP08757598A Expired - Fee Related JP3506606B2 (ja) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | 生体補綴部材の製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3506606B2 (ja) |
-
1998
- 1998-03-31 JP JP08757598A patent/JP3506606B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH11276573A (ja) | 1999-10-12 |
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