JP4385285B2 - 外科用インプラントの製造方法および外科用インプラント - Google Patents

Description

この発明は外科用インプラント（移植片）の製造方法と、この製造方法で得られた外科用インプラントに関するものである。

外科用インプラント（移植片）および部材には、整形インプラント（腰、肩、膝、足関節、肘）、頭骨顔面のインプラントおよび脊髄インプラント（例えば、脊髄ケージ又は脊髄ディスク）を含む、多くの異なるタイプがある。
この種の外科用インプラントは、通常、生体適合性のある金属、例えばチタン、チタン合金、ステンレス鋼またはコバルトクロミウム合金から、強度や重量を考慮して調製されている。
他の、特に骨の代りをする外科用インプラントにおいて重要な点は、外科用インプラントの弾性率である。
弾性率が自然の骨に近けれれば近いほど、隣接した骨への応力再分散が良くなる。
良好な応力分散は、結果として外科用インプラントの使用寿命を延ばすことになる。

外科用インプラントと周囲組織の接着を向上させるために、例えば、プラズマ噴射によって、外科用インプラントの表面を粗面化するなどという、被覆層をインプラントの表面に適用することは公知である。
被覆層としては、耐摩耗性を改良する、および／または、生体適合性を与えるために、外科用インプラントと異なる組成物を適用してもよい。
例えば、アルミニウム又はバナジウムを含む外科用インプラントに、外科用インプラントからそれらの金属が浸出するのを妨げるために、極めて不活性な窒化チタンが被覆層として適用される。

この発明の目的は、改良された外科用インプラントの製造方法と、この製造方法で得られた外科用インプラントを提供することで、好ましくは、改良された骨適合性および／または耐摩耗性および／または使用寿命を有し、および／または強度が周知のものより強いインプラントを提供することである。

この発明の外科用インプラントの製造方法によれば、次のような構成の外科用インプラントが提供される。
(１) コア領域と、
(２) このコア領域の少なくも一部に展延する多孔性の表層領域
からなり、前記多孔性の表層領域は、予め定められた空孔率を有する。

この発明において、多孔性領域における空孔率とは、多孔性領域における総容積に対する、その領域における空孔容積の割合で、％で表されるものである。

外科用インプラントは、その意図した用途の必要性に応じて、任意の形状を取りうるものである。
例えば、外科用インプラントは、円筒状のように展延したものであっても、板状であってもよい。
また、外科用インプラントは、不規則な形状を有したものでもよく、多孔性の表層領域はコア領域の上に設けられ、その厚みは変化させ得るものである。

多孔性の表層領域における空孔率は、好ましくは、２０〜５０％である。
この空孔率は、外科用インプラントの特性に応じて、あらかじめ所定の値に決定される。
高い空孔率は、結果として、低い弾性率を有する軽量の外科用インプラントを与える。

空孔は相互に連通し、多孔性の表層領域に、実質的に均一に分散されていることが好ましい。
空孔の少なくも一部は、好ましくは、その多くが１００μｍから約７５０μｍの範囲の大きさを有しているもので、より好ましくは、約２００μｍから５００μｍのものである。

多孔性の表層領域は、好ましくは、少なくも約１ｍｍの厚さを有するものである。
より好ましくは、約２ｍｍから約５ｍｍの厚さを有するもので、特に好ましくは２ｍｍから３ｍｍの厚さを有するものである。

多孔性の表層領域は、孔径および／または空孔率が、多孔性の表層領域内で勾配を有するように、部分的に、異なった孔径分布、および／または異なった空孔率を有していてもよい。
例えば、空孔率が外科用インプラントの軸にそって、および／または軸と垂直方向に勾配を有しいてもよい

コア領域は、完全に緻密でも多孔性であってもよい。
コア領域の多孔性は、表層領域より大きくても、小さくてもあるいは同等であってもよい。

好ましくは、コア領域は、表層領域より比較的低い多孔性であることである。

好ましくは、コア領域は理論密度の１．０から０．７の密度、すなわち、０から３０％の多孔性であることである。

コア領域と多孔性の表層領域は、同質または異質の材料から調製される。
特に適切な材料は、市販品純度（ＡＳＴＭ Ｂ ３３８ ＧＲ２）のチタン、ステンレス鋼、Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ合金、Ｔｉ−Ａｌ−Ｎｂ合金などのチタン系合金、およびコバルト−クロミウム系合金などである。

特に好ましい材料は、市販品純度のチタン、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、ステライト２１（商標名）およびステンレス鋼３１６Ｌである。

多孔性の表層領域は、好ましくは、コア領域に拡散結合される。
それによれば、コア領域および多孔性の表層領域間の界面が、外科用インプラントに弱点を齎すことはない。

この発明の外科用インプラントの製造方法は、コア領域と、前記コア領域の少なくも一部に展延する多孔性の表層領域からなるもので、前記多孔性の表層領域は、所定の空孔率を有する外科用インプラントの製造方法であって、次の工程からなるものである。
（１）密封可能なカプセル内の予め形成されたコアの周囲に、所定の粒径分布を有する金属粉末を載置する工程。
（２）カプセル内を、大気圧以下の所定の圧力に減圧する工程。
（３）工程（２）における所定圧力よりも高い所定圧力まで、前記カプセルを加工用ガスで加圧する工程。
（４）前記カプセルを密封する工程。
（５）前記加圧され密封されたカプセルを高温高圧下に所定時間加熱し、インプラント前駆体を調整する工程。
（６）前記密封されたカプセルを冷却する工程。
および
（７）前記インプラント前駆体を、高温且つ大気圧以下の所定圧力下に所定時間加熱し、前記インプラント前駆体に多孔性を付与する工程。

前記の工程（１）において、使用する粉末は、粒径が約５０μｍから約７５０μｍの範囲、すなわち、実質的に全ての粒子がその範囲にあるのが好ましい。
粉末は、例えば、ガス噴霧装置または機械的摩損によって調製することができる。

コアは、カプセルとは独立したものであるが、好都合なことには、コアは、カプセルを構成成分とすることもできるものである。
いずれの場合においても、コアは、粉末と同一又は異質、残存するカプセルと同一又は異質の材料からなるものである。

工程（２）における所定の圧力は、１０^−３ｍｂａｒ（０．１Ｐａ）以下であることが好ましい。
工程（７）における所定の圧力は、１０^−３ｍｂａｒ（０．１Ｐａ）以下であることが好ましい。

工程（３）における加工用ガスは、アルゴンなどの不活性ガス、窒素などの活性ガス、又は不活性ガスが、活性ガスのキャリヤー又は希釈剤として機能する、活性ガスと不活性ガスとの混合物である。

加工用ガスに窒素が存在するときは、形成された空孔の表面は窒化され、耐摩耗性が向上し、化学的不活性になる。
金属粉末がチタンを含有しているときは、窒素の使用は特に好適である。
窒化は、工程（７）の後に、好ましくは約８００℃〜約１０００℃、１０〜１００ＭＰａの圧力で、１〜８時間の別工程として行なうことができる。

工程（３）の圧力は、好ましくは、約１ｂａｒ（１×１０^５Ｐａ）から約５ｂａｒ（５×１０^５Ｐａ）の正圧である。

工程（５）の高温としては、好ましくは、約８５０℃から約１１００℃である。
工程（５）は、約１時間から約５時間実施されるのが好ましい。

工程（５）において、密封されたカプセルおよび内部のインプラント前駆体は、好ましくは室温まで冷却される。
工程（７）は、カプセル内のインプラント前駆体に実施される。
あるいはインプラント前駆体は、工程（６）の後で工程（７）の前に、カプセルから分離される。
カプセルは、例えば、旋盤による機械加工による取り外しのように、簡単に分離することができる。
工程（７）の高温は、好ましくは、約９００から約１３００℃である。
工程（７）は、好ましくは約８０時間以内、より好ましくは約６０時間、特に好ましくは約４８時間以内で実施される。
工程（７）は、好ましくは少なくとも６時間、より好ましくは少なくとも１２時間実施される。

工程（７）が、カプセル内のインプラント前駆体に施される場合、カプセルは、例えば、機械加工によって、工程（７）の後に、インプラントから切り離される。

上記の製造方法により形成される外科用インプラントは、カプセルの内表面の形状を有し、外科用インプラントに求められる最終形態とするためには、追加の機械加工工程が必要となる。
しかしながら、内表面が適切に形成されたカプセルを使用すれば、要求されるものと実質的に同じ形状を有する外科用インプラントを調製することができる。
適切に形成されたカプセルの調製法としては、電鋳および直接レーザー加工などが挙げられる。

上記の製造方法のわずかな変更態様において、金属粉は、カプセル化の前に部分的に固形化される。
これは、金属粉および高分子バインダの混合物に、選択的レーザー焼結を実施することにより達成される。
異なる粉末成分が、インプラントの異なる領域を形成するために用いられ、そのような変更は、特に、多孔性領域内で多孔性に勾配をもたせるのに有用である。

この発明の外科用インプラントの製造方法によれば、分別した粉末と加工条件の注意深い選択により、外科用インプラントに意図した特定の最終用途に応じて、所望の多孔性と孔径分布を有する多孔性の表層領域が得られる。

この発明にかかる外科用インプラントの製造方法の具体例を、添付の図面を参照しながら、実施例により説明する。

＜実施例１＞
内径約２２ｍｍ、外径約２５．４ｍｍ、長さ１００ｍｍの市販品純度のチタン（ＡＳＴＭ Ｂ ３３８ ＧＲ２）製の円筒状の容器に、所定の粒度分布を有し、ガス噴霧法で調製されたＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金（クルシブル リサーチ製（ＵＳＡ））からなる粉末を充填した。
特定の粒度分別物を得るには、必要であれば、粉末を適当なメッシュのふるいを通過させる。容器は振動させずに、すなわちタップ密度状態に、満たされる。
容器内の空気は、０．１Ｐａ以下になるようにして除去され、正圧１０^５Ｐａのアルゴンが２分間封入された。
密封した後、容器には、外部圧力１００ＭＰａ、温度９５０℃で４時間の熱間静水圧処理が施された。
ついで、容器は放冷されて室温に、そして合金基質内に、アルゴンが圧力下に残存している大気圧状態とされた。
インプラント前駆体は、容器から機械加工により取り出され、０．１Ｐａ以下の真空下に温度１０５０℃で４８時間熱処理された。

その結果得られたインプラントの多孔性は、粉度分別物ごとに、下記表１に示した。

＜実施例２＞
粒度分布が１８０〜２５０μｍと１８０〜５００μｍの粉末を用いて、実施例１を繰返した。
熱間静水圧処理は１０００℃で行なわれ、ついで、容器から分離した後の熱処理を１０５０℃で４８時間行ない、その結果を表２に示した。

＜実施例３＞
粒度分布が、２５０〜５００μｍの粉末を用いて、実施例１を繰返した。
熱間静水圧処理は１０００℃で行ない、ついで、容器から分離した後の熱処理を１０５０℃で１２時間から４８時間行ない、その結果を表３に示した。

＜実施例４＞
粒度分布が１５０μｍ以下の粉末を用いて、実施例１を繰返した。
容器から分離した後の熱処理を１０５０℃で行ない、その結果を表４に示した。

＜実施例５＞
粒度分布が２５０〜４２５μｍの粉末を用いて、実施例１を繰返した。
容器から分離した後の熱処理を、各種温度で４８時間行ない、その結果を表５に示す。

＜実施例６＞
各種の粉末を用いて、実施例１を繰返した。
１１００℃で４８時間の熱処理後、インプラントは、純窒素下に、９５０℃、５０ＭＰａの条件下に６時間、圧力窒化を行ない、コアの内表面を窒化チタンの薄層で被覆した。
その結果を表６に示した。

＜実施例７＞
１２．７ｍｍのＴｉ−６Ａｌ−４Ｖの円柱状のコアを、実施例１に示したチタン製の容器の中心に配置した。
コアと円筒体の、内壁の間の隙間には、粒度５００〜７１０μｍのＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ粉末を充填した。
容器は減圧され、正圧１０^５Ｐａのアルゴンを満たし、密封し、９５０℃、１００ＭＰａで４時間、熱間静水圧処理を施した。
ついで、容器から分離し、温度１０５０℃で４８時間熱処理した。
得られた試料は、孔径５０μｍ以上が４３％、１００μｍ以上が１６％、１５０μｍ以上が６％で、空孔率が２９±５％である、多孔性の被覆層を有するものであった。

＜実施例８＞
粒径が１２５μｍ以下の粉末を用いて、実施例１を繰返した。
熱間静水圧処理した後、部材を機械加工により容器から分離し、また、直径を１７ｍｍに減少させた。
実施例１と異なり、この段階では、熱処理は行なわなかった。
実施例７と同様に、得られた円筒体をコアとして使用した。
容器は外径３８．１ｍｍ、内径約３５ｍｍである。
実施例７が繰返され、この場合においては、コアは粒径２５０〜４２５μｍの粉末で覆われている。
得られたインプラントは、平均孔径２６μｍ、空孔率２８．９±２．１％の多孔性のコアと、平均孔径１１３μｍ、空孔率２４．９±１．９％の多孔性の外層を有するものであった。

実施例８は、異なる多孔性を有する所定の領域を有するインプラントを、制御可能に調製する方法を示している。
また、その製造方法は、異なる多孔性の異なる層を、２層以上有するインプラントの調製に応用でき、すなわち、段階的な多孔性構造を有するインプラントを製造することができることを示している。

＜実施例９＞
所定の粒度分布を有する粉末を用いて、実施例１を繰返した。
１１００℃で４８時間の熱処理の後、試料は、多孔性材料の特性を評価するために、抗張力試験片に機械加工された。その結果は表７に示した。

＜実施例１０＞
あらかじめ形成されたコアと、多孔性表層領域が結合している実施例において、コアと多孔性表層領域の界面に、強力な結合が存在するか否かを評価するために、抗張力試験が実施された。
これらの試験において、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ粉末は、固められるとともに、界面が試験片の標識の中央にくるように、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ固形体に拡散接合される。
１２５〜１５０μｍ（試験片ａ）と、１５０〜２５０μｍ（試験片ｂ）の２種の分別粉末が評価された。
いずれの場合においても、試験容器は、正圧１０^５Ｐａまでアルゴンが充填された。
最初の熱間静水圧処理工程は９５０℃、１００ＭＰａで４時間行なわれ、つぎの熱処理工程は１１００℃で４８時間行なった。
得られた多孔性は、約４０％（試験片ａ）と約３５％（試験片ｂ）であった。

両方のケースにおいて、抗張力ＵＴＳは、約４００ＭＰａで、破壊は、多孔性材料の塊内で、界面から離れたところで発生した。
常法の金属組織試験により界面は影響を受けず、また、界面は、酸化物などの汚染を受けず、隣接する組織と見分けのつかないものであった。

図１に認められるように、部材２は、その外側領域周辺（粗多孔体）に、規則的に配列した丸い凹部６が設けられた、総体的に多孔性の円筒状領域（約２０〜２５％の多孔性）を有する。
丸い凹部６は、外周が０．７５ｍｍで、内部に向って３ｍｍ展延している。
部材１２は、凹部６の直径が２ｍｍであることを除けば、部材２と同等である。

部材２２も、凹部６が、直径１ｍｍで深さが５ｍｍであることを除けば、部材２と同等である。さらに、通路８が円環状に形成されている。
各通路は、直径が１．５ｍｍで、部材の表面の頂部から底部まで展延している。

図２ａ〜２ｃには、交換用脊髄ディスクが示されている。
このディスクは、この発明による、一対のディスク形状の、金属製端末板３２の間に挟持された、それ自身公知の生医学的半晶質ディスク３０（例えば、ポリウレタン又はポリエチレン）から構成されている。
それらの素材は、共に溶融することも、重合性ディスク３０が端末板３２に浸透させることもできるが、重合性ディスク３０は、端末板３２に接着剤により固定されている。

前記ディスク３２は、それ自体、総体的に腎臓の形状（図２ｂ）に作られ、重合性ディスク３０に隣接する実質的に非多孔性のコア領域３２ａと重合性ディスク３０と反対面の多孔性外部領域３２ｂから構成されている（図２ｃ）。
多孔性外部領域は、組織が内方成育するのを助成する。

図３ａ〜３ｃには、相対的に、矩形の横断面を有する中空の塊茎形状の脊髄ケージ４０が示されている。
実質的に完全に緻密な金属からなるコア４２は、組織の成育を助成する、多孔性の外部金属領域に囲まれている。通路４６は、ケージ４０の中央を通って展延している。

上記の実施例は、円筒形のロッドに関するものであるが、それらは意図した用途に応じて、適当な形状に容易に機械加工されるものである。
同様に、インプラント前駆体を調製するために用いる容器は、円筒状である必要はなく、所望のいかなる形状もとり得ることができるものである。

この発明の外科用インプラント製造方法において、粗多孔性が調整されることを示す説明図である。 ２ａは、この発明による交換用腰部脊髄ディスクの代表例の概略断面図、２ｂは２ａのディスクの平面図、２ｃは２ａの詳細図である。 ３ａは、この発明による脊髄ケージの代表例の概略断面図、３ｂは、３ａのケージの平面図、３ｃは３ａのケージの詳細図である。

なし

Claims (22)

1. コア領域と、前記コア領域の少なくも一部に展延する多孔性の表層領域からなり、前記多孔性の表層領域は、所定の空孔率を有する外科用インプラントの製造方法であって、次の工程からなる外科用インプラントの製造方法。
   （１）密封可能なカプセル内の予め形成されたコアの周囲に、所定の粒径分布を有する金属粉末を載置する工程
   （２）カプセル内を、大気圧以下の所定の圧力に減圧する工程
   （３）工程（２）における所定圧力よりも高い所定圧力まで、前記カプセルを加工用ガスで加圧する工程
   （４）前記カプセルを密封する工程
   （５）前記加圧され密封されたカプセルを高温高圧下に所定時間加熱し、インプラント前駆体を調整する工程
   （６）前記密封されたカプセルを冷却する工程
   および
   （７）前記インプラント前駆体を、高温且つ大気圧以下の所定圧力下に所定時間加熱し、それにより、前記インプラント前駆体に多孔性を付与する工程
2. 前記工程（１）において使用する粉末が、
   粒径が約５０μｍから約７５０μｍの範囲にある
   請求項１に記載の外科用インプラントの製造方法。
3. 前記工程（２）における所定の圧力が、
   １０^−３ｍｂａｒ（０．１Ｐａ）以下である
   請求項１又は２に記載の外科用インプラントの製造方法。
4. 前記工程（７）における所定の圧力が、
   １０^−３ｍｂａｒ（０．１Ｐａ）以下である
   請求項１〜３のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
5. 前記工程（３）における加工用ガスが、
   不活性ガス、活性ガス又は活性ガスのキャリヤー、又は希釈剤として機能する不活性ガスと活性ガスとの混合物である
   請求項１〜４のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
6. 前記ガスが、
   窒素である
   請求項５記載の外科用インプラントの製造方法。
7. 前記工程（７）の後に窒化工程が施される
   請求項１〜３のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
8. 前記工程（３）の圧力が、
   約１×１０^５Ｐａから約５×１０^５Ｐａの正圧である
   請求項１〜７のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
9. 前記工程（５）の高温が、
   約８５０℃から約１１００℃である
   請求項１〜８のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
10. 前記工程（７）の高温が、
    約９００から約１３００℃である
    請求項１〜９のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
11. 前記インプラント前駆体が、
    工程（６）の後、工程（７）の前で、カプセルから分離される
    請求項１〜１０のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
12. 前記カプセルが、
    機械加工によって、工程（７）の後に、インプラント前駆体から切り離される
    請求項１〜１０のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
13. 前記金属粉末が、
    カプセル化の前に部分的に強化、好ましくは金属粉末および高分子バインダの混合物を選択的レーザー焼結することにより強化されたものである
    請求項１〜１２のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法。
14. 請求項１〜１３のいずれかに記載の外科用インプラントの製造方法で製造された、コア領域と、前記コア領域の少なくも一部に展延する多孔性の表層領域からなり、前記多孔性の表層領域は、所定の空孔率を有する
    外科用インプラント。
15. 前記多孔性の表層領域の空孔率が、
    ２０〜５０％である
    請求項１４に記載の外科用インプラント。
16. 前記空孔が、
    相互に連通し、多孔性の表層領域に、実質的に均一に分散されている
    請求項１４又は１５に記載の外科用インプラント。
17. 前記空孔の少なくも一部は、
    １００μｍから約７５０μｍの範囲の大きさを有している
    請求項１４，１５又は１６のいずれかに記載の外科用インプラント。
18. 前記多孔性の表層領域が、
    少なくも約１ｍｍの厚さを、好ましくは約２ｍｍから約５ｍｍの厚さを有する
    請求項１４，１５，１６又は１７のいずれかに記載の外科用インプラント。
19. 前記多孔性の表層領域が、
    孔径および／または空孔率が多孔性の表層領域内で勾配を有するように、部分的に、異なった孔径分布、および／または異なった空孔率を有する
    請求項１４〜１８のいずれかに記載の外科用インプラント。
20. 前記コア領域が、
    理論密度の１．０から０．７の密度を有する
    請求項１４〜１９のいずれかに記載の外科用インプラント。
21. 前記コア領域および／または多孔性の表層領域が、
    チタン、市販品純度（ＡＳＴＭ Ｂ ３３８ ＧＲ２）のチタン、ステンレス鋼、チタン系合金、Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ合金、Ｔｉ−Ａｌ−Ｎｂ合金またはコバルト−クロミウム系合金で調製されている請求項１４〜２０のいずれかに記載のインプラント。
22. 前記コア領域および／または多孔性の表層領域が、
    Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ、Ｔｉ−６Ａｌ−７Ｎｂ、ステライト２１（商標名）またはステンレス鋼３１６Ｌで調製されている
    請求項２１に記載のインプラント。

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