JP4420816B2 - 関節置換インプラントのための開孔を有する金属コーティング、およびその製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、請求項１、７に記載されている、開孔を有する生体適合表面層を有するインプラント及び開孔を有するようにコーティングを施したインプラントを製造する方法に関する。

インプラント、特に関節置換インプラントは、修復医療および治癒医療において益々重要になっている。そのような状況を考慮すると、セメント不使用の関節置換インプラントの場合、骨内にインプラントを機械的にしっかり固定することが最も重要であり、また、インプラントの長期間にわたる安定性と耐久性にとって必須である。しかしながら、これまで装着したインプラントの緩みから、磨耗粒子により起こる骨溶解がたびたび生じた。臨床上、このいわゆる「無菌性の緩み」は、例えば股関節の修正手術の最も頻繁な原因である。そのため、磨耗の低減は、関節置換インプラントの開発における１つの目的である。更なる目的は、磨耗粒子がインプラントに沿って拡散するのを防止することである。この場合、最適化した関節置換インプラント表面と共に骨が存在しており、それにより、インプラント内で骨が成長できるようにすることが最も重要である。その結果、上記の「無菌性の緩み」が低減される。これにより、関節置換インプラントの表面構造及び／又は表面コーティングが非常に重要となるが、その理由は、これらによってインプラント内、あるいはインプラント表面内への骨の成長が可能となったり妨げられたりするためである。

このような表面層を製造するために、多孔質層が有利であることがこれまでにわかっている。このような種類の多孔質層の製造を可能とする様々な方法が知られている。この場合に使用される材料は生体適合性材料、特に、例えばチタンのような金属である。この表面層の大部分は骨インプラント上に配置されているため、より長期間に渡る骨内への固定が可能となる。必要な多孔質層は、例えば焼結技術によって製造することができ、構造および焼結条件は、表面に付着した金属又はチタン粒子間に空洞が維持されるように選択する。

この関連で、Ｖ．Ｇａｌａｎｔｅ等、ＪＢＪＳ、５３Ａ（１９７１）の１０１〜１１４頁に、例えば、細かいチタンワイヤのメッシュの基板への焼結が記述されている。２つの米国特許第３，８５５，６３８号および第５，２６３，９８６号は、サイズの異なる球形粒子を備えるチタン粉体を基板上に焼結する方法を開示している。その一方で、米国特許第４，２０６，５１６号は、角粒子を備える、研磨されたチタン水素化物粉体を使用しており、やはりこれを基板上に焼結する。

さらに、焼結によって、熱で変化しやすい位置固定物とチタン粉体の混合物、又は位置固定物とチタン水素化物粉体の混合物からチタン製の骨格を製造することが可能である。その点について、例えば米国特許第５，０３４，１８６号、又はＰＣＴ公開公報第０１／１９５５６号の明細書中に記述されており、同様に、米国、オースティンにあるＩｎｔｅｒｍｅｄｉｃｓ社による「Ｃａｎｃｅｌｌｏｕｓ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｄ Ｔｉｔａｎｕｉｍ」と称する方法もそのような可能性を扱っている。

しかし、この種類の焼結処理によって製造した全てのチタン層では、従来のチタン粒子又はチタンファイバの表面粗さが、表面拡散によって平滑化されてしまうことは本来不利である。骨が孔内で成長することができても、微細規模で骨細胞が平滑なチタン表面上に保持されることは殆ど不可能である。この欠点は、チタン粒子を高温に露出する時間を劇的に短縮することで回避することができる。これは例えば、フレーム・スプレー処理の場合について言える。しかし、この方法で得られる、微小規模で達成できる表面粗さにおける利点は、フレーム・スプレー又はプラズマ・スプレーを吹き付けられたチタン層が、外部に向けて開口した孔を実質的に有さず、従って、必要な孔の欠如により骨自体の内部成長が妨げられるという重大な欠点によって相殺されてしまう。例えば、米国特許第４，５４２，５３９号は、この問題を解決するために考案された。これに関する更なる文献が見つかっており、例えば、ＡＥＳＣＵＬＡＰ、 Ｗｉｓｓｅｎｓｃｈａｆｔｌｉｃｈｅ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ ２２に記載された「Ｄｉｅ ＰＬＡＳＭＡＰＯＲＥ−Ｂｅｓｃｈｉｃｈｔｕｎｇ ｆｕｅｒ ｄｉｅ ｚｅｍｅｎｔｌｏｓｅ Ｖｅｒａｎｋｅｒｕｎｇ ｖｏｎ Ｇｅｌｅｎｋｅｎｄｏ−Ｐｒｏｔｈｅｓｅｎ」（関節の体内プロテーゼをセメントを用いず固定するための開孔を備えたコーティング）、又は、Ｐｌ Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ Ｉｍｐｌａｎｔｓ ＡＧの「Ｏｓｔｅｏｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ， Ｏｂｅｒｆｌａｅｃｈｅｎ−ｕｎｄ Ｂｅｓｃｈｉｃｈｔｕｎｇｅｎ ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｓｃｈｅｒ Ｉｍｐｌａｎｔａｔｅ ｆｕｅｒ ｄｅｎ ｚｅｍｅｎｔｆｒｅｉｅｎ Ｅｉｎｓａｔｚ」（骨調整、セメント不使用の整形インプラントの表面とコーティング）がある。しかしながら、前述したこの種のフレーム・スプレー処理の欠陥の解決はできていない。

さらに、長時間にわたる高温作用の結果によるチタン表面の平坦化の問題も、局所的および限定的に表面を加熱することで回避できる。これは例えば、個々のスポット溶接によって達成できる。米国特許第５，１３９，５２８号は、この目的のために、チタンファイバの多層ワイヤメッシュを基板に「結縛する」方法を開示している。しかし、加熱作用を低減している後者の方法では、付着した層が実際にサブマイクロメートル範囲では表面粗さを呈さない、という欠点が生じる。むしろ、このようなコーティングは、チタンファイバの多層ワイヤメッシュの均一性のために、マクロ的な凹凸、つまり頂点と溝が全くなく、表面から下方へ延びた孔のみを備えている。従って、このような方法で製造したインプラントの場合も、骨が効率的に内部成長することができない。

さらに、米国特許第５，４５６，７２３号において開示されている方法は、事前に研磨的送風に晒したチタン表面をエッチングすることにより、サブマイクロメートル範囲の表面粗さは達成する。しかし、この方法で製造した表面は、さらに表面内へと延びていき、そしてその表面内へ骨が成長することができる空洞を有していない。

上述に従い、要約して述べると、骨の内部成長にとって満足のいく様に構造化された表面を、関節置換インプラント上に製造することへの多くの様々な試みがこれまで為されてきた。しかし、
骨が内部で成長できるが、サブマイクロメートル範囲では、骨芽細胞の接着に、またその結果として、従来技術よりも迅速且つ優れた方法での骨の内部成長に、何らの局所的刺激も与えないような、開孔を有するコーティングを形成すること；
より優れた骨芽細胞の接着のために、数マイクロメートルの表面粗さと、サブマイクロメートルの構造とを提供する表面処理方法を使用可能にするが、しかし、これらの表面は骨が内部に成長できる開孔を有する構造を有していないこと；
多孔性の度合いが制限された、数十マイクロメートルの範囲内の高度の表面粗さを有するコーティングを製造するが、この場合も、事実上サブマイクロメートル構造は有していないこと；
骨が内部に成長でき、また、その表面がサブマイクロメートルの表面粗さを有した開孔を有するようにコーティングを形成するが、しかし、このコーティングのマクロの表面粗さは十分高度なものではないため、結果的に骨に「接着する」ことができないという問題点が残るものであった。

従って、本発明の目的は上述の欠陥、すなわち関節置換インプラントの表面を形成する際の本発明の問題点を解決することである。即ち、血管新生化した骨組織が内部に成長するのに十分なサイズで、外部に向かって開口している安定した空洞を表面が有するようにし、この表面は非常に優れた生体適合性、すなわち生体不活性性質又は若干の生体活性性質を備え、さらに骨芽細胞のための固定点を提供する、特別に調整された度数のサブマイクロメートルの表面粗さを備えたインプラントを形成することを目的とする。

この問題は、請求項１に記載の開孔を有するように加工した生体適合表面層を有するインプラント及び請求項７に記載のこの種の表面を製造する方法によって解決される。

本発明の問題は特に、本発明による開孔を有するように加工した表面層を有するインプラント、特に関節置換インプラントを備えることで解決する。

さらに、この問題は、
インプラント表面を製造するために、少なくとも１層の生体適合性金属又はその合金を、前記インプラントの素地表面に付着する工程と、
前記インプラント表面のエッチング、及び／又は前記インプラント表面へ細かな生体適合粒子を付着することによって、前記インプラント表面上に表面マイクロ構造を形成する工程とを備える、開孔を有するように加工され、コーティングされたインプラント、特に関節置換インプラントを製造する方法によっても解決される。

本発明の基本的な中心概念は、まず、基部としてインプラント表面を製造し、第２ステップにおいて、表面マイクロ構造が制御された方法で提供される。これは一方で、内部への進行、すなわちインプラント表面のエッチングによって達成できる。生体適合粒子を使用することで、表面の構造化を助ける。従って、表面マイクロ構造は、生体適合基部層上に制御された方法で製造することができ、これはマイクロおよびマクロ構造に対する所要寸法を正確に満たし、また当該の骨あるいは組織型に合致する、もしくは合致できるため、表面層内への骨の最適な内部成長が確実に得られる。

この場合における基本的な利点は、骨と関節置換インプラントの間の相対運動が最小化されるため、実質的に磨耗粒子がまず形成されなくなる。それでも、本発明により最適化インプラントを固定できても、恐らくは、関節の非常に大きな負荷がかかった場合に、十分な防止は不可能である摩耗粒子が形成された場合には、本発明による更なる顕著な利点、すなわち骨および多孔質表面の入り組んだ構造により、関節内に形成された摩擦粒子がインプラントに沿って移動できにくくする効果が作用する。骨溶解はインプラントに沿って、相応する低速度にて進行し、これにより骨中の関節置換インプラントの耐用年数と、長期間の固定が著しく改善される。

本発明の実施形態によると、生体適合性材料を真空プラズマ・スプレー法によって、インプラントの素地表面に付着させる。プラズマフレームは、チタン粒子が若干溶解され始めても、基板、すなわちインプラントの素地表面にチタン粒子が衝突した際に若干のみ圧縮されるように調整される。この手段により、確実に、外部に対して開口した孔を表面が保持でき、付加した表面が滑らかになることが防止され、マクロ構造が製造される。血管新生化した骨組織を、直径平均３００マイクロメートルの孔を有するマクロ構造内に成長させることができる。以下で述べるように、出発物質の性質、又はインプラントの表面に付着した金属の性質に従って、孔の直径を変更できる。

生体適合性金属を付着する別の方法には、ブラッシング、散布、噴霧、又は物質への流動性のある生成物やペーストを付着するのに適したその他の付着技術がある。

この種類のペーストは、生体適合性金属又はその合金を、１種又はそれ以上の結合剤及び／又は焼結補助剤と混合し、流動性のある濃度になるまで調整することによって製造される。必要な流動性の程度は実質的に、インプラントの表面形状と、生体適合性金属を含むペースト又は液体の付着の仕方とに依存する。滴となったり流下させずに、きめ細かい構造に完全に合わせるためには、生体適合性金属を付着させる基板の構造がきめ細かいほど、ペースト又は液体の粘性を低くする必要がある。当然ながら、噴霧あるいははねかけることによって生体適合性金属を付着する場合にも同様である。

本発明によれば、結合剤として以下の物質、カルボキシメチルセルロース、コロジウム、ポリビニルアルコール、水、又は無機溶液の１つ又はそれ以上を供給される。結合剤を選択する際に必要な基準は、インプラント表面から結合剤を実質上完全に除去できるかにある。除去はインプラント表面の処理中に実施することができる。

本発明の構造的な変形によれば、インプラントの素地表面に付着させた少なくとも１層を焼結する。焼結は、ブラッシング、散布、噴霧、はねかけ、又はその他のこの様な付着技術によって、生体適合性金属をインプラントの素地表面に付加する場合に有利に使用される。特に、真空プラズマ・スプレー法で付着した層の孔が大きすぎる場合、すなわち、インプラント表面の孔のサイズを焼結によって修正できる場合には、真空プラズマ・スプレー法によって付着した生体適合層の焼結が可能である。

本発明によれば、前述の焼結補助剤は、生体適合性金属又はその合金と共に、低融点共晶を形成する焼結補助金属である。この目的のために、好ましくは元素形態のシリコン又はコバルトを特に使用する。通常、シリコン又はコバルトは粉体の形態で使用し、これを金属粉体、および１種又はそれ以上の結合剤と混合することで、成分の均一な分布を有するペーストを製造することができ、さらにこれを均一な形態において、インプラントの素地表面に付着することができる。

本発明の実施形態によれば、焼結は真空内で実施される。この場合の利点は、真空内で焼結を行った結果、加熱段階中に脱結合が生じ、その間に結合剤が変性するか、及び／又はシステムから取り出される。更なる利点は、生体適合性金属の代わり、例えばチタン粉体の代わりに、相応する前駆物質、つまり相応する金属水素化合物粉体を使用できることである。この場合、焼結サイクルの加熱段階において、脱水素化もまた生じる。

この場合の焼結温度は、８００℃〜１５００℃の範囲内、又は、９５０℃〜１４００℃の範囲内、特に、１０００℃〜１３５０℃の範囲内である。各々の特定の場合における適切温度は、使用する焼結補助剤と、生体適合性金属に対するその比率とに大いに依存し、さらに、シリコンの場合には１２９５℃〜１３５５℃の範囲内である。焼結補助剤としてコバルトを使用する場合の、使用される好ましい焼結温度は１０００℃〜１１００℃の範囲内である。

本発明によれば、粉体形態、特に角状粉の形態の生体適合性金属を使用している。従って好適な方法では、角粒子は不均一な構造および角を有しているため、高密度のパッキング（球体パッキング）が不可能であるので、過度に凝縮したインプラント表面の構造が回避される。その結果、一定の基礎孔が最初から提供されるが、これは孔深度の点から見て、インプラント上の表面層の厚みに対応している。

開孔を施した表面層の厚みは、０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内、好ましくは０．３ｍｍ〜１．９ｍｍの範囲内、特に０．５ｍｍから１．５ｍｍの範囲内である。これによって、インプラントと骨の間の「接着」のための十分な接触部の深度が得られる。

インプラントの素地表面に付着した生体適合性金属の粒子サイズは、５０μｍ〜８００μｍの範囲内、好ましくは１００μｍ〜６５０μｍの範囲内、特に２００μｍ〜５５０μｍの範囲内である。そのため、粒子サイズに従って表面を構成することや、例えば、角度を成すように研磨した粉体の角形態と組み合わせて、及び／又は、開孔を有するように加工した表面層の厚みと組み合わせて、内部に骨が成長するための最適化した孔径を選択することが可能である。さらに、層内部にくり抜き部分および空洞を形成して、内部に成長する骨が多孔性表面層の背後でかみ合わさり、それによって最適な固定が得られるようにすることが可能である。

本発明による生体適合性金属として好ましくはチタンが提供されるが、ジルコニウム、ニオブ、又はタンタルも提供される。これらの金属は、優れた生体適合性を呈し、さらに、一つの金属が固体内で予測不能な適合性の欠如を生じた場合には、異なる金属を使用することも可能である。

さらに、生体適合性金属を金属水素化物粉体の形態において使用できる。これは、金属水素化物粉体が、その製造における実金属の前駆物質であるために有利である。この種類の粉体の場合、例えば、焼結サイクルの加熱段階を真空内で実施した場合に、この焼結サイクルの加熱段階中に脱水素化が起こる。

本発明の実施形態では、酸浴槽の手段によって及び／又はプラズマ・エッチングによって、インプラント表面にエッチングが施される。プラズマ・エッチングの場合、酸素プラズマの使用が特に有利である。個々の場合に使用する方法は、所望の表面マイクロ構造の性質によって異なる。酸浴槽中でのエッチング工程では、直径が０．１μｍ〜２．５μｍ、好ましくは０．５μｍ〜１．９μｍ、特に約０．８μｍ〜１．５μｍの大きさの小型のエッチングピットが形成される一方で、プラズマ・エッチングではピットは形成されず、むしろ、金属表面に微細で比較的浅い表面粗さが形成される。この２つの方法を組み合わせて、連続的に行うことが可能である。

インプラント表面の表面マイクロ構造を作成するための更なる使用可能な方法は、前述したように、細かい生体適合粒子をインプラント表面に付着するというものである。この場合の細かい生体適合粒子のサイズは、０．０１μｍ〜５μｍの範囲内、好ましくは０．１μｍ〜３μｍの範囲内、特に、０．２μｍ〜１μｍの範囲内である。この方法を用いれば、インプラント表面に表面粗さ又はエッチングが生じず、むしろ、表面が生体適合粒子でコーティングされる。これは、例えばゾル−ゲル法、および、結合剤、好ましくはケイ酸塩系結合剤を使用することで達成できる。この粒子結合剤は、前述のペースト又は液体を製造するための結合剤とは異なり、生体適合粒子上に残り、それ自体同様に生体適合性を有する。細かい生体適合粒子に適した材料は、特に、二酸化チタン又はリン酸カルシウムである。しかし、これ以外の適切な生体適合性材料を使用することも可能である。しかしながら、上記の２つの材料は、物体独自の化合物、即ちインプラントと同一あるいは類似した化合物に相当し、それ自体生体適合性を有するため、特に有利である。

本発明による問題は、以下の如き開孔を有するように加工を施した生体適合表面層によってさらに解決される。即ち、この生体適合表面層は、インプラントの素地表面上に配置されており、その層厚みは０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内、好ましくは０．３ｍｍ〜１．９ｍｍの範囲内、特に０．５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲内であり、また、その多孔性は２０％〜８５％の範囲内、好ましくは３０％〜７０％の範囲内、特に３５％〜６５％の範囲内である。個々の場合において、８５％を超え得る高度な多孔性の場合でも、開孔を有するように加工した表面層内へ骨を固定することができる場合も、勿論あり得る。

迅速で最適な方法で骨を内部成長させるための局所的な刺激として、本発明によれば、サブマイクロメートル範囲〜マイクロメートル範囲の表面構造が提供される。この構造は、一方で、直径が０．１μｍ〜２．５μｍの範囲内、好ましくは０．５μｍ〜１．９μｍの範囲内、特に０．８μｍ〜１．５μｍの範囲内のエッチングピット、他方で、サブマイクロメートル範囲及びマイクロメートル範囲内の開孔を有するように加工した表面層の浅い表面粗さから成る。

本発明の更なる実施形態によれば、インプラントは、インプラント表面に、生体適合粒子、特に、二酸化チタン又はリン酸カリウムを有している。これらの粒子で、少なくとも部分的なコーティングを施すことが可能である。本発明によれば、生体適合粒子のサイズは、０．１μｍ〜５μｍの範囲内、好ましくは０．１μｍ〜３μｍの範囲内、特に０．２μｍ〜１μｍの範囲内である。望ましければ、異なるサイズ範囲をお互いに組み合わせることもできる。しかしながら、その場合には、外部に向かって開口した空洞の直径が、血管新生化した骨組織が内部に成長するために必要な大きさを下回らないようにするために、孔が生体適合粒子によって閉塞しないようにする。

様々な表面マイクロ構造、すなわちピット、浅い表面粗さ、付着した生体適合粒子の組み合わせが得られる。

更なる実施形態によれば、インプラントの開孔を有する表面層は、実質的に、チタン、ニオブ、ジルコニウム、タンタル、又はその合金から成る。

上記問題に則した、骨インプラント結合の長期間安定の最適化が、大腿骨幹、股関節窩、膝関節置換のための大腿骨成分、膝関節置換のための頚骨成分、肩関節置換のための成分、肘関節置換のための成分、足指関節整復のための成分、指関節置換のための成分、腰椎の脊椎本体の融合成分、椎間板置換のための成分、歯肉移植システム、歯科矯正、特に顎歯科矯正のために、またインプラントシステムおよび歯（整復）インプラントのために本発明による表面層が使用されることによって達成される。

本発明の更なる実施形態は、従属請求項から導出される。

好適な実施形態により以下に本発明を説明する。

水素化物段階を経て製造した研磨済みの角チタン粉体から開始し、第１段階において、インプラント表面に開孔を有する構造を付加する。これに含有されたチタン粉体は少なくとも２００μｍの粒子サイズを有する。開孔を有するように加工した層自体の厚みは０．５〜１．５ｍｍであり、その多孔性は少なくとも４０％である。この層は、好ましくは、真空プラズマ・スプレー法によって付着される。ここで、プラズマフレームが、チタン粒子が若干融解され始めても、チタン粒子が基板、つまりインプラントの素地表面上に衝突した際に若干のみ凝縮するように調整される。このように製造したインプラント表面に、次に、酸浴槽中でエッチング処理を施す。この処理を適切に制御することで、直径が約１μｍの細かいエッチングピットが製造される。

第２の好適な実施形態によれば、開孔を有するように加工した層は、約５００μｍの粒子サイズを有する、さらに若干粗い角チタン粉体を使用した焼結法によって製造される。チタン粉体を、結合剤すなわち水と、焼結補助剤すなわち元素シリコン粉体と共に攪拌し、拡散可能なペーストを形成して、ブラシを用いてこれをインプラントの素地表面に付着する。元素シリコン粉体は、使用したチタンと一緒に低融点共晶を形成し、これが一時的な液相焼結に使用される。焼結サイクル自体が真空内で実施され、また加熱中の脱結合段階で水を除去する。その時になってようやく、実際の焼結処理が開始する。焼結補助剤としてシリコンを使用するため、焼結温度は１３３０℃である。次に、それにより製造された開孔を有する層に、前出の例に相当するエッチング処理が施される。

第３の好適な実施形態によれば、焼結作用物質にシリコン粉体ではなく元素コバルト粉体を使用する。この点を除けば、この例は前出の第２の好適な実施形態と同様である。焼結補助剤としてコバルトを使用することで、焼結温度は約１０４０℃となる。

第４の好適な実施形態によれば、焼結サイクルは真空内で実施される。チタン粉体の前駆物質、すなわちそれに相当するチタン水素化物粉体を、生体適合性材料として使用する。この粉体の場合、焼結サイクルの加熱段階において脱水素化が生じる。この点を除けば、この好適な実施形態は第２実施形態と同じである。この場合にも、結合剤として水を使用し、同じく、焼結サイクルの加熱段階において、システムから除去する。

真空プラズマ・スプレー法、又は焼結によって製造した層に、酸エッチングではなく、プラズマ・エッチングを用いることができる。このエッチングは、酸素プラズマ内で実施することが好ましい。処理中にピットは形成されず、むしろ、チタン表面に微細で若干浅い表面粗さが生じる。

当然ながら、少なくとも１層の生体適合性金属を付着する前に、インプラントの素地表面にエッチングを施すことができる点をここで強調しなければならない。複数層の生体適合性金属を付着することも可能であり、この付着は主に、所望の層の厚み、所望の多孔性表面層の構造、そして孔の形状に依存する。従って例えば、孔が外面からインプラント素地表面に向けて狭小化し、また同様に孔の直径がインプラントの素地表面に向けて大きくなるように、孔の直径の点で、勾配を設けることも可能である。この手段によって、多孔性表面層内部の骨と結合させて、骨芽細胞の錨のような集合体を形成することができるという利点がある。従って、多孔性表面層はインプラントの素地表面の方向にくり抜かれて、そのため多孔性表面層における骨の固定作用が最適化される。

第５の好適な実施形態によれば、真空プラズマ・スプレー法によって、又は焼結によって製造した層にはエッチングは施されず、細かい生体適合粒子でコーティングされる。２つの変形では、これらの微粒子として、二酸化チタン粉体又はリン酸カルシウム粉体を使用している。いずれの場合も、粒子サイズは１μｍである。粉体は、ケイ酸塩系結合剤を使用し、ゾル−ゲル法で付着される。

ここで強調されるべきことは、上述した全ての部分が単独で、そして発明的に重要であれば組み合わせて特許請求されるということである。これらの特許請求の範囲に含まれない変形は、当業者により勿論為されることができる。

Claims (24)

1. インプラントの素地表面上に配置される、インプラント用の開孔を有する生体適合表面層を有するインプラントであって、
   前記開孔を有する表面層の厚みが０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内であり；
   前記開孔を有する表面層の多孔性が２０％〜８５％の範囲内であり；
   前記開孔を有する表面層がサブマイクロメートルの範囲の表面粗さであることを特徴とするインプラント。
2. 前記開孔を有する表面層がピットを有し、該ピットの直径が０．１μｍ〜２．５μｍの範囲内であることを特徴とする請求項１に記載のインプラント。
3. 二酸化チタン又はリン酸カルシウムの生体適合粒子を、前記インプラント表面上に付着することを特徴とする請求項１又は２に記載のインプラント。
4. 前記生体適合粒子の粒子サイズが、０．０１μｍ〜５μｍの範囲内であることを特徴とする請求項３に記載のインプラント。
5. 前記開孔を有する表面層が、実質的にチタン、ジルコニウム、ニオブ又はタンタルから成ることを特徴とする請求項１又は２に記載のインプラント。
6. 前記開孔を有する表面層が焼結されることを特徴とする請求項１〜３の何れか１項に記載のインプラント。
7. 開孔を有するようにコーティングされた請求項１のインプラントを製造する方法であって、
   インプラントの表面を作成するために、少なくとも１層の生体適合性金属又はその合金を前記インプラントの素地表面に付加する工程と、
   前記インプラント表面のエッチング、及び／又は前記インプラント表面への微細な生体適合粒子の付着によって、前記インプラント表面上に表面マイクロ構造を形成する工程とによって特徴付けられるインプラント製造方法。
8. 前記生体適合性金属が、真空プラズマ・スプレー法によって付着されることを特徴とする請求項７に記載の方法。
9. 前記生体適合性金属が、ブラッシング、スプレッディング、スプレー等の付加技術によって付着されることを特徴とする請求項７に記載の方法。
10. 前記インプラントの素地表面に付加される前記少なくとも１層が焼結されることを特徴とする請求項７〜９の何れか１項に記載の方法。
11. 結合剤及び／又は焼結補助剤が使用されることを特徴とする請求項１０に記載の方法。
12. 焼結補助剤として、焼結補助金属を前記生体適合性金属又はその合金と共に使用し、低融点共晶、特にシリコン又はコバルトを、好ましくは元素粉体形態に形成することを特徴とする請求項１１に記載の方法。
13. 焼結が真空内で実施されることを特徴とする請求項１０〜１２の何れか１項に記載の方法。
14. 焼結が脱結合及び／又は脱水素段階を備えることを特徴とする請求項１０〜１３の何れか１項に記載の方法。
15. ８００℃〜１５００℃の範囲内の焼結温度が使用されることを特徴とする請求項１０〜１４の何れか１項に記載の方法。
16. 前記生体適合性金属を粉体形態において使用することを特徴とする請求項７〜１５の何れか１項に記載の方法。
17. 開孔を有する表面層の厚みが、０．１ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内で形成されることを特徴とする請求項７〜１６の何れか１項に記載の方法。
18. 前記インプラントの素地表面に付加する前記生体適合性金属の粒子サイズが、５０μｍ〜８００μｍの範囲内であることを特徴とする請求項７〜１７の何れか１項に記載の方法。
19. 前記生体適合性金属がチタン、ジルコニウム、ニオブ、タンタルであることを特徴とする請求項７〜１８の何れか１項に記載の方法。
20. 前記生体適合性金属が、金属水素化物粉体の形態において使用されることを特徴とする請求項９〜１９の何れか１項に記載の方法。
21. 前記インプラント表面のエッチングが、酸（溶液）エッチングによって、及び／又はプラズマ・エッチングによって実施されることを特徴とする請求項７〜２０の何れか１項に記載の方法。
22. 前記微細な生体適合粒子の粒子サイズが、０．０１μｍ〜５μｍの範囲内であることを特徴とする請求項７〜２１の何れか１項に記載の方法。
23. 前記微細な生体適合粒子が、結合剤を使用して、ゾル−ゲル法で付着されることを特徴とする請求項７〜２２の何れか１項に記載の方法。
24. 前記微細な生体適合粒子のための材料として、二酸化チタン、リン酸カルシウム、又はこれ以外の生体適合性材料を使用していることを特徴とする請求項７〜２３の何れか１項に記載の方法。