JP4625943B2 - Bone substitute material and manufacturing method thereof - Google Patents
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Description
本発明は人工骨、人工関節、人工歯根、生体埋込治療材料、生体埋込医療機器、器具等に利用される骨代替材料とその製造方法に関する。 The present invention relates to a bone substitute material used for an artificial bone, an artificial joint, an artificial tooth root, a bioimplantable treatment material, a bioimplantable medical device, an instrument, and the like, and a manufacturing method thereof.
病気や怪我などにより骨や関節に重大な損傷が生じた場合、これを修復する目的で骨移植が行われる。しかし、骨移植は、移植に用いる骨の供給量が十分ではないこと、未知の病因物質が混入している危険性をはらんでいること等の問題点がある。かかる問題を克服するためには、化学的に合成された骨の機能を代替し得る人工材料を骨の修復に使用することが有効であると考えられる。人工材料としては、セラミックス材料や金属材料を使用することが考えられる。 When a bone or joint is seriously damaged due to illness or injury, a bone transplant is performed for the purpose of repairing the damage. However, bone transplantation has problems such as an insufficient supply amount of bone used for transplantation and a risk of mixing an unknown etiological substance. In order to overcome such problems, it is considered effective to use artificial materials that can replace chemically synthesized bone functions for bone repair. As the artificial material, it is conceivable to use a ceramic material or a metal material.
セラミックスの中には、生体が上記のような異物反応を示すことがなく、体内で骨組織と自然に結合する材料が知られている。これらの材料は、生体活性セラミックスと総称され、重要な人工骨材料として実用化されている。現在、生体活性セラミックスとしては、Na2O-CaO-SiO2-P2O5系のガラス、焼結水酸アパタイト[Ca10(PO4)6(OH)2]、酸素・フッ素アパタイト[Ca10(PO4)6(O,F)2]とβ-ウォラストナイトの微結晶を析出した結晶化ガラスA-W等が知られている（非特許文献１参照）。生体活性セラミックスは、体内に埋入されると、体液と化学反応をして表面に骨の主成分である水酸アパタイト（Ca10(PO4)6(OH)2）の薄層を形成する。生体活性セラミックスの高い生体適合性は、その特異な表面構造に起因していると考えられている。 Among ceramics, there is known a material in which a living body does not exhibit a foreign body reaction as described above and naturally binds to bone tissue in the body. These materials are collectively referred to as bioactive ceramics, and are put into practical use as important artificial bone materials. Currently, bioactive ceramics include Na 2 O—CaO—SiO 2 —P 2 O 5 glass, sintered hydroxyapatite [Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ], oxygen / fluorine apatite [Ca Crystallized glass AW and the like in which microcrystals of 10 (PO 4 ) 6 (O, F) 2 ] and β-wollastonite are precipitated are known (see Non-Patent Document 1). When bioactive ceramics are implanted in the body, they react with body fluids to form a thin layer of hydroxyapatite (Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 ), the main component of bone, on the surface. . The high biocompatibility of bioactive ceramics is believed to be due to its unique surface structure.
しかし、これらの生体活性セラミックスは破壊靭性が1〜2MPa・m1/2程度であり、人の皮質骨（2〜6 MPa・m1/2）には及ばない。そのため、上記生体活性セラミックスは、人工股関節や人工大腿骨のような大荷重の加わる部分の材料としては適さない。破壊靭性が加わる荷重に及ばないからである。そこで、かかる用途においては、人工材料として、大きな破壊靭性をもつチタン金属やチタン合金が使用される。 However, these bioactive ceramics have a fracture toughness of about 1 to 2 MPa · m 1/2, and do not reach human cortical bone (2 to 6 MPa · m 1/2 ). Therefore, the bioactive ceramics are not suitable as a material for a portion to which a heavy load is applied such as an artificial hip joint or an artificial femur. This is because the fracture toughness does not reach the applied load. Therefore, in such applications, titanium metal or titanium alloy having a large fracture toughness is used as an artificial material.
しかしながら、これらの金属材料を、骨の欠損部に埋入した場合、生体はこれを異物と認識する。そして、繊維性被膜でカプセル化し周囲の組織から隔離しようとする。従って、埋入された材料は、周囲の骨組織と直接接することができなくなる。その結果、長期間が経過すると、金属材料と骨との間に歪みやずれが生じ得る。従って、これらの骨代替材料として用いられる金属には、骨組織親和性を付与することが求められる。 However, when these metal materials are embedded in a bone defect, the living body recognizes this as a foreign object. They then encapsulate with a fibrous coating and try to isolate them from the surrounding tissue. Thus, the embedded material cannot directly contact the surrounding bone tissue. As a result, over a long period of time, distortion or misalignment may occur between the metal material and the bone. Therefore, it is required to give bone tissue affinity to the metal used as these bone substitute materials.
現在、骨組織親和性を付与するために、チタン金属やチタン合金の表面に水酸アパタイトの皮膜をコーティングする技術が広く用いられている。そのひとつとして、金属表面へ生体活性セラミックスをコーティングする方法が提案されている。このコーティング技術は、大別すると、ドライ・プロセスと、ウエット・プロセスとに分類される。 Currently, a technique of coating a hydroxyapatite film on the surface of titanium metal or a titanium alloy is widely used in order to impart affinity to bone tissue. As one of them, a method for coating a metal surface with bioactive ceramics has been proposed. This coating technique is roughly classified into a dry process and a wet process.
ドライ・プロセスとしては、プラズマ溶射法（特許文献１，２参照）、スパッタリング法（特許文献３参照）、焼結法（特許文献４，５参照）等が知られている。そのなかでも代表的なものは、プラズマ溶射法を用いたチタン金属への水酸アパタイトのコーティングである。これは、プラズマ炎中に水酸アパタイトの粉末を導入し、チタン金属上に噴霧することにより水酸アパタイト薄膜を同金属表面に形成させるものである。この方法により、水酸アパタイトをコーティングしたチタン金属は既に実用化されている。 As a dry process, a plasma spraying method (see Patent Literatures 1 and 2), a sputtering method (see Patent Literature 3), a sintering method (see Patent Literatures 4 and 5), and the like are known. A typical example is a hydroxyapatite coating on titanium metal using a plasma spraying method. In this method, a hydroxyapatite powder is introduced into a plasma flame and sprayed onto titanium metal to form a hydroxyapatite thin film on the surface of the metal. By this method, titanium metal coated with hydroxyapatite has already been put into practical use.
しかしながら、ドライ・プロセスでは、コーティング剤である水酸アパタイトが高温環境下に置かれることから、生体内のアパタイトとは異なる種類のアパタイト（例えば、酸素アパタイト［Ca10(PO4)6O］など）の膜が形成されてしまう。また、プラズマ溶射法では、噴霧時に水酸アパタイト粉末が１０，０００℃以上に加熱されるため、被膜の組成を制御することが容易ではない。しかも、水酸アパタイト層の金属への強固な付着が困難であるため、体内でコーティングの一部が溶解したり剥離したりする点が問題とされている。 However, in the dry process, hydroxyapatite, which is a coating agent, is placed in a high-temperature environment, so a different type of apatite (for example, oxygen apatite [Ca 10 (PO 4 ) 6 O], etc.) ) Is formed. Further, in the plasma spraying method, since the hydroxyapatite powder is heated to 10,000 ° C. or more during spraying, it is not easy to control the composition of the coating. Moreover, since it is difficult to firmly attach the hydroxyapatite layer to the metal, there is a problem in that a part of the coating is dissolved or peeled off in the body.
一方、ウエット・プロセスとしては、金属材料を水酸アパタイト成分水溶液に浸漬する方法（特許文献６〜８）、金属材料をアルカリ処理した後に擬似体液に浸漬又は体内に埋入する方法（非特許文献２、特許文献９〜１２）、ガラスとともにアルカリ水溶液に浸漬した後に擬似体液に浸漬又は体内に埋入する方法（特許文献１３〜１６）、陽極酸化法による方法（特許文献１７）などが知られている。 On the other hand, as a wet process, a method in which a metal material is immersed in an aqueous solution of a hydroxyapatite component (Patent Documents 6 to 8), a method in which a metal material is treated with an alkali and then immersed in a simulated body fluid or embedded in the body (Non-Patent Document) 2, Patent Documents 9 to 12), a method of immersing in an alkaline aqueous solution with glass and then immersing or embedding in a simulated body fluid (Patent Documents 13 to 16), a method using an anodic oxidation method (Patent Document 17), and the like are known. ing.
これらのウエット・プロセスは、金属表面を化学処理により活性化し、水酸アパタイト層の形成を誘発させるものである。ドライプロセスに比べて均質の被膜形成が可能であり、また、金属と被膜の結合が強固であるという特徴を有する。 These wet processes activate the metal surface by chemical treatment and induce the formation of a hydroxyapatite layer. Compared to the dry process, it is possible to form a uniform film, and the bond between the metal and the film is strong.
金属材料をアルカリ処理した後に擬似体液に浸漬又は体内に埋入する方法（非特許文献１）では、まず、チタン金属の基体の表面を水酸化ナトリウム（NaOH）水溶液で処理する。水酸化ナトリウム水溶液の濃度は、０．５〜１０kmol/m3とする。これにより、基体の表面には、チタン酸ナトリウムのゲル層が形成される。チタン酸ナトリウムの濃度には、基体表面でもっとも高く、表面から基体内部に向かうに従って低くなるように、濃度勾配が形成される。次に、アルカリ処理がされた基体を６００℃で加熱処理をする。これにより、基体表面に濃度勾配をもった非晶質のチタン酸ナトリウムの薄層が形成される。以上の表面処理がされた基体を、擬似体液に浸漬し、又は生体内に埋入する。そうすると、まず、基体の表面のナトリウム・イオンNa+が周囲の液中のオキソニウム・イオン（H3O+）と交換し、基体表面にTi-OH基が形成される。このTi-OH基がアパタイト核の形成を誘起する。体液は通常の状態でもアパタイトに対して過飽和な状態にある。従って、基体表面に形成されたアパタイト核は、周囲の液からカルシウムとリン酸イオンとを取り込んで自然に生長する。 In a method of immersing or embedding a metal material in a simulated body fluid after alkali treatment (Non-Patent Document 1), first, the surface of the titanium metal substrate is treated with an aqueous sodium hydroxide (NaOH) solution. The concentration of the aqueous sodium hydroxide solution is 0.5 to 10 kmol / m 3 . Thereby, a gel layer of sodium titanate is formed on the surface of the substrate. A concentration gradient is formed so that the concentration of sodium titanate is highest on the surface of the substrate and decreases from the surface toward the inside of the substrate. Next, the alkali-treated substrate is heated at 600 ° C. As a result, a thin layer of amorphous sodium titanate having a concentration gradient is formed on the substrate surface. The substrate subjected to the above surface treatment is immersed in a simulated body fluid or embedded in a living body. Then, first, sodium ions Na + on the surface of the substrate are exchanged with oxonium ions (H 3 O + ) in the surrounding liquid, and Ti—OH groups are formed on the surface of the substrate. This Ti-OH group induces the formation of apatite nuclei. The body fluid is supersaturated with respect to apatite even in a normal state. Therefore, the apatite nucleus formed on the substrate surface naturally grows by taking in calcium and phosphate ions from the surrounding liquid.
この方法で形成されるアパタイト被膜は、骨の無機物質と同じ構造・組成を有する。また、チタン基板とアパタイト層との界面に、アパタイト濃度の傾斜構造を形成するので、アパタイト被膜が基板に強固に付着する。従って、被膜の体内での溶解や剥離が生じにくいと考えられている。 The apatite film formed by this method has the same structure and composition as the bone inorganic substance. In addition, since the apatite concentration gradient structure is formed at the interface between the titanium substrate and the apatite layer, the apatite film adheres firmly to the substrate. Therefore, it is considered that dissolution and peeling of the coating in the body hardly occur.
また、基材に使用する金属としては、従来、チタンやチタン合金の他に、バナジウムを除く５ａ属（ニオブNb、タンタルTa）の金属またはこれらの金属を主成分とする合金を使用した例が知られている（特許文献１２参照）。
ところで、従来の金属を用いた骨代替材料の基体として使用されてきたタンタル金属は、その比重（１６．６５）が骨の比重（２．０１）に比べて著しく大きい。そのため、股関節や大腿骨など、大きい骨欠損部を修復する場合に、基体としてタンタル金属を使用した場合、体に加わる重量負担が大きい。したがって、タンタル金属は、そのような大きい骨欠損部を修復する材料としては利用し難いという問題がある。 By the way, the specific gravity (16.65) of tantalum metal that has been used as a base material for a bone substitute material using a conventional metal is significantly larger than the specific gravity of bone (2.01). Therefore, when a large bone defect such as a hip joint or a femur is repaired, when tantalum metal is used as a base, a heavy burden is applied to the body. Therefore, tantalum metal has a problem that it is difficult to use as a material for repairing such a large bone defect.
また、チタン金属やタンタル金属の基体を体液（または擬似体液）に浸漬した場合、基体表面にアパタイト被膜が形成されるのに３日程度の時間が必要とされる。従って、ウェット・プロセスで骨代替材料をアパタイト皮膜でコーティングするために要する時間や、骨代替材料を生体に埋入した後に骨組織と結合するまでの時間が長いという問題がある。 When a titanium metal or tantalum metal substrate is immersed in body fluid (or pseudo body fluid), it takes about 3 days to form an apatite film on the surface of the substrate. Accordingly, there is a problem that it takes a long time to coat the bone substitute material with an apatite film by a wet process and a long time until the bone substitute material is bonded to the bone tissue after being implanted in the living body.
そこで、本発明の目的は、加工が容易で、比較的軽量で、かつ靭性と強度に優れるとともに、骨組織親和性に優れ、体液中において従来よりも短時間で表面にアパタイト被膜を形成する骨代替材料を提供することにある。 Accordingly, an object of the present invention is a bone that is easy to process, is relatively lightweight, has excellent toughness and strength, has excellent bone tissue affinity, and forms an apatite film on the surface in a body fluid in a shorter time than before. It is to provide an alternative material.
本発明に係る骨代替材料は、少なくとも表面がモリブデン金属又はモリブデンを主成分とする合金（以下、「モリブデン合金」という。）からなる基体と、前記基体の表面に形成されたアルカリ金属又はアルカリ土類金属を成分として含有する酸化モリブデンの被膜とを備えていることを特徴とする。 The bone substitute material according to the present invention includes at least a surface made of molybdenum metal or an alloy containing molybdenum as a main component (hereinafter referred to as “molybdenum alloy”), and an alkali metal or alkaline earth formed on the surface of the base. And a film of molybdenum oxide containing a similar metal as a component.
この骨代替材料を擬似体液に浸漬し、又は生体内に埋入すると、酸化モリブデン被膜に含有されるアルカリ金属又はアルカリ土類金属のイオンが液中のオキソニウム・イオンと交換し、基体表面にMo-OH基が生成される。そして、このMo-OH基が水酸アパタイト核の形成を誘起する。体液は通常の状態でも水酸アパタイトに対して過飽和な状態にある。従って、基体表面に形成された水酸アパタイト核は、周囲の液からカルシウムとリン酸イオンとを取り込んで自然に生長する。その結果、基体の表面に骨組織親和性の高い被膜が形成される。 When this bone substitute material is immersed in a simulated body fluid or embedded in a living body, alkali metal or alkaline earth metal ions contained in the molybdenum oxide coating exchange with oxonium ions in the solution, and Mo on the substrate surface. -OH groups are generated. And this Mo-OH group induces the formation of a hydroxyapatite nucleus. The body fluid is supersaturated with hydroxyapatite even in a normal state. Accordingly, the hydroxyapatite nucleus formed on the surface of the substrate naturally grows by taking in calcium and phosphate ions from the surrounding liquid. As a result, a coating having a high affinity for bone tissue is formed on the surface of the substrate.
このように、本発明においては、基体金属としてモリブデンを使用することとした。モリブデン（Mo）は、毒性が少ないので、人工関節や歯科材料においてチタン合金やコバルト−クロム合金などの成分として広く臨床使用されている。従って、モリブデンは骨代替材料の基体として使用することは安全性の面からは問題がない。 Thus, in the present invention, molybdenum is used as the base metal. Molybdenum (Mo) is widely used clinically as a component of titanium alloys and cobalt-chromium alloys in artificial joints and dental materials because of its low toxicity. Therefore, there is no problem in terms of safety when molybdenum is used as a base for a bone substitute material.
一方、従来基体として使用されてきたチタンの原子価は４価であり、タンタルは５価である。それに対して、モリブデンの原子価は６価である。一般に、原子価が大きい程、その金属表面が負に帯電しやすい。したがって、基体にモリブデンを使用することにより、従来よりも高く負に帯電した酸化物表面を基体に与えることができる。このことは、基体が体液（または擬似体液）に浸漬された場合に、体液（または擬似体液）中のプラス・イオンを引きつけやすいことを意味する。すなわち、少なくとも基体表面をモリブデン金属又はモリブデン合金とすることで、従来に比べてカルシウム・イオンを引き付けやすくなる。従って、体液（または擬似体液）に浸漬したときに、早期に体液中のカルシウム・イオンを吸着し、その結果、従来よりも早期に骨組織親和性に優れたアパタイト被膜を形成することが可能となる。 On the other hand, the valence of titanium conventionally used as a substrate is tetravalent, and tantalum is pentavalent. On the other hand, the valence of molybdenum is hexavalent. In general, the higher the valence, the more easily the metal surface is negatively charged. Therefore, by using molybdenum for the substrate, it is possible to provide the substrate with an oxide surface that is more negatively charged than before. This means that when the substrate is immersed in body fluid (or simulated body fluid), it tends to attract positive ions in the body fluid (or simulated body fluid). That is, at least the surface of the substrate is made of molybdenum metal or molybdenum alloy, so that calcium ions can be attracted more easily than in the past. Therefore, when immersed in body fluid (or simulated body fluid), calcium ions in the body fluid are adsorbed at an early stage, and as a result, it is possible to form an apatite film with excellent bone tissue affinity earlier than before. Become.
また、モリブデンは、チタンやタンタルと同程度の靭性を有する一方、強度はチタン金属が620MPa、タンタル金属が510MPa、モリブデン金属が840MPaであり、モリブデン金属が最も優れている。従って、モリブデン金属を使用することによって、骨代替材料の機械的強度をより高めることができる。 Molybdenum has the same toughness as titanium and tantalum, while the strength is 620 MPa for titanium metal, 510 MPa for tantalum metal, and 840 MPa for molybdenum metal, and molybdenum metal is the most excellent. Therefore, the mechanical strength of the bone substitute material can be further increased by using molybdenum metal.
また、モリブデンは、その比重が１０．２８であり、タンタル（比重１６．６５）の約３／５である。従って、骨代替材料を軽量に構成することができるので、股関節や大腿骨など、大きい骨欠損部を修復する材料として使用することが可能である。 Molybdenum has a specific gravity of 10.28 and is about 3/5 of tantalum (specific gravity 16.65). Therefore, since the bone substitute material can be configured to be lightweight, it can be used as a material for repairing a large bone defect portion such as a hip joint or a femur.
また、本発明において、被膜の厚さは、０．１〜１０μｍとするのが好適である。この範囲の厚さであれば、骨組織親和性と機械的特性との両方において優れているからである。０．１μｍよりも薄いと、体液との反応によるアパタイト皮膜の形成が生じ難くなり、逆に、１０μｍよりも厚いと、基体表面に形成されるアパタイト皮膜の内部において破壊が生じやすく、被膜の剥離が生じやすい傾向がみられる。 In the present invention, the thickness of the coating is preferably 0.1 to 10 μm. This is because the thickness within this range is excellent in both bone tissue compatibility and mechanical properties. If it is thinner than 0.1 μm, it becomes difficult to form an apatite film due to reaction with body fluids. Conversely, if it is thicker than 10 μm, it tends to break down inside the apatite film formed on the substrate surface, and the film is peeled off. Tend to occur.
また、本発明において、前記被膜は、モリブデン酸ナトリウム、モリブデン酸カリウム、又はモリブデン酸カルシウムを含有するものとすることができる。 In the present invention, the coating film may contain sodium molybdate, potassium molybdate, or calcium molybdate.
特に、被膜を構成する物質がモリブデン酸ナトリウム、モリブデン酸カリウム、又はモリブデン酸カルシウムであることにより、体液中にアルカリ金属またはアルカリ土類金属のイオンを溶出して、早期のアパタイト膜形成の効果が期待できる。ナトリウム・イオン、カリウム・イオン、及びカルシウム・イオンは、何れも体液中に拡散しやすいからである。 In particular, when the substance constituting the coating is sodium molybdate, potassium molybdate, or calcium molybdate, the ions of alkali metal or alkaline earth metal are eluted in the body fluid, and the effect of early apatite film formation is achieved. I can expect. This is because sodium ions, potassium ions, and calcium ions are all easily diffused into body fluids.
本発明に係る骨代替材料の製造方法は、少なくとも表面がモリブデン金属又はモリブデン合金からなる基体をアルカリ金属又はアルカリ土類金属のイオンを含有するアルカリ水溶液で処理し、前記基体表面に被膜を形成することを特徴とする。 In the method for producing a bone substitute material according to the present invention, a substrate having at least a surface made of molybdenum metal or a molybdenum alloy is treated with an alkaline aqueous solution containing ions of alkali metal or alkaline earth metal to form a coating on the surface of the substrate. It is characterized by that.
この方法によれば、基体をアルカリ水溶液でアルカリ処理をすることにより、基体の表面にはアルカリ金属又はアルカリ土類金属のモリブデン酸化物の薄いゲル層が形成される。このようにして、本発明の骨代替材料を製造することができる。 According to this method, a thin gel layer of an alkali metal or alkaline earth metal molybdenum oxide is formed on the surface of the substrate by subjecting the substrate to an alkali treatment with an alkaline aqueous solution. In this way, the bone substitute material of the present invention can be manufactured.
また、基体表面に形成されるゲル層は、基体表面におけるモリブデン酸化物の濃度が高く、基体内部に向かって次第に濃度が低下する濃度勾配を持った層となる。従って、上記方法により製造された骨代替材料を擬似体液に浸漬し又は生体内に埋入し、水酸アパタイトが形成された場合、基体内部から表面に向かって水酸アパタイトの濃度が高くなるような濃度勾配を有する界面が形成される。従って、水酸アパタイトの被膜と基体との結合強度が大きく、基体から剥離しにくい被膜を形成することができる。 Further, the gel layer formed on the substrate surface is a layer having a concentration gradient in which the concentration of molybdenum oxide on the substrate surface is high and the concentration gradually decreases toward the inside of the substrate. Therefore, when the hydroxyapatite is formed by immersing the bone substitute material manufactured by the above method in a simulated body fluid or embedding it in a living body to form hydroxyapatite, the concentration of hydroxyapatite increases from the inside of the substrate toward the surface. An interface with a strong concentration gradient is formed. Accordingly, it is possible to form a film that has a high bond strength between the hydroxyapatite film and the substrate and is difficult to peel from the substrate.
上記アルカリ水溶液での処理において、アルカリ水溶液の水酸イオン（OH-）のモル濃度は１〜２５kmol/m3とすることが好適である。体内で金属表面にアパタイト皮膜を形成させるのに適度な厚さのゲル層を形成させることが可能だからである。尚、モル濃度が１kmol/m3よりも低いと、アパタイト膜を形成させるために十分な厚さの酸化モリブデン膜が得難いという不都合が生じやすくなる。また、モル濃度が２５kmol/m3よりも高いと、酸化モリブデン膜の内部に置いて破壊が生じやすいという不都合が生じやすくなる。すなわち、酸化モリブデン膜の強度は基体金属に比べ強度が低いので、酸化モリブデン膜の厚さはできる限り薄い方がよいが、一方でアパタイト膜を形成させるに十分な酸化モリブデン膜の厚さを確保する必要があることから、上記膜厚の範囲が好適とされる。 In the treatment with the alkaline aqueous solution, the molar concentration of the hydroxide ion (OH − ) in the alkaline aqueous solution is preferably 1 to 25 kmol / m 3 . This is because it is possible to form a gel layer having an appropriate thickness for forming an apatite film on the metal surface in the body. Incidentally, when the molar concentration is lower than 1 kmol / m 3, the problem that it is difficult to obtain a molybdenum oxide film having a sufficient thickness for forming an apatite film tends to occur. On the other hand, if the molar concentration is higher than 25 kmol / m 3, the inconvenience of being easily damaged when placed inside the molybdenum oxide film is likely to occur. That is, the strength of the molybdenum oxide film is lower than that of the base metal. Therefore, the thickness of the molybdenum oxide film should be as thin as possible. On the other hand, the thickness of the molybdenum oxide film is sufficient to form the apatite film. Therefore, the above film thickness range is preferable.
また、上記アルカリ水溶液での処理において、アルカリ水溶液の温度は、４０〜８０℃とし、１２〜４８時間処理することが好ましい。体内で金属表面にアパタイト膜を形成させるのに適度な厚さのゲル層を形成させることが可能だからである。 Moreover, in the treatment with the alkaline aqueous solution, the temperature of the alkaline aqueous solution is preferably 40 to 80 ° C., and is preferably treated for 12 to 48 hours. This is because it is possible to form a gel layer having an appropriate thickness for forming an apatite film on the metal surface in the body.
アルカリ処理に使用するアルカリ水溶液としては、できるだけｐＨの大きい溶液を使用することが好ましい。アルカリ処理に要する時間が短縮できるからである。従って、特に、水酸化ナトリウム水溶液、水酸化カリウム水溶液を使用するのが好適である。 As the aqueous alkali solution used for the alkali treatment, it is preferable to use a solution having a pH as large as possible. This is because the time required for the alkali treatment can be shortened. Therefore, it is particularly preferable to use an aqueous sodium hydroxide solution or an aqueous potassium hydroxide solution.
また、上記製造方法において、前記基体を前記アルカリ水溶液に浸漬した後、カルシウム・イオンを含有する水溶液に浸漬することにより前記基体表面に被膜を形成することもできる。 Moreover, in the said manufacturing method, after immersing the said base | substrate in the said alkaline aqueous solution, a film can also be formed in the said base | substrate surface by immersing in the aqueous solution containing a calcium ion.
カルシウム・イオンを含有する水溶液に浸漬することにより、アルカリ処理により基体表面に形成された酸化モリブデン被膜中にカルシウムイオンが担持される。そして、この基体を体液（または擬似体液）中に浸漬すると、カルシウム・イオンが体液（または擬似体液）中に溶出することにより、基体表面にアパタイト皮膜が形成されるまでの時間が短縮される。 By immersing in an aqueous solution containing calcium ions, the calcium ions are supported in the molybdenum oxide film formed on the substrate surface by the alkali treatment. When this substrate is immersed in body fluid (or simulated body fluid), calcium ions are eluted in the body fluid (or simulated body fluid), thereby shortening the time until the apatite film is formed on the surface of the substrate.
すなわち、体液中のアパタイトに対する過飽和度は、イオン活動度積Ｋ＝[Ca2+]10[PO4 3-]6[OH-]2により表される。ここで、[Ca2+]、[PO4 3-]、[OH-]は、それぞれ、体液中のカルシウム・イオン、リン酸イオン、水酸イオンの濃度を表す。体液のイオン活動度積Ｋの値が、アパタイトの飽和状態のイオン活動度積ＫSPの値よりも大きいほど、アパタイトの過飽和度が大きく、アパタイトが析出しやすい。 That is, the degree of supersaturation with respect to apatite in body fluid is expressed by the ion activity product K = [Ca 2+ ] 10 [PO 4 3− ] 6 [OH − ] 2 . Here, [Ca 2+ ], [PO 4 3− ], and [OH − ] represent the concentrations of calcium ions, phosphate ions, and hydroxide ions in the body fluid, respectively. As the value of the ionic activity product K of the body fluid is larger than the value of the ionic activity product K SP in the saturated state of the apatite, the supersaturation degree of the apatite increases and the apatite is likely to precipitate.
ここで、基体表面の酸化モリブデン膜内のアルカリ金属イオンが、ナトリウム・イオン（Na+）またはカリウム・イオン（K+）の場合、これらのイオンが体液に溶出した場合には、体液内の水酸イオン（OH-）の濃度が上昇する。したがって、ナトリウム・イオンまたはカリウム・イオンの溶出により、酸化モリブデン膜内のこれらのイオン濃度の２乗程度のオーダーに比例してイオン活動度積Ｋが上昇する。 Here, when the alkali metal ion in the molybdenum oxide film on the substrate surface is sodium ion (Na + ) or potassium ion (K + ), if these ions are eluted in the body fluid, the water in the body fluid acid ion (OH -) concentration of increases. Accordingly, elution of sodium ions or potassium ions increases the ion activity product K in proportion to the order of the square of these ion concentrations in the molybdenum oxide film.
それに対して、基体表面の酸化モリブデン膜内のアルカリ金属イオンが、カルシウム・イオン（Ca2+）の場合には、カルシウム・イオンが体液に溶出することにより、酸化モリブデン膜内のカルシウム・イオン濃度の約１０乗程度のオーダーに比例してイオン活動度積Ｋが上昇する。従って、ナトリウム・イオンやカリウム・イオンに比べ、カルシウム・イオンのほうが遙かにアパタイトの析出を誘引しやすく、基体表面にアパタイト皮膜が沈着するまでの時間が短い。 On the other hand, when the alkali metal ion in the molybdenum oxide film on the substrate surface is calcium ion (Ca 2+ ), the calcium ion is eluted into the body fluid, so that the calcium ion concentration in the molybdenum oxide film is The ion activity product K increases in proportion to the order of about the 10th power of. Therefore, calcium ions are much easier to induce precipitation of apatite than sodium ions and potassium ions, and the time until the apatite film is deposited on the substrate surface is shorter.
従って、早期に基体と周囲の骨組織とが一体化でき、修復箇所に骨代替材料が安定的に固定される。 Therefore, the base body and the surrounding bone tissue can be integrated at an early stage, and the bone substitute material is stably fixed at the repair site.
ここで、最初のアルカリ処理においては、水酸化カルシウムよりも、むしろ水酸化ナトリウムや水酸化カリウムのようにｐＨの大きい水溶液を使用するのが好ましい。処理時間を短縮することができるからである。従って、上記アルカリ処理を行った後に、カルシウム・イオンを含有する水溶液に浸漬することで、アルカリ金属イオンをカルシウム・イオンに置換することによって、短時間で基体表面にアパタイト皮膜が形成される骨代替材料を短時間で製造することができる。 Here, in the first alkali treatment, it is preferable to use an aqueous solution having a high pH such as sodium hydroxide or potassium hydroxide rather than calcium hydroxide. This is because the processing time can be shortened. Therefore, after the alkali treatment, the bone substitute replaces the alkali metal ions with calcium ions by immersing them in an aqueous solution containing calcium ions, thereby forming an apatite film on the substrate surface in a short time. The material can be manufactured in a short time.
尚、カルシウム・イオンを含有する水溶液としては、できるだけ水に対する溶解度の大きいカルシウム含有物質の水溶液を使用することが好ましい。かかる水溶液としては、塩化カルシウム（CaCl2）水溶液、硝酸カルシウム（Ca(NO3)2）水溶液、酢酸カルシウム（Ca(CH3COO)2）水溶液などを使用することができる。 As the aqueous solution containing calcium ions, it is preferable to use an aqueous solution of a calcium-containing substance having a solubility in water as much as possible. As such an aqueous solution, a calcium chloride (CaCl 2 ) aqueous solution, a calcium nitrate (Ca (NO 3 ) 2 ) aqueous solution, a calcium acetate (Ca (CH 3 COO) 2 ) aqueous solution, or the like can be used.
カルシウム・イオン含有水溶液の濃度は、０．１〜５kmol/m3とし、処理温度は２０〜６０℃とするのが好適である。この範囲であれば、アパタイト被膜を形成させるのに十分な量のカルシウム・イオンを酸化モリブデン膜に取り込ませることが可能だからである。 The concentration of the calcium ion-containing aqueous solution is preferably 0.1 to 5 kmol / m 3 and the treatment temperature is preferably 20 to 60 ° C. This is because, within this range, a sufficient amount of calcium ions for forming an apatite film can be taken into the molybdenum oxide film.
さらに、上記製造方法において、前記基体を前記アルカリ水溶液又は前記カルシウム・イオンを含有する水溶液に浸漬した後、前記基体の加熱処理をすることにより前記基体表面の被膜を硬化させるようにしてもよい。 Furthermore, in the above manufacturing method, after the substrate is immersed in the alkaline aqueous solution or the aqueous solution containing calcium ions, the substrate surface may be heated to cure the coating on the surface of the substrate.
基体をアルカリ水溶液又はカルシウム・イオンを含有する水溶液に浸漬した後の時点では、基体の表面は水和状態（ゲル状態）にあるため、耐摩耗性が低い。そこで、この表面を加熱処理し、表面を脱水することにより、機体表面の膜を緻密で硬度の高いものとすることができる。 At the time after the substrate is immersed in an aqueous alkali solution or an aqueous solution containing calcium ions, the surface of the substrate is in a hydrated state (gel state), so the wear resistance is low. Therefore, by heat-treating this surface and dehydrating the surface, the film on the surface of the airframe can be made dense and high in hardness.
ここで、加熱処理は、常圧下で２００〜８００℃で、１〜５時間処理するのが好適である。酸化モリブデン被膜と基体との界面に形成されているモリブデン酸化物の濃度勾配を保持しながら、表面の酸化モリブデン被膜を緻密化させることができるからである。尚、あまり過度な加熱処理を行うと、酸化モリブデン被膜と基体との界面に形成されているモリブデン酸化物の濃度勾配が消滅し、基体表面に形成されるアパタイト被膜と基体との間の結合強度の低下を招くことになる。 Here, the heat treatment is preferably performed at 200 to 800 ° C. under normal pressure for 1 to 5 hours. This is because the molybdenum oxide film on the surface can be densified while maintaining the concentration gradient of the molybdenum oxide formed at the interface between the molybdenum oxide film and the substrate. If excessive heat treatment is performed, the concentration gradient of molybdenum oxide formed at the interface between the molybdenum oxide coating and the substrate disappears, and the bond strength between the apatite coating formed on the substrate surface and the substrate is lost. Will be reduced.
以上のように、本発明によれば、基体として少なくとも表面がモリブデン金属又はモリブデンを主成分とする合金を使用したことにより、加工が容易で、比較的軽量で、かつ靭性と強度に優れるとともに、骨組織親和性に優れ、体液中において従来よりも短時間で表面にアパタイト被膜を形成する骨代替材料を提供することが可能となる。
また、本発明の骨代替材料の製造方法によれば、早期にアパタイト被膜を形成して、骨組織と一体化する作用を有する優れた骨代替材料の製造が可能となる。
As described above, according to the present invention, at least the surface is a molybdenum metal or an alloy containing molybdenum as a main component as a substrate, so that processing is easy, relatively lightweight, and excellent in toughness and strength. It is possible to provide a bone substitute material that is excellent in bone tissue affinity and forms an apatite film on a surface in a body fluid in a shorter time than before.
Further, according to the method for producing a bone substitute material of the present invention, it is possible to produce an excellent bone substitute material having an action of forming an apatite film at an early stage and integrating with a bone tissue.
以下、本発明を実施するための最良の形態について、図面を参照しながら説明する。 The best mode for carrying out the present invention will be described below with reference to the drawings.
１０×１０×１mm3の純モリブデン金属板を＃４００で研磨し、アセトンに引き続いて蒸留水で洗浄して基体を形成した。この基体を１０kmol/m3，１５kmol/m3，２０kmol/m3，２５kmol/m3の濃度の水酸化ナトリウム（NaOH）水溶液又は水酸化カリウム（KOH）水溶液5mLに６０℃で２４時間浸漬することによりアルカリ処理し、骨代替材料を製造した。 A 10 × 10 × 1 mm 3 pure molybdenum metal plate was polished with # 400 and washed with acetone followed by distilled water to form a substrate. The substrate 10kmol / m 3, 15kmol / m 3, 20kmol / m 3, 25kmol / m 3 concentration of sodium hydroxide (NaOH) aqueous solution or by dipping at 60 ° C. 24 hours potassium hydroxide (KOH) aqueous solution 5mL The bone substitute material was manufactured by alkali treatment.
上記のようにアルカリ処理をした基体の表面の構造変化を、電子プローブ・マイクロ・アナリシス（EPMA）により検査した。 The structural change of the surface of the substrate treated with alkali as described above was examined by electron probe micro analysis (EPMA).
図２は２０kmol/m3の水酸化ナトリウム水溶液でアルカリ処理をした基体表面のＥＰＭＡスペクトルであり、図３は２０kmol/m3の水酸化カリウム水溶液でアルカリ処理をした基体表面のＥＰＭＡスペクトルである。 FIG. 2 is an EPMA spectrum of the surface of a substrate treated with an alkali solution of 20 kmol / m 3 of sodium hydroxide, and FIG. 3 is an EPMA spectrum of the surface of the substrate treated with an alkali solution of 20 kmol / m 3 of potassium hydroxide.
水酸化ナトリウム水溶液でアルカリ処理した基体表面においては、モリブデン、酸素、ナトリウムによるピークが観察された。また、水酸化カリウム水溶液でアルカリ処理した基体表面においては、モリブデン、酸素、カリウムによるピークが観察された。以上の結果は、アルカリ処理により、アルカリ金属を含有する酸化モリブデン層が金属表面に形成されたことを示していると考えられる。 Peaks due to molybdenum, oxygen, and sodium were observed on the surface of the substrate treated with an aqueous solution of sodium hydroxide. In addition, peaks due to molybdenum, oxygen, and potassium were observed on the surface of the substrate that had been alkali-treated with an aqueous potassium hydroxide solution. The above results are considered to indicate that the molybdenum oxide layer containing an alkali metal was formed on the metal surface by the alkali treatment.
なお、水酸化カリウムの濃度が２０kmol/m3以外の場合についてはここでは示していないが、濃度が２０kmol/m3以下の場合には、モリブデンのピークのみが観測された。また、２５kmol/m3の水酸化ナトリウム水溶液または水酸化カリウム水溶液でアルカリ処理をした場合については、濃度が２０kmol/m3の場合と同様の結果が得られた。 Although the case where the concentration of potassium hydroxide is other than 20 kmol / m 3 is not shown here, only the peak of molybdenum was observed when the concentration was 20 kmol / m 3 or less. Further, when the alkali treatment was performed with a 25 kmol / m 3 sodium hydroxide aqueous solution or a potassium hydroxide aqueous solution, the same results as in the case where the concentration was 20 kmol / m 3 were obtained.
次に、上述のように製造された基体を、洗瓶を用いて超純水で洗浄した後に、細胞やタンパク質などの有機成分を含まず、無機イオン濃度をヒトの血漿成分（細胞外液）にほぼ等しくした擬似体液に浸漬した（図１参照）。実験に使用した擬似体液の成分は、（表１）に示す通りである。実際には、（表１）に示した成分を有する擬似体液を、５０kmol/m3のトリ−（ヒドロキシメチル）−アミノメタン（Hydroxymethyl Aminomethan）(CH2OH)3CNH2及び塩酸HClを用いてｐＨ＝７．４に調整したものを用いた。 Next, after the substrate produced as described above is washed with ultrapure water using a washing bottle, it does not contain organic components such as cells and proteins, and the inorganic ion concentration is adjusted to human plasma components (extracellular fluid). (See FIG. 1). The components of the simulated body fluid used in the experiment are as shown in (Table 1). In practice, a simulated body fluid having the components shown in (Table 1) was prepared using 50 kmol / m 3 of tri- (hydroxymethyl) -aminomethane (CH 2 OH) 3 CNH 2 and HCl hydrochloride. What was adjusted to pH = 7.4 was used.
上述の生体活性セラミックス表面における体内でのアパタイト形成は、この擬似体液中でもよく再現できることが確認されている。従って、この擬似体液を用いれば、人工材料の生体活性を実験的に簡便に評価することができるものと考えられる。 It has been confirmed that the above-mentioned apatite formation in the body on the surface of the bioactive ceramic can be well reproduced even in this simulated body fluid. Therefore, using this simulated body fluid, it is considered that the biological activity of the artificial material can be easily and experimentally evaluated.
上記擬似体液に浸漬後、骨代替材料を取り出して乾燥した。そして、基体の表面の構造変化を、薄膜Ｘ線回折により検査した。 After immersion in the simulated body fluid, the bone substitute material was taken out and dried. Then, the structural change of the surface of the substrate was examined by thin film X-ray diffraction.
図４は水酸化ナトリウム水溶液又は水酸化カリウム水溶液でアルカリ処理した基体を、擬似体液中に７日間浸漬したモリブデン金属表面の薄膜Ｘ線回折パターンである。２０kmol/m3の以上のアルカリ水溶液で処理した基板において、擬似体液浸漬後にアパタイトに基属するピークが観測された。 FIG. 4 is a thin film X-ray diffraction pattern of a molybdenum metal surface in which a base treated with an aqueous solution of sodium hydroxide or potassium hydroxide was immersed in a simulated body fluid for 7 days. In the substrate treated with an alkaline aqueous solution of 20 kmol / m 3 or more, a peak belonging to apatite was observed after immersion in the simulated body fluid.
上記結果から、あらかじめモリブデン金属に一定濃度のアルカリ処理を施しておくと、擬似体液中で基体表面にアパタイトを析出するようになることが明らかとなった。すなわち、上記アルカリ処理されたモリブデン金属が、体内で骨組織と自然に結合し得ることを示している。これは、アルカリ処理により基体表面にアルカリ金属を含有する酸化モリブデン層が形成され、この層が体液と反応してアパタイトを沈着したものと考えられる。 From the above results, it has been clarified that when a certain concentration of alkali treatment is applied to molybdenum metal in advance, apatite is deposited on the surface of the substrate in the simulated body fluid. That is, it shows that the alkali-treated molybdenum metal can naturally bond with bone tissue in the body. This is presumably because a molybdenum oxide layer containing an alkali metal was formed on the surface of the substrate by alkali treatment, and this layer reacted with body fluid to deposit apatite.
以上のように、本実施例によれば、モリブデン金属を基体とした、生体親和性の高い骨代替材料を調整することができる。 As described above, according to this embodiment, it is possible to adjust a bone substitute material having high biocompatibility and using molybdenum metal as a base.
なお、基体表面の機械的強度を向上させるために、上記アルカリ処理をした後に、当該基体表面を加熱処理しておくことも、実用的見地からは有効である。 In order to improve the mechanical strength of the substrate surface, it is also effective from a practical point of view to heat the substrate surface after the alkali treatment.
更に、アルカリ処理したモリブデン金属の基体を、擬似体液に浸漬しておき、あらかじめ表面にアパタイト層をコーティングした複合材料も有効である。アパタイト層により骨組織に対して生体親和性が最初から高く、骨組織との結合時間が早くなるからである。 Furthermore, a composite material in which an alkali-treated molybdenum metal base is immersed in a simulated body fluid and an apatite layer is coated on the surface in advance is also effective. This is because the apatite layer has a high biocompatibility to the bone tissue from the beginning, and the bonding time with the bone tissue is shortened.
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