JPH0332675A - 生体インプラント材とその製法 - Google Patents
生体インプラント材とその製法Info
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- JPH0332675A JPH0332675A JP1170950A JP17095089A JPH0332675A JP H0332675 A JPH0332675 A JP H0332675A JP 1170950 A JP1170950 A JP 1170950A JP 17095089 A JP17095089 A JP 17095089A JP H0332675 A JPH0332675 A JP H0332675A
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Classifications
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- C23C4/04—Coating by spraying the coating material in the molten state, e.g. by flame, plasma or electric discharge characterised by the coating material
- C23C4/10—Oxides, borides, carbides, nitrides or silicides; Mixtures thereof
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- A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
- A61F2310/00389—The prosthesis being coated or covered with a particular material
- A61F2310/00592—Coating or prosthesis-covering structure made of ceramics or of ceramic-like compounds
- A61F2310/00796—Coating or prosthesis-covering structure made of a phosphorus-containing compound, e.g. hydroxy(l)apatite
-
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- C04B2111/00—Mortars, concrete or artificial stone or mixtures to prepare them, characterised by specific function, property or use
- C04B2111/00474—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00
- C04B2111/00836—Uses not provided for elsewhere in C04B2111/00 for medical or dental applications
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は疾病、災害などにより、管機能や手足の関節機
能が失われた場合にこれらを修復するために用いられる
整形外科用人工骨及び人工関節、あるいは老齢、疾病な
どによって失われた歯牙を再建するために用いられる人
工歯根等を構成する生体インプラント材とその製法に関
するものである。
能が失われた場合にこれらを修復するために用いられる
整形外科用人工骨及び人工関節、あるいは老齢、疾病な
どによって失われた歯牙を再建するために用いられる人
工歯根等を構成する生体インプラント材とその製法に関
するものである。
近年、インプラントロジーの発展は目覚ましいものがあ
り、人工心臓、人工血管、人工肺など様々な人工臓器が
医療の世界で活躍している。
り、人工心臓、人工血管、人工肺など様々な人工臓器が
医療の世界で活躍している。
特に整形外科の分野では、失われた関節機能を再建する
ための人工関節が広く用いられ、また、歯科医療の分野
では人工歯根が脚光を浴びているこの様な、人工関節、
人工骨、人工歯根などの骨肉挿入型の生体インプラント
材は高強度を必要とするところから、従来よりステンレ
ス鋼やコバルト−クロム合金などで作られてきた。しか
じながら、金属材料は生体内において腐食を起こし、金
属イオンが溶出して骨細胞に悪影響を与えたり、極端な
場合にはインプラント材が破折するなどの問題があった
。
ための人工関節が広く用いられ、また、歯科医療の分野
では人工歯根が脚光を浴びているこの様な、人工関節、
人工骨、人工歯根などの骨肉挿入型の生体インプラント
材は高強度を必要とするところから、従来よりステンレ
ス鋼やコバルト−クロム合金などで作られてきた。しか
じながら、金属材料は生体内において腐食を起こし、金
属イオンが溶出して骨細胞に悪影響を与えたり、極端な
場合にはインプラント材が破折するなどの問題があった
。
この金属製の生体インプラント材の組ｍａ相性の問題を
解決すべくアルミナなどのセラミック材が導入され、人
工膝関節などに用いられてきた。
解決すべくアルミナなどのセラミック材が導入され、人
工膝関節などに用いられてきた。
セラミック材は骨組織とのなじみが良く、生体内におい
て、骨と一体化し、すばらしい機能回復をなし得た例も
あるが、歩行などの荷重下に用いられた場合には、骨と
の固定が十分得られず、ルースニング、レビジョンとな
った症例も多い。 この様なセラミック製のインプラン
ト材の骨肉での固定性の問題を解決すべく、セラごツタ
製インプラント上へリン酸カルシウム系材料をプラズマ
スプー法によりコーティングしたものが開発され特許に
て開示されている。（特許公告公報 昭５９−４６９１
１） ヒドロキシアパタイトやトリカルシウムフォスフエイト
などのリン酸カルシウム系材料（以下、アパタイトとい
う）は、骨と化学的に結合することが知られており、金
属製のインプラント上に溶射法にてコーティングしたイ
ンプラント材も既に市販されている。上述の開示技術も
セラミック製インプラント表面ヘアバタイト又は、アパ
タイトとセラミック粉末の混合物を溶射したり、あるい
はセラミツク層を溶射し、さらにその上にアパタイト層
を溶射したものである。
て、骨と一体化し、すばらしい機能回復をなし得た例も
あるが、歩行などの荷重下に用いられた場合には、骨と
の固定が十分得られず、ルースニング、レビジョンとな
った症例も多い。 この様なセラミック製のインプラン
ト材の骨肉での固定性の問題を解決すべく、セラごツタ
製インプラント上へリン酸カルシウム系材料をプラズマ
スプー法によりコーティングしたものが開発され特許に
て開示されている。（特許公告公報 昭５９−４６９１
１） ヒドロキシアパタイトやトリカルシウムフォスフエイト
などのリン酸カルシウム系材料（以下、アパタイトとい
う）は、骨と化学的に結合することが知られており、金
属製のインプラント上に溶射法にてコーティングしたイ
ンプラント材も既に市販されている。上述の開示技術も
セラミック製インプラント表面ヘアバタイト又は、アパ
タイトとセラミック粉末の混合物を溶射したり、あるい
はセラミツク層を溶射し、さらにその上にアパタイト層
を溶射したものである。
ところが、上述の技術は有効な技術ではあるが、実際の
使用上、大きな問題点がある。その１つは、溶射された
アパタイト層の下地芯体への付着力の問題点である。一
般に溶射法は下地をサンドブラストにて粗面化すること
によって、溶射層の付着力を確保しているゆ即ち溶射層
の下地への付着力は、機械的なアンカリングのみに依存
しており、ある程度の面粗さがなければ、溶射層は付着
しない０人工間節や人工骨はアルミナ、ジルコニアなど
の高強度のセラミック材でもって製作されるが、これら
のセラミック材は、高強度であると同時に極めて固い材
料であり、これらの表面をサンドブラストによって、粗
面化することは困難である。又、実際に無理やりサンド
ブラストをおこなっても、十分な面粗度は得られず、そ
の上にアパタイト層の溶射を行っても、インプラント材
として使用に耐える付着力は得られない。
使用上、大きな問題点がある。その１つは、溶射された
アパタイト層の下地芯体への付着力の問題点である。一
般に溶射法は下地をサンドブラストにて粗面化すること
によって、溶射層の付着力を確保しているゆ即ち溶射層
の下地への付着力は、機械的なアンカリングのみに依存
しており、ある程度の面粗さがなければ、溶射層は付着
しない０人工間節や人工骨はアルミナ、ジルコニアなど
の高強度のセラミック材でもって製作されるが、これら
のセラミック材は、高強度であると同時に極めて固い材
料であり、これらの表面をサンドブラストによって、粗
面化することは困難である。又、実際に無理やりサンド
ブラストをおこなっても、十分な面粗度は得られず、そ
の上にアパタイト層の溶射を行っても、インプラント材
として使用に耐える付着力は得られない。
一方、セラミック材は脆性材料であり、キズに対して鋭
敏であり、小さなキズでも、その強度は大きく低下する
。延性材料である金属素材に対してはサンドブラストは
有効な粗面化の方法であるが、セラミック材に対しては
、強度低下をもたらす危険な方法となる。サンドブラス
ト以外の粗面化法も同様である。実際例として、単結晶
アルミナの抗折強度は小さなキズや粗面化によって１ノ
２以下に低下することが知られている。上述の開示技術
の第２の問題点はこの様なセラミック基体の強度が低下
するという不都合がある。
敏であり、小さなキズでも、その強度は大きく低下する
。延性材料である金属素材に対してはサンドブラストは
有効な粗面化の方法であるが、セラミック材に対しては
、強度低下をもたらす危険な方法となる。サンドブラス
ト以外の粗面化法も同様である。実際例として、単結晶
アルミナの抗折強度は小さなキズや粗面化によって１ノ
２以下に低下することが知られている。上述の開示技術
の第２の問題点はこの様なセラミック基体の強度が低下
するという不都合がある。
本発明は上述の２つの問題点を克服し、アパタイト層を
コーティングしたセラξツク製インプラント材実用に供
すために開発されたもので、セラミック基体と、アパタ
イト層の中間ボンディング層としてガラス層を設けるこ
とにより、２つの問題点を同時に解決する。
コーティングしたセラξツク製インプラント材実用に供
すために開発されたもので、セラミック基体と、アパタ
イト層の中間ボンディング層としてガラス層を設けるこ
とにより、２つの問題点を同時に解決する。
アルミナ、ジルコニアなどのセラミツク基体上に、ガラ
ススラリーを塗布し、９００℃〜１３００℃で焼成して
ガラス層をコーティングする。このガラス層をサンドブ
ラストで粗面化した後、アパタイト溶射を行い、さらに
６００℃〜１１００℃で焼成して、アパタイト層の付着
力を強化する。即ち、焼成時にガラス層はアパタイト層
内の気孔に一部侵入して、ガラス層とアパタイト層の付
着力を強固なものにするのである。この様にして、アパ
タイト層の付着力は高められる。一方、セラミック基体
を直接粗面化しないことから、セラミック基体の強度低
下はない。むしろ、後述のデータで示す如く、抗折強度
はより高くなる。
ススラリーを塗布し、９００℃〜１３００℃で焼成して
ガラス層をコーティングする。このガラス層をサンドブ
ラストで粗面化した後、アパタイト溶射を行い、さらに
６００℃〜１１００℃で焼成して、アパタイト層の付着
力を強化する。即ち、焼成時にガラス層はアパタイト層
内の気孔に一部侵入して、ガラス層とアパタイト層の付
着力を強固なものにするのである。この様にして、アパ
タイト層の付着力は高められる。一方、セラミック基体
を直接粗面化しないことから、セラミック基体の強度低
下はない。むしろ、後述のデータで示す如く、抗折強度
はより高くなる。
本発明において、注意すべき点はガラス層を構成するガ
ラスの熱膨張係数である。セラミック基体への十分な付
着力を得るためには、熱膨張係数は３．ＯｘｌＯ−’／
’ｃ〜１２．ＯＸ ｔｏ−ｂ／ ’Ｃの範囲のもので
あることが望ましい。特にアルミナセラξソクに対して
は４．ＯＸｌ０−”／ ’Ｃ〜９．ＯＸ １０−ｈ／
”Ｃが最適である。
ラスの熱膨張係数である。セラミック基体への十分な付
着力を得るためには、熱膨張係数は３．ＯｘｌＯ−’／
’ｃ〜１２．ＯＸ ｔｏ−ｂ／ ’Ｃの範囲のもので
あることが望ましい。特にアルミナセラξソクに対して
は４．ＯＸｌ０−”／ ’Ｃ〜９．ＯＸ １０−ｈ／
”Ｃが最適である。
また、コーティングするガラス層及びアパタイト層の厚
みも重要であり、０．０１ ｍｍ未満の厚みのガラス層
では中間層としての機能を十分発揮できないが、逆にイ
ンプラント材としての寸法制約上、２Ｉｌｌｌｌを超す
厚みのガラス層は不適当である。アパタイト層において
は、０．００５ｍ−以下の厚みではガラス層の侵入で、
ガラス中に埋没してしまう。−方、ＩＩＩＩＩを超す厚
みでは、溶射層内の層内破壊がおきやすくなることから
、インプラントとしては不適当となる。
みも重要であり、０．０１ ｍｍ未満の厚みのガラス層
では中間層としての機能を十分発揮できないが、逆にイ
ンプラント材としての寸法制約上、２Ｉｌｌｌｌを超す
厚みのガラス層は不適当である。アパタイト層において
は、０．００５ｍ−以下の厚みではガラス層の侵入で、
ガラス中に埋没してしまう。−方、ＩＩＩＩＩを超す厚
みでは、溶射層内の層内破壊がおきやすくなることから
、インプラントとしては不適当となる。
上記はアパタイト層としてヒドロキシアパタイトの例を
あげたが、トリカルシウムフォスフエイトなどのリン酸
カルシウム系材料であれば、いずれも同等の効果が得ら
れる。
あげたが、トリカルシウムフォスフエイトなどのリン酸
カルシウム系材料であれば、いずれも同等の効果が得ら
れる。
以下、本発明を実施例により詳述する。
（実施例１）
直径２３ｍｍ 、厚さｌＩＩＩＩｍの単結晶アルミナ基
体上にシリカ系ガラススラリーを塗布し、十分乾燥させ
た後、１１００℃、２時間焼成した。このガラス層の表
面にアルくす粒子を用いたサンドブラスト処理を行い、
十分洗浄し、乾燥させた。さらにヒドロキシアパタイト
をフレーム溶射法にてコーティングし、しかる後に９０
０℃、２時間の坑底を行った。ガラス層の厚みは約２０
μｍ１アパタイトｉの厚みは約１０μｍであった。
体上にシリカ系ガラススラリーを塗布し、十分乾燥させ
た後、１１００℃、２時間焼成した。このガラス層の表
面にアルくす粒子を用いたサンドブラスト処理を行い、
十分洗浄し、乾燥させた。さらにヒドロキシアパタイト
をフレーム溶射法にてコーティングし、しかる後に９０
０℃、２時間の坑底を行った。ガラス層の厚みは約２０
μｍ１アパタイトｉの厚みは約１０μｍであった。
上記試料の表面における結晶の構造を電子顕微鏡写真に
より観察したところ、ガラス層を介したことによって単
結晶アルミナ基体に対し、アパタイト層が良好に密着し
ていることが判った。
より観察したところ、ガラス層を介したことによって単
結晶アルミナ基体に対し、アパタイト層が良好に密着し
ていることが判った。
なお、比較例として上記基体と同一の単結晶アルミナ基
体上にガラス層のコーティングなしで、アパタイト）容
射してアパタイト層をコートしたが、溶射層の付着力は
ホコリが付着した程度のつき具合であった。ガラス層を
コーティングせずにサンドブラストした後、アパタイト
層をｔ容射したものについても同様で、指で触れるとハ
ゲ落ちる程度の付着力しか得られなかった。付着力試験
結果を次の第１表に示す。
体上にガラス層のコーティングなしで、アパタイト）容
射してアパタイト層をコートしたが、溶射層の付着力は
ホコリが付着した程度のつき具合であった。ガラス層を
コーティングせずにサンドブラストした後、アパタイト
層をｔ容射したものについても同様で、指で触れるとハ
ゲ落ちる程度の付着力しか得られなかった。付着力試験
結果を次の第１表に示す。
第
表
（ン三ｉ三３．１
比較例による基体（１） −ガラス層なしでサンドブラ
ストを行わず）測寸したもの。
ストを行わず）測寸したもの。
比較例による基体（２）−ガラス層なしでサンドブラス
トをして？容射したもの。
トをして？容射したもの。
（実施例２）
５ｍｍＸ ５ｍｍＸ４０ｍｍの多結晶アルミナ基体の５
×４０の一面上中央部に、実施例１と同じ方法にてガラ
ス層及びプラズマ溶射法によりアパタイト層をコーティ
ングした基体と比較例基体としてガラス層及びアパタイ
ト層のどちらもコーティングしていない基体を用いて、
抗折強度を測定した。試験方法にはＪＩＳ Ｒ−１６０
１（ファインセラミックスの曲げ強さの試験方法）を用
いた。基体数は各５個ずつである。この試験結果を第２
表に示す。
×４０の一面上中央部に、実施例１と同じ方法にてガラ
ス層及びプラズマ溶射法によりアパタイト層をコーティ
ングした基体と比較例基体としてガラス層及びアパタイ
ト層のどちらもコーティングしていない基体を用いて、
抗折強度を測定した。試験方法にはＪＩＳ Ｒ−１６０
１（ファインセラミックスの曲げ強さの試験方法）を用
いた。基体数は各５個ずつである。この試験結果を第２
表に示す。
第
表
この第２表に示す如く、本発明によるインプラント材で
は、コーティングを行っていない比較例基体に比べ約３
５Ｘ抗折強度が高くなっている。これはガラス層の存在
によるものと考えられる。ガラス層をコーティングせず
にサンドブラストをを行い、基体に直にアパタイト層を
溶射をしたものでは、比較用基体よりもはるかに低い抗
折強度しか得られかった。なお、ジルコニアセラミソク
においてもガラス層を介しその上にアパタイト層を溶射
したものでは実施例１．２と同様にアパタイト層の密着
強度は大きく抗折強度もすくれていた。
は、コーティングを行っていない比較例基体に比べ約３
５Ｘ抗折強度が高くなっている。これはガラス層の存在
によるものと考えられる。ガラス層をコーティングせず
にサンドブラストをを行い、基体に直にアパタイト層を
溶射をしたものでは、比較用基体よりもはるかに低い抗
折強度しか得られかった。なお、ジルコニアセラミソク
においてもガラス層を介しその上にアパタイト層を溶射
したものでは実施例１．２と同様にアパタイト層の密着
強度は大きく抗折強度もすくれていた。
単結晶アルミナ製人工歯根の骨内埋入部に実施例１に述
べた方法でガラス層及びアパタイト層をコーティングし
た。このインプラント材をサルの下顎骨へ植立した。現
在３ケ月経過後観察中であるが、良好な固定性が確認さ
れている。
べた方法でガラス層及びアパタイト層をコーティングし
た。このインプラント材をサルの下顎骨へ植立した。現
在３ケ月経過後観察中であるが、良好な固定性が確認さ
れている。
畝上のように本発明のインプラント材によればセラミノ
ク基体表面にガラス層をコーティングし、そのガラス層
に対して溶射法によってヒドロキシアパタイト、トリカ
ルシウムフォスフエイトなどのリン酸カルシウム系材料
を被着して構成したことからリン酸カルシウム系材料が
基体から剥離、脱落することなく、基体の強度低下を招
来せず生体との適合性のよい、生体内において安定した
すぐれた生体材をもたらすことができる。
ク基体表面にガラス層をコーティングし、そのガラス層
に対して溶射法によってヒドロキシアパタイト、トリカ
ルシウムフォスフエイトなどのリン酸カルシウム系材料
を被着して構成したことからリン酸カルシウム系材料が
基体から剥離、脱落することなく、基体の強度低下を招
来せず生体との適合性のよい、生体内において安定した
すぐれた生体材をもたらすことができる。
Claims (3)
- （１）人工骨、人工関節及び人工歯根などの生体インプ
ラントの基体を、アルミナ単結晶、多結晶アルミナ、ジ
ルコニアなどのセラミック材で構成し、この基体の少な
くとも骨との接合面にガラス層をコーティングし、さら
にそのガラス層上にヒドロキシアパタイトなどのリン酸
カルシウム系材料の溶射層を具備して成ることを特徴と
する生体インプラント材。 - （２）ガラス層の厚みを０．００１〜２ｍｍ、リン酸カ
ルシウム系材料の厚みが０．００５〜１ｍｍである特許
請求範囲第１項記載の生体インプラント材。 - （３）アルミナ単結晶、多結晶アルミナ、ジルコニアな
どのセラミック材から成る基体に厚みが０．０１〜２．
０ｍｍのガラス層をコーティングした後、該ガラス層に
リン酸カルシウム系材料を溶射することを特徴とする生
体インプラント材の製法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1170950A JP2858126B2 (ja) | 1989-06-30 | 1989-06-30 | 生体インプラント材とその製法 |
| DE4020598A DE4020598C2 (de) | 1989-06-30 | 1990-06-28 | Implantatprothese und Verfahren zum Herstellen derselben |
| US08/127,422 US5397362A (en) | 1989-06-30 | 1993-09-27 | Implant prosthesis and method for producing same |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1170950A JP2858126B2 (ja) | 1989-06-30 | 1989-06-30 | 生体インプラント材とその製法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0332675A true JPH0332675A (ja) | 1991-02-13 |
| JP2858126B2 JP2858126B2 (ja) | 1999-02-17 |
Family
ID=15914384
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1170950A Expired - Fee Related JP2858126B2 (ja) | 1989-06-30 | 1989-06-30 | 生体インプラント材とその製法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5397362A (ja) |
| JP (1) | JP2858126B2 (ja) |
| DE (1) | DE4020598C2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| KR100424910B1 (ko) * | 2001-04-27 | 2004-03-27 | 홍국선 | 생체활성 세라믹의 코팅방법 |
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| JPH06105900A (ja) * | 1992-09-22 | 1994-04-19 | Mitsubishi Materials Corp | 生体活性セラミックス被覆インプラント |
| DE4326841A1 (de) * | 1993-08-10 | 1995-02-16 | Becker Verfahrenstech | Implantat-Bausatz |
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1989
- 1989-06-30 JP JP1170950A patent/JP2858126B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1990
- 1990-06-28 DE DE4020598A patent/DE4020598C2/de not_active Expired - Fee Related
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1993
- 1993-09-27 US US08/127,422 patent/US5397362A/en not_active Expired - Lifetime
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| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |