JPH0390152A - 生体活性インプラント材料 - Google Patents
生体活性インプラント材料Info
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- JPH0390152A JPH0390152A JP2055126A JP5512690A JPH0390152A JP H0390152 A JPH0390152 A JP H0390152A JP 2055126 A JP2055126 A JP 2055126A JP 5512690 A JP5512690 A JP 5512690A JP H0390152 A JPH0390152 A JP H0390152A
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- Materials For Medical Uses (AREA)
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、新規な生体活性インプラント材料に関するも
のである。さらに詳しくいえば、本発明は、高い強度及
び良好な耐酸性を有し、かつ優れた生体活性を示し、人
工骨、人工歯根、人工関節などの生体硬組織代替材料と
して好適な非リン酸カルシウム系インプラント材料に関
するものである。
のである。さらに詳しくいえば、本発明は、高い強度及
び良好な耐酸性を有し、かつ優れた生体活性を示し、人
工骨、人工歯根、人工関節などの生体硬組織代替材料と
して好適な非リン酸カルシウム系インプラント材料に関
するものである。
従来の技術
これまで、人工骨、人工歯根、人工関節などの生体硬組
織代替材料としては、ステンレス鋼、金属チタン、ニッ
ケルーコバルト合金などの金属類やアルミナ、ジルコニ
アなどのセラミックスが用いられてきた。しかしながら
、これらは生体組織と同化する性質を有しないため、役
割が終了したのちは不用異物として体内に残留し、除去
するためには摘出のための手術を行わなければならない
という点の不便さがあった。
織代替材料としては、ステンレス鋼、金属チタン、ニッ
ケルーコバルト合金などの金属類やアルミナ、ジルコニ
アなどのセラミックスが用いられてきた。しかしながら
、これらは生体組織と同化する性質を有しないため、役
割が終了したのちは不用異物として体内に残留し、除去
するためには摘出のための手術を行わなければならない
という点の不便さがあった。
これに対し、骨や歯の組成と類似したリン酸カルシウム
系材料は、生体内において、経時的に同化し漸次生体組
織と直接結合するので、体内に残留させたままでも、特
に摘出手術を行う必要がないため、最近はアパタイト、
リン酸三カルシウム、バイオガラスなどを主体としたリ
ン酸カルシウム系セラミックスが、生体活性インプラン
ト材料として注目されるようになってきた。しかしなが
ら、これらのリン酸カルシウム系セラミックスは、ステ
ンレス鋼、金属チタンのような金属やアルミナ、ジルコ
ニアのような金属酸化物系セラミックスに比べ、機械的
強度が低いため、適用範囲が著しく制限されるという欠
点があった。このような欠点を改善するために、リン酸
カルシウム化合物に、アルミナ、シリカ、その他の金属
酸化物を配合した焼結体(特公昭57−40803号公
報)、β−リン酸三カルシウム結晶とアバルタイト結晶
とジオプサイド結晶から成る高強度結晶化ガラス(特開
昭61−197446号公報)、生体適合性及び強度を
有する芯材の表面にヒドロキシアパタイトを融着した材
料(特開昭63−300754号公報)、リン酸カルシ
ウム生成成分にマグネシャ及びシリカのような強化成分
を含有させた結晶化ガラス(特開昭63−303830
号公報)などが提案されている。
系材料は、生体内において、経時的に同化し漸次生体組
織と直接結合するので、体内に残留させたままでも、特
に摘出手術を行う必要がないため、最近はアパタイト、
リン酸三カルシウム、バイオガラスなどを主体としたリ
ン酸カルシウム系セラミックスが、生体活性インプラン
ト材料として注目されるようになってきた。しかしなが
ら、これらのリン酸カルシウム系セラミックスは、ステ
ンレス鋼、金属チタンのような金属やアルミナ、ジルコ
ニアのような金属酸化物系セラミックスに比べ、機械的
強度が低いため、適用範囲が著しく制限されるという欠
点があった。このような欠点を改善するために、リン酸
カルシウム化合物に、アルミナ、シリカ、その他の金属
酸化物を配合した焼結体(特公昭57−40803号公
報)、β−リン酸三カルシウム結晶とアバルタイト結晶
とジオプサイド結晶から成る高強度結晶化ガラス(特開
昭61−197446号公報)、生体適合性及び強度を
有する芯材の表面にヒドロキシアパタイトを融着した材
料(特開昭63−300754号公報)、リン酸カルシ
ウム生成成分にマグネシャ及びシリカのような強化成分
を含有させた結晶化ガラス(特開昭63−303830
号公報)などが提案されている。
しかるに、これらの材料はいずれも生体内で生体組織と
同化させるには、骨や歯と同質のリン酸カルシウム系化
合物を基本とする組成でなければならないとの前提に立
つものであり、その組成の選択範囲が限られるため、必
ずしも十分な物性の改善を行うことができなかった。ま
た、β−リン酸三カルシウムは生体内で溶解性を有する
ために十分な同化が行われないうちに崩壊するおそれが
あり、また、リン酸カルシウム化合物にアルミナ、シリ
カ、ジオプサイドのような強化成分を配合焼成したもの
も、β−リン酸三カルシウムに変質することがあるので
、同様な問題を生じる可能性があった。
同化させるには、骨や歯と同質のリン酸カルシウム系化
合物を基本とする組成でなければならないとの前提に立
つものであり、その組成の選択範囲が限られるため、必
ずしも十分な物性の改善を行うことができなかった。ま
た、β−リン酸三カルシウムは生体内で溶解性を有する
ために十分な同化が行われないうちに崩壊するおそれが
あり、また、リン酸カルシウム化合物にアルミナ、シリ
カ、ジオプサイドのような強化成分を配合焼成したもの
も、β−リン酸三カルシウムに変質することがあるので
、同様な問題を生じる可能性があった。
発明が解決しようとする課題
本発明は、このような従来のインプラント材料がもつ欠
点を克服し、高い機械的強度を示すと共に、優れた生体
親和性を有する新規なインプラント材料を提供すること
を目的としてなされたものである。
点を克服し、高い機械的強度を示すと共に、優れた生体
親和性を有する新規なインプラント材料を提供すること
を目的としてなされたものである。
課題を解決するための手段
・本発明者らは、生体活性インプラント材料について種
々研究を重ねた結果、CaO及びSin、を必須成分と
するセラミックスの中には体液と接触するとその接触部
分にリン酸カルシウム系化合物を生威し、非リン酸カル
シウム系セラミックスであるにもかかわらず、良好な生
体親和性、特に生体活性を示すことを見い出し、この知
見に基づいて本発明をなすに至った。
々研究を重ねた結果、CaO及びSin、を必須成分と
するセラミックスの中には体液と接触するとその接触部
分にリン酸カルシウム系化合物を生威し、非リン酸カル
シウム系セラミックスであるにもかかわらず、良好な生
体親和性、特に生体活性を示すことを見い出し、この知
見に基づいて本発明をなすに至った。
すなわち、本発明は、CaO,Sing及び所望に応じ
MgOを必須成分とする非リン酸カルシウム系組成を有
し、かつリン含有水溶液との接触によりリン酸カルシウ
ム系化合物を生成しろるセラミックスから成る生体活性
インプラント材料を提供するものである。
MgOを必須成分とする非リン酸カルシウム系組成を有
し、かつリン含有水溶液との接触によりリン酸カルシウ
ム系化合物を生成しろるセラミックスから成る生体活性
インプラント材料を提供するものである。
本発明の生体活性インプラント材料は、CaO及びSi
O2を必須成分とする非リン酸カルシウム系組成を有す
るセラミックスから戊るが、このセラミックス中におけ
るCaOとSin、の割合は、重量比で1:4ないし6
:1、好ましくは1:3ないし2:1の範囲内である。
O2を必須成分とする非リン酸カルシウム系組成を有す
るセラミックスから戊るが、このセラミックス中におけ
るCaOとSin、の割合は、重量比で1:4ないし6
:1、好ましくは1:3ないし2:1の範囲内である。
この範囲を逸脱すると、強度や生体親和性が低下する。
また、本発明で用いられるセラミックスは、全重量に基
づき35重量%以下の範囲で、MgOを含有することが
できる。このMgOを含有させることにより、一般に焼
成温度を低くしつつ骨との癒着性を向上させることがで
きる。
づき35重量%以下の範囲で、MgOを含有することが
できる。このMgOを含有させることにより、一般に焼
成温度を低くしつつ骨との癒着性を向上させることがで
きる。
本発明で用いられるセラミックスは、リン含有水溶液、
例えば擬似体液又は体液と接触した場合、その接触面に
おいてリン酸カルシウム系化合物例えばヒドロキシアパ
タイトを生成するという点で特徴づけられる。このよう
な特徴を有することにより、これを生体内に嵌植しI;
場合、生体骨との接触面に、生体親和性の良好なアモル
ファスなリン酸カルシウム系化合物が均一かつ迅速に析
出し、新生骨の生成を促進する。しかも、このようにし
て形成された生体骨との結合部は、組成中の戊分が傾斜
構造を形威し、結晶的にもインプラントと生体骨の間で
連続したものとなっているので、非常に強固な結合を生
じる。これに対し、従来のヒドロキシアパタイトからな
るインプラントは、表面にリン酸カルシウム系化合物を
析出することがないので新生骨の生成は不均一で遅くイ
ンプラントと初期に接する新生骨が少ないので、結合部
は弱いものとなる。
例えば擬似体液又は体液と接触した場合、その接触面に
おいてリン酸カルシウム系化合物例えばヒドロキシアパ
タイトを生成するという点で特徴づけられる。このよう
な特徴を有することにより、これを生体内に嵌植しI;
場合、生体骨との接触面に、生体親和性の良好なアモル
ファスなリン酸カルシウム系化合物が均一かつ迅速に析
出し、新生骨の生成を促進する。しかも、このようにし
て形成された生体骨との結合部は、組成中の戊分が傾斜
構造を形威し、結晶的にもインプラントと生体骨の間で
連続したものとなっているので、非常に強固な結合を生
じる。これに対し、従来のヒドロキシアパタイトからな
るインプラントは、表面にリン酸カルシウム系化合物を
析出することがないので新生骨の生成は不均一で遅くイ
ンプラントと初期に接する新生骨が少ないので、結合部
は弱いものとなる。
本発明で用いるセラミックスの組成としては、例えばジ
オプサイド、ウオラストナイト、ニーライト、ベライト
、アーケルマナイト、モンチセライト、ホルステライト
、プロトエンスタタイト、トリジマイトなどの領域を挙
げることができるが、好ましいのはジオプサイド、ウオ
ラストナイト、ニーライト、ベライト、アーケルマナイ
ト、モンチセライトであり、中でも特に1200−13
50℃という比較的低温で焼成しうるジオプサイド領域
のもの、ウオラストナイト領域のものを主体とするセラ
ミックスは曲げ強度が高く有利である。
オプサイド、ウオラストナイト、ニーライト、ベライト
、アーケルマナイト、モンチセライト、ホルステライト
、プロトエンスタタイト、トリジマイトなどの領域を挙
げることができるが、好ましいのはジオプサイド、ウオ
ラストナイト、ニーライト、ベライト、アーケルマナイ
ト、モンチセライトであり、中でも特に1200−13
50℃という比較的低温で焼成しうるジオプサイド領域
のもの、ウオラストナイト領域のものを主体とするセラ
ミックスは曲げ強度が高く有利である。
本発明で用いられるセラミックスは、常法に従い、酸化
カルシウム、酸化ケイ素及び場合により酸化マグネシウ
ムを、所要の割合で混合し、仮焼したのち、この仮焼物
を粉砕し、再度焼成することによって得られる。この場
合、これらの酸化物の代りに焼成条件下でこれらの酸化
物を生成しうる物質、例えばカルシウム、マグネシウム
の炭酸塩、重炭酸塩、水酸化物やケイ酸などを用いても
よい。これらの原料は、粉末状、か粒状のほか、スラリ
ー又は溶液として用いることができる。これら個々の成
分に対応する原料を用いる代りに、あらかじめ形成され
たジオプサイドCa0・2SiO□・NgOを粉砕して
用いることもできる。また、例えばジオプサイド領域の
組成をもつセラミックスを製造する際、酸化カルシウム
、酸化マグネシウム及び酸化ケイ素の供給原料のいずれ
かを過剰に用いると、ジオプサイド以外のもの、例えば
ウオラストナイト、ホルステライト、アーケルマナイト
、プロトエンスタタイト、トリジマイト、ベライトなど
が副生ずるが、このような混合物もそのまま用いること
ができる。
カルシウム、酸化ケイ素及び場合により酸化マグネシウ
ムを、所要の割合で混合し、仮焼したのち、この仮焼物
を粉砕し、再度焼成することによって得られる。この場
合、これらの酸化物の代りに焼成条件下でこれらの酸化
物を生成しうる物質、例えばカルシウム、マグネシウム
の炭酸塩、重炭酸塩、水酸化物やケイ酸などを用いても
よい。これらの原料は、粉末状、か粒状のほか、スラリ
ー又は溶液として用いることができる。これら個々の成
分に対応する原料を用いる代りに、あらかじめ形成され
たジオプサイドCa0・2SiO□・NgOを粉砕して
用いることもできる。また、例えばジオプサイド領域の
組成をもつセラミックスを製造する際、酸化カルシウム
、酸化マグネシウム及び酸化ケイ素の供給原料のいずれ
かを過剰に用いると、ジオプサイド以外のもの、例えば
ウオラストナイト、ホルステライト、アーケルマナイト
、プロトエンスタタイト、トリジマイト、ベライトなど
が副生ずるが、このような混合物もそのまま用いること
ができる。
本発明で用いるセラミックスには、前記した必須成分の
外に、必要に応じ所望の物性をそこなわない程度の量、
通常は5重量%以下の量の任意成分、例えばA!2.0
3、TiO2、Na40、K、0、ZnO5B203な
どを配合することができる。
外に、必要に応じ所望の物性をそこなわない程度の量、
通常は5重量%以下の量の任意成分、例えばA!2.0
3、TiO2、Na40、K、0、ZnO5B203な
どを配合することができる。
本発明のインプラント材料を製造するには、例えば上記
のようなセラミックス用原料を粉末とし、ボールミル、
振動ミル、自動乳鉢、ミキサー、ジュウサー、サンドミ
ル、泡立て器などの混合機等によりよく混合しI;のち
、50〜300’Oで10分ないし100時間乾燥し、
次いで500〜1600℃、好ましくは800−160
0℃で10分ないし200時間仮焼きする。このように
して得た仮焼物を粉砕し、必要に応じポリビニルアルコ
ールのようなバインダーを加えてプレス法、スリップキ
ャスティング法などで所望の形状に成形したのち、乾燥
し、これを800〜1600℃、好ましくは1ioo−
1550℃の範囲の温度で焼成する。この際の原料粉末
の粒度はBETで通常は0.5m”79以上、好ましく
はl−79以上、より好ましくは3m”/g以上にする
。また、成形圧としてl〜3000JI9/ cm”が
用いられる。焼成時間は通常10分ないし20時間であ
る。また、焼成は常圧で行われるが、必要ならば加圧下
で行うこともできる。この際の圧力は通常lO〜300
0kg/cm”の範囲で選ばれる。
のようなセラミックス用原料を粉末とし、ボールミル、
振動ミル、自動乳鉢、ミキサー、ジュウサー、サンドミ
ル、泡立て器などの混合機等によりよく混合しI;のち
、50〜300’Oで10分ないし100時間乾燥し、
次いで500〜1600℃、好ましくは800−160
0℃で10分ないし200時間仮焼きする。このように
して得た仮焼物を粉砕し、必要に応じポリビニルアルコ
ールのようなバインダーを加えてプレス法、スリップキ
ャスティング法などで所望の形状に成形したのち、乾燥
し、これを800〜1600℃、好ましくは1ioo−
1550℃の範囲の温度で焼成する。この際の原料粉末
の粒度はBETで通常は0.5m”79以上、好ましく
はl−79以上、より好ましくは3m”/g以上にする
。また、成形圧としてl〜3000JI9/ cm”が
用いられる。焼成時間は通常10分ないし20時間であ
る。また、焼成は常圧で行われるが、必要ならば加圧下
で行うこともできる。この際の圧力は通常lO〜300
0kg/cm”の範囲で選ばれる。
本発明のインプラント材料は、また独立気孔及び連続気
孔を有する多孔質体として形成することもできる。本発
明の生体活性インプラント材料を用いて多孔質体を形成
する場合は、従来のリン酸カルシウム系材料と比べ、強
度が高いために、気孔径、気孔率範囲を比較的自由に選
択でき、高い生体親和性を得ることができる。この多孔
質体は、通常、気孔径5〜2000 p ta、好まし
くは10−1000μ現、気孔率lO〜80%、好まし
くは20〜70%、さらに好ましくは25〜60%を有
するものとして形成される。このものは多孔質セラミッ
クスを製造する際の常法に従い、原料中に熱分解性物質
又は有機質繊維などを混入し、焼成することによって製
造される。このようにして得られる多孔質インプラント
材料は、通常10MPa以上、多くの場倉15MPa以
上の圧縮強度を有する。
孔を有する多孔質体として形成することもできる。本発
明の生体活性インプラント材料を用いて多孔質体を形成
する場合は、従来のリン酸カルシウム系材料と比べ、強
度が高いために、気孔径、気孔率範囲を比較的自由に選
択でき、高い生体親和性を得ることができる。この多孔
質体は、通常、気孔径5〜2000 p ta、好まし
くは10−1000μ現、気孔率lO〜80%、好まし
くは20〜70%、さらに好ましくは25〜60%を有
するものとして形成される。このものは多孔質セラミッ
クスを製造する際の常法に従い、原料中に熱分解性物質
又は有機質繊維などを混入し、焼成することによって製
造される。このようにして得られる多孔質インプラント
材料は、通常10MPa以上、多くの場倉15MPa以
上の圧縮強度を有する。
本発明のインプラント材料は、所要の形状のブロックと
して用いてもよいし、また骨欠損部に充てんするための
顆粒として用いてもよい。
して用いてもよいし、また骨欠損部に充てんするための
顆粒として用いてもよい。
この場合、顆粒径は、新生骨の生成と強度の観点から通
常0.05〜5間、好ましくは04〜3間、より好まし
くは0.1〜2旧の範囲で選ばれる。
常0.05〜5間、好ましくは04〜3間、より好まし
くは0.1〜2旧の範囲で選ばれる。
発明の効果
本発明の生体活性インプラント材料は生体アルミナに匹
敵、する強度ならびに耐酸性を有し、しかもβ−リン酸
三カルシウムやヒドロキシアパタイトなどのリン酸カル
シウム系インプラント材料に比べ新生骨との癒着がはる
かに迅速に進行し、かつ均一な結合を形成する。
敵、する強度ならびに耐酸性を有し、しかもβ−リン酸
三カルシウムやヒドロキシアパタイトなどのリン酸カル
シウム系インプラント材料に比べ新生骨との癒着がはる
かに迅速に進行し、かつ均一な結合を形成する。
また、生体骨との結合部は低結晶ないしはアモルファス
状であって、しかもその成分が連続した濃度勾配を有し
ており、生体骨に近接するに従って、生体骨に類似した
成分組成のものとなるの・で、結合性が強固であり、疲
労しにくいなど種々の利点がある。
状であって、しかもその成分が連続した濃度勾配を有し
ており、生体骨に近接するに従って、生体骨に類似した
成分組成のものとなるの・で、結合性が強固であり、疲
労しにくいなど種々の利点がある。
従って、本発明のインプラント材料は人工骨、人工歯根
、人工関節等の生体硬組織代替材料などに好適に用いら
れる。
、人工関節等の生体硬組織代替材料などに好適に用いら
れる。
実施例
次に実施例によって本発明をさらに詳細に説明する。
試料の曲げ強度及び耐酸性等の測定方法は以下のとおり
である。
である。
(1) 相対密度;試料の焼結密度をアルキメデス法
により測定し、また焼結体を 粉砕して得た粉体(511’/9)の真密度を測定し、
両者の比率とし て求めた。
により測定し、また焼結体を 粉砕して得た粉体(511’/9)の真密度を測定し、
両者の比率とし て求めた。
(2)曲げ強度:試料を3X4X40mmに切り鏡面研
磨し、3点曲げ試験により、ス パン[離3km、クロスヘツドス ピード0.5m+*/lll1nの条件下で測定した(
n = to)。
磨し、3点曲げ試験により、ス パン[離3km、クロスヘツドス ピード0.5m+*/lll1nの条件下で測定した(
n = to)。
(3)圧縮強度;試料をIOX 10X 10朋に切り
、圧縮試験器よりクロスへッドスビ (4) (5) (6) 一ド0.5mm/層inの条件下で測定した( n =
10)。
、圧縮試験器よりクロスへッドスビ (4) (5) (6) 一ド0.5mm/層inの条件下で測定した( n =
10)。
破壊靭性値(Kic) i ASTM E399−
83に基づき測定した。
83に基づき測定した。
結晶粒径;走査型電子顕微鏡により測定した結晶粒面積
から、これを円と 仮定してその平均直径を求めた。
から、これを円と 仮定してその平均直径を求めた。
ヒドロキシアパタイト生成;
Na”142.Ommol、 K”5.Ommol、
Mg”1.5mmol、Ca”2.5m+++o1%C
Q−148,8mmoLb HCO3−4,2mmol
。
Mg”1.5mmol、Ca”2.5m+++o1%C
Q−148,8mmoLb HCO3−4,2mmol
。
及びHPO,”l 、Qnno 1を含有する水溶液か
ら成る疑似体液150−を37℃に保ち、この中へ、試
料(3cm x 4c+a x 2cm、6個)を浸漬
し、7日後SEMで析出相を観察し、次の評価基準で判
定した。なお、析出相の成分は電子線回折により測定し
た。
ら成る疑似体液150−を37℃に保ち、この中へ、試
料(3cm x 4c+a x 2cm、6個)を浸漬
し、7日後SEMで析出相を観察し、次の評価基準で判
定した。なお、析出相の成分は電子線回折により測定し
た。
5・・・全体にわたって析出
4・・・はぼ全体にわたって析出しているが部分的に析
出していない 3・・・半分程度析出 2・・・わずかに析出 1・・・はとんど析出しない 0・・・全く析出しない (7)耐酸性;pH4の乳酸水溶液200cc中に表面
積200m−の試料を投入し、恒温槽 により溶液温度を37℃に保持し、 かつ溶液を若干揺動させながら、 48時間放置した。試験試料は直ち に水洗し、乾燥したのち、!!量減 少率の測定により評価した。
出していない 3・・・半分程度析出 2・・・わずかに析出 1・・・はとんど析出しない 0・・・全く析出しない (7)耐酸性;pH4の乳酸水溶液200cc中に表面
積200m−の試料を投入し、恒温槽 により溶液温度を37℃に保持し、 かつ溶液を若干揺動させながら、 48時間放置した。試験試料は直ち に水洗し、乾燥したのち、!!量減 少率の測定により評価した。
実施例1〜4、比較例1
平均粒径5μ肩のCab、 MgO及びSiO2の粉末
を所定の割合で混合し、80℃で5時間乾燥したのち、
950℃で5時間仮焼きした。次にこの仮焼物を粉砕シ
、バインダーとしてポリビニルアルコール重量%を加え
、成形圧50kg/c−でブレス成形し、80℃で5時
間乾燥後1350℃で2時間焼成することにより、第1
表に示す組成のインプラント材料を得た。また、このも
のの曲げ強度及び耐酸性試験の結果を、ヒドロキシアパ
タイトの試験結果と共に第1表に示す。
を所定の割合で混合し、80℃で5時間乾燥したのち、
950℃で5時間仮焼きした。次にこの仮焼物を粉砕シ
、バインダーとしてポリビニルアルコール重量%を加え
、成形圧50kg/c−でブレス成形し、80℃で5時
間乾燥後1350℃で2時間焼成することにより、第1
表に示す組成のインプラント材料を得た。また、このも
のの曲げ強度及び耐酸性試験の結果を、ヒドロキシアパ
タイトの試験結果と共に第1表に示す。
第
表
これらの結果から、本発明品の方がヒドロキシアパタイ
トよりも破断しに<<、長期間にわたっての使用に耐え
、耐久性に優れることが分かる。
トよりも破断しに<<、長期間にわたっての使用に耐え
、耐久性に優れることが分かる。
また、疑似体液中でのヒドロキシアパタイトの形成状況
を観察しt;ところ、本発明品については、いずれも3
日後にその表面にヒドロキシアパタイトの形成が認めら
れた。
を観察しt;ところ、本発明品については、いずれも3
日後にその表面にヒドロキシアパタイトの形成が認めら
れた。
比較のために、同様に試験をアルミナ及びチタンについ
て行ったが、10日経過後においても全くヒドロキシア
パタイトの形成は認められなかった。
て行ったが、10日経過後においても全くヒドロキシア
パタイトの形成は認められなかった。
実施例5〜14、比較例2〜6
原料割合及び焼成温度を変えること以外は実施例1〜4
と同様にして、第2表に示す組成のインプラント材料を
製造した。このようにして得たセラミックスの物性を第
2表に示す。
と同様にして、第2表に示す組成のインプラント材料を
製造した。このようにして得たセラミックスの物性を第
2表に示す。
この表から明らかなように、従来のインプラント材料は
ヒドロキシアパタイト生成能を有しないにもかかわらず
、本発明のインプラント材料はいずれも良好なヒドロキ
シアパタイト生成能を示す。
ヒドロキシアパタイト生成能を有しないにもかかわらず
、本発明のインプラント材料はいずれも良好なヒドロキ
シアパタイト生成能を示す。
実施例15〜34、比較例7〜lO
所定量のCab、Sin、及びMgOから戊る粉末混合
物に、第3表に示す量の結晶性セルロースを熱分解性物
質として加え、70℃で5時間乾燥したのち、第3表に
示す温度で仮焼き及び焼成して顆粒体とブロック体の多
孔質インプラント材料を製造した。
物に、第3表に示す量の結晶性セルロースを熱分解性物
質として加え、70℃で5時間乾燥したのち、第3表に
示す温度で仮焼き及び焼成して顆粒体とブロック体の多
孔質インプラント材料を製造した。
得られたインプラント材料の物性を第3表(!!粒体)
及び第4表(ブロック体)に示す。
及び第4表(ブロック体)に示す。
なお、生体親和性の試験は、下記により行った。
体重2.5〜2.8kgの雄性成熟家兎の下顎骨に、3
X4X6mmの補填穴を形威し、これに多孔質インプラ
ント材料を補填した。
X4X6mmの補填穴を形威し、これに多孔質インプラ
ント材料を補填した。
手術後、6週間経過した後、非脱灰研摩標本を作成し、
インプラント材料と新生骨の界面のSEM像を観察し、
次の評価基準で判定した。
インプラント材料と新生骨の界面のSEM像を観察し、
次の評価基準で判定した。
a・・・新生骨がインプラント材料と完全に癒着し、か
つインプラント孔内にも完全に入り込んでいた。
つインプラント孔内にも完全に入り込んでいた。
b・・・新生骨がインプラント材料と半分以上癒着し、
インプラント孔内にも半分以上入り込んでいた。
インプラント孔内にも半分以上入り込んでいた。
C・・・新生骨がインプラント材料と半分以上癒着し、
インプラント孔内には一部入り込んでいた。
インプラント孔内には一部入り込んでいた。
d・・・新生骨がインプラント材料と一部癒着し、イン
プラント孔内には一部入り込んでいた。
プラント孔内には一部入り込んでいた。
この表から明らかなように、本発明のインプラント材料
は、多孔質体とした場合でも、ヒドロキシアパタイトや
リン酸三カルシウムのようなリン酸カルシウム系インプ
ラント材料よりも高い強度を示す上に、生体親和性が高
く、新生骨との癒着状態も強固である。
は、多孔質体とした場合でも、ヒドロキシアパタイトや
リン酸三カルシウムのようなリン酸カルシウム系インプ
ラント材料よりも高い強度を示す上に、生体親和性が高
く、新生骨との癒着状態も強固である。
適用例
実施例5で得たジオプサイド(試料A)、ジオプサイド
組成20重量%を含むヒドロキシアパタイト(試料B)
及びヒドロキシアパタイト(試料C)をそれぞれ3X4
x6mmの寸法のブロックに成形し、これを体重2.5
〜2.8に9の雄性成熟家兎の下顎骨に嵌植し、経過を
観察した。
組成20重量%を含むヒドロキシアパタイト(試料B)
及びヒドロキシアパタイト(試料C)をそれぞれ3X4
x6mmの寸法のブロックに成形し、これを体重2.5
〜2.8に9の雄性成熟家兎の下顎骨に嵌植し、経過を
観察した。
施術2週後、いずれの試料においても新生骨の形成が認
められたが、試料Aでは全体的に試料ブロックと新生骨
との接触が緊密であるのに対し、試料B及び試料Cにお
いては一部が直接接触しているだけで、大部分は間隙を
有していた。
められたが、試料Aでは全体的に試料ブロックと新生骨
との接触が緊密であるのに対し、試料B及び試料Cにお
いては一部が直接接触しているだけで、大部分は間隙を
有していた。
施術4週後、試料Aについては新生骨との接触部分の層
構造の厚さが増大しているのが認められたが、試料B及
び試料Cについては、接触部の層構造の厚さに変化は認
められなかった。
構造の厚さが増大しているのが認められたが、試料B及
び試料Cについては、接触部の層構造の厚さに変化は認
められなかった。
24週後、いずれの試料においても新生骨と母床骨とが
一体化し、その境界は判然としなくなったが、試料Bと
試料Cにおける骨細胞の配列は、試料ブロックに平行で
母床骨とは明らかに異なるのに対し、試料Aの場合は骨
細胞の配列が母床骨と全く均一になり、母床骨との接合
部もブロック外面の骨膜側も骨との接合状態には全く差
が認められなかった。
一体化し、その境界は判然としなくなったが、試料Bと
試料Cにおける骨細胞の配列は、試料ブロックに平行で
母床骨とは明らかに異なるのに対し、試料Aの場合は骨
細胞の配列が母床骨と全く均一になり、母床骨との接合
部もブロック外面の骨膜側も骨との接合状態には全く差
が認められなかった。
第1図は、試料Aについての12週後のジオプサイドと
新生骨との接合部分の組成変化を示すEPMAのスペク
トル図であるが、新生骨とジオプサイドとの中間層に成
分の濃度勾配が形成されていることが分かる。
新生骨との接合部分の組成変化を示すEPMAのスペク
トル図であるが、新生骨とジオプサイドとの中間層に成
分の濃度勾配が形成されていることが分かる。
また、第2図は、24週後における試料Aと母床骨との
接合部の透過電子顕微鏡による高分解能像を示したもの
であるが、これから明らかなように骨細胞の配列がジオ
プサイド側と母床骨側とで全く同一であり、境界はほと
んど識別されない。
接合部の透過電子顕微鏡による高分解能像を示したもの
であるが、これから明らかなように骨細胞の配列がジオ
プサイド側と母床骨側とで全く同一であり、境界はほと
んど識別されない。
第1図は、本発明のインプラント材料を動物体内に嵌植
したときの母床骨との接合部における成分の濃度勾配を
示すEPMAによる分析グラフ、第2図は同じ接合部の
結晶構造の配列を示す透過電子a微鏡写真である。
したときの母床骨との接合部における成分の濃度勾配を
示すEPMAによる分析グラフ、第2図は同じ接合部の
結晶構造の配列を示す透過電子a微鏡写真である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 CaO及びSiO_2を必須成分とする非リン酸カ
ルシウム系組成を有し、かつリン含有水溶液との接触に
よりリン酸カルシウム系化合物を生成しうるセラミック
スから成る生体活性インプラント材料。 2 組成中のCaO及びSiO_2の重量比が1:4な
いし6:1の範囲にある請求項1記載の生体活性インプ
ラント材料。 3 セラミックスがCaO及びSiO_2の必須成分に
加えてMgOを含有する請求項1又は2記載の生体活性
インプラント材料。 4 MgOの含有量が全重量に基づき35重量%を以下
である請求項3記載の生体活性インプラント材料。 5 セラミックスがジオプサイドの組成を有する請求項
4記載の生体活性インプラント材料。 6 セラミックスが多孔質体である請求項1〜5のいず
れかに記載の生体活性インプラント材料。
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP90110716A EP0401793B1 (en) | 1989-06-06 | 1990-06-06 | Use of ceramic materials for living hard tissue replacements |
DE1990622776 DE69022776T2 (de) | 1989-06-06 | 1990-06-06 | Verwendung von keramischen Materialen als Ersatzmaterialien für lebendes Gewebe. |
US07/872,949 US5356436A (en) | 1989-06-06 | 1992-04-21 | Materials for living hard tissue replacements |
US07/872,950 US5344456A (en) | 1989-06-06 | 1992-04-21 | Materials for living hard tissue replacements |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP14205889 | 1989-06-06 | ||
JP1-142058 | 1989-06-06 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0390152A true JPH0390152A (ja) | 1991-04-16 |
JP2898331B2 JP2898331B2 (ja) | 1999-05-31 |
Family
ID=15306439
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2055126A Expired - Lifetime JP2898331B2 (ja) | 1989-06-06 | 1990-03-08 | 生体活性インプラント材料 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2898331B2 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH07232930A (ja) * | 1993-05-17 | 1995-09-05 | Tdk Corp | ガラス材、生体組織代替材、その製造方法および生体組織代替材成形装置 |
JP2005118131A (ja) * | 2003-10-14 | 2005-05-12 | Pentax Corp | CaO−MgO−SiO2系生体活性ガラス及びそれを用いたリン酸カルシウム焼結体 |
US7332452B2 (en) | 2002-07-15 | 2008-02-19 | Pentax Corporation | CaO-SiO2-based bioactive glass and sintered calcium phosphate using same |
-
1990
- 1990-03-08 JP JP2055126A patent/JP2898331B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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