JPH04141163A

JPH04141163A - 骨親和性に優れた金属多孔質材料およびその製造方法

Info

Publication number: JPH04141163A
Application number: JP2263514A
Authority: JP
Inventors: Kenji Oi; 健次大井
Original assignee: Kawasaki Steel Corp
Current assignee: JFE Steel Corp
Priority date: 1990-10-01
Filing date: 1990-10-01
Publication date: 1992-05-14

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。

Description

【発明の詳細な説明】〈産業上の利用分野〉本発明は、整形外科用人工骨や歯科用人工歯根等の生体
材料の骨接合面に使用する金属多孔質材料およびその製
造方法に関する。

〈従来の技術〉近年整形外科分野や歯科分野において人工骨、人工歯根
等のインプラント材の利用が広がってきている。

このようなインプラント材を通用するに際し、最大の問
題点は骨といかに接合するかであリ、骨との接合方法に
ついての研究が進められている。

これらの解説文献として立石哲也による医用・生体材料
の現状と問題点（塑性と加工、Ｖｏｌ。

２９、　Ｎｏ、　３３５．　ｐ、１２８８．１９８８年
）、犬西啓端らによる人工骨・Ｍ節と骨との固着（日本
接着協会誌、Ｖｏｌ、２２．　Ｎｏ、２．　ｐ、１１２
．１９８６年）カする。

それによれば、従来は専らボーンセメントを用いて固定
・接合が行われていたが、最近は多孔質材料をインプラ
ント材表面に接合し、その孔に骨組織を成長、侵入させ
る方法がとられている。

具体的には、例えばステンレス、コバルト合金、チタン
、チタン合金の粉末、ビーズ、ワイヤーを用い、インプ
ラント表面に焼結により固着させる方法がある。　　ま
た、チタン合金メツシュを積層し、真空中で加圧、昇温
する方法（例えば、特開昭６２−１３７０５０号参照）
がある。　また、プラズマ溶射法などによりインプラン
ト材表面を多孔性としたものや、プラズマ溶射やスパッ
タリング法などにより水酸化アパタイトや生体ガラス層
を表面に形成し、それらの化学的結合力により、インプ
ラント材を骨に接合する方法等もある。

〈発明が解決しようとする課題〉中でもビーズ、粉末を焼結させたり、メツシュを積層し
て焼結させる方法では、多孔質材料をインプラント材に
固定するために真空中での拡散接合が用いられている。

　しかし、多孔質材料の孔の中に骨が成長、侵入するよ
うに多孔質材料の孔径を太きく（３５０μｍ程度）して
いるため、インプラント材と多孔質材料を接合するため
の十分な接合強度を有していないという問題がある。

また、孔径を小さくすると多孔質材料の孔の中に骨が成
長、侵入しないという問題がある。

このように、従来法ではインプラント材と多孔質材料と
の接合強度の信頼性が十分ではなかった。

また、接合強度の点から接合面は加圧するため平坦であ
る必要があり、インプラント材の任意の曲面に多孔質材
料を接合することはできなかった。

本発明は、前記問題点を解決し、骨およびインプラント
材に十分な接合強度を持たせることのできる骨親和性に
優れた金属多孔質材料およびその製造方法を提供するこ
とを目的としている。

〈課題を解決するための手段〉本発明者は、前記問題点を解決するために検討を重ねた
結果、多孔質材料の中で骨と接合する面には骨成長に通
した孔径の空孔を持ち、インプラント材と接合する面は
空孔の少ない密な面を持つ多孔質材が通していることを
見い出し本発明に到フた。

すなわち、上記目的を達成するために本発明によれば、
骨とインプラント材とを接合する多孔質材料であって、
前記多孔質材料の孔径が前記骨との接合面から前記イン
プラント材との接合面へ順次減少して形成されてなるこ
とを特徴とする骨親和性に優れた金属多孔質材料が提供
される。

ここで、前記骨との接合面の孔径は１５０〜５００μｍ
であり、かつ前記インプラント材との接合面の孔径は１
００μｍ以下であるのが好ましい。

また、本発明によれば前記金属多孔質材料を製造するに
際し、生体適合金属材料の短繊維、長繊維、ビーズ、粉
末またはメツシュ材料を粒径または孔径の小さい順また
は大きい順に積層したのち、その積層体を焼結すること
を特徴とする骨親和性に優れた金属多孔質材料の製造方
法が提供される。

ここで、前記焼結時に前記積層体を加圧するのが好まし
い。

以下に本発明をさらに詳細に説明する。

まず、本発明の金属多孔質材料について説明する。

本発明の金属多孔質材料の材質は、生体適合金属であれ
ばよく、特にチタン、チタン合金、５ＵＳ３１６、およ
びコバルト合金が好適である。

本発明において、骨と接合する側の多孔質材料の孔径は
１５０〜５００μｍとするのが好ましい。　孔径が１５
０μｍ未満では骨成長に必要な血管の侵入が不可能であ
り、一方５００μｍ超では骨の侵入に時間がかかり繊維
組織の生成により骨成長が十分できなくなる。

また、インプラント打倒の多孔質材料の孔径は１００μ
ｍ以下とするのが好ましい。　孔径は接着強度の点から
で籾るだけ小さい方がよく、１００μｍ超では接着強度
が不足する。

多孔質材料の内部の孔径は、骨接合面側からインプラン
ト材接合面側へ順次減少して形成する。　これにより接
着強度を向上させることができる。　すなわち、従来材
では骨の成長に適する均一な孔径を有し多孔質材内にて
接合強度が一定であり、本発明材における最大孔径部の
強度しか有しない、　しかし、本発明材においては、骨
接合部以外はすべて従来材強度よりも大きく、しかも骨
接合部は骨成長により多孔質材のままよりも強度が犬き
くなる。　前記孔径の減少は連続的に減分させるのが好
ましい。

つぎに、本発明の金属多孔質材料の製造方法について説
明する。

本発明では、生体適合金属材料の短繊維、長繊維、ビー
ズ、粉末またはメツシュ材料を出発素材として用いる。

　生体適合金属材料としては、チタン、チタン合金、５
ＵＳ３１６、およびコバルト合金が好適である。

素材としてメツシュ材を用いる場合は、メツシュ径を一
層ごとに変化させて孔径の小さい順または大きい順に積
層したのち、焼結を行う。

また、短繊維、長繊維、ビーズまたは粉末を用いる場合
は、繊維径または粒径を厚み方向に小さい順または大き
い順に変化させながら充填積層したのち、焼結を行う。

その他、一定の孔径を持った薄い多孔質体を作製し、そ
れらを孔径の小さい順または大きい順に積層したのち、
焼結する方法でもよい。

前記積層は、素材の孔径を連続的に増大または減ψさせ
るのが好ましい。

孔径を連続的に変化させる方法としては、例えばメツシ
ュ材料を用い、メツシュ径を一層ごとに変化させ、骨接
合側からインプラント接合側へ連続的または順次にｔＪ
ｚさいメツシュ径のものを、積層しプレスしたのち焼結
して、孔径の連続的に変化した多孔質材料を得る方法が
好適である。

焼結は、不活性ガスまたは真空中で行う。

焼結温度は合金により異なり特に限定しないまた、焼結時に積層体を加圧すると接合面積が増加し、
接合性が向上する。

圧力は限定しないが、素材自身が大きく変形しない程度
、すなわち数ＭＰａが好ましい。

本発明の製造方法を用いて作製した多孔質材料はインプ
ラント材料との接合面積も大きく、かつ骨との接合も十
分得られ、従来材よりも接合強度、信頼性が大きくなる
。

〈実施例〉以下に本発明を実施例に基づき具体的に説明する。

（実施例１）純Ｔｉ製金網（線径０．３ｍｍΦ、５０ｘ５０ｍｍ）の
１０．１２．１４．１６．１８．２０．２２メツシユの
ものを各２枚用意し、第１図に示すように最下部に２２
メツシユの金網１を置き、その上に２２メツシユで網目
が４５度ずれた金網２を置き、以下２ｏメツシユから１
０メツシユまでの各２枚の金網３を前記２２メツシユの
金網のように重ねて順次積層し、プレスして厚さ２ｍｍ
とし、真空中、２ＭＰａの圧力下、９５０℃、４時間で
焼結し、得られた金属多孔質材料を３０ｍｍΦＸ２ｍｍ
ｔの太きさに切断し試験片４とした。

つぎに第２図に示すように前記試験片４苓Ｔ　１−６Ａ
ｉ−４Ｖ合金片５ではさみ、ソック側から２ＭＰａの圧
力で圧縮力をかけな力ら真空中（１ｘ　１０−’Ｔｏｒ
ｒ）で拡散接合を行；た。

続いて、前記加圧と逆の方向に引張り、引粘強度と破断
位置を調べた。

その結果を表１に示す。

（実施例２）粒径がそれぞれ５０μｍ、１００μｍ１１５０μｍ、２
００μｍ、２５０ｔ１ｍ、３００μｍの純Ｔｉビーズを
用意し、’＄、３図に示すように最下部に粒径５０μｍ
のビーズ６を厚さ０．５ｍｍに布設し、順次１００μｍ
から３００μｍまで各０．５ｍｍの厚さに積層し、プレ
スして厚さ２ｍｍとし、実施例】と同様にして試験片４
を作製し、実施例１と同様にして拡散接合したのち引張
強度と破断位置を調べた。

その結果を表１に示す。

（実施例３）空孔の孔径がそれぞれ１００μｍ、１５０μｍ、２００
μｍ、２５０μｍ、３００μｍ。

３５０μｍの純Ｔｉ短ｍｕを充填、プレスして空孔率が
それぞれ９０％、８６％、８４％、８０％、７６％、７
０％で厚さ０．５ｍｍの多孔質素材を作製し、第４図に
示すように最下部に前記空孔の孔径が１００μｍの短繊
維多孔質素材７を敷設し、順次１５０μｍから３５０μ
ｍまでの前記多孔質素材を積層し、プレスして厚さ２ｍ
ｍとし、実施例１と同様にして試験片４を作製し、実施
例１と同様にして拡散接合したのち引張強度と破断位置
を調べた。

その結果を表１に示す。

（比較例１．２）実施例１で用いた２０メツシユの金網を網目が４５度ず
つ順次ずらして１４枚積層したものを２組用意し、それ
ぞれプレスして厚さ２ｍｍとし、実施例１と同様にして
拡散接合したのち引張強度と破断位置を調べた（比較例
１．２）。

その結果を表１に示す。

表１の結果から明らかなように、引張強度、すなわち接
合強度はいずれも大きな差はなかった。　しかし、実施
例１〜３はいずれも骨接合面（孔径の大きい方の面）で
破断しているのに対し、比較例は破断位置が材料内で変
化した。

すなわち、実施例においては、インプラント−多孔質材
料界面では破断していない。　従って、本発明の多孔質
材料を生体材料として使用すると、骨が成長、侵入する
ことで骨接合面の接合強度は高くなるため、インプラン
ト材と多孔質材料との界面強度が十分得られ、接合強度
、破断位置の信頼性も向上する。

表〈発明の効果〉本発明は、以上説明したように構成されているので、人
工関節および人工歯根等のインプラント材の骨との接合
に有用な多孔質材料における孔径を連続的に変化させる
ことにより、骨と多孔質材料およびインプラント材と多
孔質材料の間の接合強度を向上で糠るようになった。

また、これにより、インプラント材の使用において接合
強度の信頼性を向上することができる。

また、本発明の金属多孔質材料の製造方法によれば、素
材の粒径または孔径の小さい順または大ぎい順に積層す
るだけで簡単に骨親和性に優れた金属多孔質材料を製造
することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明におけるメツシュ材料の積層状態の１
例を示す部分斜視図である。第２図は、拡散接合および引張試験方法の説明図である
。第３図は、本発明におけるビーズ材料の積層状態の１例
を示す模式図である。第４図は、本発明における短繊維材料の積層状態の１例
を示す部分斜視図である。符号の説明１．２．３・・・金網、４・・・試験片、５・・・合金片、６・・・ビーズ、７・・・短繊維多孔質素材

Claims

【特許請求の範囲】

（１）骨とインプラント材とを接合する多孔質材料であ
って、前記多孔質材料の孔径が前記骨との接合面から前
記インプラント材との接合面へ順次減少して形成されて
なることを特徴とする骨親和性に優れた金属多孔質材料
。
（２）前記骨との接合面の孔径は１５０〜５００μｍで
あり、かつ前記インプラント材との接合面の孔径は１０
０μｍ以下である請求項１記載の骨親和性に優れた金属
多孔質材料。
（３）請求項１または２に記載の金属多孔質材料を製造
するに際し、生体適合金属材料の短繊維、長繊維、ビー
ズ、粉末またはメッシュ材料を粒径または孔径の小さい
順または大きい順に積層したのち、その積層体を焼結す
ることを特徴とする骨親和性に優れた金属多孔質材料の
製造方法。
（４）前記焼結時に前記積層体を加圧する請求項３記載
の骨親和性に優れた金属多孔質材料の製造方法。