JPH06192852A - 複合インプラント材及びその製造方法 - Google Patents
複合インプラント材及びその製造方法Info
- Publication number
- JPH06192852A JPH06192852A JP4348342A JP34834292A JPH06192852A JP H06192852 A JPH06192852 A JP H06192852A JP 4348342 A JP4348342 A JP 4348342A JP 34834292 A JP34834292 A JP 34834292A JP H06192852 A JPH06192852 A JP H06192852A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coating layer
- implant material
- laser
- composite implant
- irradiation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Dental Prosthetics (AREA)
- Other Surface Treatments For Metallic Materials (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 生体内に埋入する複合インプラント材の機械
的強度および骨伝導性を向上すること。 【構成】 インプラント材の表面にリン酸カルシウム化
合物を溶射によってコーティングすることによりコーテ
ィング層を形成する。さらに、上記溶射によって分解も
しくは非晶質となった上記リン酸カルシウム化合物の上
記コーティング層に所定照射量のレーザーを照射して結
晶化させる。
的強度および骨伝導性を向上すること。 【構成】 インプラント材の表面にリン酸カルシウム化
合物を溶射によってコーティングすることによりコーテ
ィング層を形成する。さらに、上記溶射によって分解も
しくは非晶質となった上記リン酸カルシウム化合物の上
記コーティング層に所定照射量のレーザーを照射して結
晶化させる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、インプラント材の表面
にリン酸カルシウム化合物をコーティングしてコーティ
ング層を形成した複合インプラント材およびその製造方
法に関し、特に生体に埋入する複合インプラント材およ
びその製造方法に関する。
にリン酸カルシウム化合物をコーティングしてコーティ
ング層を形成した複合インプラント材およびその製造方
法に関し、特に生体に埋入する複合インプラント材およ
びその製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、複合インプラント材は、各種合金
もしくはチタン（Ｔｉ）などのインプラント材と、この
インプラント材の表面に生体親和性に優れたヒドロキシ
アパタイト［Ｃａ（ＰＯ4 ）3 （ＯＨ）］をコーティン
グすることによって形成されているコーティング層とを
有している。コーティング層は、インプラント材に周知
な溶射装置を用いてコーティングが施されている。即
ち、インプラント材の表面にはアセチレン、プロパン−
酸素などの燃焼ガスを用いたガス溶射法、もしくはプラ
ズマ溶射法などによってヒドロキシアパタイトを加熱し
ながら溶射することによってコーティングが行われてい
る。
もしくはチタン（Ｔｉ）などのインプラント材と、この
インプラント材の表面に生体親和性に優れたヒドロキシ
アパタイト［Ｃａ（ＰＯ4 ）3 （ＯＨ）］をコーティン
グすることによって形成されているコーティング層とを
有している。コーティング層は、インプラント材に周知
な溶射装置を用いてコーティングが施されている。即
ち、インプラント材の表面にはアセチレン、プロパン−
酸素などの燃焼ガスを用いたガス溶射法、もしくはプラ
ズマ溶射法などによってヒドロキシアパタイトを加熱し
ながら溶射することによってコーティングが行われてい
る。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】ヒドロキシアパタイト
は、コーティングを行うときに溶射装置によって高温に
加熱されるために、コーティング層に分解もしくは非晶
質部分が発生するという問題がある。即ち、溶射時に高
温にさらされたヒドロキシアパタイト粒子は瞬時に表面
が融解され、溶射装置のフレームの外に放出される。フ
レームで加熱された粒子の表面温度は、粒子の内部を融
解するのにエネルギーが消費されるために粒子自体の温
度上昇が低いため比較的分解や蒸発が少ないものの多少
分解する傾向にある。
は、コーティングを行うときに溶射装置によって高温に
加熱されるために、コーティング層に分解もしくは非晶
質部分が発生するという問題がある。即ち、溶射時に高
温にさらされたヒドロキシアパタイト粒子は瞬時に表面
が融解され、溶射装置のフレームの外に放出される。フ
レームで加熱された粒子の表面温度は、粒子の内部を融
解するのにエネルギーが消費されるために粒子自体の温
度上昇が低いため比較的分解や蒸発が少ないものの多少
分解する傾向にある。
【０００４】したがって、溶射したヒドロキシアパタイ
トは、５〜１５％のＮＨ4 Ｃｌの溶液にて７０〜８０℃
で一日処理し、その後１０％のエタノールで煮沸を３〜
５時間行ってから乾燥してＣａＯ等を中和除去しなけれ
ばならない。（このＣａＯ等はヒドロキシアパタイトが
分解したものである） また、高温で融解されたヒドロキシアパタイト粒子は、
インプラント材の表面にコーティングするときに早い冷
却速度で冷却されるために非晶質部分が発生する。この
ような非晶質部分が残っている複合インプラント材を生
体に埋入した場合には、初期におけるヒドロキシアパタ
イトの溶解量が多くなり、コーティング層を破壊してし
まうという問題がある。
トは、５〜１５％のＮＨ4 Ｃｌの溶液にて７０〜８０℃
で一日処理し、その後１０％のエタノールで煮沸を３〜
５時間行ってから乾燥してＣａＯ等を中和除去しなけれ
ばならない。（このＣａＯ等はヒドロキシアパタイトが
分解したものである） また、高温で融解されたヒドロキシアパタイト粒子は、
インプラント材の表面にコーティングするときに早い冷
却速度で冷却されるために非晶質部分が発生する。この
ような非晶質部分が残っている複合インプラント材を生
体に埋入した場合には、初期におけるヒドロキシアパタ
イトの溶解量が多くなり、コーティング層を破壊してし
まうという問題がある。
【０００５】また、生体において関節などに、このよう
な複合インプラント材を採用した場合にはコーティング
層に分解もしくは非晶質部分が残っていると、骨とコー
ティング層との摩耗によってコーティング層そのものが
摩滅してしまう。
な複合インプラント材を採用した場合にはコーティング
層に分解もしくは非晶質部分が残っていると、骨とコー
ティング層との摩耗によってコーティング層そのものが
摩滅してしまう。
【０００６】なお、分解もしくは非晶質状態のコーティ
ング層を結晶化するには、電気炉を用いて加熱すると再
結晶化させることができる。しかし、複合インプラント
材は加熱されることによって劣化が生じたり、研磨など
の後処理作業を必要とするという問題がある。即ち、加
熱された複合インプラント材は金属部分が酸化してしま
い、その酸化膜を取り除く作業を必要とする。
ング層を結晶化するには、電気炉を用いて加熱すると再
結晶化させることができる。しかし、複合インプラント
材は加熱されることによって劣化が生じたり、研磨など
の後処理作業を必要とするという問題がある。即ち、加
熱された複合インプラント材は金属部分が酸化してしま
い、その酸化膜を取り除く作業を必要とする。
【０００７】それ故に、本発明の課題は、機械的強度お
よび骨伝導性に優れた複合インプラント材及びその製造
方法を提供することにある。
よび骨伝導性に優れた複合インプラント材及びその製造
方法を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、インプ
ラント材と、該インプラント材の表面にリン酸カルシウ
ム化合物が分解もしくは非晶質状態になるような雰囲気
でコーティングされたコーティング層とを有し、該コー
ティング層はレーザーの照射によって上記分解もしくは
上記非晶質部分が結晶化されていることを特徴とする複
合インプラント材が得られる。
ラント材と、該インプラント材の表面にリン酸カルシウ
ム化合物が分解もしくは非晶質状態になるような雰囲気
でコーティングされたコーティング層とを有し、該コー
ティング層はレーザーの照射によって上記分解もしくは
上記非晶質部分が結晶化されていることを特徴とする複
合インプラント材が得られる。
【０００９】また、本発明によれば、リン酸カルシウム
化合物をコーティングする際に、該リン酸カルシウム化
合物が分解もしくは非晶質状態となるような雰囲気でコ
ーティングされるコーティング層をインプラント材の表
面に形成して複合インプラント材を作り、さらに上記コ
ーティング層にレーザーを所定照射量及び所定時間照射
することよって上記分解もしくは上記非晶質部分を結晶
化することを特徴とする複合インプラント材の製造方法
が得られる。
化合物をコーティングする際に、該リン酸カルシウム化
合物が分解もしくは非晶質状態となるような雰囲気でコ
ーティングされるコーティング層をインプラント材の表
面に形成して複合インプラント材を作り、さらに上記コ
ーティング層にレーザーを所定照射量及び所定時間照射
することよって上記分解もしくは上記非晶質部分を結晶
化することを特徴とする複合インプラント材の製造方法
が得られる。
【００１０】
【実施例】以下，本発明の一実施例について，図面を参
照して説明する。複合インプラント材は、生体内に埋入
した場合にもサビや変色がなく、変性のないものが望ま
しい。さらに、複合インプラント材は、骨と化学的に結
合することが理想的である。また、関節に採用するには
強度及び耐摩耗性を必要とする。
照して説明する。複合インプラント材は、生体内に埋入
した場合にもサビや変色がなく、変性のないものが望ま
しい。さらに、複合インプラント材は、骨と化学的に結
合することが理想的である。また、関節に採用するには
強度及び耐摩耗性を必要とする。
【００１１】本実施例における複合インプラント材は、
各種合金もしくはチタン（Ｔｉ）、Ａｌ2 Ｏ3 系もしく
はＺｒＯ2 系などのセラミックスなどから選択された一
つのインプラント材と、このインプラント材の表面にリ
ン酸カルシウム化合物であるヒドロキシアパタイト［Ｃ
ａ（ＰＯ4 ）3 （ＯＨ）］を溶射することによって形成
したコーティング層とを有している。インプラント材に
用いる各種合金には、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金、Ｔｉ−
Ｎｉ合金、Ｔｉ−Ｍｏ−５Ｚｒ合金、Ｃｏ−Ｃｒ合金な
どがある。また、ヒドロキシアパタイトに変わるコーテ
ィング層としては、α型トリカルシウムホスヘイト［Ｃ
ａ3 （ＰＯ4 ）2 ］、もしくはβ型トリカルシウムホス
ヘイト［Ｃａ3 （ＰＯ4 ）2 ］など生体親和性に優れた
リン酸カルシウム化合物を用いても良い。
各種合金もしくはチタン（Ｔｉ）、Ａｌ2 Ｏ3 系もしく
はＺｒＯ2 系などのセラミックスなどから選択された一
つのインプラント材と、このインプラント材の表面にリ
ン酸カルシウム化合物であるヒドロキシアパタイト［Ｃ
ａ（ＰＯ4 ）3 （ＯＨ）］を溶射することによって形成
したコーティング層とを有している。インプラント材に
用いる各種合金には、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金、Ｔｉ−
Ｎｉ合金、Ｔｉ−Ｍｏ−５Ｚｒ合金、Ｃｏ−Ｃｒ合金な
どがある。また、ヒドロキシアパタイトに変わるコーテ
ィング層としては、α型トリカルシウムホスヘイト［Ｃ
ａ3 （ＰＯ4 ）2 ］、もしくはβ型トリカルシウムホス
ヘイト［Ｃａ3 （ＰＯ4 ）2 ］など生体親和性に優れた
リン酸カルシウム化合物を用いても良い。
【００１２】インプラント材の表面には、粉末もしくは
棒状のヒドロキシアパタイトを高温に加熱しながら溶射
することよってコーティング層が形成される。コーティ
ングは、酸素−アセチレン、酸素−水素などのガス燃焼
式溶射法、アセチレンを用いたガス爆発溶射法、プラズ
マ溶射法、並びに蒸着法などによって行う。
棒状のヒドロキシアパタイトを高温に加熱しながら溶射
することよってコーティング層が形成される。コーティ
ングは、酸素−アセチレン、酸素−水素などのガス燃焼
式溶射法、アセチレンを用いたガス爆発溶射法、プラズ
マ溶射法、並びに蒸着法などによって行う。
【００１３】このコーティング層のヒドロキシアパタイ
トはレーザーの照射によって結晶化されている。即ち、
ヒドロキシアパタイトの溶射によってコーティングされ
たコーティング層には、溶射すると、コーティング層の
ヒドロキシアパタイトに分解もしくは非晶質部分が発生
することが観測された。このような分解された、もしく
は非晶質部分を有するコーティング層は、所定時間、所
定照射量に設定されたレーザーを照射することによって
結晶化されることが判明した。コーティング層では、ヒ
ドロキシアパタイトのリン酸カルシュウムが分解してい
るものであってもレーザーによって熱を加えることで結
晶化することが可能であり、分解しているものを再合成
できる。レーザー照射によると、電気炉で複合インプラ
ント材を加熱して結晶化させることによって生じる劣化
や、金属部分の酸化膜の発生がなく研磨などの後処理作
業を必要としない。このように結晶化された複合インプ
ラント材は、生体親和性に優れているとともに、機械的
強度及び骨伝導性に優れている。ここで、骨伝導性とは
骨の近傍もしくは骨内に物質を充填した場合に骨を作り
出す性質をいう。
トはレーザーの照射によって結晶化されている。即ち、
ヒドロキシアパタイトの溶射によってコーティングされ
たコーティング層には、溶射すると、コーティング層の
ヒドロキシアパタイトに分解もしくは非晶質部分が発生
することが観測された。このような分解された、もしく
は非晶質部分を有するコーティング層は、所定時間、所
定照射量に設定されたレーザーを照射することによって
結晶化されることが判明した。コーティング層では、ヒ
ドロキシアパタイトのリン酸カルシュウムが分解してい
るものであってもレーザーによって熱を加えることで結
晶化することが可能であり、分解しているものを再合成
できる。レーザー照射によると、電気炉で複合インプラ
ント材を加熱して結晶化させることによって生じる劣化
や、金属部分の酸化膜の発生がなく研磨などの後処理作
業を必要としない。このように結晶化された複合インプ
ラント材は、生体親和性に優れているとともに、機械的
強度及び骨伝導性に優れている。ここで、骨伝導性とは
骨の近傍もしくは骨内に物質を充填した場合に骨を作り
出す性質をいう。
【００１４】コーティング層に照射されるレーザーに
は、ＣＯ2 型，Ｎｂ−ＹＡＧ，Ｚｒ型などのレーザー装
置を用いる。レーザーの設定条件の一例を以下に示す。
は、ＣＯ2 型，Ｎｂ−ＹＡＧ，Ｚｒ型などのレーザー装
置を用いる。レーザーの設定条件の一例を以下に示す。
【００１５】 タイプ 封じ切り、炭酸ガス、冷却 クラス ＩＶレーザー放射 波長 ８．０〜１６．０ミクロン（不可
視赤外線） 励起周波数 ４０−４５ＭＨｚ 照射限度 連続８分あるいは最高出力で２０
分の間に合計５分 チップ先端の出力 ２〜２０Ｗ（１ｍファイバー） ２〜１２Ｗ（１．５ｍファイバー） 上記のレーザーの設定条件により照射されるコーティン
グ層の肉厚は８０μｍ〜１００μｍであり、これらの条
件によってコーティング層の分解もしくは非晶質部分の
結晶化が可能である。
視赤外線） 励起周波数 ４０−４５ＭＨｚ 照射限度 連続８分あるいは最高出力で２０
分の間に合計５分 チップ先端の出力 ２〜２０Ｗ（１ｍファイバー） ２〜１２Ｗ（１．５ｍファイバー） 上記のレーザーの設定条件により照射されるコーティン
グ層の肉厚は８０μｍ〜１００μｍであり、これらの条
件によってコーティング層の分解もしくは非晶質部分の
結晶化が可能である。
【００１６】図１は、Ｔｉ板の表面にヒドロキシアパタ
イトを８０μｍの肉厚にコーティングしたコーティング
層のＸ線回析結果である。このコーティング層は非晶質
となっている。図２は、図１と同様なコーティング層
に、出力 ２Ｗ、照射時間 ２０秒間連続して照射した
後のＸ線回折結果を示している。図３はコーティング層
に５Ｗで２０秒間、レーザーを照射した後のＸ線回折結
果を示している。図２及び図３に示すいずれのレーザー
の照射によっても、ヒドロキシアパタイトの分解もしく
は非晶質部分における結晶化の傾向が得られた。
イトを８０μｍの肉厚にコーティングしたコーティング
層のＸ線回析結果である。このコーティング層は非晶質
となっている。図２は、図１と同様なコーティング層
に、出力 ２Ｗ、照射時間 ２０秒間連続して照射した
後のＸ線回折結果を示している。図３はコーティング層
に５Ｗで２０秒間、レーザーを照射した後のＸ線回折結
果を示している。図２及び図３に示すいずれのレーザー
の照射によっても、ヒドロキシアパタイトの分解もしく
は非晶質部分における結晶化の傾向が得られた。
【００１７】次に、ヒドロキシアパタイトのコーティン
グ層から溶出される溶出量について、溶射したコーティ
ング層にレーザーを照射する前と、コーティング層に出
力５Ｗ、照射時間 ２０秒間連続して照射した後とで比
較した結果は次のとおりであった。
グ層から溶出される溶出量について、溶射したコーティ
ング層にレーザーを照射する前と、コーティング層に出
力５Ｗ、照射時間 ２０秒間連続して照射した後とで比
較した結果は次のとおりであった。
【００１８】インプラント材は、縦 ２５ｍｍ，横 ２
０ｍｍ、肉厚 １ｍｍのＴｉ板を用い、このインプラン
ト材の表面にヒドロキシアパタイトを８０μｍの肉厚の
コーティング層を施した。これらの試料を１％乳酸中に
４週間浸漬した。Ｃａ，Ｐは酸によって脱灰されるため
に溶液中のＣａ，Ｐ濃度が高くなるが、結晶化が進行す
ると溶出量が減少することが測定で明かとなった。
０ｍｍ、肉厚 １ｍｍのＴｉ板を用い、このインプラン
ト材の表面にヒドロキシアパタイトを８０μｍの肉厚の
コーティング層を施した。これらの試料を１％乳酸中に
４週間浸漬した。Ｃａ，Ｐは酸によって脱灰されるため
に溶液中のＣａ，Ｐ濃度が高くなるが、結晶化が進行す
ると溶出量が減少することが測定で明かとなった。
【００１９】レーザーを照射する前の状態の溶出量は、
Ｃａ；１０３５．７、 Ｐ（μｇ／ｃｍ2 ）；２５
０．６であった。５Ｗのレーザーを２０秒間照射した後
の溶出量は、 Ｃａ；５７４．６、 Ｐ（μｇ／ｃ
ｍ2 ）；１４３．８であった。
Ｃａ；１０３５．７、 Ｐ（μｇ／ｃｍ2 ）；２５
０．６であった。５Ｗのレーザーを２０秒間照射した後
の溶出量は、 Ｃａ；５７４．６、 Ｐ（μｇ／ｃ
ｍ2 ）；１４３．８であった。
【００２０】このように、レーザーを照射した後の溶出
量がレーザーを照射する前の状態の溶出量よりも減少し
ていることがわかる。
量がレーザーを照射する前の状態の溶出量よりも減少し
ていることがわかる。
【００２１】次に、エネルギー、曲げ強さ、歪み量につ
いては、表１に示し、図４には曲げ強さ、図５にエネル
ギー、図６に歪み量を示す。
いては、表１に示し、図４には曲げ強さ、図５にエネル
ギー、図６に歪み量を示す。
【００２２】
【表１】
【００２３】表１と図４において、コーティング層にレ
ーザーを照射する前（ＡＳ）と、レーザーを照射した後
とを比較した結果は次のとおりであった。コーティング
は、幅 ５ｍｍ、肉厚 １ｍｍ，長さ ３０ｍｍのＪＩ
Ｓ ２種のＴｉ板を用いて行った。
ーザーを照射する前（ＡＳ）と、レーザーを照射した後
とを比較した結果は次のとおりであった。コーティング
は、幅 ５ｍｍ、肉厚 １ｍｍ，長さ ３０ｍｍのＪＩ
Ｓ ２種のＴｉ板を用いて行った。
【００２４】レーザーを照射する前のコーティングした
ままの状態の曲げ強さは、５０．３±２．３ｋｇ／ｍｍ
2 であった。２Ｗでは５２．０±０．８ｋｇ／ｍｍ2 、
５Ｗのレーザーを２０秒間照射した後の曲げ強さは、５
４．４±２．４６ｋｇ／ｍｍ2 であった。７Ｗでは、５
４．２±１．５８ｋｇ／ｍｍ2 であった。
ままの状態の曲げ強さは、５０．３±２．３ｋｇ／ｍｍ
2 であった。２Ｗでは５２．０±０．８ｋｇ／ｍｍ2 、
５Ｗのレーザーを２０秒間照射した後の曲げ強さは、５
４．４±２．４６ｋｇ／ｍｍ2 であった。７Ｗでは、５
４．２±１．５８ｋｇ／ｍｍ2 であった。
【００２５】図５はコーティング層の破断までのエネル
ギーを示す。レーザーを照射しない場合は、５．４２±
１．４４ｋｇ・ｍｍ、２Ｗの照射では、６．４９±０．
１９ｋｇ・ｍｍ、５Ｗの照射では、９．２１±０．８５
ｋｇ・ｍｍ、７Ｗの照射では、１１．５４±１．６５ｋ
ｇ・ｍｍとなり、レーザーを照射することによりエネル
ギーは大きくなっている。
ギーを示す。レーザーを照射しない場合は、５．４２±
１．４４ｋｇ・ｍｍ、２Ｗの照射では、６．４９±０．
１９ｋｇ・ｍｍ、５Ｗの照射では、９．２１±０．８５
ｋｇ・ｍｍ、７Ｗの照射では、１１．５４±１．６５ｋ
ｇ・ｍｍとなり、レーザーを照射することによりエネル
ギーは大きくなっている。
【００２６】次に、図６は、コーティング層の破断まで
の歪み量を示す。レーザーを照射しない場合は、０．８
３±０．１３ｍｍ、２Ｗの照射では、０．４７±０．０
３ｍｍ、５Ｗの照射では、１．２６±０．０８ｍｍ、７
Ｗの照射では、１．４２±０．１８ｍｍとレーザーを照
射したワット数が大きくなるごど歪み量は増加した。
の歪み量を示す。レーザーを照射しない場合は、０．８
３±０．１３ｍｍ、２Ｗの照射では、０．４７±０．０
３ｍｍ、５Ｗの照射では、１．２６±０．０８ｍｍ、７
Ｗの照射では、１．４２±０．１８ｍｍとレーザーを照
射したワット数が大きくなるごど歪み量は増加した。
【００２７】なお、照射されるレーザーとしては、実施
例と異なる波長、出力、及び照射時間でも同様にコーテ
ィング層を結晶化できることが判明した。
例と異なる波長、出力、及び照射時間でも同様にコーテ
ィング層を結晶化できることが判明した。
【００２８】
【発明の効果】上述した結果からも明らかなとおり、溶
射によって発生したコーティング層の分解、非晶質部分
がレーザーの照射によって結晶化され、各原子間の結合
力も増加する。このために複合インプラント材は、耐酸
性、耐摩耗性を向上することができるため、生体内に埋
入した場合においても生体親和性、機械的強度及び骨伝
導性に優れたものとなる。
射によって発生したコーティング層の分解、非晶質部分
がレーザーの照射によって結晶化され、各原子間の結合
力も増加する。このために複合インプラント材は、耐酸
性、耐摩耗性を向上することができるため、生体内に埋
入した場合においても生体親和性、機械的強度及び骨伝
導性に優れたものとなる。
【００２９】また、コーティング層にはレーザーを照射
して分解、非晶質部分を結晶化したため、複合インプラ
ント材の劣化がなく、後処置作業を必要とせず廉価な複
合インプラント材の製造方法が得られる。
して分解、非晶質部分を結晶化したため、複合インプラ
ント材の劣化がなく、後処置作業を必要とせず廉価な複
合インプラント材の製造方法が得られる。
【図１】本発明の実施例に係るコーティング層にレーザ
ーを照射しないお場合のＸ線回折結果を示す。
ーを照射しないお場合のＸ線回折結果を示す。
【図２】本発明の実施例に係るコーティング層に２Ｗで
レーザーを照射した後のＸ線回折結果を示す。
レーザーを照射した後のＸ線回折結果を示す。
【図３】従来のコーティング層に５Ｗでレーザーを照射
した後のＸ線回折結果を示す。
した後のＸ線回折結果を示す。
【図４】レーザーを照射していない状態と、２Ｗ，５
Ｗ，７Ｗの各レーザーを照射した後のコーティング層の
曲げ強さを示すグラフである。
Ｗ，７Ｗの各レーザーを照射した後のコーティング層の
曲げ強さを示すグラフである。
【図５】レーザーを照射していない状態と、２Ｗ，５
Ｗ，７Ｗの各レーザーを照射した後の破断までのエネル
ギーを示したグラフである。
Ｗ，７Ｗの各レーザーを照射した後の破断までのエネル
ギーを示したグラフである。
【図６】レーザーを照射していない状態と、２Ｗ，５
Ｗ，７Ｗの各レーザーを照射した後のコーティング層の
破断までの歪み量を示したグラフである。
Ｗ，７Ｗの各レーザーを照射した後のコーティング層の
破断までの歪み量を示したグラフである。
Claims (3)
- 【請求項１】 インプラント材と、該インプラント材の
表面にリン酸カルシウム化合物が分解もしくは非晶質状
態になるような雰囲気でコーティングされたコーティン
グ層とを有し、該コーティング層はレーザーの照射によ
って上記分解もしくは上記非晶質部分が結晶化されてい
ることを特徴とする複合インプラント材。 - 【請求項２】上記リン酸カルシウム化合物は、ヒドロキ
シアパタイト、α型トリカルシウムホスヘイト及びβ型
トリカルシウムホスヘイトのうち少なくとも一つを選択
して上記コーティング層とした請求項１記載の複合イン
プラント材。 - 【請求項３】 リン酸カルシウム化合物をコーティング
する際に、該リン酸カルシウム化合物が分解もしくは非
晶質状態となるような雰囲気でコーティングされるコー
ティング層をインプラント材の表面に形成して複合イン
プラント材を作り、さらに上記コーティング層にレーザ
ーを所定照射量及び所定時間照射することよって上記分
解もしくは上記非晶質部分を結晶化することを特徴とす
る複合インプラント材の製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34834292A JP3165981B2 (ja) | 1992-12-28 | 1992-12-28 | 複合インプラント材及びその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34834292A JP3165981B2 (ja) | 1992-12-28 | 1992-12-28 | 複合インプラント材及びその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06192852A true JPH06192852A (ja) | 1994-07-12 |
| JP3165981B2 JP3165981B2 (ja) | 2001-05-14 |
Family
ID=18396388
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP34834292A Expired - Fee Related JP3165981B2 (ja) | 1992-12-28 | 1992-12-28 | 複合インプラント材及びその製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3165981B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20030070713A (ko) * | 2002-02-26 | 2003-09-02 | 김현만 | 고형표면의 칼슘포스페이트 결정박막 형성방법 |
| WO2005067993A1 (en) * | 2004-01-19 | 2005-07-28 | Stichting Katholieke Universiteit | Method for providing a polymeric implant with a crystalline calcium phosphate coating |
| JP2009511145A (ja) * | 2005-10-17 | 2009-03-19 | シロナ・デンタル・システムズ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング | 義歯の製造方法 |
| US9888329B2 (en) | 2007-05-24 | 2018-02-06 | Cochlear Limited | Implant abutment |
| JP2018534043A (ja) * | 2015-10-14 | 2018-11-22 | ノースウエスタン ユニバーシティＮｏｒｔｈｗｅｓｔｅｒｎ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ | 成長因子送達及び骨再生のためのナノファイバーペースト |
-
1992
- 1992-12-28 JP JP34834292A patent/JP3165981B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20030070713A (ko) * | 2002-02-26 | 2003-09-02 | 김현만 | 고형표면의 칼슘포스페이트 결정박막 형성방법 |
| WO2005067993A1 (en) * | 2004-01-19 | 2005-07-28 | Stichting Katholieke Universiteit | Method for providing a polymeric implant with a crystalline calcium phosphate coating |
| JP2009511145A (ja) * | 2005-10-17 | 2009-03-19 | シロナ・デンタル・システムズ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング | 義歯の製造方法 |
| US9888329B2 (en) | 2007-05-24 | 2018-02-06 | Cochlear Limited | Implant abutment |
| US10848882B2 (en) | 2007-05-24 | 2020-11-24 | Cochlear Limited | Implant abutment |
| JP2018534043A (ja) * | 2015-10-14 | 2018-11-22 | ノースウエスタン ユニバーシティＮｏｒｔｈｗｅｓｔｅｒｎ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ | 成長因子送達及び骨再生のためのナノファイバーペースト |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3165981B2 (ja) | 2001-05-14 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3198125B2 (ja) | インプラントの製造方法 | |
| EP0678300B1 (en) | Bone substitute material and process for producing the same | |
| US4965088A (en) | Calcium phosphate-coated composite material and process for production thereof | |
| Ágata de Sena et al. | Hydroxyapatite deposition by electrophoresis on titanium sheets with different surface finishing | |
| EP0324143B1 (en) | Process for producing an apatite coated article | |
| Saleh et al. | Biodegradable/biocompatible coated metal implants for orthopedic applications | |
| FR2681235A1 (fr) | Materiel d'osteosynthese a face de contact osseux recouverte par un revetement de surface. | |
| Zavgorodniy et al. | Mechanical stability of two‐step chemically deposited hydroxyapatite coating on Ti substrate: Effects of various surface pretreatments | |
| Chien et al. | Bioactivity of fluorapatite/alumina composite coatings deposited on Ti6Al4V substrates by laser cladding | |
| JP3165981B2 (ja) | 複合インプラント材及びその製造方法 | |
| JP2005205159A (ja) | リン酸カルシウム化合物のポリメリックゾル製造方法とその金属移植体 | |
| Fernandez-Pradas et al. | Pulsed laser deposition of pseudowollastonite coatings | |
| Ergün et al. | Effect of acid passivation and H2 sputtering pretreatments on the adhesive strength of sol–gel derived Hydroxyapatite coating on titanium surface | |
| US6339913B1 (en) | Method for improving the osteointegration of osseus fixing implants | |
| JPH0557011A (ja) | 複合インプラント | |
| Oikawa et al. | Effect of surface modification of Ti-6Al-4V alloy by electron cyclotron resonance plasma oxidation | |
| Chien et al. | Surface properties and in vitro bioactivity of fluorapatite/TiO 2 coatings deposited on Ti substrates by Nd: YAG laser cladding | |
| JP4282799B2 (ja) | β−リン酸三カルシウム被覆材の製造方法 | |
| JP6590399B2 (ja) | 医療機器材料の製造方法及び医療機器材料 | |
| JPH08182755A (ja) | 生体用材料およびその表面処理方法 | |
| US20070122541A1 (en) | Method for preparation of bioactive ceramic-coated composite | |
| JPS59500501A (ja) | 生物活性材料より成る人工補整器または人工補整器部材について生物不活性部分領域を製造する方法並びにそれから製造される人工補整器 | |
| JPS6393851A (ja) | ハイドロキシアパタイト被覆材の製造方法 | |
| JPH09122223A (ja) | 生体インプラント材およびその製造方法 | |
| JPH04144984A (ja) | アパタイトコーテイング複合材料及びその製造法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20010207 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |