JPH07255832A - 海綿骨移植片ならびに細胞および組織受容体のための連続気泡型タンタル構造物 - Google Patents

海綿骨移植片ならびに細胞および組織受容体のための連続気泡型タンタル構造物

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JPH07255832A
JPH07255832A JP5049435A JP4943593A JPH07255832A JP H07255832 A JPH07255832 A JP H07255832A JP 5049435 A JP5049435 A JP 5049435A JP 4943593 A JP4943593 A JP 4943593A JP H07255832 A JPH07255832 A JP H07255832A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 骨組織と融和し、拒絶反応を起こさず、荷重
をよく分散し、機械的に強い骨移植片に加工できる新材
料を提供する。 【構成】 網状化連続気泡型基材へ、その連続索の実質
的にすべてを覆うように金属材料の薄膜を付着させるこ
とにより、天然海綿骨の微細構造を模倣した軽量で耐腐
食性のある骨代用複合材料を得る。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【従来の技術】海綿骨代用物および（または）細胞や組
織の受容体材料に対する要望は重要な意味をもつ程高
い。例えば、海綿状自己移植片は血管再生が起こり新し
い骨が積層する多孔質の骨組を与え、また骨始原細胞集
団や骨の成長誘発因子の補助材を与える。しかし移植は
その材料を得るために外科手術を必要とし、また生活力
のある代用物が望ましい。人工の生体融和性移植片の概
念が関心をもたれるようになって来たのはこの点にあ
る。ここ２０年間にわたる広汎な研究は、海綿状移植片
の成功を倍増するには移植片が多孔質の骨格として働か
ねばならないことを示した。実際に、初期の研
【０００２】究は連続した多孔質材料が身体に許容さ
れ、むくの状態の同じ材料よりよく新しい骨の成長を促
すことを実証した。
【０００３】病気になったり、破壊されたり、あるいは
変性したりした骨や組織の取り替えは時間がかかり、ま
た医学および歯科学両方における外科共同体の大きい部
門から財源を消費する。臨床的および科学的な研究は、
正常な生体力学的および生理学的機能を回復できるよう
に患者の組織の再生を促すことに向けられている。ある
患者にあっ
【０００４】ては、正常な組織による完全な機能回復を
達成できる一方、他の患者においては、機能を回復する
ために生物学的に補綴がつけられる。医学および歯科学
における移植片に利用される物質の研究に捧げられた特
殊な科学はここ２０年間で長足の進歩をとげた若い分野
である。同じ期間に歯科移植学が少数のファンによる初
期の試みから完全に認識された歯科学の一部門へと発展
した。
【０００５】身体の自然の防衛機構は生存のためには不
可欠であるが、それによって異物と見做された材料は拒
絶されるので、補綴あるいは移植可能な考案品を用いる
外科医にとってこの防衛機構は大敵であった。従って、
この拒絶機構をできる限り最小にすることが必要であ
る。身体の防衛機構に対する反応が見掛け上抑制された
幾つかの生物材料が
【０００６】確認されている。これらの材料は化学的に
比較的反応性に富むものから完全に不活性あるいは不動
態であるものまで連続的に広がっている。一般に、材料
が生体内で非反応的である程より良い性能を期待でき
る。
【０００７】移植片に対する必要な生体力学的要件を周
囲の組織環境と調和させることは侮りがたい難問であ
る。多孔性の重要なことが最初に認識された１９７０年
代の初めに、この問題の解決に大きな進歩がなされた。
最近の研究によると、多孔性についての幾つかの物理的
パラメーターが組織の型や内部成長の速さに影響を及ぼ
すことが示された。相互連続性の度合いおよび公称細孔
寸法は移植の成功を決定する上で重要な因子であること
が分かった。最大の相互連続性、即ち「行き止まり」の
【０００８】無いことが内部成長を促すことが分かっ
た。これらの研究は１０μｍ未満の細孔寸法は細胞の内
部成長を妨げること、１５〜５０μｍの細孔寸法は維管
束の内部成長を促進すること、５０〜１５０μｍまでの
細孔寸法は類骨の形成を起こすこと、そして１５０μｍ
より大きい細孔寸法は無機質化した骨の内部成長を促進
することを示した。
【０００９】多孔質材料の空隙中への骨の内部成長は、
何らかの理由によって失なわれた骨片の取り替えに、あ
るいは全体的関節補綴で用いる永久移植片に対し理想的
な骨格固定を与えるものである。骨の内部成長の初期の
期間における生物学的融和性、周囲を取り巻く骨との均
密な接触、および十分な安定性が適当な多孔性と共に移
植片の重要な要件として認められて来た。最適な多孔質
材料は、特に衝撃下での良好な耐亀裂性および骨のそれ
に匹敵する順応性をもたねばならない。材料はまた正確
な寸法をもつ移植片の
【００１０】製造を容易になし得なければならず、また
荷重を支える芯材上に厚い被覆物または薄い被覆物いず
れの加工をも可能ならしめねばならない。
【００１１】内部成長が順調に起こるための一つの欠く
ことのできない条件は、生活力のある骨に隣接して移植
片を置くことである。事実、移植片内の骨の存在は骨を
誘導する性質、即ち構造物が骨に隣接して置かれたとき
多孔質構造中へ骨が成長して行く能力、の推測上の証拠
となった。最初、移植片と接している細胞が骨に変り、
次に再生された骨の前端は移植片の中へと進行する。こ
の過程は骨の統合として知られ、生きている骨と移植片
との間に直接接触が達成されることを意味する。
【００１２】骨の内部成長を増進するために必要とされ
る物理的性質を有する合成多孔質移植片の研究、開発、
および製造は努めるべき一つの大きい課題であることが
分かった。金属、セラミック、重合体または複合材料の
多孔質表面をもつ移植片がここ２０年間にわたって広汎
に研究されて来た。この領域において一つの重要な意味
をもつ初期の進歩は「レプラミネフォルム」材料の開発
によりなされた。このように呼ばれるのはそれが実際の
生活形態を複製しているからである。これら材料は均一
かつ完全に透過性の或
【００１３】る種の海生無脊椎動物（サンゴやウニによ
り最もよく代表される）の三次元微細構造に基づいてい
る。このレプラミネフォルム法は他の材料の多孔質構造
をつくるための鋳型としてこの無脊椎動物の微細構造を
利用している。
【００１４】多孔質生体材料に対して最も普通に用いら
れる物質は骨の最大の化学的構成成分であるカルシウム
ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）である。移植片に対し
多孔質形でしばしば用いられる他の非金属材料にはセラ
ミックスリン酸三カルシウム（ＴＣＰ）、アルミン酸カ
ルシウム、およびアルミナ、炭素；ポリプロピレン、ポ
リエチレン、およびポリオキシメチレン（デルリン）を
含めて各種重合体；およびセラミッ
【００１５】ク強化あるいはセラミック被覆重合体が包
含される。都合の悪いことにセラミックは強い一方で非
常に脆く、荷重下でしばしば容易に折れ、また重合体は
良好な柔軟性を有する一方極めて弱い。これら材料のこ
の性質はその歯科および整形外科への臨床的応用を制限
しうる。
【００１６】他方、金属は高い強度と良好な柔軟性を併
せもち、そのためこれらは移植片に対し魅力のある候補
材料となっている（また荷重を支える応用面に最適）。
多くの歯科および整形外科用移植片は金属、最もしばし
ばチタンあるいは各種合金、例えばステン
【００１７】レス鋼またはビタリウム（コバルト−クロ
ム−モリブデン）を含む。セラミック被覆金属、典型的
にはチタン上ＨＡまたはＴＣＰ、も使われる。更にまた
多種多様の金属が針金、チューブおよび放射線不透過性
マーカーといった生物医学的成分として体内に使用され
る。
【００１８】しかし多くの現存する金属生体材料は骨移
植片に最も望ましい多孔質構造物への加工に容易には適
さない。これら材料（例えば、ステンレス鋼、コバルト
を基本とする合金）は、冶金学上完全な状態で円滑な大
きい形状のみ要求される限り、必要な性質および生体融
和性を発揮する。骨格組織と互に組み
【００１９】合う多孔質の形状あるいは表面にテクスチ
ャーを与えた形状を得るために必要な機械仕上げあるい
は他の処理は、これらの性質および生体融和性に有害な
効果をもち、材料破壊を起こすことさえありうる。例え
ば、チタンの六角形結晶構造は歯科移植片の場合に見ら
れたように、亀裂や折損を受け易くする。幾つかの多孔
質金属材料（例えば、火災、吹付けあるいはプラズマ噴
霧されたチタン、多孔質焼結粉末冶金材料）は、骨の順
調な内部成長および統合を十分よく保証する程は海綿骨
の構造と調和しない。また現在使用され
【００２０】ている金属および合金は生物学的環境であ
る程度の腐食を受け易い。最後に金属はそれらの高い密
度のために重要の立場から言って望ましくない。
【００２１】
【課題を解決するための手段】新材料は損傷を受けたヒ
ト組織のための革新的、そして一層生体融和性に富む代
用物の設計を可能にしつつある。本発明における網状化
した連続気泡型炭素フォームは化学蒸着（ＣＶＤ）法に
よりタンタルで浸透される。タンタルと同様な化学的お
よび機械的性質をもつニオブもまたタンタルとニオブと
の適当な合金と同様使用できる。例えばニオブ、ハフニ
ウムおよび（または）
【００２２】タングステンといった他の金属はタンタル
と合金をつくり、あるいはハフニウムおよび（または）
タングステンとニオブを合金化することによりモジュラ
スおよび（または）強度を変えることができる。従っ
て、タンタルを引き合いに出すことは他の金属を除外す
るという意味ではない。
【００２３】炭素フォームは化学蒸着（ＣＶＤ）により
浸透される。ここで得られた軽量で強い多孔質構造は天
然海綿骨の微細構造を模倣していて、骨の取り込みある
いは細胞や組織の受け入れのためのマトリックスとして
作用する。このマトリックスの細孔は互に
【００２４】連絡して連続した一様なチャンネルを形成
し閉鎖した端をもたない。この連続した細孔が入り組ん
だ網状組織は、細胞および組織の内部成長、血管形成、
および新骨の付着を促進する最適の透過性と高い表面積
を提供する。
【００２５】その結果骨または組織の隣りに置かれたと
き、最初は補綴として働き、次に正常組織の再生のため
の骨組として機能する新しい生体材料が得られる。この
新しい生体材料は、正確に調節できる形状をもつと同時
に細胞や骨の内部成長のための最適マトリックスを提供
する移植片の性格に対する要望を満している。
【００２６】更にこの多孔質金属構造物の物理的機械的
性質は個々の応用に対しすぐ使えるように特別に仕立て
ることができる。この新しい移植片は歯槽隆線の増強、
歯根膜および直顎の再構成への使用に可能性をもたら
す。自己移植片に対する一つの効果的な代用品として、
このものはそれら移植片を手に入れるための外科手術の
必要性を減らすであろう。またこのものは整形外科的応
用にも有用である。
【００２７】本発明は軽い感染状態の面においても組織
および骨の成長を誘発する能力をもつので、歯の代用物
に使用することもできる。例えば、人工歯を連続気泡型
タンタル幹につなぎ、顎の適当な寸法の孔に配置するこ
とができる。この人工歯および幹の若干に対して歯肉を
落ちつかせシールを形成させる。
【００２８】その良好な機械的特性、優れた耐腐食性、
および実証された生体融和性に基づき特に良い材料とし
てタンタルが選ばれた。タンタル（原子番号７３，原子
量１８０，９５，密度１６．６８ｇ／ｃｍ3 ）は遷移元
素（周期表ＶＢ族）で、優れた耐酸化性および耐腐食性
をもつ極めて耐火性に富んだ（融点２９９６℃）強い、
延性のある金属である。これら性質のためのタンタル
【００２９】は動物およびヒト両方の実験において将来
発展しうるヒト移植片材料として早くから研究された。
その低腐食性と相俟って優れた組織受容性についての初
期の証拠から、タンタルは外科用移植材料としての用途
が開かれ、またペースメーカー電極、神経修復用の針
金、箔および網、頭蓋形成板、放送波ラジオグラフ研究
用コントラスト媒体、骨の成長を追求するための放射線
不透過性マーカー、結紮クリップ、そして更に最近では
実験に基づいた大腿内補綴を含めて種々な応用面で使用
されるようになった。
【００３０】タンタルの結晶構造は体心立方であり、６
個の可能な滑り面によって優れた延性が得られる。耐腐
食性が高いので大抵の化学薬剤の攻撃に抵抗し、タンタ
ルのペースメーカー電極は容器内および生体内両方で優
れた耐腐食性で発揮する。この不活性さがこの卑金属の
良好な組織融和性の原因となっているようで、これに対
し、金のような貴金属は耐腐食性であると考えられては
いるが、その触媒作用のある表面のために生体融和性は
十分でない。
【００３１】タンタルは細胞発育を阻害せず、そして事
実、移植後間もなく新しい骨組織によって固く包囲され
るようになるが、これに対し歯科用の金およびコバルト
を基本とする合金は細胞の発育を阻害し骨の吸収を起こ
しうることが比較研究で実証された。タンタルの
【００３２】場合、骨の内部成長が移植片上にまた中に
正常に行なわれることが実証された。タンタル移植片に
関し歯科および整形外科両方の応用面において、無負荷
でもまた重く荷重をかけた状態でも、８年から１２年と
いった長い移植期間にわたり完全な強固な長期骨完成が
実証された。
【００３３】更にまた、タンタルは骨のそれに近い弾性
モジュラス、移植に常用される他の高強度金属および合
金のどれよりもはるかに近い弾性モジュラスを有し、こ
れもまた骨との有利な反応に十分貢献しうる。その大き
い延性、勝れた耐腐食性、良好な加工性、および実証さ
れた生体融和性により、明らかにタンタルは現在使用中
のまた骨移植片の開発下にある金属および合金に代る優
れた代替物とみなすことができる。
【００３４】図面の簡単な説明図１は本発明に従い構成
された連続気泡型タンタル構造物の遠近図である。
【００３５】図２は図１のタンタル構造物の表面の拡大
図である。
【００３６】図３は図１および図２の材料の小区分の細
部を示した図である。
【００３７】図４は本発明タンタル構造物の一製造法の
例示である。
【特に適当な具体例の説明】海綿骨、あるいはスポンジ
状の骨、は主応力の線に沿って配向した相互連絡柱によ
り定まる開放空間から形成された多孔質の空間−骨組構
造から構成される。微細構造レベルでのこれら小柱は層
状骨の層から構成されている。海綿骨は異方性の機械的
特性、即ち異なる方向に沿った異なる構造的挙動を示
す。海綿骨は主チャンネルの軸に沿って弾性挙動を示
し、究極的な引張り荷重で突然の脆性破損を起こす。作
用線が骨のチャンネル軸に関して曲がった
【００３８】引張り力が負荷されたとき、その応力−ひ
ずみ曲線は塑性変形と大きいエネルギー吸収とによって
放物線状となる。それ故に海綿骨は堅固（高い引張りお
よび圧縮モジュラスを有する）ではあるが、支配的な針
状方向に対して平行して荷重がかけられたときは他の方
向で荷重がかけられたときよりも低いひずみで破損す
る。これらの性質は、それが衝撃を吸収し関節の関節表
面の近傍に荷重を分配させるように働くので重要であ
る。
【００３９】従って海綿骨の代りに代用品として使用さ
れるどの材料も弾性変形および荷重分布を許すものでな
ければならない。更にまた、その材料は、特にもし関節
軟骨の下にある面と接近して置かれたとき、荷重の集中
を起こしてはならない。荷重の集中は関節表面の局部的
応力を増加させ、表面の摩滅および損傷につながること
がある。
【００４０】海綿骨はＷｏｌｆｆの法則によればリモデ
リングの行動を示す、即ち、その形が与えられると骨は
それにかかる荷重に適合する。その逆もまた成り立ち、
等しく重要である、即ち荷重がかけられない場合は骨は
吸収される傾向がある。従って、移植片は応力の遮蔽に
より起こる骨の吸収および弱化を避けるために応力をそ
の構造物、内部成長しつつある骨、および周囲を取り巻
く骨にくまなく分布させねばならない。
【００４１】海綿骨の密度は０．７ｇ／ｃｍ3 、その引
張モジュランスは０．２〜０．５ＧＰａ、引張強さ１０
〜１２ＭＰａ；そして破損までのひずみは５〜７％であ
る。皮質骨と比較して、海綿骨は緻密さとして１／３〜
１／４（多孔性を示す）、固さとして１／１０〜１／２
０、また延性として５倍である。けれどもこれら二つの
型の骨の機械的特性は、実際には連続的に変わっている
のであって、密度と構造の違いによって修飾された比較
的均一な材料（骨）を反映している。
【００４２】ヒドロキシアパタイト移植片を用いた実験
に基づくと、新しい骨の内部成長と成熟は皮質の骨から
よりも海綿骨領域からの方がより迅速で、組織−移植片
界面はイヌの場合８週間でピークせん断強度に達する。
この過程はヒトではもっと長くかかり、リモデリングは
術後２年までは可能である。不完全な装置設計は術後９
〜１０年と長く続く応力遮蔽リモデリングを起こすこと
がある。
【００４３】骨移植片用材料は堅くて応力に耐えると同
時に応力遮蔽を起こす応力の自己集中を避けねばならな
い。また骨移植片は身体が骨を補充する自然の過程であ
る骨の再無機質化を妨げることなく骨に頼るのが理想的
である。移植片は正確に形づくらねばならず、また最適
な界面と性能が得られるように配置されねばならない。
最後に荷重を支える応用面そして（または）完全な骨の
内部成長が不可能な応用面に用いられる移植片に対して
は吸収が無いことが有利な性質であろう。
【００４４】多孔質移植片の性能にとって特に重要なこ
とは、その相互連続性の完全さである。これは絶対に必
要なことであるが、それは細孔と孤立閉鎖ポケットとの
間の圧縮が内部成長しつつある組織への血管維持を抑制
することがあり、内部成長しつつある骨細胞の虚血が移
植片の破壊を起こしうるからである。不完全な血管
【００４５】形成あるいは新しい血管の分布減少も移植
片を細菌のコロニー化に対して弱くする。相互連絡多孔
性を完全に欠いた移植片も異常無機質化、応力遮蔽、低
疲労強度、および（または）バルク ジスプレイスメン
トを起こしうる。
【００４６】本発明に係る連続気泡型金属構造物は、均
質かつ一貫した高度に相互連絡性に富む三次元多孔性を
与え、それは天然の海綿骨のそれと著しく類似した構造
である。このようにして、本構造物は、真に完全な開放
多孔性を生じないある形式の表面処理によってその「多
孔性」を人工的につくり出した他の多孔質金属移植片材
料よりも勝れている。これら方法の例には巨視的多孔質
被覆（例えば、焼結あるいは他の方法で本体表面に付着
させた金属微小球または針金）、微視的表面多孔性（例
えば、金属粉末粒子を本体表面上に火炎吹付けかプラズ
マ吹付けする）、および本体表面に機械加工され表面制
御された波が包含される。
【００４７】ある種の多孔質セラミック材料は十分な多
孔性（例えば、ヒドロキシアパタイトに対するレプラミ
ネフォルム法）を提供するが、これらは前述したように
金属より劣った性質をもつ。本連続気泡型金属構造物は
他の多孔質移植片と似て骨誘導性である。またそれはタ
ンタルの実証された生体融和性に基づき完全に生体融和
性である。
【００４８】完全な無機質化を可能にすることは骨代替
品材料に要求されるもう一つの極めて重要な性質であ
る。骨形成の高度に組織化された過程は複雑な過程であ
って、完全には判かっていない。しかし、多分１５０μ
ｍより大きい十分な細孔寸法（７５μｍの範囲で相互連
絡寸法をもつ）というように無機質化に対し幾つかの欠
くことのできない要件がある。２００μｍという細孔直
径はヒトの骨のオステオンの平均直径に相当するが、一
方５００μｍの細孔寸法はリモデ
【００４９】リングした海綿骨に相当する。本発明に係
る連続気泡型金属構造物は実際に望まれるどんな多孔度
および細孔寸法にも加工でき、従って、内部成長および
無機質化に最適のマトリックスを与えるために周囲を取
り巻く天然の骨と完全に調和させることができる。この
ような密接な調和と柔軟性は他の多孔質移植片材料では
一般に得られない。
【００５０】移植片についての一つの関心事は応力遮蔽
の可能性でなければならない。Ｗｏｌｆｆの法則によれ
ば、骨はそれが必要とされる場所（即ち、応力が存在す
る場所）で成長する。骨に対する応力はその骨を成長さ
せるように刺激するのが普通である。移植片に関して
は、界面のリモデリングを制御するのは主として移植片
周囲の組織に発生した応力／ひずみの場である。非常に
堅い移植片がその区域の骨に以前にかかっていた応力を
伝えるとき応力遮蔽が起こり、内部成長しつつある骨の
無機質化および熟成の阻害および（または）現存する天
然の骨の吸収を起こすことがある。
【００５１】このようにして、移植片は応力遮蔽により
起こる骨の吸収と弱化を避けるため、応力をその構造、
内部成長しつつある骨、および周囲を取り巻く骨にくま
なく分布させねばならない。金属は天然の骨より強いの
で、これは金属移植片についての問題であるように思わ
れる。即ち、金属移植片は本来骨に置かれる筈の局所荷
重および応力の大部分をそれ自身に直接焦点を合わせか
つ支え、従って実際に最適の強度でその保持を助ける力
を現存の骨および新しい骨の両方から奪うという点でそ
のように言える。
【００５２】しかし本発明に係る連続気泡型金属構造物
の独得の構造と性質はこの欠陥を同時に回避する。付着
した薄膜は多孔質金属体の内部で素子群として働き、そ
の構造物に著しく勝れた機械的性質を十分に与えてい
る。この効果の一つの結果はかけられた荷重を構造体中
にくまなく分布させることである。連続気泡型金属骨移
植片の場合に、応力は内部成長しつつある新しい骨とそ
の周囲に現存する骨との両方に分布され、それによって
古い骨および新しい骨の両方にそれらが必要とする正常
な健康な力を与える。
【００５３】事実、加工過程で連続気泡型金属構造物の
性質を詳細に仕上げることができるので、移植片を手近
の特定応用面の要求に従って、与えられた方向に応力を
分布させるよう設計できる。移植片に対する再生骨の接
着も移植片内のおよび移植片の周りの骨へ応力を直接移
す助けとなる。この生体機能の共有は移植片／骨構造の
複合性の結果である。これら金属構造が他の多孔質移植
片材料に勝る利点はこの領域で特に大きい。セラミック
スは先ず第一に十分な機械的性質を欠いており、セラミ
ックまたは金属のいずれにおいても、現行の移植片材料
はここで述べた金属構造の独特の性質を有しない。
【００５４】本発明においては、少量の金属材料、例え
ば、タンタルまたはニオブ（あるいはこれら材料と他の
材料とのコンビネーションにより合金をつくる）を網状
化した（多孔質の）ガラス質炭素フォーム中に化学蒸着
（ＣＶＤ）することにより有用な軽量耐火構造物をつく
る。得られた物体の密度は実質密度より故意に相当低く
保たれ、極めて有利な性質をもった構造物を生ずる。基
本的な解決法は低密度炭素フォームを用いることであ
り、そしてこのものをＣＶＤにより望む材料で浸透させ
あらゆる索上に一様な薄膜をつける。これら薄膜は殆ど
重量を増さずに索に著しい強度と堅さを与え、薄いＣＶ
Ｄ膜はかさ高な材料で可能となる性質よりもはるかに優
れた機械的性質を与えうる。このような準ハニカム材料
は著しく高い比強度と堅固さをもつ。
【００５５】本法は本来の密度を十分に高めることがで
き、かつ有用部分をそのように加工することはできる
が、それを行なう努力はしていない。本発明において
は、ガラス質炭素フォームの内面に皮膜を付着させるだ
けであり、全体として本体における素子群として働くと
き、構造物全体に対して異常な特性を生む薄膜の表面上
異常な機械的性質を利用している。極端に高い多孔性お
よび小さい細孔寸法を有する多孔質炭素の使用は薄膜の
特性を利用するだけでなく短いビームの特性をも利用す
るものである。
【００５６】加工された構造物の構造上の完全さは炭素
フォーム基材によるのではなく、付着した薄膜自身によ
り与えられる。これら皮膜はフォーム基材におけるガラ
ス質炭素の薄い部分がもつよりもはるかに高い弾性モジ
ュラスをもつ。付着した皮膜は非常に薄くかつ短いので
大きい強度を示し、非常に細い繊維あるいるはフィラメ
メントで経験される高い強度と似ないでもない。それら
が機械的荷重を支える結果炭素には破損が起こらない。
【００５７】本発明に係る連続気泡型金属構造物はタン
タル金属膜および炭素基材のコンビネーションを用いて
加工され、ＣＶＤにより皮膜を付着させることによって
索１０２により相互に連絡する開放空間１００を有する
点で骨に密接に似せた構造物（図１に示す）をつくる。
材料および加工法の両方に有効な諸変数を用いると、骨
の代用物という与えられた応用面に対し多くの特性（
【００５８】例えば強度、堅固さ、密度、重量）の最適
化を同時に行うことができる。図２および図３は、それ
ぞれ金属を浸透させた網状化炭素フォームの索状構造お
よび個個の被覆索断面を示す走査電子顕微鏡写真であ
る。図３において、各索はタンタル、ニオブまたは各々
の合金といった金属の薄膜１０６により覆われた炭素芯
１０４により形成されていることが分かる。
【００５９】本発明に係る連続気泡型金属構造物のもう
一つの大きい利点は、金属の浸透前の未加工炭素基材を
単に形づけすることにより殆どどんな形状（単純なもの
あるいは複雑なもの）にも容易に成形できることであ
る。このことは特定の応用および配置に合う移植片の正
しい輪郭づけを容易にする。正しい配置が促進され、バ
ルク ジスプレイスメントが防止される。更にまた、外
科手術時に必要とされる最終の形づけ／トリミングは、
外科手術の時に利用できる通常の歯科用あるいは整形外
科用の装置を用いて最終加工物について達成できる。
【００６０】安定な固定源に必要なあらゆる界面に沿っ
た静止状態を考慮することによってリモデリングに及ぼ
すあらゆる外部からの影響を排除し（可能な限り最大限
に）局所応力／ひずみの場を制御して移植片を設計する
ことができれば骨折の治癒および長期安定性に対する最
適条件が満される。
【００６１】移植および初期の組織内部成長の後で、金
属フォーム装置は保持補助具、正確な輪郭づけの反映お
よび移動を防止する維管束組織の迅速な内部成長がなく
とも、それが置かれた場所に留まっている。骨と移植片
との間の結合は移植片を安定化し、ゆるみを防止する。
従って、これら移植片は他の手段（例えば、縫合あるい
は固着剤）によりその場に保持する必要はなく、それよ
りもむしろ自然の骨対骨の封じ目の成長が移植片自身の
性質によって促進されるのである。しかし組織の内部成
長は相当な実質量の内部成長が起こる迄、移植後のある
期間装置の保持に貢献する因子とはならないであろう。
【００６２】装置の外形を正確に整えることができる能
力は、周囲を取り巻く組織と多数の点で接触できるよう
にしたその「Ｖｅｌｃｒｏ様」表面テクスチャーと並ん
で保持に何らかの助けとなるが、それでも最初のうちは
機械的な補助が必要かもしれない。必要ならば、本連続
気泡型金属構造物に対して縫合を利用するのがよく役立
ちそうであるが、固着剤や他の接着助剤との融和性の研
究は将来の研究の一分野として認識されている。
【００６３】歯槽隆線上へのまたある種の直顎再構成の
ための骨移植の幅広い規模での臨床上の採用は吸収とい
う十分に確立された問題によって妨げられてきた。ヒド
ロキシアパタイト移植片はある程度の化学的溶解を受け
るので、多孔質骨移植片としてのそれらの効用が制限さ
れることが多い。移植片中隈なく進行しつつある骨再生
を余りにも迅速な移植片質低下が妨害しうることを研究
が示している。吸収のない永久的な移植片は長期間に及
び補強が維持されるので、それにより吸収の問題を克服
できる。しかし永久移植片は化学的または生体力学的な
融和性を欠くためとそして（または）細胞の内部成長が
不完全なために、感染、ゆるみ、または押し出しに弱い
ことがある。
【００６４】連続気泡型金属移植片は金属性であるので
吸収を受けず、その予期される完全な生体融和性および
骨誘導性はこのような問題の実際的意義を失なわせる。
完全な骨の内部成長を達成し得ない荷重のかかる応用面
での非吸収性は有利であり、タンタル構造物が常時存在
することはその優れた機械的性質と相俟ってかかる環境
で有利である。
【００６５】骨移植片に対する連続気泡型金属構造物の
利点を括めると次のようになる： （イ）軽量、低密度 （ロ）非常に強い （ハ）生体融和性がある （ニ）相互に連絡した均一な三次元的高多孔性を有し、
空隙分率が高く、天然海綿骨と似た構造をもち、その結
果骨誘導性を有する
【００６６】（ホ）実際上望まれるどんな多孔度／細孔
寸法にも加工可能 （ヘ）優秀な機械的性質 （ト）かけれた荷重は構造物全体に隈なく、そして内部
成長しつつある新しい骨にもまた周囲の現存する骨にも
分布し、応力遮蔽が避けられる （チ）大抵の望む外形に容易に形づくることができる （リ）非吸収性
【００６７】（ヌ）殆どあらゆる物理的および機械的性
質を特定の応用面に向けて仕立てることができる。これ
は処理操作に利用できる加工変数の数が多くかつＣＶＤ
法の融通性の高いことによる。
【００６８】図４は炭素フォーム基材上にタンタルのよ
うな金属を付着させる装置を説明するものである。反応
チャンバー２００は塩素化チャンバー２０２および熱壁
炉２０４を閉じ込めている。抵抗ヒーター２０６は塩素
化チャンバー２０２を包囲し、また誘導加熱コイル２０
８は反応チャンバー２００を包囲して熱壁炉２０４を加
熱するようになっている。
【００６９】タンタル金属２１０を塩素化チャンバー２
０２内に配置し、炭素フォーム基材２１２を熱壁炉内に
配置する。矢印２１４で示した塩素ガスを塩素化チャン
バー２０２の中に注入し、矢印２１６で示したようにタ
ンタルと反応させて塩化タンタルを形成させる。この塩
化タンタルは矢印２２０で示したようにチャンバー２０
０中に注入された水素と混合し、次に開口部２１８を通
って熱壁炉２０４に行く。
【００７０】混合物は約１１００℃の温度の熱壁炉内で
加熱され、次の反応しつつある表面ＴａＣｌ5 ＋５／２
Ｈ2 →Ｔａ＋５ＨＣｌを生ずる。この表面反応はタン
タルを炭素フォーム基材２１２上に付着させ、図３に示
したように基材の個々の索上に一様な薄膜をつくり出
す。次に塩化水素は矢印２２２で示したように排出され
る。
【００７１】基材２１２は炭素であるように示したが、
他の炭素質材料、例えば黒鉛も使用できることは明らか
である。更にまた、他の連続気泡型材料、例えば高温セ
ラミックスも使用できる。また、基材上に他の層（複
数）、例えば強度を増すための中間層を付けることもで
きる。本発明の他の点は、タンタルまたはニオブまたは
各々の合金といったむく材料の芯の添加であろう。この
むく芯材
【００７２】の回りに多孔質の基材を適合させ、その後
基材を覆うだけでなく多孔質基材をむく芯材料へ固定す
るように金属を付着させる。
【００７３】本発明を化学蒸着といった特定の製造法に
関して説明したが、他の製造法も使用できる。例えば、
融解塩電気分解による電着法を用いて炭素基材上にタン
タルを付けることもできる。
【００７４】従って、本発明は特許請求の範囲に制限さ
れるだけである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に従い構成された連続気泡型タンタル構
造物の遠近図である。
【図２】図１のタンタル構造物の表面の拡大図である。
【図３】図１および図２の材料の小区分の細部を示した
図である。
【図４】本発明タンタル構造物の一製造法の例示であ
る。

Claims (28)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 連続した索により定まる開放空間をもつ
    軽量材料から形成された網状化連続気泡型基材、および
    網状化連続気泡型基材上に付着し連続索の実質的にすべ
    てを覆って天然海綿骨の微細構造を模倣する複合多孔質
    生体材料を形成する金属材料の薄膜、を含む海綿骨代用
    物ならびに細胞および組織の受容体材料。
  2. 【請求項２】 基材は炭素質材料から形成される、請求
    項１記載の骨代用物材料。
  3. 【請求項３】 炭素質材料は炭素である、請求項２記載
    の骨代用物材料。
  4. 【請求項４】 炭素質材料は黒鉛である、請求項２記載
    の骨代用物材料。
  5. 【請求項５】 基材はセラミックから形成される、請求
    項１記載の骨代用物材料。
  6. 【請求項６】 セラミックは耐火物である、請求項５記
    載の骨代用物材料。
  7. 【請求項７】 金属材料の薄膜はタンタルから実質的に
    構成される、請求項１記載の骨代用物材料。
  8. 【請求項８】 金属材料の薄膜は実質的にタンタル合金
    から構成される、請求項１記載の骨代用物材料。
  9. 【請求項９】 金属材料の薄膜は実質的にニオブから構
    成される、請求項１記載の骨代用物材料。
  10. 【請求項１０】 金属材料の薄膜は実質的にニオブ合金
    から構成される、請求項１記載の骨代用物材料。
  11. 【請求項１１】 骨移植片に代る骨代用物ならびに細胞
    および組織の受容体として有用な複合材料において、そ
    の構造は海綿骨を模倣する連続索により形成された非金
    属連続気泡型基材および連続索を実質的に覆う金属膜に
    より特徴づけられる上記材料。
  12. 【請求項１２】 基材は炭素質材料から形成される、請
    求項１１記載の複合材料。
  13. 【請求項１３】 炭素質材料は炭素である、請求項１２
    記載の複合材料。
  14. 【請求項１４】 炭素質材料は黒鉛である、請求項１２
    記載の複合材料。
  15. 【請求項１５】 連続気泡型基材はセラミックから形成
    される、請求項１２記載の複合材料。
  16. 【請求項１６】 セラミックは耐火物（高温）である、
    請求項１５記載の複合材料。
  17. 【請求項１７】 金属材料の膜は実質的にタンタルから
    構成される、請求項１５記載の複合材料。
  18. 【請求項１８】 金属材料の膜は実質的にタンタル合金
    から構成される、請求項１５記載の複合材料。
  19. 【請求項１９】 金属材料の膜は実質的にニオブから構
    成される、請求項１５記載の複合材料。
  20. 【請求項２０】 金属材料の膜は実質的にニオブ合金か
    ら構成される、請求項１５記載の複合材料。
  21. 【請求項２１】 海綿骨代用物ならびに細胞および組織
    の受容体材料の製造法において、下記の諸工程、 連続索により定まる開放空間を有する軽量材料から形成
    された網状化連続気泡型基材を用意し、 前記の網状化連続気泡型基材上へ金属材料の薄膜を付着
    させて連続索の実質的にすべてを覆うようにして天然海
    綿骨の微細構造を模倣した複合多孔質生体材料を形成せ
    しめる、を含む上記方法。
  22. 【請求項２２】 連続気泡型基材は連続気泡型炭素、黒
    鉛およびセラミックを包含する群から提供される、請求
    項２１記載の方法。
  23. 【請求項２３】 タンタル、ニオブ、ならびにタンタル
    合金およびニオブ合金を包含する金属材料の群から薄膜
    を付着させる、請求項２１記載の方法。
  24. 【請求項２４】 金属材料の薄膜を化学蒸着により付着
    させる、請求項２１記載の方法。
  25. 【請求項２５】 骨移植片に代る骨代用物としてまた細
    胞および組織の受容体として有用な複合材料の製造法に
    おいて、下記の諸工程、即ち連続索により形成される非
    金属連続気泡型基材を用意し、金属膜を付着させて連続
    索を実質的に覆う、を含む上記方法。
  26. 【請求項２６】 連続気泡型基材は連続気泡型炭素、黒
    鉛およびセラミックを包含する群から提供される、請求
    項２５記載の方法。
  27. 【請求項２７】 タンタル、ニオブおよび各々の合金を
    包含する群から金属膜を付着させる、請求項２５記載の
    方法。
  28. 【請求項２８】 金属膜は化学蒸着により付着させる、
    請求項２５記載の方法。
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