JPH10151187A - インプラント材料及びその製法 - Google Patents
インプラント材料及びその製法Info
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- JPH10151187A JPH10151187A JP8325943A JP32594396A JPH10151187A JP H10151187 A JPH10151187 A JP H10151187A JP 8325943 A JP8325943 A JP 8325943A JP 32594396 A JP32594396 A JP 32594396A JP H10151187 A JPH10151187 A JP H10151187A
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Abstract
和性を有するインプラント材料を提供する。 【解決手段】 少なくとも表面にリン酸カルシウムを有
するガラスセラミック層を、カレット法により金属基材
上に設けたインプラント材料
Description
優れた生体活性を有し、強度が大きく、人工骨材、骨固
定及び接合材或いは骨補綴材、人工股関節の部分的代替
材料、及び、人工歯根、根管充填材、骨修復及び充填
材、人工歯材料などとして有用な生体用インプラント材
料及びその製法に関する。
折や関節炎が大きな問題となってきており、豊かで潤い
のある人生を求めて長期的使用に耐え得る人工股関節の
開発が強く望まれている。また、事故や疾患等により失
われた骨や歯の補綴材として、生体内に埋め込まれ、生
体組織と結合するインプラント材料の開発が強く望ま
れ、その一つとして、金属とセラミックからなる複合材
料が開発されている。即ち、機械的強度を金属で、生体
適合性をセラミックで得ようとするものである。
インプラント材料として、リン酸カルシウムをガラス中
に分散させたガラスセラミック層を金属基材上に形成
し、該ガラスセラミック層表面に酸による溶解エッチン
グで無数の空孔を形成したものを提案し(特公平4−3
226号公報)、更に、このようなインプラント材料を
人工体液中に浸漬させることにより、表面に生体親和性
に優れたヒドロキシアパタイトを析出させ、インプラン
ト材料と骨の結合を速めた方法を提案した(特開平4−
276257号公報)。
められる主たる特性は、機械的強度、生体適合性、安全
性であり、上記した本発明者等が提案したインプラント
材料は、これらの特性を十分満足するものであり、ま
た、インプラント材料と骨が十分に結合した状態での強
度にも優れていた。
カルシウムをガラス中に分散させたガラスセラミックス
層を金属基材上に形成するに際して、分散リン酸カルシ
ウムを濃度勾配を持たせて連続的にコーティングするに
は熟練した技術が必要であり、更に、酸で表面のガラス
を溶解エッチングして、リン酸カルシウムが露呈した構
造の生体活性表面を形成させるには、用いるリン酸カル
シウムの性質(例えば化学的安定性や溶解性、結晶化
度)に大きく依存するという問題点があった。
アパタイト〔Ca10(PO4)6(OH)2〕(以下「H
A」と記す)を例にとると、その結晶の理論密度は3.
16g/cm3であり、一方、ガラスとしてアルミナホ
ウケイ酸系ガラスを例にとると、その密度は2.454
g/cm3である。従って、HA粉末とガラス粉末を目
的の割合に混合した粉末(この時のHA/ガラスの重量
比が、9/1、7/3、5/5、3/7、1/9のHA
分散混合物の密度は、それぞれ3.072、2.90
9、2.763、2.630、2.510g/cm3と
なる)を基材上に塗布・焼成してコートすると、ガラス
の溶融によってHA微粒子は下部に沈降することにな
り、濃度勾配を有する連続コートが難しく、かつ最表面
被覆ガラス層の酸による溶解エッチングにも、用いるH
Aの性質も含めて厳しい制限があった。
を解決し、組成並びに構造ムラが少なく、市販のリン酸
カルシウム塩を用いても再現性良く容易に生体活性イン
プラント材料を作成することに成功した。
ト材料であり、少なくとも表面にリン酸カルシウムを有
するガラスセラミック層を、カレット法により金属基材
上に設けたことを特徴とする。
の製法であり、ガラス粉末とリン酸カルシウム粉末を混
合分散し、この混合分散粉末を加熱することによりガラ
ス粉末を溶融した後、冷却固化して得られる焼結体、即
ち、カレット塊を粉砕したリン酸カルシウム分散カレッ
ト微粉末を、金属基材上にコーティングし、焼成するこ
とを特徴とする。
られる金属基材の金属としては、特に限定されないが、
チタン;Ti−6Al−4V合金、Ti−6Al−4V
+20Vol%Mo、Ti−6Al−4V+40Vol
%Mo、Ti−6Al−7Rh等のチタン系合金;Ni
−Cr系合金;Co−Cr系合金、ステンレス鋼等が挙
げられる。このうち、生体内耐蝕性に優れ、生体とのな
じみも良いという点でチタン、チタン系合金が好まし
く、材料強度が大きいということからTi−Al系合金
が特に好ましく、且つ最近ではかなり複雑な形状のもの
まで精密微細加工ができる。
ガラスセラミック層としては、少なくとも表面にリン酸
カルシウムを有すれば、特に形態は限定されないが、好
ましくは、ガラス中にリン酸カルシウムが表面に向かっ
て含有量が連続的に増加する濃度勾配を有して分散さ
れ、且つ表面に骨との結合に適した粗さと無数の空孔を
有するとともに、上記リン酸カルシウムが露出したもの
が用いられる。中間ガラス層を設ける場合も同様であ
る。
は、ヒドロキシアパタイト(HA)〔Ca10(PO4)6
(OH)2〕、α−リン酸三カルシウム〔α−TCP:
Ca3(PO4)2〕、β−リン酸三カルシウム〔β−T
CP:Ca3(PO4)2〕、リン酸八カルシウム〔OC
P:Ca8H2(PO4)6・5H2O〕、ブルサイト〔B
rushite:CaHPO4・2H2O〕等が挙げら
れ、HAを多量に含有するのが好ましく、Ca/P(モ
ル比)が1.50〜1.75の範囲にあるものが望まし
い。ちなみにHAのCa/Pは1.67である。HAは
生体骨の主要組成であり、このHAが存在することによ
り生体骨との親和性が発現するのである。
に使用し得るガラスとしては、以下の組成を有するアル
ミナホウケイ酸系ガラスが金属基材との接合強度及び線
膨張係数、更には焼成時においてリン酸カルシウムとガ
ラスフリットがほとんど反応しないなどの観点から好ま
しい例として挙げられる。
2O等の如きアルカリ金属酸化物の合計での量である。
そして、上記アルミナホウケイ酸系ガラスには必要に応
じてZrO2、TiO2等の金属酸化物及びCaF2など
の少量を添加してもよい。
合割合が選択される理由は以下の通りである。
スの線膨張係数が金属基材の線膨張係数との比較におい
て大き過ぎて、特に本発明に係るインプラント材料を焼
成製造する際の焼成条件を考慮すると、温度変化による
歪みが大きくなる傾向があり好ましくなく(ちなみに、
ガラスの線膨張係数は金属基材の熱膨張系数の90〜9
5%の範囲にあるのが好ましい。これは、ガラスが圧縮
に対して強く、引張に対して弱いことに基づくものであ
る。)、金属基材(特にチタン及びチタン合金)との密
着性並びに結合強度が減少する傾向にある。また、イン
プラント材料とした際のアルカリの溶出の問題が起こり
(アルカリ成分の増加と共にガラスの化学的安定性や耐
食性が変化する)、生体組織や細胞への刺激が生じる傾
向があり、更には焼成時においてリン酸カルシウム成分
との反応が起こり、リン酸カルシウムの分解を誘発する
傾向があり、好ましくない。
ラスとしての溶融温度が高くなる傾向があり、コーティ
ング温度を高くせざるを得なくなり、コーティング温度
を高くすれば、金属基材(特にチタン及びチタン系合
金)の強度劣化が起こる傾向があり、更にはリン酸カル
シウムとガラスとの過度の反応が起こる傾向があり好ま
しくない。
ックの線膨張係数はリン酸カルシウムの含量の増加に伴
って増加する。従って、リン酸カルシウムの含量を調整
することによっても混合物の線膨張係数をコントロール
することが可能であり、本発明のインプラント材料にお
いて、特に中間ガラス層を介してなる態様の場合、リン
酸カルシウムを含有するガラスセラミック層に用いるガ
ラスの線膨張係数はいかようにも取り得る。
シウムの含有率は、金属基材上に直接該ガラス層を設け
る場合は15〜50重量%の範囲にするのが好ましく、
金属基材上に中間ガラス層を設ける場合には15〜80
重量%とするのが好ましい。該リン酸カルシウムの含有
率が上記範囲より少ないと生体適合性が悪くなる傾向が
あり好ましくない。中間ガラス層を介しない場合に該リ
ン酸カルシウムの配合率の上限が50重量%であるの
は、50重量%を越えると、金属基材との接合力が低下
し、インプラントとしての材料強度が低くなる傾向があ
るためである。
属基材との接合力が増大し、リン酸カルシウムを分散し
たガラスセラミック層と中間ガラス層は連続的に強固に
一体となって接合しているため、上記ガラスセラミック
層のリン酸カルシウム含有率は、それ自体が剥離せず、
しかも溶出が過大にならない80重量%以下が好まし
い。
ついて説明する。
層を形成したインプラント材料の製法について、前記し
た表面に骨との接合に適した粗さと無数の空孔を有する
ガラスセラミック層を例に挙げて説明する。
いの後ブラスト処理を施すのが好ましい。ブラスト処理
は金属基材の平均中心線粗さが1〜3.4μmとなるよ
うにするのがより好ましい。また、ブラスト処理の後、
真空下に900〜950℃の温度で熱処理することによ
り酸化膜を形成しても良い。
って、コーティング処理について説明する。
ち、湿式法を採用した場合には、Ca(OH)2水溶液
にH3PO4を添加して生成したHAを乾燥後800℃で
仮焼きし、1200℃で焼成した後、粉砕して所定の粒
度に粒度調整する。乾式法では、CaCO3とCaHP
O4の焼結反応(1200℃×12時間)などにより合
成されるものを粉砕し、粒度調整する。一方、ガラスも
所定の粒度に粒度調整する。
定の重量比で混合分散した混合粉を加熱することにより
ガラス粉末を溶融した後、冷却固化してカレット塊を作
り、それを粉砕してカレット微粒子を調製する。カレッ
ト微粒子調整のフローチャートを図1に示す。
0℃〜1100℃未満の範囲が好ましく、より好ましく
は900℃〜1000℃の範囲である。加熱温度が11
00℃以上では、溶融ガラスとの反応がわずかではある
が認められる傾向があり好ましくなく、また加熱温度が
900℃未満では焼成不十分(溶融ガラス相の粘度も高
い)となり、分散HA粒子の濡れや発生する気泡の脱泡
も不完全となり、均質なカレット塊の作製が困難になる
傾向がある(ちなみにガラスの軟化温度は672℃であ
り、ガラスの割合が多い場合には撹拌溶融も推奨され
る)。
融によりHA粒子とガラスの間に閉じこめられら気泡の
排出が容易となり好ましい。
は、HA含有量の異なるカレット粉末の組み合わせ、カ
レット粉末とガラス、カレット粉末とHAの組み合わせ
のいずれかを加熱することによっても行うことができ
る。かかる方法によれば、気泡の発生やガラスセラミッ
ク層の強度のコントロールが可能となる。尚、この場合
には、加熱温度を上述のカレット作製温度より低い70
0〜900℃の範囲で行うことが好ましい。
らば短時間であることが望ましいが、好ましくは4〜2
0分、より好ましくは5〜15分であり、この時間内で
はHAと溶融ガラス相との反応は認められない。
基材、ガラス層あるいはガラスセラミック層)に塗布コ
ーティングした後焼成する。コーティング方法は特に限
定されないが、表面に向かって連続的にHA含有量が多
くなるように濃度勾配を持たせてコーティングすること
が好ましい。濃度勾配は、一定のHA含量のカレット微
粉末を用いることにより形成してもよいし、HA含量の
異なるカレット微粉末を用いて複数の層を設けることに
より形成してもよい。尚、複数層を設ける場合には、各
層のHA含量が20〜80重量%の範囲内にあることが
好ましい。
好ましい。850℃未満では焼成不十分となり、金属基
材との接合強度が弱くなる傾向がある。1100℃を越
えると金属基材(特にチタン、チタン系合金)の強度低
下を起こす傾向があり、また、ガラスが共存することも
あってHAの分解反応が起こる傾向があり好ましくな
い。
でエッチング処理を行なう。エッチング処理はHFとH
NO3の混液で行なうのが簡単で好ましいが、HF蒸気
中で適度の時間をかけて試片表面をむらなくエッチング
する方法も推奨される。
ることにより、ガラスセラミック層の表層は凹凸の激し
い無数の空孔を有するものとなり、且つリン酸カルシウ
ムが露出した構造をとることとなる。該空孔の大きさは
数μm〜50μmが好ましい。
セラミック層を設けたインプラント材料の製法について
は、中間ガラス層をコーティングする工程が追加される
だけで、他は上記と同様にすれば良い。中間ガラス層の
コーティングの際の焼成温度は850℃〜1100℃が
好ましい。
する。
400℃から金属製ロール(銅製)に注入しスプラット
急冷して薄片状ガラスフリットを作製した後、平均粒度
が20μmになるよう粉砕しフリット粉末として用い
た。
2〜13)にH3PO4水溶液を滴下し沈殿物を得、仮
焼、焼成を経てHAを合成した。
と、フリット粉末を2:8,3:7,5:5,6:4,
7:3,8:2,9:1の割合(HA20〜90%)に
混合し、図1に示すフローチャートの手順でカレット微
粒子を調製した。カレット粒子は200メッシュ通過
(74μm以下)の粒度とした。
で混合した(即ち70重量%HA、以下混合割合を70
%HAと表示する)混合物(a)及びその混合物を90
0℃で5分間加熱して調製したカレット(b)の粉末X
線回折図形である。HA結晶の各回折線強度(主な回折
面を括弧で示してある)は、(a)(b)ともに変ら
ず、HAの結晶微粒子はカレットでもガラス母相中に均
質に分散して安定に存在していることがわかる。
販されているHA粉末(平均粒度20μm)とガラスフ
リットを上記と同様に種々の割合(20〜90%)混合
し、それら混合物を900℃,1000℃,1100℃
の各温度で5〜30分間加熱し、粉砕・調製して各種カ
レット微粒子を得た。これらの加熱焼成条件のもとでの
HAとガラスフリットの反応性をX線回折により調べ
た。
00℃,1100℃で5分間、及び900℃で5分,1
0分,15分加熱し、調製して得たカレット粉末のX線
回折の結果を示す。図3の1100℃において回折強度
のわずかな減少が認められる以外は、特別な差はない。
なお、乾式または湿式合成HA粉末を用いて作製したカ
レットにおいても同様な結果が得られた。それ故、カレ
ットの調製は加熱温度900℃〜1100℃未満、好ま
しくは900℃〜1000℃、焼成時間4〜20分、好
ましくは5〜15分が適している。
HA含有量の異なるカレット粉末の走査形電子顕微鏡
(以下、SEMと略称)写真である。(a),(b)及
び(c)はそれぞれ30%HA,50%HA及び70%
HAである。HA含有量が多い程、微細な粒径に粉砕・
調製されていることがわかる。
粒子と溶融したフリットのガラス母相との濡れは極めて
よく、とくに高温度で加熱する程顕著であり[ちなみに
ガラスの粘度log ηの値は、900℃で4.8(p
oise)、1100℃で3.3(poise)]、ま
た、HA微粒子の分散とカレット組成の均一化は加熱時
間が長くなると悪くなる傾向があることがわかった。
で平均アラサが2.3〜6.7μmにブラスト処理して
用いた。
%HA及び40%HAカレット粉末を、それぞれ蒸留水
と1:1(0.01%)に混ぜ、サンドブラストしたT
i及びTi−6Al−4V基材(15×20×0.5m
m)上にスプレイ塗布し、70〜90℃で乾燥後、90
0℃で3分大気中で焼付した。次いで3%HFと5%H
NO3の混液で、最表面層のガラス膜を2分エッチング
することにより、表面にHA粒子が露呈し、かつ無数の
空孔を有するインプラント材料を得た。30%HA及び
40%HAインプラント材料ともに基材と充分に密着し
た充分な強度を有し、凹凸の激しい組織となっている。
を上記と同じ条件でTi基材に直接焼付けコーティング
し、上記と同様のエッチング処理したものは、より多く
の分散HA微粒子が表面に露呈し、かつ無数の空孔を有
し凹凸のある骨組織との接合に好ましい表面を形成する
が、このインプラント材料を生体用インプラントに用い
るにはHA−ガラスのガラスセラミック層とTi基材と
の結合強度の確保に問題が残る傾向がある。この強合強
度は、Ti基材を真空中(10-1〜10-3Torr)8
50〜950℃で5〜10分間熱処理することにより著
しく改善される。
より作製されたHA結晶粉末を、それぞれ30,50,
60,70,80及び90重量%含有するHA−ガラス
混合物を調合し、アルミナ坩堝及び白金坩堝に入れ電気
炉(空気中)で900〜1000℃,5分間加熱し、カ
レット塊を作製した。
加熱時に溶融したガラスが用いた各坩堝の内壁にくっつ
き、カレット塊を容易に取り出すことが出来ず歩留りが
悪くなる傾向がある。従って、HA含有量の多い70%
HA,80%HA及び90%HAのカレットを調製した
後、それにガラスフリットを加えて900℃5分間加熱
し、HAが30%,50%(或いは必要に応じて任意の
HA含有量の少ないもの)のカレット塊を作製し、それ
を粉砕・調製してカレット粉末を得た。
も乾式法でも)上記のように調製されたカレットの性質
(HA粒子とガラスやカレットとTi基材との濡れ、脱
泡や泡構造、さらにはカレット粉末をTi及びTi合金
基材上に焼付けコーティングしたHA−ガラス層表面の
エッチング挙動など)には、本質的な違いがないことが
わかった(勿論、HA粒子の形状や粒径の違いによるH
A−ガラス層の表面粗さや空孔分布などの表面組織には
差異が認められるが、HA−ガラスの生体活性特性には
差が認められない)。
(3.1mmφ×20mm,平均表面アラサ2.3〜
6.8μm)に第一層にガラス、第二層に30%HAカ
レット粉末(以下単に30%HAと略記)、第三層に5
0%HA、第四層に70%HAを順次各900℃2分間
大気中で焼付けコーティング(HA含有量が表面に向か
って多くなるように濃度勾配を持たせてコーティング)
した。次に化学エッチングし最表面層のガラス被覆膜を
除去し、生体活性表面を形成した。
結晶微粒子)含有量が、表面に向かって多くなるように
濃度勾配を持たせてコーティングし(厚さ約100μ
m)、最表面層が70%HAであるHA−ガラス−Ti
インプラント材料表面のSEM写真である。(a)はコ
ートしたまま、(b)は3%HFと5%HNO3の混液
で1分エッチングしたもの、(c)は(b)の一部分の
拡大である。表面は凹凸の激しい粗い組織で、かつ多く
の空孔がみられる。エッチングにより生体活性なHA微
粒子が表面に分散露呈した組織になる。
を約2倍厚く、200μm、コートしたHA−ガラス−
Tiインプラント材料表面のSEM写真である。(a)
はコートしたまま、(b)は同混液で2分エッチングし
たもの、そして(a’)及び(b’)はそれぞれ(a)
及び(b)の一部分の拡大である。
除去され、HA粒子が露呈したより粗い空孔のある表面
組織となる。更に又、(a’)は分散HA粒子が溶融ガ
ラス母相と極めて濡れがよく、該ガラスがHA粒子と連
続的かつ強固に粘結固定していることを示し、(b’)
は分散HA粒子が結晶性微結晶の集合体からなり、それ
らが表面に露呈していることを明確に示している。これ
らの図は、HA−ガラス−Tiインプラント材料のエッ
チング表面の微構造が生体硬組織、特に骨、との結合に
極めて適した組織となっていることを示唆するものであ
る。
上に、図6の場合と同様に中間ガラス層を有しHA−ガ
ラス層を濃度勾配を持たせてコーティングして作製した
70%HA−ガラス−Tiインプラント材料の断面をS
EM観察した結果(表面に対して5°の角度で斜め研磨
することによりその断面を拡大(約11倍)して観察し
た)、HA微粒子が連続したガラス母相の中に表面に行
く程濃度が高くなる濃度勾配を持って分布し、かつHA
−ガラス層はTi基材と優れた密着性を有することを確
認した。
70%HA−ガラス−Tiインプラント材料の上に、更
に80%HA(a)及び90%HA(b)をコートした
(900℃5分間大気中で焼成)試料のエッチング表面
(3%HFと5%HNO3混液で1分)のSEM写真で
ある。HA含有量が極めて多い場合においても、表面が
HA微粒子に覆われた比較的均一なコートが可能であ
る。しかし90%HAコーティングの場合は、表面に露
呈したHA微粒子とガラス母相との接着力が充分でな
く、生体インプラントへの適用に好ましい状態であると
は言えない。
生体活性を評価するため、表面活性処理(エッチング処
理)を行った70%HA−ガラス−Tiインプラント材
料(図6−(b)と同様の試料)の電気化学的腐食挙動
の測定を行った。
5mm)を用い、一端にM3のネジ山をもうけ、試料電
極ホルダーに固定した。対極は白金電極を用い、アノー
ド分極曲線を飽和カロメル電極(参照電極)電位(SC
E)を基準として、腐食電位より+2V(ボルト)まで
1mV/sの走査速度で変化させ、電流値を対数変換器
を介してX−Yレコーダに記録した。試験電解液として
は0.001NHCl溶液(pH=2.8)及び擬似人
工体液(pH=7.2)を用いた。
濃度にほぼ等しい組成であり、その組成は、137.8
mMのNaCl、4.2mMのNaHCO3、3.0m
MのKCl、1.0mMのK2HPO4、1.5mMのM
gCl2・6H2O、2.5mMのCaCl2・2H2O、
及び緩衝剤として50mMの(CH2OH)3CNH2と
45mMのHCl(pH=7.1〜7.4)からなり、
Ca/Pは2.5である。表2に擬似人工体液のイオン
濃度を示す。
(b)中でのHA含有量の異なるHA−ガラス−Tiイ
ンプラント材料のアノード分極曲線である。両者とも測
定範囲の2Vまで孔食電位は観測されない。また約−
0.5Vの腐食電位付近で電流密度の急激な増加がみら
れ、その後は2Vまでわずかに連続的に増加(飽和に近
い状態)する。HA含有量の多い試料ほど電流密度の大
きい値となる。
結果、Caが多量に検出された。それゆえ、この高い電
流密度はHAからのCaの溶解によるものと考えられ
る。本実験の結果は、従来法により作製したインプラン
ト材料の結果(文献:S.Ban,J.Hasegaw
a and S.Maruno,Biomateria
ls,Vol,12(1991)P.205)と一致
し、本発明によるインプラント材料は良好な生体活性を
示すことが示唆される。
1mmφ×20mm)に直径1.5mmφの穴を開けた
基材を用い、実施例2と同様の手法により70%HA−
ガラス−Tiインプラント材料を作製した。このインプ
ラント材料の表面を3%HFと5%HNO3の混液で1
分エッチングして、生体活性表面を形成した後、図10
に示す様にビーグル犬の成犬大腿骨2の片方に3〜4本
埋め込んだ。その後、1ヶ月、2ヶ月、3ヶ月経過後、
該大腿骨2のインプラント材料1を取り出し、大腿骨2
とインプラント材料1との結合強さをインストロン試験
機で引き抜き試験(クロスヘッドの引き抜き連度0.5
mm/min)を行って評価した。その結果を表3に従
来品と比較して示した(なお従来品はカレット調製によ
るコーティングによらず、HA微粒子粉末とガラスフリ
ット粉末を目的の割合に混合し、蒸留水に懸濁させて直
接塗布、乾燥、焼成をくり返し行い、HAの濃度勾配を
持たせた傾斜機能HA−ガラス−Tiインプラント材料
を形成したものである)。
にあるが、標準偏差を考えると差はないと評価できる。
2ヶ月後では同等で安定した強度を示し、3ヶ月後では
従来品より約2割大きく、かつ測定値にバラツキの少な
い極めて優れた結合強度を示す。この試料の生物組織的
観察によると、インプラント材料の周囲には新生骨の生
成が明確に確認することができた。
ント材料と骨との結合は強固で、その引き抜き強さは充
分に大きく安定しており、本発明の製法は金属−ガラス
セラミックからなる濃度勾配を有する生体活性インプラ
ント材料形成に適したものであると言える。
ント材料は骨との結合強度が大きく、かつ良好な生体親
和性を有することから、耐用性のある安定した強固な初
期固定が求められるセメントレス人工股関節システム等
への提供が期待される。
基材が強度を発現するため、もろさがなくなり、また生
体活性を担う表面層とその下部ガラスセラミックス層の
剪断強度は、本発明によるカレット法によって気泡の抑
制と制御並びに濃度勾配を有する組織の均一化が可能と
なることから、生体活性層を含めた複合体全体が強靭な
ものとなる。
に保持され、しかも表層は無数の空孔を有すると共にリ
ン酸カルシウムが露出しているために、この空孔と生体
活性のある物資の存在によって生体骨との接合が容易と
なる。露出した構造の該リン酸カルシウムは強固に密着
する安定なガラス層によって、その成分の溶出が抑制さ
れていて好ましい生体活性を示す。
との結合強度がより向上すると共に、分散ガラス層中の
該リン酸カルシウムの含量を広い範囲で濃度勾配を持た
せてかつ連続的に変化させることが可能となり、適用範
囲の広い生体適合性複合体とすることが可能である。
活性リン酸カルシウムを目的の量だけ含有するガラスセ
ラミック層を極めて再現性良くコーティングすることが
でき、更に酸によるエッチング等の処理操作によって容
易に生体適合性複合体を得ることができる。
ても、従来のリン酸カルシウム−ガラス−チタン複合体
のガラスセラミック層の形成及びエッチングによる生体
活性表面の形成に対し用いるリン酸カルシウムの性質に
求められている高い結晶化度を有し、密度の高い緻密な
リン酸カルシウム結晶だけに著しく限定されず、市販の
球状、顆粒状、針状のものでも活用することができると
いう利点がある。ガラスセラミック層コーティングの容
易さとその特性の信頼性が従来法のものに比較して高い
ことを考えると、本発明のインプラントの生体への実際
的応用に対して大いなる寄与が期待される。
粉末のX線回折図形である。
ある。
ある。
顕微鏡写真である。
Claims (9)
- 【請求項1】 少なくとも表面にリン酸カルシウムを有
するガラスセラミック層を、カレット法により金属基材
上に設けたことを特徴とするインプラント材料。 - 【請求項2】 ガラスセラミック層が凹凸のある粗な表
面を有し、上記リン酸カルシウムが露出していることを
特徴とする請求項1のインプラント材料。 - 【請求項3】 リン酸カルシウムが、表面に向かって含
有量が連続的に増加する濃度勾配を有してガラスセラミ
ック層中に分散していることを特徴とする請求項1又は
2のインプラント材料。 - 【請求項4】 リン酸カルシウムがヒドロキシアパタイ
トを主成分とすることを特徴とする請求項1〜3いずれ
かのインプラント材料。 - 【請求項5】 ガラスセラミック層と金属基材間に中間
ガラス層を有することを特徴とする請求項1〜4いずれ
かのインプラント材料。 - 【請求項6】 ガラス粉末とリン酸カルシウム粉末を混
合分散し、この混合分散粉末を加熱することによりガラ
ス粉末を溶融した後、冷却固化して得られるカレット塊
を粉砕したリン酸カルシウム分散カレット微粉末を、金
属基材上にコーティングし、焼成することを特徴とする
インプラント材料の製法。 - 【請求項7】 カレット微粉末を、金属基材上に表面に
向かって連続的にリン酸カルシウム含有量が多くなるよ
うに濃度勾配を持たせてコーティングすることを特徴と
する請求項6のインプラント材料の製法。 - 【請求項8】 焼成後、表面のガラスを酸で溶解エッチ
ングして、凹凸のある粗な表面を形成すると同時にリン
酸カルシウムを露出させたガラスセラミック層を形成す
ることを特徴とする請求項6又は7のインプラント材料
の製法。 - 【請求項9】 金属基材上にコーティングによって中間
ガラス層を形成し、中間ガラス層上にカレット微粉末を
コーティングすることを特徴とする請求項6〜8いずれ
かのインプラント材料の製法。
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Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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JP2004290586A (ja) * | 2003-03-28 | 2004-10-21 | National Institute For Materials Science | 生体組織補填材とその製造方法 |
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-
1996
- 1996-11-22 JP JP32594396A patent/JP3455382B2/ja not_active Expired - Fee Related
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