JPH03123546A - 鋳造による骨内殖面 - Google Patents

鋳造による骨内殖面

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JPH03123546A
JPH03123546A JP2246958A JP24695890A JPH03123546A JP H03123546 A JPH03123546 A JP H03123546A JP 2246958 A JP2246958 A JP 2246958A JP 24695890 A JP24695890 A JP 24695890A JP H03123546 A JPH03123546 A JP H03123546A
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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】 （発明の分野） 本発明は一体鋳造された組織内殖面付き用具、およびそ
の鋳造法に関する。より詳細には、本発明は鋳造金属製
の整形外科用プロテーゼにおける一体鋳造された骨また
は組織内殖面に関する。
（先行技術の記載） 医療用および歯科用移植片の製造に際しては、インベス
トメント鋳造またはパロストワックス法”が５０年間に
わたって用いられてきた。この方法の名称は鋳造用の消
耗性型を製造するために用いられるるうその他の適切な
型材料およびセラミックスのインベストメントに由来す
る。
整形外科用移植片の製造に用いられるインベストメント
鋳造法は産業上一般的であり、Ｃｏ−Ｃｒ−Ｍｏ（“バ
イタリウム（Ｖｉｔａｌｌｉｕｍ）　”　）合金ならび
にチタン合金およびステンレス鋼から移植片を製造する
ために用いられる。インベストメント鋳造は多くの移植
片のデザインに一般的な複雑な形状の製造に好適である
ので、骨移植片または総関節プロテーゼ、たとえばひざ
および股関節部の部品を製造するために広く用いられる
。
これらのプロテーゼは一般に金属部品およびポリマ一部
品からなり、金属部品は関節の一方側で骨に面して位置
し、他方側ではポリマ一部品に面する。総関節の軸受は
表面のデザインは天然の関節の動きを忠実に模倣すべく
開発され、一方では骨に接触する側は移植され″たプロ
テーゼと周囲の骨との固定を確実に改良すべく開発され
た。
最近まで総関節プロテーゼは骨セメントを用いる移植用
にデザインされた。たとえばポリメチルメタクリレ−）
　（ＰＭＭＡ）型グラウチング剤を周囲の骨に対するプ
ロテーゼ部品の固定のために用いることができる。セメ
ントに接触する移植片表面は平滑に、またはＰＭＭＡグ
ラウトとの固着を改良すべく意図された二次元表面組織
を備えた状態に鋳造された。
下層の骨の支持が失われたことによるこれらのセメント
固定移植片のゆるみが再三起こったため、ＰＭＭＡ骨セ
メントなしで使用しうる三次元多孔質固着面を備えたプ
ロテーゼが開発された。代わりにこれらのプロテーゼは
骨または他の結合組織がプロテーゼ表面内へ直接に内傾
し、これによってプロテーゼを骨に固定することによる
固着に基づく。
これら三次元組織の表面は適切な材料の網目構造−通常
は移植片と同一組成の金属−を移植片の固着面に接着し
て多孔質被膜を結合させることにより形成される。被膜
中に存在する多孔性は一般に被膜の製造に用いられる材
料および方法の一次関数である。
多孔質表面は微細な金属粒子のプラズマ溶射（米国特許
節３，６０５，１２３号）、またはゆるく充填された金
属粒子被膜（米国特許節４，５５０，４４８号、英国特
許第１３１６８０９号）、または拡散接合によりキンク
した金属繊維パッド（米国特許節３，９０６．５５号）
またはオーバーラツプしたメツシュ（米国特許節４．６
３６，２１９号）により形成された。
他の概念においては、一体成形されたセラミック充填多
孔質領域がプロテーゼ上に形成された。
米国特許節４，７２２，８７０号明細書にはセラミック
（水酸リン灰石）を充填した多孔質金属構造物を製造す
る複合移植片のインベストメント鋳造法が示されている
。しかしこの構造は厳密に制御することができず、移植
片の外表からあらかじめ定められた間隔を置くこともで
きない。
他の米国特許明細書には移植片に溶接された金網面が記
載されている。この種の金網は米国特許節３，９０５，
７７７号（ラフルー）、第４，０８９，０７１号（力−
ンベルッら）、第４，２８１，０６３号（ブランケルト
）および第４，６３６，２１９号（ブラットら）明細書
に示されている。これらの表面はいずれもプロテーゼと
一体鋳造されたものでない。
多孔質被膜中を調製するための上記方法はそれぞれ、金
属製移植片の表面に多孔質網目構造を施し、そしてこの
網目構造を熱の付与により結合させることによる。プラ
ズマ溶射法は噴射される金属粒子を溶融するために過熱
ガスを用いる。焼結法は被膜および移植金属をそれらの
融点付近の温度に暴露することにより、多孔質被膜中に
粒子間結合を生じ、一方、拡散結合法は被膜−移植片界
面における原子の拡散を促進するために熱および圧力を
用いる。
これらの方法はそれぞれ限界をもつ。プラズマ溶射法は
その被膜中に均一な連続気孔構造を達成すべく適切に制
御することができない。焼結に必要な温度は移植片材料
強度に不都合な影響を与え、拡散結合法は被覆処理中の
圧力分布の変動のため気孔構造および結合の質に変動を
生じる。各方法は被膜の多孔度が増大するのに伴って起
こる被膜強度の損失によって、その達成可能な孔径が限
られる。
粒状多孔質被膜も本来、体液に暴露される金属表面積の
著しい増大を伴い、これに比例して移植後に剥離する腐
食生成物が増加する。
金属粒子が結合被膜から遊離し、または繊維パッドが修
正外科処置に際して剥離するという臨床報告がある。さ
らに、結合被膜は本来、被膜−支持体界面に応力集中面
ノツチを生じ、これは強度を考慮して多孔質被膜を配置
しうる位置を制限する。
それら自身の性質により、結合被膜は被膜を移植片表面
に固着させるために二次的な加工処理の採用を必要とす
る。これらの方法は付加される労働力、材料、工具およ
び装備により、製造費を増大させる。
（発明の要約） 本発明の目的は、プロテーゼ上に移植片固着の改良のた
めに、プロテーゼの一体部品であり、三次元グリッド様
または格子構造をプロテーゼ表面上に直接に鋳造するこ
とにより製造される生体適合性連続多孔質表面を付与す
ることである。
他の目的は、プロテーゼ上に多孔質表面を形成するため
の、支持体材料の機械的特性にとって有害な熱処理を必
要とせず、かつ二次的被覆処理の経費を伴わない１工程
法を提供することである。
他の目的は、移植片の多孔質表面を細孔の形状、孔径、
孔径分布、支持体の結合、および被膜応力集中に関して
厳密に制御しうろことである。
これらおよび関連の目的は本発明において、移植後に骨
に面して位置すべくデザインされた外表を備えた鋳造金
属製支持部材を含む用具により達成される。支持部材か
らあらかじめ定められた間隔を置いたグリッド様要素よ
りなる鋳造金属格子要素の形の組織内鬼面が支持部材と
同一の金属からその外表の少なくとも一部上に、支持部
材と一体成形される。用いられる金属は“バイタリウム
バチタン合金その他の適切な生体適合性合金である。
組織内傾面要素または鋳造金属製支持部材のいずれかに
、格子要素が支持部材の外表の上方にあらかしめ定めら
れた間隔を置くためのスペーサー要素が含まれてもよい
。格子要素が正方形または長方形のグリッドの形である
場合、これによって組織は格子要素の交叉部材の上およ
び下に増殖することができる。格子要素は支持部材と一
体成形され、これから間隔を置いた金網の形であっても
よい。
溶融性材料をセラミック製鋳造用シェルで被覆するイン
ベストメント鋳造法を用いて、金属製整形外科用移植片
の組織内傾面および支持部材を鋳造することができる。
周知のように、溶融性材料、たとえばろうはセラミック
より低い融点をもつ。
溶融性材料から整形外科用移植片に相当する原型が作成
される。次いで格子要素も溶融性材料から周知の方法で
、たとえばろうその他の溶融性材料を成形する二つ割り
ダイを用いて成形される。格子要素が成形されると、こ
れを整形外科用移植片に相当する原型に結合させる。こ
れは結合すべき材料の一部を溶融する溶剤を用いて行う
ことができ、これによって結合後に溶融性材料から一体
式の一個構成原型を作成することができる。原型と格子
の結合組合わせを次いで周知の方法によりセラミックス
ラリ−で被覆して、鋳造用シェルを作成することができ
る。次いで溶融性材料を鋳造用シェルから加熱により除
去する。周知のように、空の鋳造用シェルに溶融金属を
充填し、放冷すると、これによって格子が一体鋳造され
た整形外科用移植片に相当する原型の形の一体鋳造品が
成形される。ろうを溶融性材料として用いることが好ま
しいが、他の材料、たとえばポリスチレンも使用しうる
。いずれか適切な間隔を得るために、溶融性材料製のス
ペーサーが格子と整形外科用移植片の間に、結合操作に
際して挿入される。あるいはスペーサーは格子要素また
は整形外科用移植片原型のいずれかの一部として形成さ
れてもよい。
通常この結合操作は溶融性材料を一部液化し、従って各
種部品を相互に一体化しうる溶剤を用いて行われる。
骨内鬼面はセメント用としても使用しうる点を留意すべ
きである。鋳造面はセメントとプロテーゼの間に、より
良好な接着を形成するからである。
これらおよび他の本発明の目的および特色は、本発明の
幾つかの形態を示す添付の図面と関連づけて考慮される
以下の詳細な記述から明らかになるであろう０図面は説
明のために用いるものであって本発明の限界を定めるも
のではないと解すべきである。
（好ましい形態の説明） 第１〜３図を参照すると、溶解性材料製の格子要素また
はグリッド様メツシュの形の本発明の組織内鬼面−−最
に１０と表示される−が示される。
好ましくは溶融性材料はろうであるが、ポリスチレンも
使用しうる。格子要素１０はいずれか周知の方法で二つ
割りダイを用いて成形しうる。
格子要素１０は突起１４において交叉する交叉部材１２
の均一なグリッドの形であってもよい。
好ましくは突起１４はこれから下方へ伸びるスペーサー
部材１６を含む。スペーサー１６は結合部材１２がいず
れか適切な整形外科用移植片の外表からあらかじめ定め
られた間隔を置くのに役立つ。
前記のように、ろうまたはプラスチック製の格子要素１
０はグリッド様三次元網目構造を形成する割りダイ（図
示されていない）中での射出成形によって製造される。
冷却後に格子要素１０を成形装置から取出すと、実質的
に第１および２図に示す状態となる。一般に交叉部材１
２は直径０．５０８ｍｍ　（，０２０”　）であり、球
状突起１４は直径１．０１６ｍｍ　（，０４０″）であ
る。
スペーサーは希望するいかなる長さであってもよく、一
般に１．５２４．ｍｍ　（，０６０″）である。
第３図を参照すると、格子要素１０を整形外科用移植片
に対応する原型２０の外表に結合させることが示される
。整形外科用移植片の原型２０は同様に溶融性材料、た
とえばろうまたはポリスチレンで作成された本体をもつ
。結合操作は整形外科用移植片の原型２０の外表１８上
に接着剤または溶剤を付与することにより行われ、これ
によって溶融性原型の局部的な溶融または液化が起こる
。
格子要素１０のスペーサー１６の基底部２２を表面１８
の部分液化領域に乗せることにより、スベ−サー１６の
基底部２２のわずかな溶融または液化が起こる。溶剤が
蒸発したのち溶融性材料が固化すると、−像結合した原
型−一般に２４と表示するーが形成される。もちろん、
整形外科用移植片の原型２０の上面にではなくスペーサ
ー１６の基底部２２に接着剤または溶剤を施しても同じ
結果が得られる。スペーサー１６をそれぞれ原型２０と
一体結合させることを意図するが、数個のスペーサー１
６上に不適当な結合が形成されたとしても最終的な鋳造
内端面と移植片本体との間になお十分な付着強度が形成
されると思われる。格子要素がエーテス（Ｙａｔｅｓ）
　Ｊ　Ｗ　−２ろう製であり、整形外科用移植片原型が
エーテスＰＸ−１２ろう製である場合、テスター（Ｔｅ
５ｔｏｒ　）のモデル用セメントが適切な溶剤として用
いられることが認められた。これらの材料はすべて容易
に入手され、インベストメント鋳造技術の分野で周知で
ある。
一個構成原型２４が形成されたのち、ジルコニア、アル
ミナおよびシリカの耐火粉末を含有する種類のコロイド
シリカ系結合剤のスラリーが塗布された原型２４を用い
てインベストメント鋳造を行う、インベストメント鋳造
法においてシェルを形成するために用いられるスラリー
の第１被膜は重要である。第１被膜は＃４ツアーン（Ｚ
ａｈｎ　）カップを用いて測定して１２〜１４秒の粘度
をもつべきである。この第１被膜用として好ましいスラ
リーは耐火ジルコニアおよびシリカの粉末を基礎とする
コロイドシリカ系結合剤（たとえばデュポンの３０％コ
ロイド系結合剤）である。粘度は結合剤の添加量を増減
することにより変化させることができる。−個構成原型
２４が完全にかつ均一に被覆されるべく確実に浸漬様式
を設定しなければならない。原型２４をドレンに際し振
とうし、空気を格子パターン上にゆるく吹き付けて、ス
ラリーがグリッド開口を架橋するのを防ぐために気泡を
破壊しなければならない。慎重に行えばこの方法を用い
て０．５０８ｍｍ　（０，０２０″）以上のグリッド開
口を形成しうろことが認められた。溶融性材料に射出成
形法を採用することにより、各種のパターン形状、たと
えば正方形、長方形または三角形を組織内端面に用いる
ことができる。この方法で形状および寸法を厳密に制御
することができる。こうして個々の移植片のデザインに
適合した種々のパターン形状を作成することができる。
さらに、細孔間隔を変化させうるので、組織または骨の
内傾を促進し、かつ骨の一体化または血管新生の改良に
必要な細孔構造をより精確に加工および制御するために
、骨誘導性の被膜または充填剤、たとえば水酸リン灰石
を用いることができる。
シェル３０の形成法を第４〜７図に示す。ここでは初期
被膜３０を風乾したのち、追加のスラリー被膜を周知の
方法で施して第４図に示すセラミックシェル３０を形成
する。通常のスタッコは第１被膜ののちに施されるので
はなく、バックアップ被膜が施されたのちに施される点
を留意されたい。
溶融性材料製の組合わせ原型２４を次いで周知の方法で
加熱することによ一つシェルから除去する。
その結果第５図に形成されるようにシェル３０内に空隙
が形成される。溶融した金属、たとえば゛′バイタリウ
ム”合金またはチタンを第６図に示すように空隙内へ導
入し、放冷する。もちろん、チタンを鋳造するためには
特殊な鋳造技術を用いなければならないことは周知であ
る。これを行うと、本発明の鋳造内端面が得られる。
シェル３０を取りはずしたのちの一体式一個構成鋳造品
を第７図に断面図で示す。これから分かるように、格子
１０′を形成する結合要素１２′突起１４′、スペーサ
ー１６′および上面１８′を備えた整形外科用移植片２
０′はこの時点でたとえばバイタリウムまたはチタンの
一個構成鋳造品となる。
第８図を参照すると、股関節部の大腿部品の外側に、組
織内端面を形成する一体鋳造格子要素を容易に製造しう
ろことが分かる。これは適度に柔軟でありかつ股関節部
プロテーゼ３８の外表４０を包むことができるろうまた
はポリスチレンの配合物を用いて達成される。この種の
ろうはエーテスＪＷ−２ろうである。
第９図を参照すると、ひざプロテーゼの脛側部品が示さ
れ、この場合腹側板の底面（移植後に脛骨の表面と接触
する面）に格子要素１０″が含まれ、これによって理想
的な組織内閣面が形成される。
本発明の数種の例を記載したが、本発明の精神および範
囲から逸脱することなくこれを多様に変更および修正し
うろことは明らかである。
【図面の簡単な説明】
第１図は溶融性材料の形の本発明の格子要素の平面図で
ある。 第２図は第１図の格子要素の立面図である。 第３図は同様に溶融性材料製の整形外科用移植片の原型
に結合した第１図の格子要素の立面図である。 第４図は鋳造用シェルにより被覆された第３図の結合し
た格子要素と整形外科用移植片の拡大断面図である。 第５図は溶融性材料を熱により除去したのちの第４図で
ある。 第６図は溶融した基材金属を第５図の鋳造用シェル内へ
導入したのちの第５図である。 第７図は本発明の一体鋳造された整形外科用移植片およ
び格子要素の断面図である。 第８図は格子要素が外表上に一体鋳造された形の組織内
閣面を有する、総股関節部プロテーゼのれた最終脛側板
である。 各図において番号は下記のものを表わす。 １０：格子要素（溶融性材料） １０’、１０″：格子要素（鋳造金属）１２：交叉部材
（溶融材料） １４：突起（溶融性材料） １４′　：突起（鋳造金属） １６：スペーサー（溶融性材料） １６′　ニスペーサ−（鋳造金属） １８：２０の外表　　１８’　　：２０′の外表２０：
移植片原型　２０′　：鋳造金属製支持部材２２＋１６
の基底部　　２４ニ一個構成原型３０：鋳造用セラミッ
クシェル ３８：股関節部プロテーゼ　　４０　：　３８の外表（
外４名）

Claims (12)

    【特許請求の範囲】
  1. １．整形外科用移植片として用いるプロテーゼ部品にお
    いて； 外表１８′を備えた鋳造金属製支持部材２０′；および 支持部材２０′に、その外表の少なくとも一部の上に同
    一金属から支持部材と一体鋳造することにより結合した
    、鋳造金属格子要素１０′の形の組織内殖面 を含むプロテーゼ部品。
  2. ２．金属がバイタリウムである、請求項１に記載のプロ
    テーゼ部品。
  3. ３．金属がチタンである、請求項１に記載のプロテーゼ
    部品。
  4. ４．金属製支持部材２０′と鋳造金属格子 １０′を間隔を置いて配置するための手段をさらに含む
    、請求項１に記載のプロテーゼ部品。
  5. ５．金属格子１０′がグリッド様メッシュの形であり、
    間隔を置くための手段が該メッシュおよび支持部材と一
    体鋳造されたスペーサー部材１６′である、請求項４に
    記載のプロテーゼ部品。
  6. ６．溶融性材料をセラミック製鋳造用シェルで被覆する
    インベストメント鋳造法−該溶融性材料はセラミックよ
    り低い融点をもつ−により鋳造される金属製整形外科用
    移植片上に組織内殖面を形成する方法において； 溶融性材料から整形外科用移植片に相当する原型２０′
    を形成し； 溶融性材料から格子１０′を形成し、該格子はあらかじ
    め定められた組織内殖面に相当し；該格子を整形外科用
    移植片に相当する原型に結合させ； 該原型と格子の結合した組合わせをセラミックスラリー
    で被覆して鋳造用シェル３０′を形成し；溶融性材料を
    鋳造用シェル３０′から加熱により除去し；そして 空の鋳造用シェル３０′に溶融金属を充填し、これを放
    冷して、格子が一体化した整形外科用移植片に相当する
    原型の形の一個構成鋳造品２０′，１０′を形成する 工程を含む方法。
  7. ７．溶融性材料がろうである、請求項６に記載の組織内
    殖面の形成法。
  8. ８．溶融性材料がポリスチレンである、請求項６に記載
    の組織内殖面の形成法。
  9. ９．結合工程の前に溶融性材料製のスペーサー１６′に
    より原型の上方にあらかじめ定められた間隔を置いて格
    子を配置する工程をさらに含む、請求項６に記載の方法
    。
  10. １０．格子１０′を外科用移植片２０′に相当する原型
    に結合させる工程が、原型２０′または格子１０′の一
    方に該溶融性材料を一部液化する溶剤を塗布する工程を
    含む、請求項６に記載の方法。
  11. １１．少なくともセラミックスラリーの第１被膜がナン
    バー４のツァーンカップで測定して１２〜２４秒の粘度
    を有するコロイドシリカスラリーである、請求項６に記
    載の方法。
  12. １２．整形外科用移植片として用いられる、単一金属か
    ら鋳造されたプロテーゼ部品において：鋳造された支持
    部材２０′； 支持部材からあらかじめ定められた間隔を置いた、鋳造
    された組織内殖面１０′；ならびに組織内殖面１０′を
    支持部材２０′に結合させるための手段であって、この
    結合のための手段が支持部材２０′および組織内殖面１
    ０′と一体鋳造されているもの を含むプロテーゼ部品。
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