JPH0314453B2 - - Google Patents
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- JPH0314453B2 JPH0314453B2 JP57158275A JP15827582A JPH0314453B2 JP H0314453 B2 JPH0314453 B2 JP H0314453B2 JP 57158275 A JP57158275 A JP 57158275A JP 15827582 A JP15827582 A JP 15827582A JP H0314453 B2 JPH0314453 B2 JP H0314453B2
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- Materials For Medical Uses (AREA)
- Dental Preparations (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Dental Prosthetics (AREA)
Description
［産業上の利用分野］
本発明は、生体運動時の応力緩和機能を有する
硬組織代替用複合高分子材料に関する。 ［従来の技術］ 従来の人工香および人工歯牙等硬組織の移植体
材料は、単に強度的に耐え、あるいは生体的環境
において安定であるだけの物質例えばセラミツク
等が用いられており、そのいずれもが形態補修の
域を出ないものであつて、硬組織の必要としてい
る弾性率や衝撃吸収力等の生体力学的親和性を欠
いている。このため、歩行、咬合等の生体運動時
の衝撃に対する緩衝作用等に欠点があり、強い違
和感に甘んじねばならず、同時に使用中にヒビや
破断等の何等かの障碍を被る虞れも大きい。例え
ば、第１図のように長骨１にセラミツク製人工膝
蓋骨２を埋込んだ場合、第２図の応力−ひずみ曲
線に示すようにセラミツクと骨質との弾性率に大
差があるため、生体運動時に生じる長骨１の動き
にセラミツク製膝蓋骨２が対応できず生体力学的
に障碍を生じ、そのために強い違和感があり、か
つ激しい運動に不安があり、長期使用に耐え得な
い等の問題を有している。 このような問題に対処するため、第１材料であ
る芯材に第２材料として多孔質重合材料を被覆し
た補綴装置が特開昭51−124097号公報で提案さ
れ、また芯部で繊維補強した熱硬化性樹脂を用
い、表面層に繊維補強の熱可塑性樹脂または炭素
層を用いた医学工学用製作材料が特開昭52−
94698号公報で提案され、さらにまたアパタイト
焼結体をカーボン、シリコンカーバイト等で補強
したプラスチツク材料と組み合わせた複合インプ
ラント材料が特開昭53−144194号公報で提案され
ている。 ［発明が解決しようとする課題］ しかし、上記従来技術はそのいずれも静的状態
において単に強度的に耐え、生体環境内において
安定であるだけであり、生体各部所あるいは年令
を考慮せずかつ生体運動時の応力緩和機能および
衝撃吸収機能を有せず、違和感があり長期使用に
耐え得ないという問題がある。 そこで本発明は生体運動時の動的状態において
応力緩和機能を発揮し得る硬組織代替用複合高分
子材料を提供することを目的とする。 ［課題を解決するための手段］ 本発明は所定応力までは応力とひずみがほぼ比
例し所定応力に達すると応力の伸びが抑制される
骨、歯牙に近似した応力・ひずみ曲線をもつポリ
サルホン樹脂に、弾性率、耐摩耗性、せん断強さ
等の生体力学的物性の調和が可能なチタン酸カリ
ウム類またはカルシウムまたはフツ素を生体の年
令または部所に応じて組み合わせて添加し、生体
の年令または部所に対応する骨、歯牙に近似した
生体力学的物性と調和を有する高分子複合材料を
得るものである。 ［実施例］ 以下、本発明の一実施例を添付図面を参照して
説明する。 緻密骨組織のもつ弾性率は10〜70才において長
骨（大腿骨、脛骨、尺骨等をいう）で150000〜
180000Kg／cm2、歯牙（象牙質）は60000〜130000
Kg／cm2、また軟骨組織の弾性率は250〜300Kg／cm2
で、この範囲内においた生体各部所あるいは年令
によりそれぞれ弾性率が異なる。 また、骨、歯牙の応力−ひずみ曲線は第２図に
示すように金属と同様な曲線的な特性を有し材料
の強さの違いにより勾配が変化する。。また、骨、
歯牙、金属の応力−ひずみ曲線はそのいずれもが
肩部分にカーブを有し、このカーブは強靭性つま
りたわみに強く脆くないことを示している。これ
に対しセラミツクは直線的で肩部分にカーブがな
く、これは靭性がなく衝撃的な外力が加わつたと
きに破断し脆いことを示している。また、金属の
応力−ひずみ線図は曲線的であり、骨代替材料と
して用いられてきているが生体内環境において腐
食等の問題が発生し安定でない。 そこで、第２図のように骨、歯牙の特性曲線に
近い応力−ひずみ曲線をもつ生体適合性の優れた
高分子化合物を複合高分子材料の主成物とする。
そして、このような応力−ひずみ曲線をもつ高分
子化合物とは、一般式 で表されるポリサルホン樹脂（平均分子量25000
〜40000）である。 高分子化合物は直鎖にフエニレン基を有する独
特の化学構造式であるとともに生体親和性にも優
れており、これによつて第２図に示す通り骨、歯
牙より勾配が小さいが、骨、歯牙に近似し肩部分
にカーブを有する応力−ひずみ曲線が得られる。
前記主成物にチタン酸カリウム類またはガラス類
またはカルシウムまたはフツ素を繊維、粒子、粉
末または液状等の状態で所要添加率で組み合わせ
て添加して弾性率等の生体力学的物性を近似させ
硬組織と調和させる。このように高分子化合物、
添加物の種類、および添加物の状態、割合等の
種々の組み合わせにより所要の物性を得ることが
できる。この場合、第２図に示すように所定応力
までは応力とひずみがほぼ比例し所定応力に達す
るとひずみに対する応力の伸びが抑制される特性
をもつ骨および象牙質の応力−ひずみ曲線に近似
した曲線をもつ前記高分子化合物に、例えば老人
の場合にはチタン酸カリウム類およびガラス類を
繊維または粒子の状態で複合添加して比較的低い
弾性率とし、青年の場合にはチタン酸カリウム類
またはガラス類またはフツ素を繊維または粉末ま
たは液状の状態で複合添加して比較的高い弾性率
を得るようになし、また生体における動きの激し
い部所には高い弾性率、動きの少ない部所には低
い弾性率が得られるように樹脂、添加物の種類、
および添加物状態、割合等の組合わせを選択して
所望の硬組織に応じた弾性率、耐摩耗性、粘弾性
率、せん断率、曲げモーメント等の生体力学的物
性に調和させる。 第３図には上記の通りの複合高分子材料１１に
より成形した人工膝蓋骨１２を長骨１３に埋込ん
だ状態が示され、第４図には複合高分子材料１１
に金属材料１４を補強体として埋入して人工長骨
１５を成形したものが示され、第５図には人工肩
甲骨１６を成形したものが示されている。前記金
属材料１４は管状、板状等でよく複数の透孔１４
ａを散在させ、この透孔１４ａに充填する複合高
分子材料１１により結合を強化してもよい。加え
て、レントゲン線不透過性をもたせてレントゲン
検査を可能にする。ポリサルホン樹脂の弾性率は
28000〜25000Kg／cm2であり、上述の硬組織の弾性
率の範囲に及ばないがチタン酸カリウム、ガラス
を微細な繊維状態で添加すると、110000Kg／cm2の
上記範囲内である高弾性率が得られ、かつ応力−
ひずみ線図が曲線的である。 試験例 １ 第２図の特性線のように骨、歯牙に近似した応
力−ひずみ曲線をもつポリサルホン樹脂（曲げ強
さ808Kg／cm2、曲げ弾性率27200Kg／cm2、引張り強
さ714Kg／cm2、引張り弾性係数25600Kg／cm2、衝撃
値12.1Kg・cm／cm2および硬さ13.8KHN）に対し、
繊維状のチタン酸カリウム36％、ガラス繊維10％
を添加した高分子複合材料の引張り強さは1070
Kg／cm2、引張り弾性係数は105500Kg／cm2であつ
た。 試験例 ２ 試験例１と同じポリサルホン樹脂に対し、繊維
状のチタン酸カリウム38％、ガラス繊維10％を添
加した高分子複合材料の曲げ強さは1640Kg／cm2、
曲げ弾性係数は105000Kg／cm2、衝撃値は8.7Kg・
cm／cm2であつた。 試験例 ３ 試験例１と同じポリサルホン樹脂に対し、繊維
状のチタン酸カリウム10％、ガラス繊維19％、フ
ツ素５％を添加した高分子複合材料の曲げ強さは
1470Kg／cm2、曲げ弾性係数は69000Kg／cm2、引張
り強さは735Kg／cm2、引張り弾性係数は67000Kg／
cm2であつた。 試験例 ４ 試験例１と同じポリサルホン樹脂（動摩擦係数
0.0200）に対し、フツ素３％を添加した高分子複
合材料の動摩擦係数は0.0150であつた。 試験例１〜４の高分子複合材料により例えばク
ラウン・ブリツジを形成して臨床応用したところ
適合性、軟組織への影響、咀嚼感、咬合音等にお
いて優れた効果が得られた。 試験例 ５ 試験例１と同じ高分子複合材料の応力−ひずみ
実測値並びにそのひずみに対応する20才代の骨
（引張強さ1250Kg／cm2、弾性率176000Kg／cm2）の
応力値を対比すると表−１のようになり、第６図
に示すようにその複合高分子材料の応力−ひずみ
曲線Ａは前記骨の応力−ひずみ曲線Ｂに近似した
ものになつた。
硬組織代替用複合高分子材料に関する。 ［従来の技術］ 従来の人工香および人工歯牙等硬組織の移植体
材料は、単に強度的に耐え、あるいは生体的環境
において安定であるだけの物質例えばセラミツク
等が用いられており、そのいずれもが形態補修の
域を出ないものであつて、硬組織の必要としてい
る弾性率や衝撃吸収力等の生体力学的親和性を欠
いている。このため、歩行、咬合等の生体運動時
の衝撃に対する緩衝作用等に欠点があり、強い違
和感に甘んじねばならず、同時に使用中にヒビや
破断等の何等かの障碍を被る虞れも大きい。例え
ば、第１図のように長骨１にセラミツク製人工膝
蓋骨２を埋込んだ場合、第２図の応力−ひずみ曲
線に示すようにセラミツクと骨質との弾性率に大
差があるため、生体運動時に生じる長骨１の動き
にセラミツク製膝蓋骨２が対応できず生体力学的
に障碍を生じ、そのために強い違和感があり、か
つ激しい運動に不安があり、長期使用に耐え得な
い等の問題を有している。 このような問題に対処するため、第１材料であ
る芯材に第２材料として多孔質重合材料を被覆し
た補綴装置が特開昭51−124097号公報で提案さ
れ、また芯部で繊維補強した熱硬化性樹脂を用
い、表面層に繊維補強の熱可塑性樹脂または炭素
層を用いた医学工学用製作材料が特開昭52−
94698号公報で提案され、さらにまたアパタイト
焼結体をカーボン、シリコンカーバイト等で補強
したプラスチツク材料と組み合わせた複合インプ
ラント材料が特開昭53−144194号公報で提案され
ている。 ［発明が解決しようとする課題］ しかし、上記従来技術はそのいずれも静的状態
において単に強度的に耐え、生体環境内において
安定であるだけであり、生体各部所あるいは年令
を考慮せずかつ生体運動時の応力緩和機能および
衝撃吸収機能を有せず、違和感があり長期使用に
耐え得ないという問題がある。 そこで本発明は生体運動時の動的状態において
応力緩和機能を発揮し得る硬組織代替用複合高分
子材料を提供することを目的とする。 ［課題を解決するための手段］ 本発明は所定応力までは応力とひずみがほぼ比
例し所定応力に達すると応力の伸びが抑制される
骨、歯牙に近似した応力・ひずみ曲線をもつポリ
サルホン樹脂に、弾性率、耐摩耗性、せん断強さ
等の生体力学的物性の調和が可能なチタン酸カリ
ウム類またはカルシウムまたはフツ素を生体の年
令または部所に応じて組み合わせて添加し、生体
の年令または部所に対応する骨、歯牙に近似した
生体力学的物性と調和を有する高分子複合材料を
得るものである。 ［実施例］ 以下、本発明の一実施例を添付図面を参照して
説明する。 緻密骨組織のもつ弾性率は10〜70才において長
骨（大腿骨、脛骨、尺骨等をいう）で150000〜
180000Kg／cm2、歯牙（象牙質）は60000〜130000
Kg／cm2、また軟骨組織の弾性率は250〜300Kg／cm2
で、この範囲内においた生体各部所あるいは年令
によりそれぞれ弾性率が異なる。 また、骨、歯牙の応力−ひずみ曲線は第２図に
示すように金属と同様な曲線的な特性を有し材料
の強さの違いにより勾配が変化する。。また、骨、
歯牙、金属の応力−ひずみ曲線はそのいずれもが
肩部分にカーブを有し、このカーブは強靭性つま
りたわみに強く脆くないことを示している。これ
に対しセラミツクは直線的で肩部分にカーブがな
く、これは靭性がなく衝撃的な外力が加わつたと
きに破断し脆いことを示している。また、金属の
応力−ひずみ線図は曲線的であり、骨代替材料と
して用いられてきているが生体内環境において腐
食等の問題が発生し安定でない。 そこで、第２図のように骨、歯牙の特性曲線に
近い応力−ひずみ曲線をもつ生体適合性の優れた
高分子化合物を複合高分子材料の主成物とする。
そして、このような応力−ひずみ曲線をもつ高分
子化合物とは、一般式 で表されるポリサルホン樹脂（平均分子量25000
〜40000）である。 高分子化合物は直鎖にフエニレン基を有する独
特の化学構造式であるとともに生体親和性にも優
れており、これによつて第２図に示す通り骨、歯
牙より勾配が小さいが、骨、歯牙に近似し肩部分
にカーブを有する応力−ひずみ曲線が得られる。
前記主成物にチタン酸カリウム類またはガラス類
またはカルシウムまたはフツ素を繊維、粒子、粉
末または液状等の状態で所要添加率で組み合わせ
て添加して弾性率等の生体力学的物性を近似させ
硬組織と調和させる。このように高分子化合物、
添加物の種類、および添加物の状態、割合等の
種々の組み合わせにより所要の物性を得ることが
できる。この場合、第２図に示すように所定応力
までは応力とひずみがほぼ比例し所定応力に達す
るとひずみに対する応力の伸びが抑制される特性
をもつ骨および象牙質の応力−ひずみ曲線に近似
した曲線をもつ前記高分子化合物に、例えば老人
の場合にはチタン酸カリウム類およびガラス類を
繊維または粒子の状態で複合添加して比較的低い
弾性率とし、青年の場合にはチタン酸カリウム類
またはガラス類またはフツ素を繊維または粉末ま
たは液状の状態で複合添加して比較的高い弾性率
を得るようになし、また生体における動きの激し
い部所には高い弾性率、動きの少ない部所には低
い弾性率が得られるように樹脂、添加物の種類、
および添加物状態、割合等の組合わせを選択して
所望の硬組織に応じた弾性率、耐摩耗性、粘弾性
率、せん断率、曲げモーメント等の生体力学的物
性に調和させる。 第３図には上記の通りの複合高分子材料１１に
より成形した人工膝蓋骨１２を長骨１３に埋込ん
だ状態が示され、第４図には複合高分子材料１１
に金属材料１４を補強体として埋入して人工長骨
１５を成形したものが示され、第５図には人工肩
甲骨１６を成形したものが示されている。前記金
属材料１４は管状、板状等でよく複数の透孔１４
ａを散在させ、この透孔１４ａに充填する複合高
分子材料１１により結合を強化してもよい。加え
て、レントゲン線不透過性をもたせてレントゲン
検査を可能にする。ポリサルホン樹脂の弾性率は
28000〜25000Kg／cm2であり、上述の硬組織の弾性
率の範囲に及ばないがチタン酸カリウム、ガラス
を微細な繊維状態で添加すると、110000Kg／cm2の
上記範囲内である高弾性率が得られ、かつ応力−
ひずみ線図が曲線的である。 試験例 １ 第２図の特性線のように骨、歯牙に近似した応
力−ひずみ曲線をもつポリサルホン樹脂（曲げ強
さ808Kg／cm2、曲げ弾性率27200Kg／cm2、引張り強
さ714Kg／cm2、引張り弾性係数25600Kg／cm2、衝撃
値12.1Kg・cm／cm2および硬さ13.8KHN）に対し、
繊維状のチタン酸カリウム36％、ガラス繊維10％
を添加した高分子複合材料の引張り強さは1070
Kg／cm2、引張り弾性係数は105500Kg／cm2であつ
た。 試験例 ２ 試験例１と同じポリサルホン樹脂に対し、繊維
状のチタン酸カリウム38％、ガラス繊維10％を添
加した高分子複合材料の曲げ強さは1640Kg／cm2、
曲げ弾性係数は105000Kg／cm2、衝撃値は8.7Kg・
cm／cm2であつた。 試験例 ３ 試験例１と同じポリサルホン樹脂に対し、繊維
状のチタン酸カリウム10％、ガラス繊維19％、フ
ツ素５％を添加した高分子複合材料の曲げ強さは
1470Kg／cm2、曲げ弾性係数は69000Kg／cm2、引張
り強さは735Kg／cm2、引張り弾性係数は67000Kg／
cm2であつた。 試験例 ４ 試験例１と同じポリサルホン樹脂（動摩擦係数
0.0200）に対し、フツ素３％を添加した高分子複
合材料の動摩擦係数は0.0150であつた。 試験例１〜４の高分子複合材料により例えばク
ラウン・ブリツジを形成して臨床応用したところ
適合性、軟組織への影響、咀嚼感、咬合音等にお
いて優れた効果が得られた。 試験例 ５ 試験例１と同じ高分子複合材料の応力−ひずみ
実測値並びにそのひずみに対応する20才代の骨
（引張強さ1250Kg／cm2、弾性率176000Kg／cm2）の
応力値を対比すると表−１のようになり、第６図
に示すようにその複合高分子材料の応力−ひずみ
曲線Ａは前記骨の応力−ひずみ曲線Ｂに近似した
ものになつた。
【表】
試験例 ６
表−２に示す物性を有するポリサルホン樹脂に
対し、チタン酸カリウム、ガラス繊維、フツ素を
表−３に示す含有量つまりチタン酸カリウム10
％、ガラス繊維15％、フツ素３％で添加した複合
高分子材料の応力−ひずみ実測値は表−４の通り
であり、ポリサルホン樹脂を用いた複合高分子材
料の応力−ひずみ曲線Ｃ（第７図参照）は骨の特
性に近似したものになつた。
対し、チタン酸カリウム、ガラス繊維、フツ素を
表−３に示す含有量つまりチタン酸カリウム10
％、ガラス繊維15％、フツ素３％で添加した複合
高分子材料の応力−ひずみ実測値は表−４の通り
であり、ポリサルホン樹脂を用いた複合高分子材
料の応力−ひずみ曲線Ｃ（第７図参照）は骨の特
性に近似したものになつた。
【表】
【表】
【表】
【表】
［発明の効果］
本発明は骨、歯牙等の硬組織移植体の分野にお
いて、単に生体的環境で安定する基本的条件を満
たし、かつある程度の強度を有していればよいと
いう従来の形態補修の範囲に止まらず、新しく生
体運動時の力学的物性に着目し、それぞれの硬組
織部分の代替用としてその硬組織と調和するため
の所要生体力学的物性をもたせて、生体運動時の
応力緩和機能を有する硬組織代替用複合高分子材
料を提供するから、かかる材料により成形された
移植体は子供から大人まで自然な調和感が運動時
にも得られ長期間にわたり障碍の虞れも無い優れ
た移植体となり、医療面において多大な効果を奏
する。
いて、単に生体的環境で安定する基本的条件を満
たし、かつある程度の強度を有していればよいと
いう従来の形態補修の範囲に止まらず、新しく生
体運動時の力学的物性に着目し、それぞれの硬組
織部分の代替用としてその硬組織と調和するため
の所要生体力学的物性をもたせて、生体運動時の
応力緩和機能を有する硬組織代替用複合高分子材
料を提供するから、かかる材料により成形された
移植体は子供から大人まで自然な調和感が運動時
にも得られ長期間にわたり障碍の虞れも無い優れ
た移植体となり、医療面において多大な効果を奏
する。
第１図は従来例を示す断面図、第２図は応力−
ひずみ曲線を示すグラフ、第３図〜第５図は本発
明の実施例を示す断面図、第６図は骨と複合高分
子材料の応力−ひずみ曲線を対比して示すグラ
フ、第７図はポリサルホン樹脂を用いた複合高分
子材料の応力−ひずみ曲線を示すグラフである。 １１……複合高分子材料、１２，１５，１６…
…人工骨、１４……金属材料。
ひずみ曲線を示すグラフ、第３図〜第５図は本発
明の実施例を示す断面図、第６図は骨と複合高分
子材料の応力−ひずみ曲線を対比して示すグラ
フ、第７図はポリサルホン樹脂を用いた複合高分
子材料の応力−ひずみ曲線を示すグラフである。 １１……複合高分子材料、１２，１５，１６…
…人工骨、１４……金属材料。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 所定応力までは応力とひずみがほぼ比例し所
定応力に達すると応力の伸びが抑制される骨、歯
牙に近似した応力・ひずみ曲線をもつポリサルホ
ン樹脂に、弾性率、耐摩耗性、せん断強さ等の生
体力学的物性の調和が可能なチタン酸カリウム類
またはガラス類またはカルシウムまたはフツ素を
生体の年令または部所に応じて組み合わせて添加
し、生体の年令または部所に対応する骨、歯牙に
近似した生体力学的物性と調和を有する高分子複
合材料を得ることを特徴とする生体運動時の応力
緩和機能を有する硬組織代替用複合高分子材料。 ２ レントゲン線不透過性をもたせたことを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の生体運動時の
応力緩和機能を有する硬組織代替用複合高分子材
料。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57158275A JPS5946955A (ja) | 1982-09-10 | 1982-09-10 | 生体運動時の応力緩和機能を有する硬組織代替用複合材料 |
| JP2251832A JPH03149059A (ja) | 1982-09-10 | 1990-09-25 | 生体運動時の応力緩和機能を有する硬組織代替用複合高分子材料 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57158275A JPS5946955A (ja) | 1982-09-10 | 1982-09-10 | 生体運動時の応力緩和機能を有する硬組織代替用複合材料 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2251832A Division JPH03149059A (ja) | 1982-09-10 | 1990-09-25 | 生体運動時の応力緩和機能を有する硬組織代替用複合高分子材料 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5946955A JPS5946955A (ja) | 1984-03-16 |
| JPH0314453B2 true JPH0314453B2 (ja) | 1991-02-26 |
Family
ID=15668038
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57158275A Granted JPS5946955A (ja) | 1982-09-10 | 1982-09-10 | 生体運動時の応力緩和機能を有する硬組織代替用複合材料 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5946955A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4655777A (en) * | 1983-12-19 | 1987-04-07 | Southern Research Institute | Method of producing biodegradable prosthesis and products therefrom |
-
1982
- 1982-09-10 JP JP57158275A patent/JPS5946955A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5946955A (ja) | 1984-03-16 |
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