JPH0575426B2 - - Google Patents
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- JPH0575426B2 JPH0575426B2 JP59064191A JP6419184A JPH0575426B2 JP H0575426 B2 JPH0575426 B2 JP H0575426B2 JP 59064191 A JP59064191 A JP 59064191A JP 6419184 A JP6419184 A JP 6419184A JP H0575426 B2 JPH0575426 B2 JP H0575426B2
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- Dental Prosthetics (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は人体における硬組織を修復するための
生体補綴材とその製造方法に関するもである。
生体補綴材とその製造方法に関するもである。
生体における、特に硬組織を修復する材料とし
ては親和性の優れたセラミツク材が注目され、す
でにアルミナセラミツクで形成した各種の人工
骨、人工関節、人工歯根などは実用に共されてお
り、一方、ヒドロキシアパタイトで作られた人工
歯根も実用化されつつある。このように生体補綴
材として利用されるセラミツク材のうちアルミナ
セラミツクは生体内で優れた安定性と大きな機械
強度をもつている反面、不活性な材料であるため
の、生体へ埋入した後の天然骨の増生による該天
然骨との癒着固定に至るまでには、相当長期間を
要する。また、生体活性材料であるヒドロキシア
パタイトで人工骨、人工間接などを構成したもの
では生体との結合固定に要する期間は比較的短い
ものの、ヒドロキシアパタイト自体の機械的強度
が小さいという大きな欠点をもつている。そこ
で、不活性ではあるが強度が大きいアルミナと、
強度は小さいが、生体活性が大きいヒドロキシア
パタイトの各々が有する長所を組み合わせること
によつて生体活性を有し、かつ強度の大きな生体
材料をもたらすことが考えられており、例えば特
開昭54−50194に見られる如く、高強度基体表面
にリン酸カルシウム系材料の表面層を被着したも
のなどがすでに提案されている。この場合、高強
度基体の表面にはリン酸カルシウム系材料をプラ
ズマ溶射したり、いわゆるスラリー中にドブ浸け
するなどの方法によつて被着したものであること
から、高強度基体表面に被着したリン酸カルシウ
ムなどコート層は0.1mm程度の厚さのもので、薄
く、しかも微細粒子が多孔質状に並んだものとな
る。このように、多孔質状を成しているため、高
強度基体との熱膨張差はある程度吸収されること
からコート層の内部応力も若干緩和されるもの
の、依然として熱膨張差が大きいことによつて高
強度基体からコート層が剥離し易い。しかも、コ
ート層を成す燐酸カルシウムの粒子径が数μ程度
で、極めて小さくかつ密集したものであることか
ら、多孔質とはいうものの空隙の大きさは数μ以
下であり、このように小さな空隙では生体中にお
いて骨の増生侵入が不可能である。したがつて、
生体活性の材料が生体と直に接しているめ、骨細
胞との科学的な接合力と比較的早く行われるもの
の、骨との機械的係合が行われないため強力なる
結合力が得られないという大きな欠点があつた。
ては親和性の優れたセラミツク材が注目され、す
でにアルミナセラミツクで形成した各種の人工
骨、人工関節、人工歯根などは実用に共されてお
り、一方、ヒドロキシアパタイトで作られた人工
歯根も実用化されつつある。このように生体補綴
材として利用されるセラミツク材のうちアルミナ
セラミツクは生体内で優れた安定性と大きな機械
強度をもつている反面、不活性な材料であるため
の、生体へ埋入した後の天然骨の増生による該天
然骨との癒着固定に至るまでには、相当長期間を
要する。また、生体活性材料であるヒドロキシア
パタイトで人工骨、人工間接などを構成したもの
では生体との結合固定に要する期間は比較的短い
ものの、ヒドロキシアパタイト自体の機械的強度
が小さいという大きな欠点をもつている。そこ
で、不活性ではあるが強度が大きいアルミナと、
強度は小さいが、生体活性が大きいヒドロキシア
パタイトの各々が有する長所を組み合わせること
によつて生体活性を有し、かつ強度の大きな生体
材料をもたらすことが考えられており、例えば特
開昭54−50194に見られる如く、高強度基体表面
にリン酸カルシウム系材料の表面層を被着したも
のなどがすでに提案されている。この場合、高強
度基体の表面にはリン酸カルシウム系材料をプラ
ズマ溶射したり、いわゆるスラリー中にドブ浸け
するなどの方法によつて被着したものであること
から、高強度基体表面に被着したリン酸カルシウ
ムなどコート層は0.1mm程度の厚さのもので、薄
く、しかも微細粒子が多孔質状に並んだものとな
る。このように、多孔質状を成しているため、高
強度基体との熱膨張差はある程度吸収されること
からコート層の内部応力も若干緩和されるもの
の、依然として熱膨張差が大きいことによつて高
強度基体からコート層が剥離し易い。しかも、コ
ート層を成す燐酸カルシウムの粒子径が数μ程度
で、極めて小さくかつ密集したものであることか
ら、多孔質とはいうものの空隙の大きさは数μ以
下であり、このように小さな空隙では生体中にお
いて骨の増生侵入が不可能である。したがつて、
生体活性の材料が生体と直に接しているめ、骨細
胞との科学的な接合力と比較的早く行われるもの
の、骨との機械的係合が行われないため強力なる
結合力が得られないという大きな欠点があつた。
本発明は上記の如き従来の生体補綴材の欠点に
鑑みて開発したもので、以下、実験例により具体
的に説明する。まず、生体補綴材を成す試験片の
製作法について述べると、アルミナ（Al2O3）を
99％含むアルミナセラミツク基板（10mm×10mm×
４mm）上に生体に無害なSiO2、B2O3などを主成
分にしてシリカ系カラス粉末（平均粒径8μ）に
有機粘結剤を混ぜ合わせた液体を塗布し、その
後、ヒドロキシアパタイトのブロツク体を粉砕
し、分級して成した不定形状で平均粒径44〜
600μ（350μ〜32メツシユ）の小粒体を分布密度
270〜52000個／cm2の範囲で上記アルミナセラミツ
ク基板上に散布し、1000〜1300℃の酸化雰囲気中
にて１時間焼成することにより、試験片を作成し
た。
鑑みて開発したもので、以下、実験例により具体
的に説明する。まず、生体補綴材を成す試験片の
製作法について述べると、アルミナ（Al2O3）を
99％含むアルミナセラミツク基板（10mm×10mm×
４mm）上に生体に無害なSiO2、B2O3などを主成
分にしてシリカ系カラス粉末（平均粒径8μ）に
有機粘結剤を混ぜ合わせた液体を塗布し、その
後、ヒドロキシアパタイトのブロツク体を粉砕
し、分級して成した不定形状で平均粒径44〜
600μ（350μ〜32メツシユ）の小粒体を分布密度
270〜52000個／cm2の範囲で上記アルミナセラミツ
ク基板上に散布し、1000〜1300℃の酸化雰囲気中
にて１時間焼成することにより、試験片を作成し
た。
実験例 １
上記により作成した多数の試験片を雑種成犬の
大腿骨顆部に埋入した。埋入後、４週間、８週
間、12週間経つた時期にテトラサイクロンラベリ
ング後、屠殺し、試験片を含む生骨を取り出して
ホルマリン固定後、非脱灰標本として、化学顕微
鏡などを用いて天然骨との接合状態を観察した。
大腿骨顆部に埋入した。埋入後、４週間、８週
間、12週間経つた時期にテトラサイクロンラベリ
ング後、屠殺し、試験片を含む生骨を取り出して
ホルマリン固定後、非脱灰標本として、化学顕微
鏡などを用いて天然骨との接合状態を観察した。
また、同時に比較物体としてヒドロキシアパタ
イトを付着せしめていないアルミナセラミツク基
板単体をも基準試験片として使用し、同様の観察
を行つた。
イトを付着せしめていないアルミナセラミツク基
板単体をも基準試験片として使用し、同様の観察
を行つた。
これによれば、埋入後、４週間のものではアル
ミナセラミツク基板単体のみからなる基準試験片
と、表面にヒドロキシアパタイトをガラス付け
し、各試験片を比較したところ接合状態において
明確な差異は認められなかつた。これに対して８
週間及び12週間後取り出した試験片を含む生骨に
おいてはアパタイト小粒体を付着せしめたアルミ
ナセラミツク基板では新生骨が、表面を覆つた状
態にあり、特に12週間経過後のものにあつてはア
パタイト小粒体の形状に応じて細部にまで骨細胞
が入り込んでいる様子が観察され、新生骨はアパ
タイトと直に接合しており、これに対して、アパ
タイト小粒対を付着していない基準試験片である
アルミナセラミツク基板には新生骨が接合付着し
てはいるものの量的には少なく、アパタイト小粒
体をガラス付した試験片は極めて早期に骨と一体
化することが確認された。
ミナセラミツク基板単体のみからなる基準試験片
と、表面にヒドロキシアパタイトをガラス付け
し、各試験片を比較したところ接合状態において
明確な差異は認められなかつた。これに対して８
週間及び12週間後取り出した試験片を含む生骨に
おいてはアパタイト小粒体を付着せしめたアルミ
ナセラミツク基板では新生骨が、表面を覆つた状
態にあり、特に12週間経過後のものにあつてはア
パタイト小粒体の形状に応じて細部にまで骨細胞
が入り込んでいる様子が観察され、新生骨はアパ
タイトと直に接合しており、これに対して、アパ
タイト小粒対を付着していない基準試験片である
アルミナセラミツク基板には新生骨が接合付着し
てはいるものの量的には少なく、アパタイト小粒
体をガラス付した試験片は極めて早期に骨と一体
化することが確認された。
実験例 ２
実験列１の方法により製作した試験片をオート
クレーブにて滅菌し、それぞれ家兎の大腿骨及び
脛骨顆部に埋入し、術後８週間して試験片を含む
生骨を採り出し、試験片付近傍をデシタルバーに
て削り落としてフツクを係合できるような形状と
し、試験片との骨の各々にフツクをかけインスト
ロン型オートグラフを用いてクロスヘツドスピー
ド５mm／分にて引張り試験を行い試験片に対する
天然骨の接合強度を測定した。
クレーブにて滅菌し、それぞれ家兎の大腿骨及び
脛骨顆部に埋入し、術後８週間して試験片を含む
生骨を採り出し、試験片付近傍をデシタルバーに
て削り落としてフツクを係合できるような形状と
し、試験片との骨の各々にフツクをかけインスト
ロン型オートグラフを用いてクロスヘツドスピー
ド５mm／分にて引張り試験を行い試験片に対する
天然骨の接合強度を測定した。
このようなテストを10例実施したところ大腿
骨、脛骨顆部ともにヒドロキシアパタイト小粒体
をガラス付けしたものにあつては5.2〜8.5Kgの接
合強度範囲であり平均7.2Kgの接合強度であつた。
骨、脛骨顆部ともにヒドロキシアパタイト小粒体
をガラス付けしたものにあつては5.2〜8.5Kgの接
合強度範囲であり平均7.2Kgの接合強度であつた。
実験例２と同じ大きさをしたヒドロキシアパタ
イト小粒体を付着してない基準片としての、アル
ミナ基板をそれぞれ、家兎の大腿骨、脛骨顆部に
埋入し、術後８週間で採り出し、同一条件で接合
強度を測定した0.3〜0.7Kgの接合強度範囲にあ
り、平均0.5Kgの接合強度であつた。
イト小粒体を付着してない基準片としての、アル
ミナ基板をそれぞれ、家兎の大腿骨、脛骨顆部に
埋入し、術後８週間で採り出し、同一条件で接合
強度を測定した0.3〜0.7Kgの接合強度範囲にあ
り、平均0.5Kgの接合強度であつた。
このように実験例の如く、平均粒径が44〜
600μにわたつて分布するヒドロキシアパタイト
の小粒体を表面に付着したアルミナ基板にあつて
は、アルミナ基板単体のものに比較して約15倍も
の大きな接合強度で天然骨と接合することが判明
した。
600μにわたつて分布するヒドロキシアパタイト
の小粒体を表面に付着したアルミナ基板にあつて
は、アルミナ基板単体のものに比較して約15倍も
の大きな接合強度で天然骨と接合することが判明
した。
ところで、アルミナ基板表面にガラス付けを行
なつて付着させるヒドロキシアパタイトの小粒体
の大きさ（平均粒径）としては、骨細胞が増生し
入り込むに適した間隙が100〜300μであることが
知られており、かかる間隙が形成されるに最も適
合した小粒体の平均径は、計算により44〜600μ
となる。また、各粒径ごとの小粒体をアルミナ基
板表面に付着せしめ接合強度の測定試験を行つた
ところ、平均粒径が30μ以下、あるいは600μ以上
の小粒体を付着したものにあつては、実験２と同
様の方法にて調べた結果によると、それぞれ平均
3.3Kg、平均3.0Kgと、小粒体を付着しないアルミ
ナ基板単独のものにくらべると接合強度は大きい
ものの最適な粒径範囲ではなかつた。
なつて付着させるヒドロキシアパタイトの小粒体
の大きさ（平均粒径）としては、骨細胞が増生し
入り込むに適した間隙が100〜300μであることが
知られており、かかる間隙が形成されるに最も適
合した小粒体の平均径は、計算により44〜600μ
となる。また、各粒径ごとの小粒体をアルミナ基
板表面に付着せしめ接合強度の測定試験を行つた
ところ、平均粒径が30μ以下、あるいは600μ以上
の小粒体を付着したものにあつては、実験２と同
様の方法にて調べた結果によると、それぞれ平均
3.3Kg、平均3.0Kgと、小粒体を付着しないアルミ
ナ基板単独のものにくらべると接合強度は大きい
ものの最適な粒径範囲ではなかつた。
また、付着せしめる小粒体の分布密度は上記の
骨増生に適した間隙100μ〜300μが形成される範
囲において、できるだけ密に分布していることが
好ましいが実験的には粒径が44μ〜600μの粒度範
囲が小粒体が１cm2当り800〜1600個のものが最適
であつた。
骨増生に適した間隙100μ〜300μが形成される範
囲において、できるだけ密に分布していることが
好ましいが実験的には粒径が44μ〜600μの粒度範
囲が小粒体が１cm2当り800〜1600個のものが最適
であつた。
一方、ヒドロキシアパタイト小粒体をアルミナ
基板をガラス付けする際のガラス層の厚さとして
は、厚さが増すに伴い小粒体に対する付着力を増
大することができるが、小粒体の径に対して50％
以上を埋没させた場合には複雑に入り込んだ不定
形状をした小粒体であつたとしても増生した天然
骨との機械的結合力が減少することとなり、ま
た、ガラス層が小粒体の径に対し薄い場合には小
粒体自体がセラミツク基板表面にから剥離、脱落
する結果、天然骨との接合力は小粒体を付着させ
ているにも拘わらず増大しない。したがつて、
種々実験を繰り返したところ上記小粒体の径44〜
600μに対するガラス層の厚みは100〜200μが最適
であつた。
基板をガラス付けする際のガラス層の厚さとして
は、厚さが増すに伴い小粒体に対する付着力を増
大することができるが、小粒体の径に対して50％
以上を埋没させた場合には複雑に入り込んだ不定
形状をした小粒体であつたとしても増生した天然
骨との機械的結合力が減少することとなり、ま
た、ガラス層が小粒体の径に対し薄い場合には小
粒体自体がセラミツク基板表面にから剥離、脱落
する結果、天然骨との接合力は小粒体を付着させ
ているにも拘わらず増大しない。したがつて、
種々実験を繰り返したところ上記小粒体の径44〜
600μに対するガラス層の厚みは100〜200μが最適
であつた。
なお、上記においては、アルミナ基板表面にヒ
ドロキシアパタイトの小粒体を付着する例を挙げ
たが、人工関節、人工骨、人工歯根など生体補綴
材の基体を成すジルコニアセラミツク体表面に付
着せしめたものであつてもよいことはもちろんで
ある。
ドロキシアパタイトの小粒体を付着する例を挙げ
たが、人工関節、人工骨、人工歯根など生体補綴
材の基体を成すジルコニアセラミツク体表面に付
着せしめたものであつてもよいことはもちろんで
ある。
以上のように、本発明によれば基体を成すセラ
ミツク体の表面に、ヒドロキシアパタイトなどの
リン酸カルシウム系物質からなる小粒体を付着さ
せて構成したものであることから、製作が容易で
あり、基体と小粒体の熱膨張差を吸収することが
でき、さらに付着する小粒体の粒径、分布密度を
それぞれの使用個所、目的に応じて適宜選択する
ことにより骨細胞が増生、侵入し易すく、早期に
かつ強固なる接合固定が図れるなど、すぐれた生
体補綴材を提供することができる。
ミツク体の表面に、ヒドロキシアパタイトなどの
リン酸カルシウム系物質からなる小粒体を付着さ
せて構成したものであることから、製作が容易で
あり、基体と小粒体の熱膨張差を吸収することが
でき、さらに付着する小粒体の粒径、分布密度を
それぞれの使用個所、目的に応じて適宜選択する
ことにより骨細胞が増生、侵入し易すく、早期に
かつ強固なる接合固定が図れるなど、すぐれた生
体補綴材を提供することができる。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ アルミナ、ジルコニアなどのセラミツク基体
の表面に不定形をしたセラミツク小粒体がガラス
付けしてあることを特徴とする生体補綴材。 ２ 上記のセラミツク小粒体がアルミナ、アパタ
イト、ジルコニアの少なくとも一種から成り、平
均粒径が44μ〜600μの範囲にあることを特徴とす
る特許請求の範囲第１項記載の生体補綴材。 ３ 上記セラミツク基体の表面には、270〜52000
個／cm2の分布密度でセラミツク小粒体が付着せし
めてあることを特徴とする特許請求の範囲第１項
ないし第２項記載の生体補綴材。 ４ セラミツク基体の表面にガラス材を塗布し、
該ガラス材塗布面上にセラミツク小粒体を散在せ
しめた後、高温雰囲気中にてガラス材を溶かして
上記セラミツク小粒体をセラミツク基体にガラス
付けすることを特徴とする生体補綴材の製造方
法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59064191A JPS60207665A (ja) | 1984-03-30 | 1984-03-30 | 生体補綴材とその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59064191A JPS60207665A (ja) | 1984-03-30 | 1984-03-30 | 生体補綴材とその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60207665A JPS60207665A (ja) | 1985-10-19 |
| JPH0575426B2 true JPH0575426B2 (ja) | 1993-10-20 |
Family
ID=13250923
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59064191A Granted JPS60207665A (ja) | 1984-03-30 | 1984-03-30 | 生体補綴材とその製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60207665A (ja) |
-
1984
- 1984-03-30 JP JP59064191A patent/JPS60207665A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60207665A (ja) | 1985-10-19 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |