JPH06335487A - 複合インプラントおよびその製造法 - Google Patents
複合インプラントおよびその製造法Info
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- JPH06335487A JPH06335487A JP5151136A JP15113693A JPH06335487A JP H06335487 A JPH06335487 A JP H06335487A JP 5151136 A JP5151136 A JP 5151136A JP 15113693 A JP15113693 A JP 15113693A JP H06335487 A JPH06335487 A JP H06335487A
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 優れた複合インプラントを提供する。
【構成】 生体に不活性な金属製インプラント基体１
と、混合層２と、緻密な生体活性セラミックス層３と、
多孔質生体活性セラミックス層４からなる複合インプラ
ント。
と、混合層２と、緻密な生体活性セラミックス層３と、
多孔質生体活性セラミックス層４からなる複合インプラ
ント。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、人工骨、人工関節、
人工椎体、人工歯根等に利用される複合インプラントお
よびその製造法に関するものである。
人工椎体、人工歯根等に利用される複合インプラントお
よびその製造法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】従来、人工骨、人工関節、人工椎体、人
工歯根等には、金属材料またはセラミックス材料が使わ
れており、金属材料としては生体に不活性なＣｏ−Ｃｒ
系合金、ステンレス鋼、チタン、チタン合金などが使用
されており、さらにセラミックス材料としてアルミナ、
ハイドロキシアパタイトなどが使用されている。
工歯根等には、金属材料またはセラミックス材料が使わ
れており、金属材料としては生体に不活性なＣｏ−Ｃｒ
系合金、ステンレス鋼、チタン、チタン合金などが使用
されており、さらにセラミックス材料としてアルミナ、
ハイドロキシアパタイトなどが使用されている。
【０００３】しかし、上記金属材料で作製されたインプ
ラントは、上記金属材料が生体に対して全く不活性であ
るわけではなく、生体と接触している間に微量ながら金
属イオンとして溶出し、細胞内に侵入してガン発生の原
因となる恐れがあり、またセラミックス材料で作製した
インプラントはガン発生の原因となることはないが、機
械的強度が低いなどの問題点があった。
ラントは、上記金属材料が生体に対して全く不活性であ
るわけではなく、生体と接触している間に微量ながら金
属イオンとして溶出し、細胞内に侵入してガン発生の原
因となる恐れがあり、またセラミックス材料で作製した
インプラントはガン発生の原因となることはないが、機
械的強度が低いなどの問題点があった。
【０００４】かかる問題を解決するために、上記金属製
インプラント基体の表面に未貫通気孔を有するＡｌ2 Ｏ
3 ，ＴｉＯ2 ，ＺｒＯ2 ，ＳｉＯ2 などのセラミックス
溶射内層を形成し、そのセラミックス溶射内層の上に生
体親和性のよい多孔質ハイドロキシアパタイト溶射外層
を形成してなる複合インプラントなども提案されている
（特公昭５８−５０７３７号公報参照）。この従来の複
合インプラントは、未貫通気孔を有するセラミックス溶
射内層が介在するために金属イオンの溶出を防止するこ
とができ、しかも多孔質ハイドロキシアパタイト溶射層
が最外層にあるために生体との親和性が優れている。
インプラント基体の表面に未貫通気孔を有するＡｌ2 Ｏ
3 ，ＴｉＯ2 ，ＺｒＯ2 ，ＳｉＯ2 などのセラミックス
溶射内層を形成し、そのセラミックス溶射内層の上に生
体親和性のよい多孔質ハイドロキシアパタイト溶射外層
を形成してなる複合インプラントなども提案されている
（特公昭５８−５０７３７号公報参照）。この従来の複
合インプラントは、未貫通気孔を有するセラミックス溶
射内層が介在するために金属イオンの溶出を防止するこ
とができ、しかも多孔質ハイドロキシアパタイト溶射層
が最外層にあるために生体との親和性が優れている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかし、上記従来の未
貫通気孔を有するセラミックス溶射内層と多孔質ハイド
ロキシアパタイト溶射外層からなる複合インプラント
は、金属製インプラント基体とセラミックス溶射内層と
は全く異質の材料であるために密着性が悪く、さらに、
セラミックス溶射内層と多孔質ハイドロキシアパタイト
溶射外層とも材質が異なるところから接合強度が十分で
なく、かかる従来の複合インプラントは機械的衝撃また
は繰り返し荷重を受けると剥離しやすく、例えば、普通
の歩行時には肢関節には最大で体重の４〜８倍、また膝
関節では同様に２〜４倍の荷重がかかると言われてる
が、かかる人体部位にインプラントとして用いると短期
間で剥離するなどの問題点があった。
貫通気孔を有するセラミックス溶射内層と多孔質ハイド
ロキシアパタイト溶射外層からなる複合インプラント
は、金属製インプラント基体とセラミックス溶射内層と
は全く異質の材料であるために密着性が悪く、さらに、
セラミックス溶射内層と多孔質ハイドロキシアパタイト
溶射外層とも材質が異なるところから接合強度が十分で
なく、かかる従来の複合インプラントは機械的衝撃また
は繰り返し荷重を受けると剥離しやすく、例えば、普通
の歩行時には肢関節には最大で体重の４〜８倍、また膝
関節では同様に２〜４倍の荷重がかかると言われてる
が、かかる人体部位にインプラントとして用いると短期
間で剥離するなどの問題点があった。
【０００６】
【課題を解決するための手段】そこで、本発明者等は、
ハイドロキシアパタイト層の基体に対する密着性が一層
すぐれかつ金属イオン流出を防止することのできる複合
インプラントを得るべく研究を行った結果、（１） 生
体に不活性な金属製インプラント基体の表面に生体活性
セラミックスを成膜すると同時に加速電圧：２〜４０Ｋ
Ｖの強力なイオンビームを照射すると生体に不活性な金
属と生体活性セラミックスからなる混合層が形成され、
この混合層は上記生体に不活性な金属製インプラント基
体に対する密着性を向上させる、（２） 上記混合層の
上にさらに生体セラミックスを成膜すると同時に加速電
圧：５０〜８００Ｖの弱いイオンビームを照射すると気
孔率１０％以下の緻密な生体活性セラミックス層が得ら
れ、この緻密な生体活性セラミックス層は生体に不活性
な金属製インプラント基体の金属イオンが溶出するのを
防止する、（３） 上記緻密な生体活性セラミックス層
の上に生体活性セラミックスを通常の条件で溶射すると
通常の多孔質生体活性セラミックス層が形成され、この
多孔質生体活性セラミックス層と上記緻密な生体活性セ
ラミックス層とは材質が同じであるところから密着性が
向上する、などの研究結果が得られたのである。
ハイドロキシアパタイト層の基体に対する密着性が一層
すぐれかつ金属イオン流出を防止することのできる複合
インプラントを得るべく研究を行った結果、（１） 生
体に不活性な金属製インプラント基体の表面に生体活性
セラミックスを成膜すると同時に加速電圧：２〜４０Ｋ
Ｖの強力なイオンビームを照射すると生体に不活性な金
属と生体活性セラミックスからなる混合層が形成され、
この混合層は上記生体に不活性な金属製インプラント基
体に対する密着性を向上させる、（２） 上記混合層の
上にさらに生体セラミックスを成膜すると同時に加速電
圧：５０〜８００Ｖの弱いイオンビームを照射すると気
孔率１０％以下の緻密な生体活性セラミックス層が得ら
れ、この緻密な生体活性セラミックス層は生体に不活性
な金属製インプラント基体の金属イオンが溶出するのを
防止する、（３） 上記緻密な生体活性セラミックス層
の上に生体活性セラミックスを通常の条件で溶射すると
通常の多孔質生体活性セラミックス層が形成され、この
多孔質生体活性セラミックス層と上記緻密な生体活性セ
ラミックス層とは材質が同じであるところから密着性が
向上する、などの研究結果が得られたのである。
【０００７】この発明は、かかる研究結果にもとづいて
なされたものであって、（１） 生体に不活性な金属製
インプラント基体と、上記金属製インプラント基体の上
に形成された生体に不活性な金属と生体活性セラミック
スからなる混合層と、上記混合層の上に形成された緻密
な生体活性セラミックス層と、上記緻密な生体活性セラ
ミックス層の上に形成された通常の気孔率および気孔径
を有する多孔質生体活性セラミックス層からなる複合イ
ンプラント、および、（２） 生体に不活性な金属製イ
ンプラント基体の表面に生体活性セラミックスを成膜す
ると同時に強力なイオンビームを照射することにより生
体に不活性な金属と生体活性セラミックスからなる混合
層を形成し、上記混合層の上に生体活性セラミックスを
成膜すると同時に弱いイオンビームを照射することによ
り緻密な生体活性セラミックス層を形成し、上記緻密な
生体活性セラミックス層の上に生体活性セラミックスを
溶射して通常の多孔質生体活性セラミックスを形成する
複合インプラントの製造法、に特徴を有するものであ
る。
なされたものであって、（１） 生体に不活性な金属製
インプラント基体と、上記金属製インプラント基体の上
に形成された生体に不活性な金属と生体活性セラミック
スからなる混合層と、上記混合層の上に形成された緻密
な生体活性セラミックス層と、上記緻密な生体活性セラ
ミックス層の上に形成された通常の気孔率および気孔径
を有する多孔質生体活性セラミックス層からなる複合イ
ンプラント、および、（２） 生体に不活性な金属製イ
ンプラント基体の表面に生体活性セラミックスを成膜す
ると同時に強力なイオンビームを照射することにより生
体に不活性な金属と生体活性セラミックスからなる混合
層を形成し、上記混合層の上に生体活性セラミックスを
成膜すると同時に弱いイオンビームを照射することによ
り緻密な生体活性セラミックス層を形成し、上記緻密な
生体活性セラミックス層の上に生体活性セラミックスを
溶射して通常の多孔質生体活性セラミックスを形成する
複合インプラントの製造法、に特徴を有するものであ
る。
【０００８】この発明で金属製インプラント基体とは、
生体に不活性なＣｏ−Ｃｒ系合金、ステンレス鋼、チタ
ン、チタン合金などで作製したインプラント基体であ
り、生体活性セラミックスはハイドロキシアパタイト、
リン酸カルシウムなどの生体に活性なセラミックスおよ
びこれら生体に活性なセラミックスにＡｌ2 Ｏ3 ，Ｚｒ
Ｏ2 ，ＴｉＯ2 等を添加したものをいう。
生体に不活性なＣｏ−Ｃｒ系合金、ステンレス鋼、チタ
ン、チタン合金などで作製したインプラント基体であ
り、生体活性セラミックスはハイドロキシアパタイト、
リン酸カルシウムなどの生体に活性なセラミックスおよ
びこれら生体に活性なセラミックスにＡｌ2 Ｏ3 ，Ｚｒ
Ｏ2 ，ＴｉＯ2 等を添加したものをいう。
【０００９】この発明の複合インプラントを図１の一部
断面図を用いて具体的に説明する。図１において、１は
生体に不活性な金属製インプラント基体、２は生体に不
活性な金属と生体活性セラミックスからなる混合層、３
は緻密な生体活性セラミックス層、４は多孔質生体活性
セラミックス層である。
断面図を用いて具体的に説明する。図１において、１は
生体に不活性な金属製インプラント基体、２は生体に不
活性な金属と生体活性セラミックスからなる混合層、３
は緻密な生体活性セラミックス層、４は多孔質生体活性
セラミックス層である。
【００１０】この発明の複合インプラントを作製するに
は、まず金属製インプラント基体１を作製する。この金
属製インプラント基体１の表面はイオンビームによりク
リーニングするとよい。
は、まず金属製インプラント基体１を作製する。この金
属製インプラント基体１の表面はイオンビームによりク
リーニングするとよい。
【００１１】この金属製インプラント基体１の表面に生
体活性セラミックスを蒸着すると同時にイオンビーム照
射を行なうと、金属製インプラント基体表面に内部は金
属成分が多く、内部から表面にかけて次第に生体活性セ
ラミックス成分が多い傾斜組織の混合層２が形成され、
混合層２の最上層は生体活性セラミックス成分の割合が
最も多くなる。この場合の生体活性セラミックスの蒸着
は、生体活性セラミックスの固形体に電子ビームを照射
する電子ビーム溶解真空蒸着法あるいは生体活性セラミ
ックスターゲットにイオンビーム照射を行なうイオンビ
ームスパッタリング蒸着法を利用することができる。上
記蒸着と同時に照射する強力なイオンビームにはＡｒ、
酸素、Ｃ，Ｎ，Ｐ，Ｃａ，Ｔｉ等の各種元素イオンが使
用され、強力なイオンビームの加速電圧は２〜４０ＫＶ
が好ましい。この混合層形成のための強力なイオンビー
ムの加速電圧が２ＫＶ未満ではイオン照射によるミキシ
ング効果が得られず、一方、４０ＫＶを越えてもミキシ
ング効果が弱くなって好ましくないからである。このよ
うにして得られた混合層２は、金属と生体活性セラミッ
クスの傾斜濃度を有する層であるから金属製インプラン
ト１に対する密着性は優れたものとなる。
体活性セラミックスを蒸着すると同時にイオンビーム照
射を行なうと、金属製インプラント基体表面に内部は金
属成分が多く、内部から表面にかけて次第に生体活性セ
ラミックス成分が多い傾斜組織の混合層２が形成され、
混合層２の最上層は生体活性セラミックス成分の割合が
最も多くなる。この場合の生体活性セラミックスの蒸着
は、生体活性セラミックスの固形体に電子ビームを照射
する電子ビーム溶解真空蒸着法あるいは生体活性セラミ
ックスターゲットにイオンビーム照射を行なうイオンビ
ームスパッタリング蒸着法を利用することができる。上
記蒸着と同時に照射する強力なイオンビームにはＡｒ、
酸素、Ｃ，Ｎ，Ｐ，Ｃａ，Ｔｉ等の各種元素イオンが使
用され、強力なイオンビームの加速電圧は２〜４０ＫＶ
が好ましい。この混合層形成のための強力なイオンビー
ムの加速電圧が２ＫＶ未満ではイオン照射によるミキシ
ング効果が得られず、一方、４０ＫＶを越えてもミキシ
ング効果が弱くなって好ましくないからである。このよ
うにして得られた混合層２は、金属と生体活性セラミッ
クスの傾斜濃度を有する層であるから金属製インプラン
ト１に対する密着性は優れたものとなる。
【００１２】次に、上記混合層２の上にさらに生体活性
セラミックスを蒸着すると同時に弱いイオンビームを照
射し、気孔率１０％以下の緻密な生体活性セラミックス
層３を形成する。この緻密な生体活性セラミックス層３
を形成するための照射する弱いイオンビームはＡｒ、酸
素、窒素のうちのいずれかのイオンビームが使用され、
この弱いイオンビームの加速電圧は５０〜８００Ｖが適
当である。この弱いイオンビームの加速電圧が５０Ｖ未
満ではイオン照射による緻密化効果が現われず、一方、
８００Ｖを越えても十分な緻密化効果が現われないから
である。この緻密な生体活性セラミックス層３は、物理
的、機械的強度が優れていると共に金属製インプラント
基体から生ずる金属イオンの漏出を防止し、細胞毒の影
響を皆無とする作用がある。
セラミックスを蒸着すると同時に弱いイオンビームを照
射し、気孔率１０％以下の緻密な生体活性セラミックス
層３を形成する。この緻密な生体活性セラミックス層３
を形成するための照射する弱いイオンビームはＡｒ、酸
素、窒素のうちのいずれかのイオンビームが使用され、
この弱いイオンビームの加速電圧は５０〜８００Ｖが適
当である。この弱いイオンビームの加速電圧が５０Ｖ未
満ではイオン照射による緻密化効果が現われず、一方、
８００Ｖを越えても十分な緻密化効果が現われないから
である。この緻密な生体活性セラミックス層３は、物理
的、機械的強度が優れていると共に金属製インプラント
基体から生ずる金属イオンの漏出を防止し、細胞毒の影
響を皆無とする作用がある。
【００１３】上記緻密な生体活性セラミックス層３の膜
厚は０．０５〜１５μｍあればよいが、より望ましくは
０．５〜１０μｍの範囲内である。
厚は０．０５〜１５μｍあればよいが、より望ましくは
０．５〜１０μｍの範囲内である。
【００１４】上記生体活性セラミックス層３は組織が緻
密であるために、骨組織が進入することがなく親和性に
劣る。そこで上記緻密な生体活性セラミックス層３の上
に多孔質な生活活性セラミックス層４を形成し、骨組織
に対して親和性を向上させる。上記多孔質な生体活性セ
ラミックス層４は通常の溶射法または焼結法により形成
することができる。プラズマ溶射法の場合は、Ａｒ＋Ｈ
ｅガスプラズマを使用し、４００〜６００Ａ，３４〜３
８Ｖの電流電圧条件で行なうのがよく、焼結法の場合は
１２００〜１３００℃、１００〜２００kg／cm2 の高温
高圧雰囲気で焼結するのが好ましい。
密であるために、骨組織が進入することがなく親和性に
劣る。そこで上記緻密な生体活性セラミックス層３の上
に多孔質な生活活性セラミックス層４を形成し、骨組織
に対して親和性を向上させる。上記多孔質な生体活性セ
ラミックス層４は通常の溶射法または焼結法により形成
することができる。プラズマ溶射法の場合は、Ａｒ＋Ｈ
ｅガスプラズマを使用し、４００〜６００Ａ，３４〜３
８Ｖの電流電圧条件で行なうのがよく、焼結法の場合は
１２００〜１３００℃、１００〜２００kg／cm2 の高温
高圧雰囲気で焼結するのが好ましい。
【００１５】上記緻密な生体活性セラミックス層３は気
孔率が１０％を越えると金属製インプラント基体から金
属イオンが溶出するようになることから緻密な生体活性
セラミックス層３の気孔率は１０％以下に定めたが、多
孔質生体活性セラミックス層４は通常の気孔率および気
孔径を有していれば十分であり、その気孔率は５０〜７
０％でありかつ気孔径は５０〜２００μｍの範囲内にあ
ることが好ましい。気孔率が５０％未満であり気孔径が
５０μｍ未満であると骨組織の侵入による生体骨との親
和性が十分に得られず、一方、気孔率が７０％を越えか
つ気孔径が２００μｍを越えると多孔質生体活性セラミ
ックス層の十分な機械的強度が得られないからである。
孔率が１０％を越えると金属製インプラント基体から金
属イオンが溶出するようになることから緻密な生体活性
セラミックス層３の気孔率は１０％以下に定めたが、多
孔質生体活性セラミックス層４は通常の気孔率および気
孔径を有していれば十分であり、その気孔率は５０〜７
０％でありかつ気孔径は５０〜２００μｍの範囲内にあ
ることが好ましい。気孔率が５０％未満であり気孔径が
５０μｍ未満であると骨組織の侵入による生体骨との親
和性が十分に得られず、一方、気孔率が７０％を越えか
つ気孔径が２００μｍを越えると多孔質生体活性セラミ
ックス層の十分な機械的強度が得られないからである。
【００１６】
【実施例】チタン合金（Ｔｉ−６wt％Ａｌ−４wt％Ｖ）
を鋳造して金属製テストピース（板状、５０mm×２５mm
×２mm）を作製し、この金属製テストピース表面に、 加速電圧：５ＫＶ 電流密度：１００μＡ／cm2 照射時間：１０分 のＡｒイオンビーム照射を行うクリーニング処理を施し
た。
を鋳造して金属製テストピース（板状、５０mm×２５mm
×２mm）を作製し、この金属製テストピース表面に、 加速電圧：５ＫＶ 電流密度：１００μＡ／cm2 照射時間：１０分 のＡｒイオンビーム照射を行うクリーニング処理を施し
た。
【００１７】このクリーニング処理を施した金属製テス
トピースに、ハイドロキシアパタイトを、成膜速度：５
オングストローム／秒にてエレクトロンビーム蒸着する
と同時に、そのテストピース表面に 加速電圧：２０ＫＶ 電流密度：１００μＡ／cm2 の条件でＯ（酸素）イオンビーム照射することにより、
混合層を形成した。
トピースに、ハイドロキシアパタイトを、成膜速度：５
オングストローム／秒にてエレクトロンビーム蒸着する
と同時に、そのテストピース表面に 加速電圧：２０ＫＶ 電流密度：１００μＡ／cm2 の条件でＯ（酸素）イオンビーム照射することにより、
混合層を形成した。
【００１８】この混合層の上に、さらに成膜速度：５オ
ングストローム／秒でハイドロキシアパタイトのエレク
トロビーム蒸着を行うと同時に、 加速電圧：５００Ｖ 電流密度：６０μＡ／cm2 の条件に変更したＯ（酸素）イオンビーム照射を行い、
緻密なハイドロキシアパタイト層を形成した。
ングストローム／秒でハイドロキシアパタイトのエレク
トロビーム蒸着を行うと同時に、 加速電圧：５００Ｖ 電流密度：６０μＡ／cm2 の条件に変更したＯ（酸素）イオンビーム照射を行い、
緻密なハイドロキシアパタイト層を形成した。
【００１９】この緻密なハイドロキシアパタイト層の上
に プラズマ作動ガス：Ａｒ４０ｌ／分＋Ｈｅ１０ｌ／分 作動電圧：３４Ｖ 作動電流：４００Ａ の条件で発生させたプラズマ中にハイドロキシアパタイ
ト粉末（平均粒径１４μｍ）を 送給速度：３ｇ／分 で投入することにより溶射し、通常の多孔質ハイドロキ
シアパタイト層を形成し、この発明の複合インプラント
テストピースを作成した。
に プラズマ作動ガス：Ａｒ４０ｌ／分＋Ｈｅ１０ｌ／分 作動電圧：３４Ｖ 作動電流：４００Ａ の条件で発生させたプラズマ中にハイドロキシアパタイ
ト粉末（平均粒径１４μｍ）を 送給速度：３ｇ／分 で投入することにより溶射し、通常の多孔質ハイドロキ
シアパタイト層を形成し、この発明の複合インプラント
テストピースを作成した。
【００２０】得られた複合インプラントテストピースの
多孔質ハイドロキシアパタイト層の表面に、同形状の金
属製テストピースを接着剤にて接着し、これら金属製テ
ストピースを反対方向にかつ平行に引張ったところ、多
孔質ハイドロキシアパタイト層と接着剤の界面または多
孔質ハイドロキシアパタイト層が破壊して剥離した。
多孔質ハイドロキシアパタイト層の表面に、同形状の金
属製テストピースを接着剤にて接着し、これら金属製テ
ストピースを反対方向にかつ平行に引張ったところ、多
孔質ハイドロキシアパタイト層と接着剤の界面または多
孔質ハイドロキシアパタイト層が破壊して剥離した。
【００２１】上記試験結果から、この発明の複合インプ
ラントは金属製インプラント基体から緻密なハイドロキ
シアパタイト層が剥離することがなく、したがって、こ
の発明の複合インプラントは金属製インプラント基体に
対して多孔質ハイドロキシアパタイト層が十分強固に密
着していることがわかる。
ラントは金属製インプラント基体から緻密なハイドロキ
シアパタイト層が剥離することがなく、したがって、こ
の発明の複合インプラントは金属製インプラント基体に
対して多孔質ハイドロキシアパタイト層が十分強固に密
着していることがわかる。
【００２２】一方、比較のために、上記金属製テストピ
ースの表面に直接多孔質ハイドロキシアパタイト層を形
成し、さらに上記多孔質ハイドロキシアパタイト層の表
面に接着剤にてもう一方の金属製テストピースを接着
し、双方の金属製テストピースを反対方向にかつ平行に
引張ったところ、金属製テストピースに多孔質ハイドロ
キシアパタイト層が直接形成した接合部界面で剥離が生
じ、接着剤接合部界面では剥離は生じなかった。
ースの表面に直接多孔質ハイドロキシアパタイト層を形
成し、さらに上記多孔質ハイドロキシアパタイト層の表
面に接着剤にてもう一方の金属製テストピースを接着
し、双方の金属製テストピースを反対方向にかつ平行に
引張ったところ、金属製テストピースに多孔質ハイドロ
キシアパタイト層が直接形成した接合部界面で剥離が生
じ、接着剤接合部界面では剥離は生じなかった。
【００２３】この試験結果から、従来の複合インプラン
トは、金属製インプラント基体に直接多孔質ハイドロキ
シアパタイト層が形成されているので密着性が十分でな
いことがわかる。
トは、金属製インプラント基体に直接多孔質ハイドロキ
シアパタイト層が形成されているので密着性が十分でな
いことがわかる。
【００２４】
【発明の効果】この発明の複合インプラントは、金属製
インプラント基体の表面に密着性に優れた多孔質生体活
性セラミックス層が形成されているので、例えば歩行時
に受ける機械的衝撃に対して生体活性セラミックス層が
金属製インプラント基体表面から剥離することはなく、
さらに骨組織に対する親和性も優れ、また中間層として
緻密な生体活性セラミックス層が介在しているので、金
属製インプラント基体から溶出する金属イオンの細胞毒
にさらされる危険も皆無になるなど優れた効果を奏する
ものである。
インプラント基体の表面に密着性に優れた多孔質生体活
性セラミックス層が形成されているので、例えば歩行時
に受ける機械的衝撃に対して生体活性セラミックス層が
金属製インプラント基体表面から剥離することはなく、
さらに骨組織に対する親和性も優れ、また中間層として
緻密な生体活性セラミックス層が介在しているので、金
属製インプラント基体から溶出する金属イオンの細胞毒
にさらされる危険も皆無になるなど優れた効果を奏する
ものである。
【図１】一部を切り欠いたこの発明の複合インプラント
の正面図である。
の正面図である。
１ 金属製インプラント基体 ２ 混合層 ３ 緻密な生体活性セラミックス層 ４ 多孔質生体活性セラミックス層
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 飛田 修司 埼玉県大宮市北袋町１−297 三菱マテリ アル株式会社中央研究所内 (72)発明者 佐平 健彰 埼玉県大宮市北袋町１−297 三菱マテリ アル株式会社中央研究所内
Claims (3)
- 【請求項１】 生体に不活性な金属製インプラント基体
と、上記金属製インプラント基体の上に形成された生体
に不活性な金属と生体活性セラミックスからなる混合層
と、上記混合層の上に形成されたインプラント基体の金
属イオンが溶出することがないほど緻密な生体活性セラ
ミックス層と、上記緻密な生体活性セラミックス層の上
に形成された通常の気孔率および気孔径を有する多孔質
生体活性セラミックス層からなることを特徴とする複合
インプラント。 - 【請求項２】 上記生体活性セラミックスは、ハイドロ
キシアパタイトであることを特徴とする請求項１記載の
複合インプラント。 - 【請求項３】 生体に不活性な金属製インプラント基体
の表面に生体活性セラミックスを成膜すると同時に強力
なイオンビームを照射することにより生体に不活性な金
属と生体活性セラミックスからなる混合層を形成し、 上記混合層の上に生体活性セラミックスを成膜すると同
時に弱いイオンビームを照射することにより緻密な生体
活性セラミックス層を形成し、 上記緻密な生体活性セラミックス層の上に生体活性セラ
ミックスを溶射して多孔質生体活性セラミックスを形成
する、ことを特徴とする複合インプラントの製造法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5151136A JPH06335487A (ja) | 1993-05-28 | 1993-05-28 | 複合インプラントおよびその製造法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5151136A JPH06335487A (ja) | 1993-05-28 | 1993-05-28 | 複合インプラントおよびその製造法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06335487A true JPH06335487A (ja) | 1994-12-06 |
Family
ID=15512160
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5151136A Withdrawn JPH06335487A (ja) | 1993-05-28 | 1993-05-28 | 複合インプラントおよびその製造法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06335487A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100855017B1 (ko) * | 2006-12-06 | 2008-08-28 | 연세대학교 산학협력단 | 생체유리 박막이 코팅된 생체 이식재료 및 이의 제조방법 |
-
1993
- 1993-05-28 JP JP5151136A patent/JPH06335487A/ja not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100855017B1 (ko) * | 2006-12-06 | 2008-08-28 | 연세대학교 산학협력단 | 생체유리 박막이 코팅된 생체 이식재료 및 이의 제조방법 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20000801 |