JPH0829150B2 - 骨内インプラントの製法 - Google Patents
骨内インプラントの製法Info
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- JPH0829150B2 JPH0829150B2 JP60175568A JP17556885A JPH0829150B2 JP H0829150 B2 JPH0829150 B2 JP H0829150B2 JP 60175568 A JP60175568 A JP 60175568A JP 17556885 A JP17556885 A JP 17556885A JP H0829150 B2 JPH0829150 B2 JP H0829150B2
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- titanium
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は有害な金属イオンの溶出のない骨内インプラ
ントの製造方法に関するものである。
ントの製造方法に関するものである。
近年、人工臓器、人工血管、人工骨、人工歯根などの
人工材料を生体内に挿入、置換して失われた生体の一部
や機能を回復させる、いわゆるインプラントロジーが脚
光をあびている。インプラントの試みは古代まで遡るこ
とが出来ると言われている。特に最近十数年の間に骨や
歯根などおびただしいインプラントが行われ治療や機能
回復に大きな成果をおさめてきた。しかし、いまだに生
体材料として、生体に親和性があり、安全でかつ耐久性
に富むという必要十分な条件を満足する人工骨や人工歯
根はないのが現状である。
人工材料を生体内に挿入、置換して失われた生体の一部
や機能を回復させる、いわゆるインプラントロジーが脚
光をあびている。インプラントの試みは古代まで遡るこ
とが出来ると言われている。特に最近十数年の間に骨や
歯根などおびただしいインプラントが行われ治療や機能
回復に大きな成果をおさめてきた。しかし、いまだに生
体材料として、生体に親和性があり、安全でかつ耐久性
に富むという必要十分な条件を満足する人工骨や人工歯
根はないのが現状である。
従来、主に人工骨や人工歯根に使われて来た金属系の
材料としてはコバルト−クロム系合金、ステンレス鋼、
チタン、タンタルなどがある。
材料としてはコバルト−クロム系合金、ステンレス鋼、
チタン、タンタルなどがある。
一方、近年セラミック材料としてはアルミナ、あるい
は炭素を主体とした材料が注目されている。金属材料は
機械的強度、特に衝撃強度的には優れているが、生体組
織への親和性に問題が多い。例えば金属イオンが溶出し
てインプラント周辺の骨細胞の細胞毒として作用する。
あるいは熱伝導が良すぎることに起因すると考えられる
造骨作用への障害がある。金属材料の中でも特にチタ
ン、タンタルは耐蝕性が優れており、頭骸骨、骨折部の
固定プレートや顎骨内インプラントなどとして1940年頃
から使用されているが、必ずしも満足できるものではな
い。
は炭素を主体とした材料が注目されている。金属材料は
機械的強度、特に衝撃強度的には優れているが、生体組
織への親和性に問題が多い。例えば金属イオンが溶出し
てインプラント周辺の骨細胞の細胞毒として作用する。
あるいは熱伝導が良すぎることに起因すると考えられる
造骨作用への障害がある。金属材料の中でも特にチタ
ン、タンタルは耐蝕性が優れており、頭骸骨、骨折部の
固定プレートや顎骨内インプラントなどとして1940年頃
から使用されているが、必ずしも満足できるものではな
い。
一方、セラミックスは一般に骨との親和性が良く骨組
織が細孔に侵入し、強固な固定が得られ組織と反応せ
ず、耐久性に富む（腐食分解に強い）という長所のある
反面、衝撃に弱いという短所がある。
織が細孔に侵入し、強固な固定が得られ組織と反応せ
ず、耐久性に富む（腐食分解に強い）という長所のある
反面、衝撃に弱いという短所がある。
従来、金属とセラミックスの特徴を兼ね備えたインプ
ラントとして特開昭52−14095、同52−82893、同53−28
997および同53−75209号公報に金属心材の表面にセラミ
ックスを溶射コーティングしたものが提案されている。
しかし、これらの方法はいずれもセラミックコーティン
グ層の接着性を上げるために、自己結合性のボンディン
グ材を使用していた。これらボンディング材には溶出し
た場合生体為害性のあるニッケル、クロムなどが含まれ
ているという問題があった。
ラントとして特開昭52−14095、同52−82893、同53−28
997および同53−75209号公報に金属心材の表面にセラミ
ックスを溶射コーティングしたものが提案されている。
しかし、これらの方法はいずれもセラミックコーティン
グ層の接着性を上げるために、自己結合性のボンディン
グ材を使用していた。これらボンディング材には溶出し
た場合生体為害性のあるニッケル、クロムなどが含まれ
ているという問題があった。
本発明はセラミックスの上記のような長所を失うこと
なく、衝撃強度があり割れにくく、しかも生体にとって
為害性のある金属イオンを溶出しない骨内インプラント
を提供するものである。
なく、衝撃強度があり割れにくく、しかも生体にとって
為害性のある金属イオンを溶出しない骨内インプラント
を提供するものである。
すなわち本発明は、骨内インプラントの製法におい
て、Co−Cr系合金、チタン、チタン合金、タンタル、ま
たはジルコニウムから選ばれた金属芯材の表面に水素化
チタンを溶射して、最大表面粗さを15〜100μｍに粗面
化した後、セラミックスを溶射して金属芯材の表面にセ
ラミックコーティングを形成させることを特徴とする骨
内インプラントの製造方法を提供する。
て、Co−Cr系合金、チタン、チタン合金、タンタル、ま
たはジルコニウムから選ばれた金属芯材の表面に水素化
チタンを溶射して、最大表面粗さを15〜100μｍに粗面
化した後、セラミックスを溶射して金属芯材の表面にセ
ラミックコーティングを形成させることを特徴とする骨
内インプラントの製造方法を提供する。
本発明によれば生体にとって有害な金属を含むボンデ
ィング材を使用せずに上記の特長を有する骨内インプラ
ントを製造することが出来る。
ィング材を使用せずに上記の特長を有する骨内インプラ
ントを製造することが出来る。
以下図面により本発明について詳細に説明する。
第１図はイヌ下顎骨内インプラントの一例の模式図で
ある。図中１は下顎骨、２および３は天然歯、４は人工
歯根、５は４の人工歯根上に装着した人工歯（冠）であ
る。第２図は本発明に係る顎骨内インプラントの一例の
一部欠損図で、図中６は金属製インプラント（芯材）、
７は金属に達していない未貫通の気孔を含むセラミック
層である。本発明は第２図に示すごとく金属製インプラ
ント材外周にセラミックコーティングを施すことにより
衝撃に対しては割れにくく、かつインプラントの骨組織
には、セラミックス同様に作用するようにしたものであ
る。
ある。図中１は下顎骨、２および３は天然歯、４は人工
歯根、５は４の人工歯根上に装着した人工歯（冠）であ
る。第２図は本発明に係る顎骨内インプラントの一例の
一部欠損図で、図中６は金属製インプラント（芯材）、
７は金属に達していない未貫通の気孔を含むセラミック
層である。本発明は第２図に示すごとく金属製インプラ
ント材外周にセラミックコーティングを施すことにより
衝撃に対しては割れにくく、かつインプラントの骨組織
には、セラミックス同様に作用するようにしたものであ
る。
本発明で用いる金属製インプラント芯材としては、従
来から外科用に用いられて来たCo−Cr系合金、ステンレ
ス鋼、チタン、チタン合金、タンタル、ジルコニウムな
どの生体組織に為害作用が極めて少なく、かつ適当な機
械的強度を有しているものはそのまま使用できる。これ
らの金属材料の中でも、耐蝕性の点から、チタン、チタ
ン合金、ジルコニウム、タンタルが望ましい。特に、加
工性、安全性の点からチタンが最も優れている。
来から外科用に用いられて来たCo−Cr系合金、ステンレ
ス鋼、チタン、チタン合金、タンタル、ジルコニウムな
どの生体組織に為害作用が極めて少なく、かつ適当な機
械的強度を有しているものはそのまま使用できる。これ
らの金属材料の中でも、耐蝕性の点から、チタン、チタ
ン合金、ジルコニウム、タンタルが望ましい。特に、加
工性、安全性の点からチタンが最も優れている。
またセラミックスとしては、水酸アパタイト、燐酸カ
ルシウム、酸化アルミニウム、酸化ジルコニウム、酸化
チタンなどの材料が単独あるいは混合物として使用でき
る。セラミック層内の気孔を制御するために、若干の陶
材を上記溶射材料に混溶射するか、あるいは溶射被膜上
に焼き付け使用することもできる。その場合にはデンチ
ン、エナメル陶材が使用できる。これらの材料のなかで
も生体との親和性の点から、水酸アパタイトおよび酸化
アルミニウムが適している。特に水酸アパタイトと酸化
アルミニウムを混合して使用する系は生体との馴染みが
最もよい。
ルシウム、酸化アルミニウム、酸化ジルコニウム、酸化
チタンなどの材料が単独あるいは混合物として使用でき
る。セラミック層内の気孔を制御するために、若干の陶
材を上記溶射材料に混溶射するか、あるいは溶射被膜上
に焼き付け使用することもできる。その場合にはデンチ
ン、エナメル陶材が使用できる。これらの材料のなかで
も生体との親和性の点から、水酸アパタイトおよび酸化
アルミニウムが適している。特に水酸アパタイトと酸化
アルミニウムを混合して使用する系は生体との馴染みが
最もよい。
本発明の骨内インプラントを得る方法としては、金属
材料を切削加工、鋳造、鍛造、打ち抜き、放電加工、レ
ーザー加工あるいは粉末治金法などの方法で所定の形状
に加工する。得られた金属芯材の表面に水素化チタンを
溶射して表面を粗面化する。続いてセラミック材料を市
販の溶射装置、好ましくはプラズマ溶射装置を用いて溶
射する。
材料を切削加工、鋳造、鍛造、打ち抜き、放電加工、レ
ーザー加工あるいは粉末治金法などの方法で所定の形状
に加工する。得られた金属芯材の表面に水素化チタンを
溶射して表面を粗面化する。続いてセラミック材料を市
販の溶射装置、好ましくはプラズマ溶射装置を用いて溶
射する。
金属芯材の最大表面粗さとしては,15μｍから100μｍ
の間が望ましい。15μｍより小さいと溶射したセラミッ
ク被膜の密着力が不足する。また100μｍより大きいと
薄く均質なセラミック被膜を形成することが困難になる
ので好ましくない。特に最大表面粗さは、密着性および
被膜の均質性の点から、20〜60μｍにするのが最も望ま
しい。
の間が望ましい。15μｍより小さいと溶射したセラミッ
ク被膜の密着力が不足する。また100μｍより大きいと
薄く均質なセラミック被膜を形成することが困難になる
ので好ましくない。特に最大表面粗さは、密着性および
被膜の均質性の点から、20〜60μｍにするのが最も望ま
しい。
本発明においては水素化チタンの溶射の前に予め金属
芯材に研削やサンドブラスト、グリッドブラストなどの
機械的な方法の他に酸、アルカリによる化学的なエッチ
ングおよび電解によるエッチングなどの前処理をした表
面にチタンの溶射コーディングを施すことが好ましい。
チタンのコーティング材料としては、溶射時の熱で分解
することによりチタンを生成する水素化チタンが望まし
い。また溶射の方法としては、チタンの酸化を防ぐため
プラズマ溶射が最適である。
芯材に研削やサンドブラスト、グリッドブラストなどの
機械的な方法の他に酸、アルカリによる化学的なエッチ
ングおよび電解によるエッチングなどの前処理をした表
面にチタンの溶射コーディングを施すことが好ましい。
チタンのコーティング材料としては、溶射時の熱で分解
することによりチタンを生成する水素化チタンが望まし
い。また溶射の方法としては、チタンの酸化を防ぐため
プラズマ溶射が最適である。
チタンのコーティングは従来の溶出し易い金属を含む
自己結合性ボンディング材と異なり、実質上生体内で溶
出しないためインプラント材料として使用した場合の為
害性がない特長がある。
自己結合性ボンディング材と異なり、実質上生体内で溶
出しないためインプラント材料として使用した場合の為
害性がない特長がある。
セラミックスの溶射に際して溶射不要の箇所は芯材の
表面をあらす際にマスキングをしておく。該骨内インプ
ラントの使用部位によっては、例えば人工関節の場合な
どセラミック層表面にかなりの程度平滑性が要求される
場合もある。その場合は陶材を塗布し、真空炉で焼成す
る操作を繰り返して目的とする骨内インプラントを得
る。
表面をあらす際にマスキングをしておく。該骨内インプ
ラントの使用部位によっては、例えば人工関節の場合な
どセラミック層表面にかなりの程度平滑性が要求される
場合もある。その場合は陶材を塗布し、真空炉で焼成す
る操作を繰り返して目的とする骨内インプラントを得
る。
以下実施例により本発明の説明を行なう。
実施例 チタン材（JIS 2種）を用いて骨内インプラント芯材
を作成した。即ちチタンを放電加工で切り出し研磨し骨
内インプラント芯材を得た。
を作成した。即ちチタンを放電加工で切り出し研磨し骨
内インプラント芯材を得た。
この金属製インプラント芯材をブラスト装置（英国メ
テコ社製ベンチブラスト装置マンモス型）を用いてグリ
ッドブラスト（ブラスト材はメテコライトVF、圧力30ps
i）を行なった。ブラスト後の最大表面粗さは10μｍだ
った。
テコ社製ベンチブラスト装置マンモス型）を用いてグリ
ッドブラスト（ブラスト材はメテコライトVF、圧力30ps
i）を行なった。ブラスト後の最大表面粗さは10μｍだ
った。
続いてプラズマ溶射装置（メテコ社製,6MM−630型電
源供給装置付き）により、アルゴン−水素プラズマジェ
ットフレーム（アーク電流500アンペア）を発生させ、
先ず第１層として水素化チタン粉末（メテコ社、粉末番
号XP−1157）を溶射し、芯材の全面に厚さ約50μｍの被
膜を形成した。得られた被膜の組成はＸ線回折測定でチ
タンであることを確認した。溶射後の最大表面粗さは40
μｍだった。第２層は80重量％の水酸アパタイト（粒径
10〜100μｍ）および20重量％の酸化アルミニウム（日
本研磨材製、WA＃120）の混合粉末を平均約150μｍ厚み
になるように溶射した。溶射被膜の密着性は良好で、角
度160度程度の曲げ加工を行なっても被膜の剥離は生じ
なかった。本品を犬下顎骨内に埋入し、３ケ月を経過し
た時点でＸ線透視観察を行なった結果、該インプラント
周辺には緻密質の造骨作用認められた。
源供給装置付き）により、アルゴン−水素プラズマジェ
ットフレーム（アーク電流500アンペア）を発生させ、
先ず第１層として水素化チタン粉末（メテコ社、粉末番
号XP−1157）を溶射し、芯材の全面に厚さ約50μｍの被
膜を形成した。得られた被膜の組成はＸ線回折測定でチ
タンであることを確認した。溶射後の最大表面粗さは40
μｍだった。第２層は80重量％の水酸アパタイト（粒径
10〜100μｍ）および20重量％の酸化アルミニウム（日
本研磨材製、WA＃120）の混合粉末を平均約150μｍ厚み
になるように溶射した。溶射被膜の密着性は良好で、角
度160度程度の曲げ加工を行なっても被膜の剥離は生じ
なかった。本品を犬下顎骨内に埋入し、３ケ月を経過し
た時点でＸ線透視観察を行なった結果、該インプラント
周辺には緻密質の造骨作用認められた。
比較例 実施例とすべて同様にチタン材を用いてインプラント
芯材を作成した。作成した試験片は実施例と同様な方法
でグリッドブラストした。ブラスト後の最大表面粗さは
10μｍで、実施例でチタンの第一層を施した表面粗さと
比べると４分の１であった。この試験片に実施例と同様
のプラズマ溶射を水酸アパタイトおよび酸化アルミニウ
ムの混合粉末が、平均約150μｍ厚みになるように溶射
した。
芯材を作成した。作成した試験片は実施例と同様な方法
でグリッドブラストした。ブラスト後の最大表面粗さは
10μｍで、実施例でチタンの第一層を施した表面粗さと
比べると４分の１であった。この試験片に実施例と同様
のプラズマ溶射を水酸アパタイトおよび酸化アルミニウ
ムの混合粉末が、平均約150μｍ厚みになるように溶射
した。
溶射被膜の密着性は極めて不良で、ごく軽い衝撃で剥
離を生じインプラントとしての使用に耐えなかった。
離を生じインプラントとしての使用に耐えなかった。
以上述べた通り、本発明は金属の外周にセラミックス
のプラズマ溶射層を形成させることにより、割れやすい
セラミックス製インプラントの欠点を改良し、金属並の
機械的強度を有し、しかも骨組織との親和性がセラミッ
クスと同等である骨内インプラントを提供するものであ
る。
のプラズマ溶射層を形成させることにより、割れやすい
セラミックス製インプラントの欠点を改良し、金属並の
機械的強度を有し、しかも骨組織との親和性がセラミッ
クスと同等である骨内インプラントを提供するものであ
る。
第１図は下顎骨内インプラント装着の一例の模式図であ
る。図中１は下顎骨、２および３は天然歯、４は本発明
による下顎骨内インプラント、５は４の下顎骨内インプ
ラント上に装着した人工歯（冠）を示す。 第２図（Ａ）は顎骨内インプラントの一例の一部欠損の
正面図、（Ｂ）はその側面図である。 図中６は所定の表面粗さを有する金属芯材、７は水素化
チタンのプラズマ溶射層、８はセラミックスを主たる成
分とするプラズマ溶射層である。
る。図中１は下顎骨、２および３は天然歯、４は本発明
による下顎骨内インプラント、５は４の下顎骨内インプ
ラント上に装着した人工歯（冠）を示す。 第２図（Ａ）は顎骨内インプラントの一例の一部欠損の
正面図、（Ｂ）はその側面図である。 図中６は所定の表面粗さを有する金属芯材、７は水素化
チタンのプラズマ溶射層、８はセラミックスを主たる成
分とするプラズマ溶射層である。
Claims (1)
- 【請求項１】骨内インプラントの製法において、Co−Cr
系合金、チタン、チタン合金、タンタル、またはジルコ
ニウムから選ばれた金属芯材の表面に水素化チタンを溶
射して、最大表面粗さを15〜100μｍに粗面化した後、
セラミックスを溶射して金属芯材の表面にセラミックコ
ーティングを形成させることを特徴とする骨内インプラ
ントの製法。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60175568A JPH0829150B2 (ja) | 1985-08-08 | 1985-08-08 | 骨内インプラントの製法 |
| US06/890,286 US4818559A (en) | 1985-08-08 | 1986-07-29 | Method for producing endosseous implants |
| EP86306173A EP0212929B1 (en) | 1985-08-08 | 1986-08-08 | Method for producing endosseous implants |
| DE8686306173T DE3679361D1 (de) | 1985-08-08 | 1986-08-08 | Verfahren zur herstellung endossaler implantate. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60175568A JPH0829150B2 (ja) | 1985-08-08 | 1985-08-08 | 骨内インプラントの製法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6234558A JPS6234558A (ja) | 1987-02-14 |
| JPH0829150B2 true JPH0829150B2 (ja) | 1996-03-27 |
Family
ID=15998353
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60175568A Expired - Fee Related JPH0829150B2 (ja) | 1985-08-08 | 1985-08-08 | 骨内インプラントの製法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0829150B2 (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3885261T2 (de) * | 1987-12-21 | 1994-04-21 | Asahi Optical Co Ltd | Verfahren zur Herstellung eines mit Apatit beschichteten Substrats. |
| US7192445B2 (en) | 2000-12-06 | 2007-03-20 | Astra Tech Ab | Medical prosthetic devices and implants having improved biocompatibility |
| CA2431211C (en) * | 2000-12-06 | 2010-10-26 | Astra Tech Ab | Medical prosthetic devices and implants comprising a metal, a hydride and a biomolecule |
| US8251700B2 (en) * | 2003-05-16 | 2012-08-28 | Biomet 3I, Llc | Surface treatment process for implants made of titanium alloy |
| JP5335480B2 (ja) | 2009-02-26 | 2013-11-06 | グローリー株式会社 | 紙葉類集積装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS521730B2 (ja) * | 1972-12-28 | 1977-01-18 | ||
| JPS5983756A (ja) * | 1982-11-05 | 1984-05-15 | Sankyo Gokin Chuzosho:Kk | 銅基金属基材への銅基溶射皮膜の被着法 |
-
1985
- 1985-08-08 JP JP60175568A patent/JPH0829150B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6234558A (ja) | 1987-02-14 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| S531 | Written request for registration of change of domicile |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313531 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |