JPH09239020A - 生体硬組織用インプラント材料およびその製造方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】生体適合性に優れ、かつ実用に耐え得る破壊靭
性を有するとともに生体組織親和性をも有し、人工骨や
人工歯根などの生体硬組織の代替素材として好適な生体
硬組織用インプラント材料およびその製造方法を提供す
る。 【解決手段】高靭性材料から成る連続相５１中に生体親
和性を有する粒子３０が分散して不連続相５２として存
在する微細組織を有することを特徴とする生体硬組織用
インプラント材料である。また高靭性材料は部分安定化
ジルコニア（ＰＳＺ）およびアルミナ（Ａｌ₂ Ｏ₃ ）の
少なくとも一方で形成するとよい。さらに生体親和性を
有する粒子３０は、ヒドロキシアパタイト（ＨＡＰ），
リン酸三カルシウム（ＴＣＰ）およびバイオガラスから
選択された少なくとも一種で形成するとよい。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は生体硬組織用インプ
ラント材料およびその製造方法に係り、特に生体適合性
に優れ、かつ実用に耐え得る破壊靭性を有するととも
に、生体組織親和性をも有し、人工骨や人工歯根などの
生体硬組織の代替素材として好適な生体硬組織用インプ
ラント材料およびその製造方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】事故または疾病等により欠損した骨部
に、金属やセラミックスで形成した人工骨を埋め込むこ
とにより骨欠損部を修復する外科的治療法が普及してい
る。また、虫歯等の原因によって抜けてしまった歯部
に、人工歯根をインプラント材料として埋め込んで基台
とし、この基台上に結晶化ガラスを積層して義歯を形成
したり、金属やセラミックスから成る義歯を固着する修
復方法も広く普及している。

【０００３】上記人工骨や人工歯根などの生体硬組織用
インプラント材料に要求される特性としては、一般のイ
ンプラント材料と同様に、第１に生体組織適合性に優れ
ていることが必須である。すなわち、毒性，刺激性，発
癌性などの生体為害性がなく、血液凝固，溶血や代謝異
常を誘起せず、さらには生体内の過酷な条件下において
も、溶解や腐食，劣化を起こさず生化学的に安定である
ことが要求されている。

【０００４】また、第２の要求特性として繰り返しの変
動荷重にも十分に耐える構造強度や破壊靭性を有するこ
とも重要である。さらに、第３の要求特性として生体内
にインプラント後において、周囲の骨組織や軟組織と十
分なじみ結合する性質、いわゆる組織親和性（生体親和
性）を備えることも重要な要求特性である。

【０００５】生体の骨はカルシウム欠損型炭酸イオン含
有ヒドロキシアパタイト微粒子を主たる無機質成分とし
て含有し、このヒドロキシアパタイト微粒子とコラーゲ
ン線維とが三次元複合構造を構築して強固な骨組織が形
成されている。

【０００６】上記の生体骨に代替される人工骨や人工歯
根などの生体硬組織用インプラント材料としては、従来
から各種金属材料，有機系材料，無機系材料が用いられ
ている。例えば、機械的性質，成形性，機械加工性およ
び耐衝撃性に優れ、また生体為害性が比較的に小さいと
いう観点から、ステンレス鋼，チタン，チタン合金，コ
バルト−クロム合金などの金属材料が使用されている。

【０００７】しかしながら、金属材料から成るインプラ
ントには骨組織親和性が全くないため、骨欠損部にイン
プラントを半永久的に固定することが困難であり、耐久
性が低いという問題点があった。また金属材料製のイン
プラントは生体内で溶解し、特に溶出した重金属イオン
は特定の臓器に蓄積されて臓器の機能障害を引き起こし
たり、使用中に摩耗して金属微粒子を発生し、周辺の軟
組織に悪影響を与えるという問題点もあった。また、金
属製インプラントは、一般にボルト，ナットで骨に固定
されるが、骨が痩せると隙間が生じ易くなり、インプラ
ントと骨組織との密着した接合状態が長期に亘って保持
できないという解決すべき技術上の課題もあった。

【０００８】また有機系のインプラント材料としては、
各種のプラスチック単体，有機繊維または無機繊維で強
化した有機系プラスチック材料が使用されている。しか
しながら有機系インプラント材料では、生体内において
酸化されたり、加水分解により劣化が生じ易い欠点があ
る。また、モノマーが溶出し生体に悪影響を与え易い難
点があり、さらには骨組織親和性がないなどの問題点も
あった。

【０００９】一方、無機系材料の中でヒドロキシアパタ
イト（ＨＡＰ）は、Ｃａ₁₀（ＰＯ₄ ）₆ （ＯＨ）₂ なる
化学組成を有し、また生体の骨の主成分であるカルシウ
ム欠損型炭酸イオン含有ヒドロキシアパタイトと基本的
に同一の結晶構造を有しており、生体適合性および骨組
織親和性に優れている。しかしながら、ＨＡＰ微粒子を
加圧成形後、焼結して製造したＨＡＰセラミックス製イ
ンプラントは、機械的性質が不十分であり、特に破壊靭
性値Ｋ_ICが０．６９〜１．１６MPam^1/2程度と、生体の
緻密骨の破壊靭性値（２．２〜４．６ＭＰａｍ^1/2 ）と
比較して低いため、僅かな衝撃力によって破損し易い難
点がある。そのため特殊な用途を除いてＨＡＰ単体から
成るインプラントは実用化されていない。

【００１０】また、無機系材料の中でジルコニア焼結
体、特に部分安定化ジルコニア（ＰＳＺ）は、生体為害
性が少なく、かつ破壊靭性値が５．７〜９．６ＭＰａｍ
^1/2 程度と高く機械的強度に優れている特性から好適な
インプラント材料として注目されている。しかしなが
ら、上記部分安定化ジルコニアには骨組織親和性が認め
られないため、インプラント後において骨組織と強固に
癒合することは全く期待できない。

【００１１】このように従来の金属材料，無機系材料，
有機系材料から成るインプラントにおいては、骨などの
生体硬組織と同等以上の機械的強度を有し、骨組織およ
び周辺の軟組織に適合し、かつ骨組織親和性が良好であ
るという要求特性を全て満足する材料は得られていなか
った。

【００１２】一方で、上記ヒドロキシアパタイト（ＨＡ
Ｐ）の特性と部分安定化ジルコニア（ＰＳＺ）の特性と
を併有させることを目的として、ＨＡＰ微粒子とＰＳＺ
微粒子とを混合し、得られた混合体を加圧成形後、焼結
することにより、骨組織親和性に優れ、かつ機械的特性
にも優れたインプラント材料の開発も試行されている。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記Ｈ
ＡＰ微粒子とＰＳＺ微粒子とを通常の混合法で均一に混
合し、得られた混合粉体を加圧成形後、焼結してインプ
ラント材料とした場合においては、両成分の微粒子レベ
ルでの混合が不完全となったり、混合粉体中で２成分の
再分離が発生し易く、期待通りに機械的性質を向上させ
ることが困難であった。

【００１４】すなわち、従来の混合法によれば、混合粉
体の状態においては、両成分が均一に混合した状態が得
られた場合においても、その後の工程で二成分の再分離
が起こり、例えば、図６の焼結体断面（下図）に示すよ
うにＨＡＰ微粒子３０が凝集したり、連鎖状に結合して
連続相５０を形成し易い。この場合、ジルコニア焼結体
と比較して相対的に強度が低いヒドロキシアパタイトか
ら成る脆弱な連続相５０が形成されるため、インプラン
ト材料全体としての破壊靭性は向上せず、耐久性が乏し
いインプラント材料しか得られないという問題点があっ
た。

【００１５】また混合粉末の一成分として粒径が１μｍ
以下の微細なＨＡＰ粒子を使用して焼結することにより
インプラント材料とした場合には、インプラント材料表
面に十分に大きな面積を有するＨＡＰ粒子が存在しない
ため、インプラント材料の生体組織に対する癒合強度が
低下する問題点もあった。すなわち、インプラント後、
骨組織と人工骨などのインプラント材料との間で骨芽細
胞が新生骨を創製して両組織を結合させる作用が発揮さ
れるが、十分に大きな面積のＨＡＰ組織が存在しないた
め、強固な結合が実現できないという難点があった。

【００１６】さらに従来のＨＡＰ／ＰＳＺ二成分系焼結
体から成るインプラント材料を製造するに際して、ＨＡ
Ｐ成分とＰＳＺ成分とが共存した状態で高温度で焼結処
理を実施すると、ジルコニア（ＰＳＺ）の一部が正方晶
系から立方晶系へと相変化し、その相変化に伴って一部
のＨＡＰがリン酸三カルシウム（ＴＣＰ）に変化してし
まう。この現象は両成分の粒径が小さくなるほど促進さ
れることが本発明者らの研究により明らかにされてい
る。この変化はインプラント材料の機械的強度および骨
組織親和性の低下を招き、いずれにしても優れた機械的
強度および生体組織親和性を併有するインプラント材料
は得られていなかった。

【００１７】本発明は上記問題点を解決するためになさ
れものであり、生体適合性に優れ、かつ実用に耐え得る
破壊靭性を有するとともに、生体組織親和性をも有し、
人工骨や人工歯根などの生体硬組織の代替素材として好
適な生体硬組織用インプラント材料およびその製造方法
を提供することを目的とする。

【００１８】

【課題を解決するための手段】本発明者らは上記目的を
達成するため、生体為害性がなく機械的性質、特に破壊
靭性が優れた種々のセラミックス粉末と、生体親和性を
有する微粒子とを種々の混合法によって均一に混合し、
さらに成形焼結することにより、種々の組織を有するイ
ンプラント材料を調製し、その混合法，原料粒子形状，
粒子寸法，焼結体組織がインプラント材料の破壊靭性に
及ぼす影響を実験により比較研究した。

【００１９】その結果、粒径が小さいジルコニアやアル
ミナなどのセラミックス粉末と、相対的に粗大な粒径を
有する球状のヒドロキシアパタイト粉末とを高速気流中
衝撃法によって複合化し、得られた複合粒子を加圧焼結
したときに破壊靭性に優れたインプラント材料が初めて
得られるという知見を得た。また焼結体の断面構造の観
察から生体組織親和性にも優れていることが強く類推さ
れた。特に靭性値が高いセラミックス焼結体から成る連
続相を形成するとともに、その連続相中に相対的に低靭
性のヒドロキシアパタイト粒子を不連続に分散させた材
料組織としたときに、材料全体として靭性値が高いイン
プラント材料が得られるという知見が得られた。本発明
は上記知見に基づいて完成されたものである。

【００２０】すなわち本発明に係る生体硬組織用インプ
ラント材料は、高靭性材料から成る連続相中に生体親和
性を有する粒子が分散して不連続相として存在する微細
組織を有することを特徴とする。また、高靭性材料が部
分安定化ジルコニアおよびアルミナの少なくとも一方か
ら成る。一方、生体親和性を有する粒子がヒドロキシア
パタイト，リン酸三カルシウムおよびバイオガラスから
選択された少なくとも一種から成ることを特徴とする。
さらに、セラミックス焼結体などの高靭性材料の重量割
合が２０％以上、好ましくは５０％以上であると高靭性
インプラント材料が得られる。

【００２１】また、高靭性材料粒子の平均粒径が生体親
和性を有する粒子の平均粒径の１／５以下であることが
望ましい。さらに、生体親和性を有する粒子がインプラ
ント材料表面に露出するように構成するとよい。この生
体硬組織用インプラント材料は、人工骨または人工歯根
として好適である。

【００２２】さらに本発明に係る生体硬組織用インプラ
ント材料の製造方法は、高靭性材料から成る連続相中に
生体親和性を有する粒子が分散して不連続相として存在
する微細組織を有する生体硬組織用インプラント材料の
製造方法において、生体親和性を有する粒子表面を高靭
性材料粉末で被覆するように高速気流中衝撃法によって
高靭性材料粉末を固定化処理して複合粒子を調製し、こ
の複合粒子を加圧成形し、得られた成形体を非酸化性雰
囲気中で焼結することを特徴とする。

【００２３】また上記製造方法において、高靭性材料粉
末の平均粒径を、生体親和性を有する粒子の平均粒径の
１／５以下に設定するとよい。さらに複合粒子の加圧成
形操作および焼結操作をホットプレス法により同時に実
施するとよい。

【００２４】上記インプラント材料を構成するために使
用される高靭性材料としはて、生体為害性がなく、強度
特性に優れたジルコニア（ＺｒＯ₂ ）やアルミナ（Ａｌ
₂ Ｏ₃ ）が好適であり、特に靭性値が高い部分安定化ジ
ルコニア（ＰＳＺ）が好ましい。また上記高靭性材料と
してステンレス鋼，Ｃｏ−Ｃｒ合金，ＴｉおよびＴｉ合
金やタンタル（Ｔａ）などの金属焼結体を使用してもよ
い。

【００２５】生体親和性を有する粒子としては、生体組
織と癒合し易いヒドロキシアパタイト（ＨＡＰ），リン
酸三カルシウム（ＴＣＰ），バイオガラスなどを使用す
ることができる。特にヒドロキシアパタイト粒子は生体
骨組織と同様の結晶構造を有しており、インプラント材
料に骨組織親和性を付与するために最も望ましい。ヒド
ロキシアパタイト粒子の表面は焼結操作時に条件によっ
ては部分的にα−リン酸三カルシウム（α−ＴＣＰ）に
変化する。このα−ＴＣＰの生成は骨組織親和性を与え
るヒドロキシアパタイト量を相対的に減少させ、またＨ
ＡＰと生成したα−ＴＣＰとの境界面における剥離を引
き起し、インプラント材料の周囲の組織との接合強度を
低下させるため、上記のα−ＴＣＰの生成を可及的に抑
制する焼結条件を選定することが好ましい。

【００２６】上記ヒドロキシアパタイトなどの生体親和
性を有する粒子の平均粒径は、１〜１００μｍの範囲が
好適である。平均粒径が１μｍ未満と微細な粒子を使用
した場合には、焼結工程において固相反応が進行し易
く、ＨＡＰ粒子がα−ＴＣＰに変換され易く、またイン
プラント材料表面にヒドロキシアパタイトが大きな面積
で露出することがないため、周囲組織とのなじみ性（癒
合強度）が得られない。

【００２７】一方、平均粒径が１００μｍを超えるよう
に粗大になると、後述する高速気流中衝撃法による高靭
性材料粉末の固定化処理工程において、生体親和性を有
する粒子が衝撃力によって粉砕され易く、いずれにしろ
インプラント材料に所定の骨組織親和性を付与すること
が困難になる。したがって、ヒドロキシアパタイトなど
の、生体親和性を有する粒子の平均粒径は１〜１００μ
ｍの範囲に設定されるが、５〜５０μｍの範囲が、より
好ましい。

【００２８】一方、前記ジルコニアなどの高靭性材料粉
末の平均粒径は、後述する高速気流中衝撃法による固定
化処理工程において、生体親和性を有する粒子の表面に
高靭性材料粉末を均一に埋設させて複合化するために、
生体親和性を有する粒子の平均粒径の１／５以下に設定
される。高靭性材料粉末の平均粒径が生体親和性を有す
る粒子の平均粒径の１／５以下である場合には、生体親
和性を有する粒子表面を均一に被覆するように高靭性材
料粉末を固定化処理することが可能であり、良好な複合
粒子を調製することができる。

【００２９】特に球状のヒドロキシアパタイト粒子は、
粒径が０．５μｍ程度の一次粒子が集合して形成されて
おり、表面に多数の凹凸が存在する母粒子として形成さ
れている。この母粒子表面に高靭性材料粉末を固定化処
理することにより、アパタイト粒子の凹凸部に子粒子と
しての高靭性材料粉末が埋設され、両者はいわゆるメカ
ニカルアンカリング効果によって高い接合強度で一体化
する。この場合、高靭性粒子の平均粒径をヒドロキシア
パタイト粒子径の１／５以下、より好ましくは１／１０
以下とすることにより、母粒子であるアパタイト粒子表
面全体に子粒子である高靭性粒子を均一に被覆すること
ができ、２成分の接合強度が高い複合粒子が得られる。

【００３０】インプラント材料における高靭性材料と生
体親和性を有する材料との配合比率は任意に設定できる
が、生体親和性を有する材料の重量比率で１０〜８０％
の範囲に設定するとよい。高靭性材料の配合比率を高め
るに伴ってインプラント材料の強度特性は向上する反
面、生体親和性を有する粒子の配合割合が相対的に低下
するため、周囲の生体組織との癒合強度は低下すること
になる。ちなみに高靭性材料としての部分安定化ジルコ
ニアと、生体親和性を有する粒子としてのヒドロキシア
パタイトとを１０：１０以上（高靭性材料の割合が５０
％以上）の重量比で構成した本発明のインプラント材料
の破壊靭性値は２．８ＭＰａｍ^1/2 以上であり、この値
はヒドロキシアパタイト単体の破壊靭性値の２．５倍以
上であり、また生体の緻密骨の破壊靭性値（２．２〜
４．６）と同等以上の値となる。なお、同重量比が１
０：２の場合におけるインプラント材料の破壊靭性値は
１．８ＭＰａｍ^1/2 であり、この値はヒドロキシアパタ
イト単体の１．６倍以上であった。

【００３１】上記インプラント材料の原料となる高靭性
材料粉末および生体親和性を有する粒子は、前処理とし
て予め８００〜１１００℃の温度で１〜３時間加熱（仮
焼）することにより、その表面に吸着した水分および揮
発性不純物を除去するとともに、後述する高速気流中衝
撃法による固定化処理時の衝撃力によっても破壊されな
い構造強度を保持させることが好ましい。

【００３２】次に上記のように加熱処理した高靭性材料
粉末と生体親和性を有する粒子との混合粉体を、高速気
流中衝撃法により複合化して、生体親和性を有する粒子
表面に高靭性材料粉末を被覆するように固定化処理して
複合粒子を調製する工程に移る。

【００３３】図１および図２は、それぞれ上記複合粒子
を製造するために使用する高速気流中衝撃式の粉体表面
改質装置（ハイブリダイザー）１の構成例を示す系統図
および要部側断面図である。この粉体表面改質装置１
は、原料粒子を気相中に分散させながら、粒子自体を破
壊しない程度の衝撃力を主体とする機械的エネルギーお
よび必要に応じて熱的エネルギーを原料粒子に繰り返し
て付与し、１〜５分程度の短時間で異種材料の固定化処
理や成膜処理を乾式で効率良く行うために開発された装
置である。

【００３４】この粉体表面改質装置１は、本体ケーシン
グ２と、その後部カバー３および前部カバー４と、ケー
シング２内において高速回転するローター５と、ロータ
ー５の外周部に所定間隔をおいて放射状に周設されたハ
ンマー型またはブレード型の衝撃ピン６と、ローター５
をケーシング２内において回転可能に軸支持する回転軸
７と、上記衝撃ピン６の最外周軌道面に沿い、かつ衝撃
ピン６に対して一定の空間をおいて周設された衝突リン
グ８とを備えて構成される。

【００３５】上記衝突リング８としては、凹凸型または
円周平面型などの各種形状のリングが適宜使用される。
改質対象物の種類や表面改質装置の処理容量によっても
異なるが、衝撃ピン６の最外周軌道面と衝突リング８と
のギャップは０．５〜２０mmに調整される。また上記衝
突リング８の上部を一部切り欠いて設けた改質粉体排出
口に密接して嵌合する開閉弁９が設けられ、さらに開閉
弁９の弁軸１０と、この弁軸１０を介して開閉弁９を駆
動操作するアクチュエータ１１とが付設されている。

【００３６】また衝突リング８の内壁の一部に開口する
入口１２ａと、ローター５の中心部に位置する前カバー
４に開口する出口１２ｂとを連絡して閉回路を形成する
循環回路１２と、原料ホッパー１３と、この原料ホッパ
ー１３と循環回路１２とを連絡する原料供給用シュート
１４と、このシュートの途中に設けられた開閉弁１５
と、ローター５の外周と衝突リング８との間に設けられ
た衝撃室１６とが付設形成されている。

【００３７】また開閉弁９の二次側には改質粉体排出管
１７と、バッグコレクター１８とが付設される。また、
予め母粒子に子粒子を付着させる必要がある場合に使用
する各種ミキサーや自動乳鉢等の公知のプレプロセッサ
ー１９と、上記プレプロセッサー１９で混合された粉体
を表面改質装置１に定量供給するための原料計量フィー
ダー２０とが付設される。

【００３８】なお上記の粉体表面改質装置１は、図示し
ない時限制御装置によって自動回分運転が可能なように
設計されている。また、上記表面改質装置１を長時間運
転する場合、または処理容量が大きくなる場合において
は、前記バッグコレクター１８に代えてサイクロンなど
の粉体分離装置を配設したり、複数のバッグフィルター
を並列に連接したり、図示しない排風機を使用して改質
粉体を排出することも可能となるように構成されてい
る。

【００３９】図１〜２に示す粉体表面改質装置１は、完
全回分式の改質装置であるため、装置内の雰囲気温度
は、粉体処理時間の経過とともに上昇する場合がある。
そこで、衝突リング８内部にジャケット２１を形成し、
このジャケット２１内に冷却水等を流通させることによ
り、衝撃室１６および循環回路１２内の温度を一定に制
御できるように構成しておくことが好ましい。また予め
衝撃室１６および循環回路１２内を不活性ガスによって
置換しておくことによって、本装置による粒子の固定化
処理を不活性ガス雰囲気中で実施することも可能であ
る。

【００４０】上記粉体表面改質装置１を使用して粒子の
固定化処理を実施する場合は、次のような操作要領で装
置を運転する。

【００４１】まず、原料供給用シュート１４の途中に配
設された開閉弁１５を閉状態とし、また改質粉体排出口
の開閉弁９も閉状態として、図示しない駆動手段によっ
て回転軸７を駆動し、例えば外周速度を６０〜１００ｍ
／sec 程度でローター５を回転させる。このとき、衝撃
ピン６の回転に伴って急激な空気の流れが生じ、この空
気流の遠心力に基づくファン効果によって、衝突リング
８の内壁の一部に開口する入口１２ａから、循環回路１
２を経由して前部カバー４の中心部に開口する出口１２
ｂから衝撃室１６に戻る循環流れが形成される。

【００４２】この気流は完全な自己循環流れであり、こ
の際発生する単位時間当りの循環風量は、衝撃室と循環
系との全容積に比較して極めて大量であるため、この循
環系に短時間のうちに莫大な回数の空気流循環サイクル
が形成される。例えば、外径１１８mmのローターを８０
ｍ／sec の外周速度で回転させた場合の循環風量は０．
４８ｍ³ ／min であり、単位時間当りの空気流循環サイ
クル数は７７４回／min である。この循環風量はロータ
ーの外周速度に比例するので、単位時間当りの空気循環
サイクル数もローターの外周速度に比例して増加する。

【００４３】ここで本発明方法で行う固定化処理を実施
する場合には、ローターの外周速度は３０〜１５０ｍ／
sec の範囲、より好ましくは４０〜８０ｍ／sec の範囲
に設定することが好ましい。外周速度が３０ｍ／sec 未
満の場合には、循環回路に十分な空気流が発生せず、特
に比重差が大きい粒子を処理する場合に処理時間が長く
なり、また粒子の固定化に必要な十分な衝撃力を付与す
ることが困難であり、処理効率が低下する。一方、１５
０ｍ／sec を超える外周速度を得ることは、装置構成上
の制約があり、機械構造上困難であるとともに、母粒子
となる生体親和性を有する粒子が破壊（粉砕）され易く
なる。固定化処理は１〜５分程度で完了する。

【００４４】上記のような循環流を形成した状態で、次
に開閉弁１５を開き、高靭性材料粉末と生体親和性を有
する粒子との混合粉体を計量フィーダー２０を経由して
原料ホッパー１３内に短時間で投入すると、混合粉体は
原料ホッパー１３および原料供給用シュート１４を経て
衝撃室１６に進入する。そして原料ホッパー１３内に混
合粉体が残留していないことを確認した後に開閉弁１５
を閉止する。なお、自動回分運転を行う場合は、予め混
合粉体の投入に必要な時間を測定しておき、時限制御装
置に入力しておく。

【００４５】そして衝撃室１６内に導入された混合粉体
は、衝撃室１６内で高速回転するローター５に付設され
た衝撃ピン６によって瞬間的な打撃作用を受け、さらに
周辺の衝突リング８に衝突する。そして前記循環気流に
同伴され、循環回路１２を巡って再び衝撃室１６に戻
り、再度同様の打撃作用を受ける。このようにして打撃
作用を繰り返して受けることにより、数十秒間〜数分間
の短時間で均一な固定化処理が実行される。その結果、
母粒子となる生体親和性を有する粒子の表面に、子粒子
である高靭性材料粉末を強固に固定化でき、母粒子表面
に子粒子を均一に被覆した複合粒子が形成される。な
お、子粒子が低凝固点物質の場合には、打撃作用を受け
た瞬間に子粒子が溶融し、母粒子表面に膜状に固定化さ
れる。

【００４６】上記固定化処理が終了した後に、開閉弁１
５を開くとともに、改質粉体排出口の開閉弁９を破線で
示す位置に移動させて開き、複合粒子を排出する。この
複合粒子は、粒子自身に作用している遠心力によって数
秒間という短時間の間に衝撃室１６および循環回路１２
を経て装置本体から排出され、さらに排出管１７を経由
してバッグコレクター１８にて捕集される。

【００４７】こうして高速気流中衝撃法に基づく粉体表
面改質装置１によって製造された複合粒子は、従来の混
合装置によって調製された複合粒子のように単に母粒子
表面に子粒子が付着した（まぶされた）状態にある、い
わゆるオーダードミックスチャーではなく、母粒子表面
に子粒子が埋設されて強固かつ緻密に固定化された複合
粒子である。そのため、得られた複合粒子を加圧成形し
たり、加熱処理を実施した場合においても複合化した２
成分が再分離したり、各成分が凝集して粗大粒を形成す
ることが少ない。

【００４８】次に得られた複合粒子と配合比率の関係で
固定化されずに余った高靭性材料粉末との混合粉体を加
圧成形後、焼結して所定形状のインプラント材料を製造
する工程に移る。

【００４９】上記加圧成形法としては、通常の金型プレ
ス装置を使用した一軸加圧（ＵＡＰ）成形法や混合粉体
に等方的に成形圧を付与する冷間静水圧（ＣＩＰ）成形
法を採用することができる。なお、上記成形操作と焼結
操作とを同時に行うホットプレス（ＨＰ）法や熱間静水
圧（ＨＩＰ）法を利用することもできる。

【００５０】上記の一軸加圧成形後に焼結を行う場合に
は、まず混合粉体を成形圧力１０〜５０ＭＰａで２〜５
分間加圧成形し、次に得られた成形体をアルゴンガスな
どの非酸化性雰囲気中で温度１０００〜１４５０℃で１
〜３時間焼結する。

【００５１】また冷間静水圧（ＣＩＰ）成形後に焼結を
行う場合には、まず混合粉体に２０〜２５０ＭＰａの成
形圧を３〜６分間作用させて等方的に圧縮して成形体と
し、得られた成形体を同じく温度１０００〜１４５０℃
で１〜３時間焼結する。

【００５２】さらにホットプレス法で成形操作と焼結操
作とを同時に実施する場合には、アルゴンガス等の非酸
化性雰囲気において原料混合粉末を、圧力２０〜１００
ＭＰａ，温度１３００〜１４００℃の条件で５〜２０分
間加圧焼結するとよい。

【００５３】上記各種成形焼結法のうち、特にホットプ
レス（ＨＰ）法によれば、比較的に焼結温度が低く、焼
結時間を短くしても緻密な焼結体が得られ易い特徴を有
している。したがって、生体親和性を有する粒子として
ヒドロキシアパタイト（ＨＡＰ）粒子を使用する一方、
高靭性材料として部分安定化ジルコニア（ＰＳＺ）を使
用して焼結する場合において、上記ＨＡＰ粒子の一部が
リン酸三カルシウムに変化することが抑制されるととも
に、ＰＳＺの一部が正方晶系から立方晶系に相変化する
ことが効果的に防止できる利点がある。

【００５４】上記のように高靭性材料粉末と生体親和性
を有する粒子とを高速気流中衝撃法によって複合化し、
得られた複合粒子を加圧成形後、焼結して調製したイン
プラント素材のままでは、ＨＡＰ粒子の表面にはＰＳＺ
粒子が強固に固定化されているので、インプラント素材
の表面に生体親和性を有する粒子が露出する割合が少な
くなり、素材をそのまま人工骨や人工歯根として使用し
た場合に周辺組織との馴染が少なく癒合強度が低下する
場合もある。

【００５５】そこで得られたインプラント素材の表面を
研削加工や研磨加工することによって、生体親和性を有
する粒子を表面に露出させることによってインプラント
材料の生体親和性を高めるように構成することが望まし
い。

【００５６】上記構成に係る生体硬組織用インプラント
材料およびその製造方法によれば、高速気流中衝撃法に
より高靭性材料粉末と生体親和性を有する粒子とを複合
化した強固な複合粒子を使用しているため、加圧成形し
たり焼結した場合においても２成分が再分離したり、各
成分が凝集して粗大粒子を成形することが少ない。特に
高靭性材料から成る連続相中に生体親和性を有する粒子
が分散して不連続相として存在する微細組織が形成され
る。

【００５７】したがって、生体適合性に優れ、かつ高い
破壊靭性を有するとともに生体組織親和性をも有し、人
工骨や人工歯根などの生体硬組織の代替素材として好適
なインプラント材料を提供することができる。

【００５８】

【発明の実施の形態】次に本発明の実施形態について以
下に示す実施例を参照して、より具体的に説明する。

【００５９】実施例１〜３および比較例 生体親和性を有する粒子として、最大粒径が２０μｍ，
平均粒径が９．３２μｍの球状ヒドロキシアパタイト
（ＨＡＰ）粒子（三菱マテリアルＫ．Ｋ．製）を用意
し、前処理として温度８００℃で２時間加熱処理するこ
とにより、粒子に吸着していた水分および揮発性不純物
を除去するとともに、仮焼体にして構造強度を高めた。

【００６０】図３は上記前処理を実施した球状ＨＡＰ粒
子の粒子構造を示す走査型電子顕微鏡写真である。球状
ＨＡＰ粒子は粒径が０．５μｍ程度の微細な一次粒子の
集合体から成り、その表面には多数の凹凸が存在するこ
とが観察できる。なお前処理の加熱前後において粒子の
形状および粒径の変化は認められなかった。また、ＨＡ
Ｐ粒子の化学組成についても加熱前後において変化はな
く、ＣａＯ：５５．８％とＰ₂ Ｏ₅ ：４２．３％との分
析値から算出したＣａ／Ｐモル比はＨＡＰのＣａ／Ｐモ
ル比の理論値１．６７に一致した。

【００６１】一方、高靭性材料粉末として、イットリア
（Ｙ₂ Ｏ₃ ）を３モル％含有する平均粒径０．１２μｍ
の部分安定化ジルコニア（ＰＳＺ）粉末（旭化成工業
Ｋ．Ｋ．製，ＰＳＺ−３Ｙ）を用意し、前処理として温
度１０００℃で２時間加熱処理して吸着水および揮発性
不純物を除去した。

【００６２】次に上記のように前処理した球状ＨＡＰ粒
子とＰＳＺ粉末とを、その配合比が重量割合でそれぞれ
１０：０（比較例），１０：２（実施例１），１０：５
（実施例２），１０：１０（実施例３）となるように配
合して４種類の配合比を有する原料混合体をそれぞれ調
製した。

【００６３】次に上記実施例１〜３用の原料混合体を、
前記図１および図２に示すような高速気流中衝撃式の粉
体表面改質装置（ハイブリダイザー，ＨＹＢ−Ｏ型，
Ｋ．Ｋ．奈良機械製作所製）にて処理することにより、
相対的に粗大な球状ＨＡＰ粒子表面を微細なＰＳＺ粉末
で被覆するようにＰＳＺ粉末を固定化（複合化）処理
（以下、ＨＹＢ処理という）して各実施例用の複合粒子
を調製した。なお、改質装置（ハイブリダイザー）にお
ける処理条件は、ローター回転数を１００００ｒｐｍ，
ローター周速度を６０ｍ／sec ，処理時間を３分間に設
定した。

【００６４】図４および図５はＨＡＰ粒子とＰＳＺ粉末
との配合比が１０：５である原料混合体を複合化処理し
て形成した複合粒子の粒子構造を示す電子顕微鏡写真で
あり、いずれも粗大な球状ＨＡＰ粒子表面を完全に多層
に被覆するようにＰＳＺ粉末が強固に固定化されている
ことがわかる。特にＰＳＺ粒子の平均粒径が０．１２μ
ｍと微細であるため、高速気流中衝撃法による複合化の
過程で衝撃力によりＰＳＺ粉末が球状ＨＡＰ粒子表面の
凹部に食い込み、いわゆるメカニカルアンカリング効果
によってＨＡＰ粒子とＰＳＺ粉末とが十分な接合強度を
もって複合化していることが容易に推察される。

【００６５】上記複合粒子の段階において、既に異種材
料であるＨＡＰ粒子とＰＳＺ粉末との接合強度が十分に
高まっているため、この複合粒子を成形焼結してインプ
ラント材料とした場合においても、ＨＡＰ粒子とＰＳＺ
相との接合強度がそのまま維持される結果、インプラン
ト材料全体としての高強度特性がさらに改善されるもの
と考えられる。

【００６６】一方、比較例として前記のようにＨＡＰ粒
子とＰＳＺ粉末との配合比を変えた４種類の原料混合体
を通常の混合法に従って処理し、それぞれ対応する比較
例用の混合粉体を調製した。すなわち、各原料混合体を
高速撹拌型混合機（ＯＭＤ−３型，Ｋ．Ｋ．奈良機械製
作所製ＯＭダイザー）にて混合処理することにより、そ
れぞれ対応する混合粉体を調製した。

【００６７】ここで上記高速撹拌型混合機は、円筒状の
混合容器の底部に、高速回転する撹拌羽根（ブレード）
を装着した構造を有し、複数の異種原料粉末を１〜３分
間程度の短時間で均一に分散混合（以下ＯＭＤ処理とい
う。）するために一般的に使用される撹拌型混合機であ
る。

【００６８】なお各比較例の混合粉体を調製するための
高速撹拌型混合機の処理条件は、撹拌ブレード回転数を
５００ｒｐｍ，撹拌ブレード周速度を５．４ｍ／sec ，
処理時間を２分間に設定した。

【００６９】次に上記のように調製した各実施例用の複
合粒子および各比較例用の混合粉体を、下記のような
（１）一軸加圧（ＵＡＰ）成形後に焼結する方法、
（２）冷間静水圧プレス（ＣＩＰ）成形後に焼結する方
法、（３）ホットプレス（ＨＰ）により成形と焼結とを
同時に行なう方法に従って処理してそれぞれ対応する実
施例および比較例に係るインプラント材料をそれぞれ製
造した。

【００７０】すなわち、一軸加圧（ＵＡＰ）成形後に焼
結する方法では、まず複合粒子または混合粉体を内径１
５mmの超硬ダイス中に充填し、１０〜５０ＭＰａの加圧
力で３分間一軸加圧して直径１５mm×高さ１０mmの成形
体とし、次に得られた成形体をアルゴン雰囲気中で温度
１０００〜１４５０℃で２時間焼結する処理を行った。

【００７１】また、ＣＩＰ成形後に焼結する方法では、
まず複合粒子または混合粉体をハンディプレスによって
仮成形して直径４０mmの円柱状成形体とし、次にこの円
柱状成形体をハンディＣＩＰ装置（ＣＩＰ−５０−２０
００型：アプライドパワージャパンＫ．Ｋ．製）により
加圧力２０３ＭＰａで５分間等方的に加圧して成形体と
し、さらにこの成形体をアルゴンガス雰囲気中で温度１
０００〜１４５０℃で２時間焼結する処理を行った。

【００７２】またホットプレス（ＨＰ）により成形焼結
する方法では、ホットプレス装置（大亜真空技研Ｋ．
Ｋ．製）を使用し、複合粒子または混合粉体を２０ＭＰ
ａの加圧力で押圧すると同時にアルゴンガス雰囲気中で
温度１３５０℃で１０分間加熱焼成して、寸法が６×２
５×４０mmの焼結体から成るインプラント材料を調製し
た。

【００７３】図６は生体親和性を有する粒子としての球
状ＨＡＰ粒子３０と、高靭性材料粉末としてのＰＳＺ粉
末３１とを従来の撹拌混合法（ＯＭＤ処理）によって調
製した比較例用の混合粉体４０の粒子構造と、その混合
粉体４０を焼結して得られたインプラント材料の組織形
状とを示す模式図である。従来のＯＭＤ処理によって得
られた混合粉体４０では、概ね球状ＨＡＰ粒子３０がＰ
ＳＺ粉末３１間に分散しているが、局所的にＨＡＰ粒子
３０同士が直接接触している部位もある。そのため、こ
の混合粉体４０を成形焼結してインプラント材料とした
場合には、上記直接接触した部位を基点としてＨＡＰ粒
子３０が連続的に結合してＨＡＰ連続相５０が成形され
易い。また高靭性材料としてのＰＳＺから成る連続相５
１も形成されるが、強度特性が劣る脆弱なＨＡＰが連続
相５０となるため、インプラント材料全体としての強度
特性が低下してしまう。

【００７４】一方、図７は球状ＨＡＰ粒子３０とＰＳＺ
粉末３１とを本発明方法に従って処理して調製した各実
施例用の複合粒子４１の粒子構造と、その複合粒子４１
を含む原料混合体を焼結して得られたインプラント材料
の組織形状とを示す模式図である。高速気流中衝撃法に
よって形成された各実施例用の複合粒子４１では、球状
ＨＡＰ粒子３０がＰＳＺ粉末３１によって完全に被覆さ
れて被覆層３２を有している。この被覆層３２はＨＡＰ
粒子３０に強固に固定化されており、隣接するＨＡＰ粒
子３０が直接接触することがないように隔離する働きを
有している。この隔離作用は複合粒子４１を焼結した後
においても発揮される。その結果、焼結して得られたイ
ンプラント材料は、高靭性材料としてのＰＳＺ相５１が
連続相５１となった三次元構造体として得られ、このＰ
ＳＺの連続相５１の間隙部にＨＡＰ粒子３０が独立して
分散するように不連続相５２を形成した組織が得られ
る。

【００７５】このように各実施例に係るインプラント材
料においては、高靭性を有するＰＳＺ相が連続相５１を
形成する一方、相対的に脆弱なＨＡＰ粒子３０が不連続
相５２を形成するように製造されているため、インプラ
ント材料全体としての破壊靭性や構造強度が高く、耐久
性に優れている。

【００７６】図８は比較例および実施例１〜３に係るイ
ンプラント材料において、成形焼結方法と、ＨＡＰ／Ｐ
ＳＺ重量比と、材料の相対密度（密度比）との関係を示
すグラフである。図中ＵＡＰは一軸加圧して形成した成
形体を１４５０℃（比較例は１１５０℃）で２時間焼結
して作成したインプラント材料であり、ＣＩＰは冷間静
水圧加圧成形体を１４５０℃（比較例は１１５０℃）で
２時間焼結して作成したインプラント材料であり、ＨＰ
は１３５０℃で１０分間ホットプレス法により焼結して
作成したインプラント材料を示す。

【００７７】後述するように、一軸加圧（ＵＡＰ）法お
よび冷間静水圧（ＣＩＰ）法で製造した実施例１〜３の
インプラント材料では、焼結過程においてジルコニアの
相変化が生じ易く、またＨＡＰ粒子の一部がα型リン酸
三カルシウム（α−ＴＣＰ）に変化した。

【００７８】一軸加圧（ＵＡＰ）法で形成したインプラ
ント材料に関しては、複合粒子から成る成形体内部にお
けるジルコニア粉末間の空隙が多く、かつ粉末同士の点
接触数が少ないため、粒成長が十分に進まなかったもの
と考えられる。そのためＵＡＰ法によるインプラント材
料（焼結体）の相対密度は、図８にも示す通り４２．８
〜５１．１％と低い値に止まっている。

【００７９】また冷間静水圧（ＣＩＰ）成形法による場
合は、上記ＵＡＰ法の場合と比較してインプラント材料
の相対密度をより上昇させることができる。これは、Ｐ
ＳＺ粉末同士の点接触数の増大により緻密化が促進され
たためと考えられる。

【００８０】さらにホットプレス（ＨＰ）法による場合
は、上記ＵＡＰ法およびＣＩＰ法の場合と比較して、い
ずれのＨＡＰ／ＰＳＺ重量比においてもインプラント材
料の相対密度をさらに大幅に上昇させることができた。
これは加圧力によって複合粒子の焼結・緻密化がより円
滑に進行したためと考えられる。

【００８１】図９〜図１１は、ＨＡＰ／ＰＳＺ重量比が
１０／５である原料粉体を複合粒子化し、その複合粒子
を、それぞれＵＡＰ法，ＣＩＰ法，ＨＰ法により成形焼
結して得た実施例２に係るインプラント材料の破断面の
粒子構造を示す走査型電子顕微鏡写真（二次電子像）で
ある。なおインプラント材料の破断は室温で実施したも
のである。

【００８２】図９に示すようにＨＡＰ／ＰＳＺ複合粒子
を一軸加圧（ＵＡＰ）成形後、焼結して得られたインプ
ラント材料においては、黒色部で示す空孔部（気孔）が
多く十分に緻密化していないことが判明した。

【００８３】一方、図１０に示すように、ＨＡＰ／ＰＳ
Ｚ複合粒子のＣＩＰ成形体を焼結して得たインプラント
材料では、粗大な球状ＨＡＰ粒子が、原料状態での形状
および粒径を保持したまま、相互に接触することなく、
連続したＰＳＺ相の間隙部に独立した分散状態で存在し
ている組織が観察される。なおＰＳＺ相においては、Ｐ
ＳＺ粒子の粒成長がかなり進行していること、および空
隙が存在することがわかる。

【００８４】また上記インプラント材料の破断面におい
て、球状ＨＡＰ粒子が周囲のＰＳＺ組織とともに割断さ
れていることから、ＨＡＰ粒子とＰＳＺ相との接合強度
は強固であり、この接合強度に起因してインプラント材
料の構造強度が増すことが理解できる。

【００８５】また図１１に示すように、ＨＡＰ／ＰＳＺ
複合粒子をホットプレス（ＨＰ）法により焼結して得た
インプラント材料においても、球状ＨＡＰ粒子は相互に
接触することなく、連続したＰＳＺ相の間隙部に互いに
独立して分散状態で存在することが確認できる。図１１
において、黒色部がＨＡＰ粒子であり、灰色の網目状に
観察される部分がＰＳＺ相である。

【００８６】このＨＰ法によるインプラント材料は、Ｃ
ＩＰ成形後、焼結して得たインプラント材料と比較して
ＰＳＺの粒成長は少ないことが明白である。この主たる
原因は、他のＵＡＰ法，ＣＩＰ法による成形体の焼結温
度と比較して１００℃程度低く、また焼結時間が１／１
２と極めて短かいためと考えられる。さらに図１１に示
すインプラント材料の組織には粗大な気孔はほとんどな
く緻密な組織が得られている。この緻密な組織は、図８
に示す相対密度の比較からも明らかである。また破断面
において球状ＨＡＰ粒子が周囲のＰＳＺ組織とともに割
断されていることからも、両者の接合強度が高いことが
確認できた。

【００８７】図１２は、ＨＡＰ／ＰＳＺ重量比が１０／
１０である原料粉体を複合粒子化し、その複合粒子をホ
ットプレス（ＨＰ）法により成形焼結して得た実施例３
に係るインプラント材料の破断面の粒子構造を、構成元
素のＥＤＸマッピングによって示す走査型電子顕微鏡写
真である。なお、構成元素（Ｃａ，Ｚｒ）のマッピング
は、走査型電子顕微鏡（日本電子Ｋ．Ｋ．製 ＪＳＭ−
５４００）にエネルギー分散型Ｘ線分光分析装置（日本
電子Ｋ．Ｋ．製 ＪＥＤ−２１１０）を装着して実施し
た。

【００８８】図１３は図１２と同一視野について、粒子
構造を反射電子像として示す走査型電子顕微鏡写真であ
る。黒色粒状部がＨＡＰ粒子であり、灰色網目状部がＰ
ＳＺ相である。

【００８９】図１２および図１３に示すように、黒色粒
状に観察される球状ＨＡＰ粒子を取り囲むように、灰色
網目状の連続したＰＳＺ相が形成されていることが観察
できる。特に図１１に示すＨＡＰ／ＰＳＺ重量比が１０
／５のインプラント材料と比較してＰＳＺ重量比を増加
させているため、図１１と比較してＰＳＺ相の網目構造
がより明瞭に観察される。

【００９０】ＨＡＰ／ＰＳＺ重量比を変えた原料粉体を
一軸加圧（ＣＩＰ）法，冷間静水圧（ＣＩＰ）法および
ホットプレス（ＨＰ）法に従って成形・焼結して調製し
た各実施例および比較例に係るインプラント材料につい
て、粉末Ｘ線回折装置（Ｋ．Ｋ．マック・サイエンス社
製ＭＸＰ３Ｖ型）を使用して、構成成分を分析調査し、
下記表１に示す結果を得た。なお表１中、ＨＡＰはヒド
ロキシアパタイトを示し、α−ＴＣＰはα型リン酸三カ
ルシウムを示し、ＺＤＯ（Ｔ）は正方晶系ジルコニアを
示し、ＺＤＯ（Ｃ）は立方晶系ジルコニアを示す。

【００９１】

【表１】

【００９２】また各インプラント材料を製造するために
使用した複合粒子のＨＡＰ／ＰＳＺ重量比と、複合粒子
中のＨＡＰ重量に対する焼結体（インプラント材料）中
のＨＡＰ重量の割合との関係を図１４に示す。

【００９３】表１および図１４に示す結果から明らかな
ように、一軸加圧（ＵＡＰ）法および冷間静水圧（ＣＩ
Ｐ）法による成形体を焼結して得たインプラント材料で
は、ＨＡＰ単独とした比較例の場合を除いて、いずれの
ＨＡＰ／ＰＳＺ重量比においてもＨＡＰの一部が変化し
たα−ＴＣＰの生成が認められ、またＺＤＯ（Ｔ）も一
部がＺＤＯ（Ｃ）に相変化している。α−ＴＣＰの生成
量は、ＰＳＺの配合量の増加に伴って増大化する傾向が
確認できた。

【００９４】なおＨＡＰ単独で構成した比較例に係るイ
ンプラント材料では、焼結前後においてＸ線回折パター
ンの変化がなく、ＨＡＰ成分の割合がそのまま維持され
ていることが判明した。この事実から、ジルコニア成分
ＺＤＯ（Ｔ）の存在が、ＨＡＰのα−ＴＣＴへの変化を
促進したものと考えられる。

【００９５】一般に、ＨＡＰ粒子は、ＰＳＺ粉末が存在
しない場合においても、１２００℃付近の焼結温度で相
当量がα−ＴＣＰに変化することが知られているが、本
実施例ではα−ＴＣＰへの変化量が少ない。その理由と
して、本実施例で使用したＨＡＰ粒子はシャープなＸ線
回折パターンを示し、結晶性が極めて高く、しかもＣａ
／Ｐモル比が１．６７と理論値に一致し純度が極めて高
いものであるため、α−ＴＣＰへの変化が進行しなかっ
たものと考えられる。したがって、ＨＡＰによる生体親
和性を確保するためには、高純度のＨＡＰ粒子を使用す
ることが好ましい。

【００９６】一方、ホットプレス（ＨＰ）法により成形
・焼結して得られたインプラント材料においては、ＰＳ
Ｚが存在する各組成であっても、Ｘ線回折結果からα−
ＴＣＰの生成およびジルコニア成分の相変化は認められ
なかった。この原因は、ＵＡＰ法やＣＩＰ法による場合
と比較して焼結温度が１００℃低い１３５０℃であり、
また加熱時間が１／１２の１０分間と短いためと考えら
れる。

【００９７】本発明者らの知見によれば、粒径が数１０
nmの微細なＨＡＰ粒子と平均粒径が０．３μｍの微細な
ＰＳＺ粉末との混合体を、上記１３５０℃で１０分間と
いう同一の処理条件で焼結処理した場合においては、相
当量のα−ＴＣＰが生成することがＸ線回折によって確
認されている。本実施例においてα−ＴＣＰが生成しな
い原因としては、平均粒径が９．３２μｍという従来例
と比較して粗大なＨＡＰ粒子を使用し、またＨＡＰ粒子
とＰＳＺ粉末との粒径比を適正に調整したという相違点
にも起因すると考えられる。

【００９８】上記表１および図１４に示す結果から明ら
かなように、インプラント材料中におけるα−ＴＣＰの
生成を抑止してＨＡＰの残存割合を高め、生体親和性を
より高く確保するために、成形・焼結法としてホットプ
レス（ＨＰ）法を用いることが有効であることが確認さ
れた。

【００９９】次に各実施例におよび比較例において調製
したインプラント材料から試験片を切り出し、破壊靭性
値を測定した。測定法はＪＩＳ Ｒ １６０７−９０に
規定する３点曲げ試験法に準拠したＳＥＶＮＢ（Single
Edge Notched Beam）法に基づき、卓上型精密万能試験
機オートグラフ（ＡＧＳ−Ｄ型，Ｋ．Ｋ．島津製作所
製）を使用して実施した。また試験片サイズは６mm×２
５mm×４０mmとし、スパンを１６mm，クロスヘッド速度
を０．５mm／min に設定した。

【０１００】上記破壊靭性値の測定結果を図１５に示
す。図１５において、記号ＨＹＢ−ＣＩＰは高速気流中
衝撃法に基づく粉体表面改質装置（ハイブリダイザー）
を使用して形成した複合粒子を冷間静水圧（ＣＩＰ）法
により成形後、焼結して得たインプラント材料を示し、
同様にＨＹＢ−ＨＰは、複合粒子をホットプレス（Ｈ
Ｐ）法により成形・焼結して得たインプラント材料を示
す。また記号ＯＭＤ−ＣＩＰおよびＯＭＤ−ＨＰは、従
来汎用の高速撹拌型混合機（ＯＭダイザー）を使用して
調製した混合粉体を、それぞれＣＩＰ法およびＨＰ法に
よって成形・焼結して得たインプラント材料を示す。

【０１０１】図１５に示す結果から明らかなように、本
発明方法によって調製した複合粒子をＣＩＰ成形後、焼
結して得たインプラント材料（ＨＹＢ−ＣＩＰ）におい
ては、ヒドロキシアパタイト（ＨＡＰ）と部分安定化ジ
ルコニア（ＰＳＺ）との重量比（ＨＡＰ／ＰＳＺ）が１
０／２までは破壊靭性値に大きな変化が見られず、０．
６ＭＰａｍ^0.5 であった。またＨＡＰ／ＰＳＺ重量比が
１０／５〜１０／１０においては０．９ＭＰａｍ^0.5 で
あり、この値は重量比が１０／０〜１０／２の場合と比
較して５０％上昇している。

【０１０２】一方、従来の高速撹拌型混合機（ＯＭダイ
ザー）を使用して調製した混合粉体をＣＩＰ成形後、焼
結して得たインプラント材料（ＯＭＤ−ＣＩＰ）におい
ては、ＨＡＰ／ＰＳＺ重量比が１０／５のときの破壊靭
性値が平均で０．７MPam^0.5程度まで上昇したに止まっ
た。

【０１０３】これに対して本発明方法によって調製した
複合粒子をホットプレス（ＨＰ）法により成形・焼結し
て得たインプラント材料（ＨＹＢ−ＨＰ）では、ＨＡＰ
／ＰＳＺ重量比を１０／２〜１０／５としたときに破壊
靭性値が１．８ＭＰａｍ^0.5まで上昇し、さらにＨＡＰ
／ＰＳＺ重量比を１０／１０としたときに２．８ＭＰａ
ｍ^0.5 まで増加した。この値は、通常の人工骨用結晶化
ガラスの破壊靭性値の１．５倍であり、またＨＡＰとウ
ォラストナイトとを含有する結晶化ガラス中に３０容量
％のＰＳＺを分散させた従来の生体硬組織用インプラン
ト材料の破壊靭性値２．５ＭＰａｍ^0.5 と同等以上の値
である。

【０１０４】一方、原料粉体に作用する衝撃力が小さい
従来の混合機（ＯＭダイザー）を使用して調製した混合
粉体をホットプレス（ＨＰ）法により成形・焼結して得
たインプラント材料（ＯＭＤ−ＨＰ）の場合には、ＨＡ
Ｐ／ＰＳＺ重量比が１０／５のときに平均破壊靭性値が
１．３ＭＰａｍ^0.5 までしか上昇せず、強度特性が低い
ことが判明した。しかも複合粒子をホットプレスして形
成したインプラント材料（ＨＹＢ−ＨＰ）と比較して破
壊靭性値のばらつき幅が大きく、特性が安定した焼結体
が得られないという難点も確認された。

【０１０５】このように本実施例に係る各インプラント
材料のうち、特にＨＡＰ／ＰＳＺ重量比が１０／１０で
ある複合粒子をホットプレス（ＨＰ）法により成形・焼
結したインプラント材料が２．８ＭＰａｍ^0.5 という特
に高い破壊靭性値を示すことが判明した。しかしなが
ら、このインプラント材料（焼結体）の相対密度は、図
８において示したように７８％程度であり、未だ他のセ
ラミックス焼結体と比較して低い段階である。したがっ
て、さらに成形時の加圧力，時間および焼結時の圧力，
温度，時間等の処理条件を調整し、破壊靭性に対する相
対密度の最適化を図ることにより、インプラント材料の
破壊靭性値をさらに高める余地があることが判明した。

【０１０６】以上説明の通り、本実施例に係るインプラ
ント材料においては、高靭性材料としてのＰＳＺが三次
元網目構造を有する連続相として存在し、その連続相中
に生体親和性を有する脆弱なＨＡＰ粒子が分散独立して
不連続相として存在した微細組織を有している。したが
って、相対的に脆弱なＨＡＰ粒子が連続した組織を有す
る従来のインプラント材料と比較して強度特性を大幅に
改善することができる。

【０１０７】またインプラント材料の表面には、相対的
に面積が大きいＨＡＰ粒子だけの領域が存在するため、
ＨＡＰ粒子が本来的に有する骨組織親和性が十分に確保
されるため、インプラント後における周囲の生体組織と
の癒合性（なじみ性）が良好であり、人工骨や人工歯根
の構成材料として優れた効果を発揮する。

【０１０８】また上記インプラント材料の製造工程にお
いて、複合粒子を一軸加圧（ＵＡＰ）法および冷間静水
圧（ＣＩＰ）法によって形成した成形体を焼結した場合
には、ＨＡＰ成分の一部がα−ＴＣＰに変化する傾向が
あり、この変化量はＰＳＺの配合量の増大に伴って増加
する。しかしながら、上記複合粒子をホットプレス（Ｈ
Ｐ）法により成形・焼結した場合には、ＨＡＰ／ＰＳＺ
重量比の大小に関係なく、α−ＴＣＰの生成は認られな
かった。したがって、特にα−ＴＣＰの生成を抑制して
ＨＡＰ粒子による生体親和性を十分に確保するために
は、成形・焼結法としてホットプレス（ＨＰ）法を採用
することが望ましい。

【０１０９】本実施例においては高靭性材料として部分
安定化ジルコニア（ＰＳＺ）を用いた例で示している
が、生体為害性が少ないセラミックス材料であるアルミ
ナ（Ａｌ₂ Ｏ₃ ）を使用した場合についても、本実施例
と同様に、アルミナ粒子とＨＡＰ粒子との接合強度が大
幅に増加するために、強度特性が優れたインプラント材
料が得られた。しかしながら、アルミナ焼結体自身の靭
性値がジルコニア焼結体の靭性値と比較して相対的に小
さいことから、ＰＳＺを連続相とした本実施例のインプ
ラント材料より低い強度特性しか得られなかった。

【０１１０】

【発明の効果】以上説明の通り、本発明に係る生体硬組
織用インプラント材料およびその製造方法によれば、高
速気流中衝撃法により高靭性材料粉末と生体親和性を有
する粒子とを複合化した強固な複合粒子を使用している
ため、加圧成形したり焼結した場合においても２成分が
再分離したり、各成分が凝集して粗大粒子を成形するこ
とが少ない。特に高靭性材料から成る連続相中に生体親
和性を有する粒子が分散して不連続相として存在する微
細組織が形成される。

【０１１１】したがって、生体適合性に優れ、かつ高い
破壊靭性を有するとともに生体組織親和性をも有し、人
工骨や人工歯根などの生体硬組織の代替素材として好適
なインプラント材料を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明方法において複合粒子を調製するために
使用される粉体表面改質装置の構成例を示す正面図。

【図２】図１に示す表面改質装置の本体部分の側断面
図。

【図３】球状ＨＡＰ粒子の粒子構造を示す走査型電子顕
微鏡写真。

【図４】ＨＡＰ粒子とＰＳＺ粒子との配合比が１０：５
である原料混合体を複合化処理して得た複合粒子の粒子
構造を示す走査型電子顕微鏡写真。

【図５】ＨＡＰ粒子とＰＳＺ粒子との配合比が１０：５
である原料混合体を複合化処理して得た複合粒子の粒子
構造をさらに拡大して示す走査型電子顕微鏡写真。

【図６】従来の混合法によって調製した混合粉体の粒子
構造と、その混合粉体を焼結して得たインプラント材料
の組織形状を示す模式図。

【図７】本発明方法によって調製した複合粒子の粒子構
造と、その複合粒子を焼結して得たインプラント材料の
組織形状を示す模式図。

【図８】成形焼結方法とＨＡＰ／ＰＳＺ重量比とインプ
ラント材料の相対密度との関係を示すグラフ。

【図９】一軸加圧法により成形後、焼結して得たインプ
ラント材料の破断面の粒子構造を示す走査型電子顕微鏡
写真。

【図１０】冷間静水圧法により成形後、焼結して得たイ
ンプラント材料の破断面の粒子構造を示す走査型電子顕
微鏡写真。

【図１１】ホットプレス法により成形・焼結して得たイ
ンプラント材料の破断面の粒子構造を示す走査型電子顕
微鏡写真。

【図１２】実施例３に係るインプラント材料の破断面の
粒子構造を、構成元素のマッピングによって示す走査型
電子顕微鏡写真。

【図１３】図１２と同一視野について粒子構造を反射電
子像として示す走査型電子顕微鏡写真。

【図１４】複合粒子のＨＡＰ／ＰＳＺ重量比と、複合粒
子中のＨＡＰ重量に対するインプラント材料に残存する
ＨＡＰ重量の割合との関係を示すグラフ。

【図１５】ＨＡＰ／ＰＳＺ重量比とインプラント材料の
破壊靭性値との関係を示すグラフ。

【符号の説明】

１ 粉体表面改質装置（ハイブリダイザー） ２ 本体ケーシング ３ 後部カバー ４ 前部カバー ５ ローター ６ 衝撃ピン ７ 回転軸 ８ 衝突リング ９ 開閉弁 １０ 弁軸 １１ アクチュエータ １２ 循環回路 １２ａ 入口 １２ｂ 出口 １３ 原料ホッパー １４ 原料供給用シュート １５ 開閉弁 １６ 衝撃室 １７ 改質粉体排出管 １８ バックコレクター １９ プレプロセッサー ２０ 原料計量フィーダー ２１ ジャケット ３０ 生体親和性を有する粒子（ＨＡＰ粒子） ３１ 高靭性材料粉末（ＰＳＺ粉末） ３２ 被覆層（ＰＳＺ被覆層） ４０ 混合粉体 ４１ 複合粒子 ５０ ＨＡＰ連続相 ５１ ＰＳＺ連続相 ５２ ＨＡＰ不連続相

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 高靭性材料から成る連続相中に生体親和
   性を有する粒子が分散して不連続相として存在する微細
   組織を有することを特徴とする生体硬組織用インプラン
   ト材料。
2. 【請求項２】 高靭性材料が部分安定化ジルコニアおよ
   びアルミナの少なくとも一方であることを特徴とする請
   求項１記載の生体硬組織用インプラント材料。
3. 【請求項３】 生体親和性を有する粒子がヒドロキシア
   パタイト，リン酸三カルシウムおよびバイオガラスから
   選択された少なくとも一種であることを特徴とする請求
   項１記載の生体硬組織用インプラント材料。
4. 【請求項４】 高靭性材料の重量割合が２０％以上であ
   ることを特徴とする請求項１記載の生体硬組織用インプ
   ラント材料。
5. 【請求項５】 高靭性材料粒子の平均粒径が生体親和性
   を有する粒子の平均粒径の１／５以下であることを特徴
   とする請求項１記載の生体硬組織用インプラント材料。
6. 【請求項６】 生体親和性を有する粒子がインプラント
   材料表面に露出していることを特徴とする請求項１記載
   の生体硬組織用インプラント材料。
7. 【請求項７】 生体硬組織用インプラント材料が人工骨
   または人工歯根であることを特徴とする請求項１記載の
   生体硬組織用インプラント材料。
8. 【請求項８】 高靭性材料から成る連続相中に生体親和
   性を有する粒子が分散して不連続相として存在する微細
   組織を有する生体硬組織用インプラント材料の製造方法
   において、生体親和性を有する粒子表面を高靭性材料粉
   末で被覆するように高速気流中衝撃法によって高靭性材
   料粉末を固定化処理して複合粒子を調製し、得られた複
   合粒子を加圧成形し、この成形体を非酸化性雰囲気中で
   焼結することを特徴とする生体硬組織用インプラント材
   料の製造方法。
9. 【請求項９】 高靭性材料粉末の平均粒径を、生体親和
   性を有する粒子の平均粒径の１／５以下に設定すること
   を特徴とする請求項８記載の生体硬組織用インプラント
   材料の製造方法。
10. 【請求項１０】 複合粒子の加圧成形操作および焼結操
    作をホットプレス法により同時に実施することを特徴と
    する請求項８記載の生体硬組織用インプラント材料の製
    造方法。