JPS6359965A - 人工関節部材 - Google Patents
人工関節部材Info
- Publication number
- JPS6359965A JPS6359965A JP61204722A JP20472286A JPS6359965A JP S6359965 A JPS6359965 A JP S6359965A JP 61204722 A JP61204722 A JP 61204722A JP 20472286 A JP20472286 A JP 20472286A JP S6359965 A JPS6359965 A JP S6359965A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- bone
- artificial joint
- artificial
- joint
- joint member
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
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- Prostheses (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は人体において、疾病、災害などにより失われた
機能を修復するための人工関節部材に関するものである
。
機能を修復するための人工関節部材に関するものである
。
Ｃ従来の技術〕
変形性関節症や慢性関節リューマチなどの骨の疾病で手
足の関節機能に障害が生じた場合、整形外科における観
血的治療の１つとして人工関節置換術がしばしば行われ
ている。
足の関節機能に障害が生じた場合、整形外科における観
血的治療の１つとして人工関節置換術がしばしば行われ
ている。
特に荷重関節である股関節での片側が多く年間２万症例
を数えている。
を数えている。
現在人工関節は金属とプラスチックを素材とするものが
多く、人工股関節、大王膝関節など多岐に亘っている。
多く、人工股関節、大王膝関節など多岐に亘っている。
これらの人工関節において共通した最大の問題点はルー
スニング（使用中の「ゆるみ」）である。即ち、人工関
節置換術後、数年経た後、人工関節と生体骨との間にゆ
るみを生じて疼痛と関節機能の低下を来たす結果、抜去
再手術を全像なくされるケースがしばしば見られる。
スニング（使用中の「ゆるみ」）である。即ち、人工関
節置換術後、数年経た後、人工関節と生体骨との間にゆ
るみを生じて疼痛と関節機能の低下を来たす結果、抜去
再手術を全像なくされるケースがしばしば見られる。
ルースニングの原因は種々考えられるが、手術時に人工
関節を人体の骨関節端に固定するために使用する骨セメ
ント（アクリル系即時重合レンジ）による発熱及びモノ
マーの毒性が最有力視されている。
関節を人体の骨関節端に固定するために使用する骨セメ
ント（アクリル系即時重合レンジ）による発熱及びモノ
マーの毒性が最有力視されている。
骨セメントに起因するルースニングをさけるため、ステ
ム（人工股関節大腿骨側部品）の表面に凸凹を付与した
セメントレス武人］−関節が考案されている。ところが
、このセメントレス式人工関節では手術後の骨修復を長
期間待たねばならず、数ケ月間の免荷期間が必要である
ため適用症例数も少ない。
ム（人工股関節大腿骨側部品）の表面に凸凹を付与した
セメントレス武人］−関節が考案されている。ところが
、このセメントレス式人工関節では手術後の骨修復を長
期間待たねばならず、数ケ月間の免荷期間が必要である
ため適用症例数も少ない。
現在の整形外科インブラン１研究ではこのセメンドレス
弐人工関節の骨修復の問題が着目されており、金属ビー
ズやメツシュをステムの表面に付与して骨の増成侵入を
はかり、免荷期間を短くする努力が行われてきた。しか
しながら金属ビーズやメツシュを付与する事による金属
イオンの溶出増大や金属素地、疲労強度劣化の問題が新
たにおこり、臨床例でも、骨フシヨウ症が発生したとの
報告もある。（Ｊ、Ｂ、、１．Ｓ、νｏｌ ６７−８．
Ｎａ２．ＭＡＲＣＨ１９８５、Ｐ２１８−２２１）。
弐人工関節の骨修復の問題が着目されており、金属ビー
ズやメツシュをステムの表面に付与して骨の増成侵入を
はかり、免荷期間を短くする努力が行われてきた。しか
しながら金属ビーズやメツシュを付与する事による金属
イオンの溶出増大や金属素地、疲労強度劣化の問題が新
たにおこり、臨床例でも、骨フシヨウ症が発生したとの
報告もある。（Ｊ、Ｂ、、１．Ｓ、νｏｌ ６７−８．
Ｎａ２．ＭＡＲＣＨ１９８５、Ｐ２１８−２２１）。
そこで、金属ビーズやメツシュの代わりにバイオグラス
やハイドロキシアパタイトなどの生体活性材料をコーテ
ィングする試みも行われており、動物実験では良好な成
績を修めている。
やハイドロキシアパタイトなどの生体活性材料をコーテ
ィングする試みも行われており、動物実験では良好な成
績を修めている。
金属製基体に生体活性材料をコーティングする方法は種
々検討されているが、最も実用性及び信頼性の高いもの
はハイドロキシアパタイトの溶射法である（例えば特公
昭５８−３９５３３）。ところが、溶射法によって形成
されたセラミック層は本質的に多孔質体であり、本来低
強度のリン酸カルシウム系セラミックであるため極めて
もろい層となっている。従って骨内への埋入後、比較的
短時間で人工関節が固定されるものの、荷重による繰り
返し応力のため、コーチイブ層内で層間破壊をおこし、
ルースニングを来す。基体表面に溝を彫ってこの様な現
象を改善しようとする試みもあるが、歩行時の微細な荷
重変動のためマイクロムブメントがおこり、発生する引
張力およびせん断応力によって同様の破壊に至り、生活
活性材料をコーティングした意味が失なわれることにな
る。
々検討されているが、最も実用性及び信頼性の高いもの
はハイドロキシアパタイトの溶射法である（例えば特公
昭５８−３９５３３）。ところが、溶射法によって形成
されたセラミック層は本質的に多孔質体であり、本来低
強度のリン酸カルシウム系セラミックであるため極めて
もろい層となっている。従って骨内への埋入後、比較的
短時間で人工関節が固定されるものの、荷重による繰り
返し応力のため、コーチイブ層内で層間破壊をおこし、
ルースニングを来す。基体表面に溝を彫ってこの様な現
象を改善しようとする試みもあるが、歩行時の微細な荷
重変動のためマイクロムブメントがおこり、発生する引
張力およびせん断応力によって同様の破壊に至り、生活
活性材料をコーティングした意味が失なわれることにな
る。
本発明はこのような生体活性材料をコーティングした人
工関節の問題点に鑑みてなされたもので、人工関節の固
定が行われた後、コーティング層を消失させることで問
題の解消をはかるものである。
工関節の問題点に鑑みてなされたもので、人工関節の固
定が行われた後、コーティング層を消失させることで問
題の解消をはかるものである。
市販の炭酸カルシウム（ＣａＣＯｓ） とビロリン酸カ
ルシウム（ＣａｓＰｚＯｔ）をＣａ／Ｐ比（モル比）
１．３〜１゜５で混合し、１１００℃〜１７００℃で仮
焼粉砕する。得られるリン酸カルシウム塩はＣａ１（Ｐ
Ｏａ）ｚを主とする混合物となる。これを粉砕、分級し
所定の粉度とした後、溶射法により金属製基体にコーテ
ィングする。これに熱処理等の後処理を加えることによ
って得られる最後のコーティング層はＣａＩｏ（ＰＯ４
）６（ＯＨ）２とＣａ３（Ｐｏｔ） ｚの混合物となる
。両者の存在比はＣａ／Ｐ比を変えることによって制御
できる。
ルシウム（ＣａｓＰｚＯｔ）をＣａ／Ｐ比（モル比）
１．３〜１゜５で混合し、１１００℃〜１７００℃で仮
焼粉砕する。得られるリン酸カルシウム塩はＣａ１（Ｐ
Ｏａ）ｚを主とする混合物となる。これを粉砕、分級し
所定の粉度とした後、溶射法により金属製基体にコーテ
ィングする。これに熱処理等の後処理を加えることによ
って得られる最後のコーティング層はＣａＩｏ（ＰＯ４
）６（ＯＨ）２とＣａ３（Ｐｏｔ） ｚの混合物となる
。両者の存在比はＣａ／Ｐ比を変えることによって制御
できる。
Ｃａ Ｈｏ （ＰＯ４）６ （ＯＨ） ｚは不溶性、Ｃ
ａ５（ＰＯｔ）ｚは溶解性のある材料であり、両者の存
在比を変えることにより、生体内での溶解特性、消失時
間をコントロールできる。本発明はこの様に消失時期を
設定することができる生体活性材料をコーティングした
ものである。
ａ５（ＰＯｔ）ｚは溶解性のある材料であり、両者の存
在比を変えることにより、生体内での溶解特性、消失時
間をコントロールできる。本発明はこの様に消失時期を
設定することができる生体活性材料をコーティングした
ものである。
以下、本発明を実施例により具体的に詳述する。
（実施例１）
市販のＣａＣ０，とＣａ、ＰｚＯ，をＣａ／Ｐ＝１．４
５の比率で１５時時間式混合し、５０℃で１２時間乾燥
した後、１３００℃で２時間焼成した。焼成粉粒を乾式
粉砕し３５０メツシユ以下の粒度に分級したのち、プラ
ズマ溶射にて入用人工関節のステム部分にコーティング
した（Ｗ、さ２０μｍ）。さらに８００℃、２時間の熱
処理を施したものをピーグル犬３頭に埋設する手術を行
った。
５の比率で１５時時間式混合し、５０℃で１２時間乾燥
した後、１３００℃で２時間焼成した。焼成粉粒を乾式
粉砕し３５０メツシユ以下の粒度に分級したのち、プラ
ズマ溶射にて入用人工関節のステム部分にコーティング
した（Ｗ、さ２０μｍ）。さらに８００℃、２時間の熱
処理を施したものをピーグル犬３頭に埋設する手術を行
った。
ＣａＩｏ（Ｐｏｔ）ｉ（ＯＨ）ｚ とＣａａ（ＰＯｔ）
ｚの存在比は１００：２０であった。手術後経時的にＸ
線観察したところ、約４週間で骨に固定され、約３ケ月
で３頭共コーティング層が消失した。コーティング層の
消失後も人工股関節や固定性は十分であり、術後１年を
経た時点でも、ルースニング発生の徴候はなかった。
ｚの存在比は１００：２０であった。手術後経時的にＸ
線観察したところ、約４週間で骨に固定され、約３ケ月
で３頭共コーティング層が消失した。コーティング層の
消失後も人工股関節や固定性は十分であり、術後１年を
経た時点でも、ルースニング発生の徴候はなかった。
（実施例 ２）
実施例１と同様の方法で、Ｃａ／Ｐ＝１．４０に配合し
た材料では、ＣａＩｏ（ＰＯａ）６（ＯＨ）ｚ とＣａ
５（ＰＯｔ）ｚの存在比は１００：５０となっていた。
た材料では、ＣａＩｏ（ＰＯａ）６（ＯＨ）ｚ とＣａ
５（ＰＯｔ）ｚの存在比は１００：５０となっていた。
コーティングは直径８１１１１１１１長さ８ ｍｍの円
柱状テストピースの全面に行い、雑種成人の大腿骨へイ
ンブラントしたところ、骨は約４週間で全周を取り巻き
、約２ケ月でコーティング層が消失していた。
柱状テストピースの全面に行い、雑種成人の大腿骨へイ
ンブラントしたところ、骨は約４週間で全周を取り巻き
、約２ケ月でコーティング層が消失していた。
（実施例 ３）
実施例１と同様の方法でＣａ／Ｐ＝１．３０の比率に配
合し、さらに焼成、粉砕後、フッ化カルシウム＝６− （ＣａＦｚ）を１重量部加え、プラズマ溶射、熱処理を
行ったところ、Ｃａ １ ｏ （ＰＯＪ ６ （ＯＨ）
ＺとＣａｔ（ＰＯ）４の存在比ば１００：８０となっ
ていた。コーティングを施した直径８１１ＩｌｌＩ、長
さ８ｍ＋ｎの円柱状テストピースを雑種成人の大腿骨へ
インブラントしたところ、骨は約３週間でテストピース
全周をとりまき、コーティング層は約１ケ月で消失した
。
合し、さらに焼成、粉砕後、フッ化カルシウム＝６− （ＣａＦｚ）を１重量部加え、プラズマ溶射、熱処理を
行ったところ、Ｃａ １ ｏ （ＰＯＪ ６ （ＯＨ）
ＺとＣａｔ（ＰＯ）４の存在比ば１００：８０となっ
ていた。コーティングを施した直径８１１ＩｌｌＩ、長
さ８ｍ＋ｎの円柱状テストピースを雑種成人の大腿骨へ
インブラントしたところ、骨は約３週間でテストピース
全周をとりまき、コーティング層は約１ケ月で消失した
。
（実施例４ ）
実施例１で作製した分級粉末にＡ１２０ｉの微粉（平均
粒径５μ）を２０重置部加え、乾式混合した。
粒径５μ）を２０重置部加え、乾式混合した。
これを犬用人工股関節にプラズマ溶射し、熱処理を加え
た。
た。
Ｃａ ＋ ｏ （ＰＯ４）ｂ （ＯＨ） ｔ とＣＲｓ
（ＰＯａ）ｘの存在比は１００ｚ１０であった。ピー
グル犬２頭に手術して経時的Ｘ線観察を行った。骨は約
４週間で骨をとりまいたが、コーティング層の溶出には
約５ケ月を要した。
（ＰＯａ）ｘの存在比は１００ｚ１０であった。ピー
グル犬２頭に手術して経時的Ｘ線観察を行った。骨は約
４週間で骨をとりまいたが、コーティング層の溶出には
約５ケ月を要した。
以上の実施例に示される如く、本発明はＣａ ＋ ｏ
（ＰＯ４）６（ＯＨ）２とＣａ ３ （Ｐ ｚＯ） ｔ
の存在比を変えることによって生体内での溶出時間を設
定、制御することを可能としたものである。なお本実施
例３，４で添加剤を用いたがＣａＦｚ、Ｔｉ０ｚ＋Ｚｒ
０ｚはＣａ（ＰＯ４）ｚの存在量を増加させる効果を持
ち、Ａ １２０３ ＋ Ｔ Ｉ Ｃ＋ Ｓ Ｉ ３ Ｎ
ａはＣａ３（ＰＯａ） ｚの存在量を減少させる効果
を持つ。もちろん、プラズマ溶射以外の溶射方法、即ち
火炎溶射、ロッド溶射でも同様の溶出特性の被膜が得ら
れる。
（ＰＯ４）６（ＯＨ）２とＣａ ３ （Ｐ ｚＯ） ｔ
の存在比を変えることによって生体内での溶出時間を設
定、制御することを可能としたものである。なお本実施
例３，４で添加剤を用いたがＣａＦｚ、Ｔｉ０ｚ＋Ｚｒ
０ｚはＣａ（ＰＯ４）ｚの存在量を増加させる効果を持
ち、Ａ １２０３ ＋ Ｔ Ｉ Ｃ＋ Ｓ Ｉ ３ Ｎ
ａはＣａ３（ＰＯａ） ｚの存在量を減少させる効果
を持つ。もちろん、プラズマ溶射以外の溶射方法、即ち
火炎溶射、ロッド溶射でも同様の溶出特性の被膜が得ら
れる。
また溶射性以外の方法でも同等の効能をもつコーティン
グが可能で、例えばイオンブレーティング法、スパッタ
リング法でもリン酸カルシウムの緻密な被膜を作ること
ができる。この被膜は非晶質の被膜となっており、通常
では、不溶性のハイドロキシアパタイトですら、溶解性
を持つ。しかしながら、通常のコーティングで得られる
２〜３μｍの層の厚さのハイドロキシアパタイト被膜は
インブラント後２〜３週で消失することがわかった。
グが可能で、例えばイオンブレーティング法、スパッタ
リング法でもリン酸カルシウムの緻密な被膜を作ること
ができる。この被膜は非晶質の被膜となっており、通常
では、不溶性のハイドロキシアパタイトですら、溶解性
を持つ。しかしながら、通常のコーティングで得られる
２〜３μｍの層の厚さのハイドロキシアパタイト被膜は
インブラント後２〜３週で消失することがわかった。
また厚みを３０μｍ程度に増せれば、約２ケ月まで消失
期間を延長する事ができる。厚みをさらに増やせば消失
期間をさらに延長できると考えられるが、厚みが増すに
つれて剥離しやすくなるため、一４０ｐ程度が上限とさ
れる。溶射法に比べて設定可能期間は短くなる。
期間を延長する事ができる。厚みをさらに増やせば消失
期間をさらに延長できると考えられるが、厚みが増すに
つれて剥離しやすくなるため、一４０ｐ程度が上限とさ
れる。溶射法に比べて設定可能期間は短くなる。
セメントレス式の人工関節に施す従来の生体活性材料コ
ーティング法（溶射法）の欠点は前述の如く、コーティ
ング層の層間破壊にあり、層間破壊が起こればルースニ
ングをきたし、生体活性材料をコーティングした意味を
失うことになるのに対し、本発明は生体活性材料のコー
ティング層を人工関節の固定後に溶出させ、破壊をおこ
す原因層を消失させることによって問題の解消をはかり
、生体活性材料コーティング層の消失時期を自由に設定
コントロールすることができる。従って、骨形成能の旺
盛な若年患者の場合は１〜２ケ月程度での消失とし、若
年の患者の場合は３〜４ケ月であり、病状によって骨形
成のさらに悪い患者には４〜５ケ月という患者に適応し
た消失時期設定が可能となり、病いに苦しむ多くの患者
を適切に救うことができる高性能な人工関節を捷供する
ことができる。
ーティング法（溶射法）の欠点は前述の如く、コーティ
ング層の層間破壊にあり、層間破壊が起こればルースニ
ングをきたし、生体活性材料をコーティングした意味を
失うことになるのに対し、本発明は生体活性材料のコー
ティング層を人工関節の固定後に溶出させ、破壊をおこ
す原因層を消失させることによって問題の解消をはかり
、生体活性材料コーティング層の消失時期を自由に設定
コントロールすることができる。従って、骨形成能の旺
盛な若年患者の場合は１〜２ケ月程度での消失とし、若
年の患者の場合は３〜４ケ月であり、病状によって骨形
成のさらに悪い患者には４〜５ケ月という患者に適応し
た消失時期設定が可能となり、病いに苦しむ多くの患者
を適切に救うことができる高性能な人工関節を捷供する
ことができる。
Claims (1)
- 金属材から成る基体の少なくとも骨と接する表面部分
に生体内溶解性材料を含んだ生体活性材料が被着してあ
ることを特徴とする人工関節部材。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61204722A JPS6359965A (ja) | 1986-08-30 | 1986-08-30 | 人工関節部材 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61204722A JPS6359965A (ja) | 1986-08-30 | 1986-08-30 | 人工関節部材 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6359965A true JPS6359965A (ja) | 1988-03-15 |
Family
ID=16495225
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61204722A Pending JPS6359965A (ja) | 1986-08-30 | 1986-08-30 | 人工関節部材 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6359965A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01146558A (ja) * | 1987-12-03 | 1989-06-08 | Advance Co Ltd | リン酸三カルシウム被覆材の製造方法 |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5328997A (en) * | 1976-08-27 | 1978-03-17 | Sumitomo Chemical Co | Implant |
| JPS58109049A (ja) * | 1981-12-23 | 1983-06-29 | 旭光学工業株式会社 | アバタイト複合材料とその製造方法 |
| JPS5940851A (ja) * | 1982-08-31 | 1984-03-06 | 日本特殊陶業株式会社 | 人工関節 |
| JPS59135054A (ja) * | 1983-10-03 | 1984-08-03 | 朝倉 由純 | ヒツプジヨイント |
| JPS6244262A (ja) * | 1985-08-22 | 1987-02-26 | 森脇 豊 | ハイドロキシアパタイト複合材料 |
| JPS6346166A (ja) * | 1986-08-14 | 1988-02-27 | 株式会社明電舎 | インプラント材料の製造方法 |
-
1986
- 1986-08-30 JP JP61204722A patent/JPS6359965A/ja active Pending
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5328997A (en) * | 1976-08-27 | 1978-03-17 | Sumitomo Chemical Co | Implant |
| JPS58109049A (ja) * | 1981-12-23 | 1983-06-29 | 旭光学工業株式会社 | アバタイト複合材料とその製造方法 |
| JPS5940851A (ja) * | 1982-08-31 | 1984-03-06 | 日本特殊陶業株式会社 | 人工関節 |
| JPS59135054A (ja) * | 1983-10-03 | 1984-08-03 | 朝倉 由純 | ヒツプジヨイント |
| JPS6244262A (ja) * | 1985-08-22 | 1987-02-26 | 森脇 豊 | ハイドロキシアパタイト複合材料 |
| JPS6346166A (ja) * | 1986-08-14 | 1988-02-27 | 株式会社明電舎 | インプラント材料の製造方法 |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01146558A (ja) * | 1987-12-03 | 1989-06-08 | Advance Co Ltd | リン酸三カルシウム被覆材の製造方法 |
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