JP6055962B2 - Bone and meat implant synthetic member and method for manufacturing the same - Google Patents
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Description
本発明は、医療または獣医学において使用される歯科インプラント、プロテーゼ、または、骨補填剤のような、骨組織へのインプラント用の部材に関するものであり、該部材は、特殊な形成工程と組み合わせ、結合、併用することによって、インプラントが施される骨組織（受容組織）のオッセオインテグレーション（チタンと骨の直接的一体化）を促進させる素材から構成されるものである。 The present invention relates to a member for implanting bone tissue, such as a dental implant, prosthesis or bone filling material used in medicine or veterinary medicine, which member is combined with a special forming process, It is made of a material that promotes osseointegration (direct integration of titanium and bone) of the bone tissue (receptive tissue) to which the implant is applied by combining and using together.
生体適合性ポリマーからなる異なるインプラントが従来技術として知られており、その形成工程は、受容組織による細胞定着を誘導する微小孔からなる表面組織の生成を許容し、該インプラントのオッセオインテグレーションを促進するものである。 Different implants made of biocompatible polymers are known in the prior art, and their formation process allows the generation of surface tissue made up of micropores that induce cell colonization by the recipient tissue and promotes osseointegration of the implant To do.
これらの従来のインプラントは非常に満足のいく結果をもたらすが、そのメカニズムによって得られたオッセオインテグレーション層の厚みは、表面微小孔の深さに対応（一致）するものであり、約１０００ナノメーター（１μｍ）となっている。しかしながら、少なくとも１μｍから１０μｍの範囲の、より大きな厚みのある組織とインプラントの相互浸透が好ましいと一般的に認められており、インプラントとその受容組織の弾性特性が異なる時には更なる厚みとなることが望ましいとされている。繊維質でインプラントが強化されているときや、より詳細には、形成過程の皮質に、インプラントに相当する弾性率がまだない場合のオッセオインテグレーション工程の開始時には、特に、このような増大された相互浸透が求められていた。Although these conventional implants provide very satisfactory results, the thickness of the osseointegration layer obtained by the mechanism corresponds to the depth of the surface micropores and is approximately 1000 nanometers. (1 μm). However, it is generally accepted that interpenetration between a thicker tissue and the implant, preferably in the range of at least 1 μm to 10 μm, is preferred, and may have additional thickness when the elastic properties of the implant and its receiving tissue are different. It is desirable. Such increased, especially when the implant is reinforced with fibers and, more particularly, at the beginning of the osseointegration process when the forming cortex does not yet have a corresponding elastic modulus. Mutual penetration was required.
その上、微小孔表面組織を射出成形のようなコスト効率の良いインプラント製造工程を用いて作るのは困難であるか又は不可能とされている。 In addition, it is difficult or impossible to create microporous surface tissue using a cost effective implant manufacturing process such as injection molding.
この発明は、インプラント、および、インプラントと受容骨組織の間の相互浸透の深さを増大させる方法でインプラントを製造するコスト効率の良い製造方法を提案するものであり、これにより、これらの先行技術の欠点を改善することを目的としている。 The present invention proposes an implant and a cost-effective manufacturing method for manufacturing an implant in a manner that increases the depth of interpenetration between the implant and the recipient bone tissue, thereby making these prior art The purpose is to improve the shortcomings.
その目的のために、本発明は、射出形成され、繊維質がその中に均一に分散することで強化される生体内骨肉インプラントであり、以下の物質から構成される生体内インプラントに適合する部材を開示するものである：
−ポリエーテルエーテルケトンから成る熱可塑性有機バインダー（熱可塑性ポリマー）；および
−ポリ（アミド−イミド）から成る繊維質を含むファイバーチャージ（帯電繊維）；および
−カルシウムとリン酸塩とから形成される電荷成分
ここでは、ファイバーチャージ（帯電繊維）（３３０、２２０）の表面層は、活性された表面層を含むとともに厚みが２０００ナノメートルに等しいか、または、それ以上であり、活性された表面層の繊維質は、該部材の全体または一部にわたり基質内のバインダー（２１０）から剥離露出している。
To that end, the present invention is an in vivo bone meat implant that is injection molded and reinforced by the uniform distribution of fibers therein, and is a member compatible with an in vivo implant composed of the following materials: Is to disclose:
A thermoplastic organic binder (thermoplastic polymer) composed of polyetheretherketone ; and a fiber charge (charged fiber) comprising a fiber composed of poly (amide-imide ) ; and
A charge component formed from calcium and phosphate, where the surface layer of the fiber charge (330, 220) comprises an activated surface layer and has a thickness equal to 2000 nanometers, or More than that, the fiber of the activated surface layer is peeled and exposed from the binder (210) in the substrate over all or part of the member.
繊維質とは、厚さ比１０以上の長さのマイクロファイバー、ナノファイバー、または、ナノチューブを意味する。マイクロファイバーは、マイクロメーターまたはミクロンの厚さの繊維質であり、すなわち、実質的な厚さは10-6メーターから10-5メーターの範囲からなる。ナノファイバーとナノチューブは、ナノメーターの厚さの繊維質であり、すなわち、実質的な厚さは10-9メーターから10-8メーターの範囲からなる。The fiber means a microfiber, nanofiber or nanotube having a length ratio of 10 or more. Microfibers are micrometer or micron thick fibrous, i.e., the substantial thickness is in the range of 10-6 meters to 10-5 meters. Nanofibers and nanotubes are nanometer-thick fibrous materials, ie, the substantial thickness is in the range of 10-9 meters to 10-8 meters.
剥離した表面の繊維質は、繊維質の層の中で、導管（通路）として作用し、毛細管現象によって有機液体を運ぶ隙間の形成を可能にすることにより、表面からの細胞定着を促進させている。繊維質自体の性質もまた、吸収作用により有機液体の輸送に有利に働き、効果を促進させることを可能にしている。 The exfoliated surface fibers act as conduits (passages) in the fibrous layer, allowing the formation of gaps that carry organic liquids by capillary action, thereby promoting cell colonization from the surface. Yes. The nature of the fiber itself also favors the transport of organic liquids by the absorption action, making it possible to promote the effect.
本発明は、以下に説明する効果的な実施例によって実施する事が可能であり、個々的に、又は、技術的に作動可能なものの組み合わせによることも考えられる。 The invention can be carried out by means of the advantageous embodiments described below, and can also be considered individually or in combination with technically operable ones.
効果的（好都合）に、熱可塑性バインダーはポリエーテルエーテルケトン（PEEK）からなり、生物学的適合性が特性として知られている。 Effectively (conveniently) the thermoplastic binder consists of polyetheretherketone (PEEK), and biocompatibility is known as a property.
さらに効果的には、ファイバーチャージ（帯電繊維）は、芳香族ポリアミドのポリマーで作られた繊維質からなり、高い機械的特性と優れた生物学的適合特性とが融合されているものである。More effectively, the fiber charge (charged fiber) consists of a fibrous material made of an aromatic polyamide polymer, which combines high mechanical properties with excellent biocompatible properties.
より詳細には、ポリエーテルエーテルケトン(PEEK)の射出成形温度に近いガラス質遷移温度を備えたポリ（アミド−イミド）ファイバーは、入射注入中の変形が容易であることにより、それが比較的長い場合であっても、インプラントにおける繊維質の均質分布が可能となる。 More specifically, poly (amide-imide) fibers with a glassy transition temperature close to the injection molding temperature of polyetheretherketone (PEEK) are relatively easy to deform due to their ease of deformation during incident injection. Even in the long case, a homogeneous distribution of the fibers in the implant is possible.
表面の剥離による繊維質の導管（通路）効果は、少なくとも２μｍの厚さの層にすることにより得ることが出来るので、換言すれば、プラスチック射出成形から得られるインプラントで剥離効果のない表面の微小孔から成るものより著しく良いものが得られる。The fiber conduit (passage) effect due to surface delamination can be obtained by forming a layer with a thickness of at least 2 μm, in other words, a microscopic surface with no delamination effect in an implant obtained from plastic injection molding. What is significantly better than that consisting of holes is obtained.
効果的（好都合）に、インプラントを形成する物質（material）は、繊維質に加え、カルシウムとリン酸塩からなる電荷成分を含む。これらの吸収性のある化合物がオッセオインテグレーションと治癒に有利に働くことになる。Effectively (conveniently), the material forming the implant contains a charge component consisting of calcium and phosphate in addition to the fibrous material. These absorptive compounds will favor osseointegration and healing.
効果的（好都合）に、カルシウム系化合物の電荷成分は、六角形のβ構造からなるリン酸三カルシウムCa3(PO4)2から構成されている。これらのリン酸三カルシウムの化合物は、射出成形の工程中に吸収性のある不定比カルシウム・アパタイト結晶に変形する。Effectively (conveniently), the charge component of the calcium-based compound is composed of tricalcium phosphate Ca 3 (PO 4 ) 2 having a hexagonal β structure. These tricalcium phosphate compounds are transformed into absorbable non-stoichiometric calcium apatite crystals during the injection molding process.
効果的（好都合）に、インプラント可能な部材を形成する物質（material）は、ゼオライト電荷も含むことが可能である。ゼオライトは、インプラント環境および、その環境におけるイオン結合において静電気接続を促進する。そのような電荷は、さらに、物質（material）を放射線不透過性にすることを促進する。 Effectively (conveniently) the material forming the implantable member can also contain a zeolitic charge. Zeolites promote electrostatic connections in the implant environment and ionic bonds in that environment. Such charge further facilitates making the material radiopaque.
効果的（好都合）に、ファイバーチャージ（帯電繊維）は、ケイ酸カルシウム（Ca2SiO4）から成る。これらの繊維質が部材の表面に存在することにより、インプラント環境における間質液の吸収が促進され、その結果、その部材の表面が細胞定着する。Effectively (conveniently) the fiber charge (charged fiber) consists of calcium silicate (Ca 2 SiO 4 ). The presence of these fibers on the surface of the member promotes the absorption of interstitial fluid in the implant environment, and as a result, the surface of the member is fixed.
本発明は、このようなインプラントを製造する方法にも関するものであり、その方法は以下の工程からなる：
ａ）押出成形と造粒形成（granulation）による、ポリエーテルエーテルケトンポリマーと、ポリ（アミド−イミド）ファイバーチャージ（帯電繊維）と、カルシウムとリン酸塩とから形成される電荷成分と、が混合された粒状体を形成する工程；
ｂ）前記工程（ステップ）（ａ）で得られた粒状体を、噴射（注入）温度（injection temperature）がガラス質繊維温度と同等かまたはそれ以上の温度で、適切な形状からなるキャビティを有する金型へ注入することによる部材の成形；
ｃ）前記工程（ステップ）（ｂ）で得られたブランク（形成された未処理のインプラント合成部材）を、該部材表面の繊維質を剥離するために超音波酸洗槽へ適切な時間だけ浸漬（submitting）する。
The invention also relates to a method for producing such an implant, which method comprises the following steps:
a) A mixture of polyetheretherketone polymer , poly (amide-imide) fiber charge (charged fiber), and charge components formed from calcium and phosphate by extrusion and granulation Forming a formed granule;
b) The granule obtained in the step (step) (a) has a cavity having an appropriate shape at an injection (injection) temperature equal to or higher than the glass fiber temperature. Forming parts by pouring into molds;
c) wherein step (step) (obtained blank b) (untreated implant synthesized member formed), by an appropriate time to the ultrasonic pickling bath in order to peel the fiber of the member surface immersed (Submitting).
プラスチック射出成形法は、成形作業の最終工程で仕上がりの寸法となったこの種のインプラントを、多量にコスト効率良く生産することを可能にする。また更に、金型内に入り込む物質（material）の流れによって繊維質を方向付ける（direct）ことが可能であるため、これにより、インプラントの形状が複雑な場合であっても、最適な補強効果を得る事ができる。 The plastic injection molding process makes it possible to cost-effectively produce large quantities of this type of implant, which has the finished dimensions in the final step of the molding operation. Furthermore, since it is possible to direct the fiber through the flow of the material that enters the mold, this ensures optimal reinforcement even when the implant shape is complex. I can get it.
槽内の化学的効果と超音波の機械的効果とを組み合わせた物理・化学的処理により、射出成形法に関連するいかなる汚染も除去し、望ましい伝導効果を得ることが出来る繊維質の剥離を表面に作るために、インプラントの表面の酸洗い／洗浄を同時にすることを可能にしている。
Physical and chemical treatment that combines the chemical effect in the bath and the mechanical effect of ultrasonic waves to remove any contamination related to the injection molding method and to remove the fiber peeling that can achieve the desired conduction effect to make, is it possible to pickling physician / cleaning of the surface of the implant at the same time.
繊維質に加えて、カルシウムとリン酸塩の化合物で構成された部材（a part）を得るために、本発明は更に、粒状体または化合物を製造する方法に関連する、以下の工程から成るものである：
− ポリマー・バインダーをパウダー状の化合物と混合し、押出成形および造粒形成（granulation）により、第一粒状体または第一化合物を作成する；そして
− 射出成形工程で使用できる粒状体が形成されるように、第二の押出成形と造粒形成（granulation）工程の間に、当該第一粒状体を繊維質と混合する。
− 効果的（好都合）に、第一粒状体が成形されている間にゼオライトチャージを導入することもまた可能である。In order to obtain a part composed of a compound of calcium and phosphate in addition to the fiber, the present invention further comprises the following steps relating to a method of producing a granulate or compound Is:
- a polymer binder is mixed with powdered compounds, by extrusion and granulation formation (granulation), to create a first granulate or the first compound; and - granules which can be used in the injection molding process is formed as, during the second extrusion and granulation formation (granulation) process, the first granulate is mixed with fibrous.
-Effectively (conveniently) it is also possible to introduce a zeolite charge while the first granulate is being shaped.
ファイバーチャージ（帯電繊維）は、５％〜１５％の混合物の質量率の範囲が効果的（好都合）である。その比率により、最終部材は大幅に補強（強化）される結果となり、同時に注入法を使用して製造することが可能となり、また、バインダーがカルシウムおよび／またはゼオライトを含む化合物により帯電しているか否かにかかわらず、射出成 形と造粒形成（granulation）または合成（compounding）によっても、繊維質とポリマーバインダーを混合することが可能となる。 The fiber charge (charged fiber) is effective (convenient) in the mass percentage range of the mixture of 5% to 15%. The ratio results in the final member being significantly reinforced (strengthened), and at the same time can be manufactured using an injection method, and whether the binder is charged with a compound containing calcium and / or zeolite. or regardless, also by injection molding and granulation formation (granulation) or synthetic (compounding), it is possible to mix the fiber and polymer binder.
本発明は、プラスチック射出成形により繊維強化インプラントを製造するための 造粒形成（granulate）または化合物（compound）に関するものであり、造粒形成（granulate）の組成は以下のとおりである：
− ポリエーテルエーテルケトン（PEEK）ポリマー・バインダー、
− カルシウムとゼオライトをの電荷を含む化合物が質量率１０％〜２０％、
− ５％〜１５％のファイバーチャージ（帯電繊維）。
このタイプの粒状体は、本発明に係るプラスチック射出成形による製造の工程（ステップ）（ｂ）において、直接使用することが可能である The present invention is plastic injectionMoldingFor producing fiber reinforced implants Granulation formation(Granulate) or compound (compound),Granulation formationThe composition of (granulate) is as follows:
-Polyetheretherketone (PEEK) polymer binders,
− Calcium and zeoliteThe charge ofContaining compoundBut10% to 20% by mass,
-5% to 15% fiber charge (Charged fiber).
This type of granule can be used directly in the manufacturing process (step) (b) by plastic injection molding according to the present invention.
本発明にかかる造粒形成（granulate）の第一の実施例では、ファイバーチャー ジ（帯電繊維）はポリ（アミド−イミド）から構成された繊維質からなり、ガラス体遷移温度はPEEKの注入温度と同等か、またはそれ以下である。In a first embodiment of the granulation according to the present invention formed (granulate), a fiber char-di (charged fiber) poly - consists fibrous constructed from (amide imide), injection temperature of vitreous transition temperature PEEK Is less than or equal to
本発明にかかる造粒形成（granulate）の第二の実施例では、ファイバーチャー ジ（帯電繊維）はケイ酸カルシウム（Ca2SiO4）の繊維からなる。In a second embodiment of the present invention granulated form according to (granulate), a fiber char-di (charged fiber) is made of a fiber of calcium silicate (Ca 2 SiO 4).
続いて酸洗いされ、効果的（好都合）に、受容環境においてオッセオインテグレーションを促進させる表面をその上に形成する。 It is then pickled and effectively (conveniently) forms a surface thereon that promotes osseointegration in the receiving environment.
効果的（好都合）に、槽に続く酸洗いは、以下に詳述する工程（順序）によって実施される。
− 超音波にさらして鉄を含んでいる粒子を除外減少させるために溶液槽に浸漬する。
− 超音波にさらされるバインダーを溶剤に浸漬させるが、繊維質に関しては不活性である。Effectively (conveniently) the pickling following the bath is carried out by the steps (sequence) detailed below.
-Soak in a solution bath to exclude particles containing iron by exposure to ultrasound.
- Although dipping the binder to be further to the ultrasound in a solvent which is inert with respect to fiber.
第一の槽は、射出成形機や射出成形金型から、金属粒子の付着した表面の汚染を除去することを可能にする。単にバインダーを溶解することにより、第二の槽は、超音波の複合作用により、表面における繊維質と母材（基質matrix）に分離（電荷の）または剥離を創出することを可能にする。酸は、表面にあるカルシウムまたはゼオライトを含む化合物の繊維質および／または電荷を減少させる効果もあるので、槽の順番は重要となる。第一の酸による攻撃反応により、それに続く溶剤の反応で、これらの化合物が再び表面に出現する。The first tank makes it possible to remove contamination on the surface to which the metal particles are attached from an injection molding machine or an injection mold. By simply dissolving the binder, the second bath makes it possible to create separation (charge) or delamination of the fiber and matrix at the surface by the combined action of ultrasound. The order of the tanks is important because the acid also has the effect of reducing the fiber and / or charge of the compound containing calcium or zeolite on the surface. Due to the attack reaction by the first acid, these compounds reappear on the surface in the subsequent reaction of the solvent.
効果的（好都合）な実施例によれば、更に具体的に実施例で好ましくは、インプラントを構成する物質は、繊維質と、ＰＥＥＫ母材（基質matrix）のカルシウムを含む化合物とゼオライトの電荷とからなり、酸洗い工程は、以下に示す槽における浸漬により構成される。
− 塩酸浸漬工程
− アセトン浸漬工程
− 過酸化水素浸漬工程 According to an advantageous (advantageous) embodiment, more particularly preferably in the embodiment, the material constituting the implant comprises a fibrous material, a calcium-containing compound of the PEEK matrix (matrix matrix) and the charge of the zeolite. The pickling process is constituted by immersion in a tank shown below.
-Hydrochloric acid immersion process -Acetone immersion process -Hydrogen peroxide immersion process
水の槽ですすぎ洗いして分けられ、そのすすぎ槽もまた超音波にさらされる。最後の過酸化水素槽は、特に、本発明によるインプラント可能部がケイ酸カルシウムファイバー（繊維）を含んでいる場合、その部材の表面に出現する繊維質の表面にシリカ（ケイ酸SiO2）層を形成することを可能にする。湿気を吸収することにより、該シリカ層がインプラント表面の有機溶剤の誘導を促進させる。Rinse and separate in a water bath, which is also exposed to ultrasound. The last hydrogen peroxide bath has a silica (silicate SiO2) layer on the surface of the fiber that appears on the surface of the member, particularly when the implantable part according to the present invention contains calcium silicate fibers (fibers). Allows to form. By absorbing moisture, the silica layer promotes induction of organic solvent on the implant surface.
本発明の要旨を、望ましい実施例の内容によって詳述するが、図１〜４に示されるものに限定されるものではない：
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図１は、複雑形状のインプラント（１００）の一例であり、プラスチック射出成形法を用いてコスト効率よく製造することができる。この実施例は、本発明の出願に係る歯科インプラントの製造を表すものであり、これに限定されるものではない。該歯科用インプラントは、コア積層（core build-up）のような上部構造を収容するように設計された上部（１０１）と、骨組織に埋め込まれるように設計された下部（１１０）とされる部分とから成る。 FIG. 1 is an example of a complex shaped implant (100), which can be manufactured cost-effectively using a plastic injection molding process. This example represents the manufacture of a dental implant according to the application of the present invention, but is not limited thereto. The dental implant has an upper part (101) designed to accommodate a superstructure such as a core build-up and a lower part (110) designed to be implanted in bone tissue. And consists of parts.
下部（１１０）は、選択的に突条のような起伏とすることも可能で、収容する骨組織の中に形成される孔の位値に初期的な機械的結合を適応促進させる構成である。このような初期的結合の突条または起伏体のサイズは約１ミリメートルからなる。前記インプラントは、主に高い生体適合性を有する熱可塑性ポリマーからなり、射出成形技術を用いて実施するのに適合している。限定されない実施例として、前記ポリマーは、ポリエーテルエーテルケトンまたはVICTREX（登録商標） PEEK 150G（登録商標）の名でVICTREX（登録商標）により商業的に流通しているPEEKにより製造することができる。 The lower part (110) can be selectively undulated like a ridge, and is adapted to promote the initial mechanical coupling to the position of the hole formed in the bone tissue to be accommodated. . The size of the ridges or undulations of such an initial bond consists of about 1 millimeter. The implant is mainly composed of a thermoplastic polymer with high biocompatibility and is adapted to be performed using injection molding techniques. As a non-limiting example, the polymer can be made by polyether ether ketone or PEEK, which is commercially distributed by VICTREX® under the name VICTREX® PEEK 150G®.
効果的（好都合）に、バインダーは、ＰＥＥＫと、カルシウムとゼオライトの電 荷を含む化合物から同時に構成された素材からなり、そのような素材はフランス特許FR2722694又はアメリカ特許US5872159に開示されている。Effective (conveniently), binder, and PEEK, made of a material composed simultaneously of a compound containing a conductive load of calcium and zeolite, such materials are disclosed in French Patent FR2722694, or US patent US5872159.
図２である、第一の詳細断面図によれば、インプラントを構成する素材は、母材（matrix基質）（２１０）又はバインダーであるPEEKであり、約１μｍ（10-6メートル）の直径を有するカルシウム含有化合物の粒子（２３０）および強化繊維（２２０）から成る。本実施例では、強化繊維（２２０）はポリ（アミド−イミド）で構成されており、該繊維は、KERMEL（登録商標）, 20 rue Ampere, 68027 Colmar, FranceによりKERMEL（登録商標） TECHの名称で商業的に入手可能である。本発明の一実施形態では、直径は約７μｍであり、長さは約７００μｍ（０．７ｍｍ）のマイクロファイバーが使用されている。According to the first detailed cross-sectional view of FIG. 2, the material constituting the implant is a matrix (210) or PEEK binder and has a diameter of about 1 μm (10 −6 meters). It consists of particles (230) of calcium-containing compounds and reinforcing fibers (220). In this example, the reinforcing fiber (220) is composed of poly (amide-imide), which is named KERMEL® TECH by KERMEL®, 20 rue Ampere, 68027 Colmar, France. Commercially available. In one embodiment of the present invention, microfibers having a diameter of about 7 μm and a length of about 700 μm (0.7 mm) are used.
このインプラントはプラスチック射出成形法を用いて得られるため、PEEKの射出温度に等しいか、またはポリマーのガラス質遷移温度よりも高いため、繊維質は射出温度において容易に変形するために、ファイバーチャージ（帯電繊維）は、効果的（好都合）な実施例では、添加成分として又は主体成分として、ケイ酸カルシウム（Ca2SiO4）を含んでいる（図２には表示無し）。材料は、射出温度で硬質であり、従ってその温度で変形するものではない。Since this implant is obtained using a plastic injection molding method, higher than the vitreous transition temperature of equal to or polymer injection temperature of PEEK, fiber in order to easily deformed at the injection temperature, the fiber charge ( In an effective (convenient) embodiment, the charged fibers) contain calcium silicate (Ca 2 SiO 4 ) as an additive or as a main component (not shown in FIG. 2). The material is hard at the injection temperature and therefore does not deform at that temperature.
また、ケイ酸カルシウムファイバー（繊維質）のサイズは、より小さい方が望ましく、直径は約１μｍであり、長さは約１０μｍ〜５０μｍである。注入過程での詰まりを防止するために、すべての繊維質を含む繊維質の合計割合は、１５質量％を超えてはならない。 The size of the calcium silicate fiber (fibrous) is desirably smaller, the diameter is about 1 μm, and the length is about 10 μm to 50 μm. In order to prevent clogging during the pouring process, the total proportion of fibers including all fibers should not exceed 15% by weight.
効果的（好都合）に、カルシウム含有化合物（２３０）の電荷は、β工程ではリン酸三カルシウム（Ca3(PO4)2）から形成されている。β工程でのリン酸三カルシウムは、低温で安定している六方晶構造を有する結晶相である。Effectively (conveniently), the charge of the calcium- containing compound (230) is formed from tricalcium phosphate (Ca 3 (PO 4 ) 2 ) in the β-step. Tricalcium phosphate in the β process is a crystalline phase having a hexagonal crystal structure that is stable at low temperatures.
リン酸三カルシウム粉末に含まれる水分と、PEEKまたは可能性としてゼオライトとの組み合わせにより、化合物は以下の化学反応によって射出による成形工程中に変形を進行させる：
Depending on the combination of moisture contained in the tricalcium phosphate powder and PEEK or possibly zeolite, the compound undergoes deformation during the injection molding process by the following chemical reaction:
3((Ca3(PO4)2)OH2)Caは、ヒドロキシアパタイトである。このアパタイトは完全に不定比であり、そのため吸収性があり、臓器移植と同様に、本発明のインプラント可能な素材（部材）としてのインテグレーション特性が付与される。3 ((Ca 3 (PO 4 ) 2 ) OH 2 ) Ca is hydroxyapatite. This apatite has a completely non-stoichiometric ratio, and is therefore absorbable, and imparts integration characteristics as an implantable material (member) of the present invention, similar to organ transplantation.
そのため、射出中に使用されるパウダーは脱水されていない。それらは、効果的（好都合）に、再水和され、または、化学反応を促進するためにオルトリン酸（H3 PO4）を添加することができる。Therefore, the powder used during injection is not dehydrated. They can be rehydrated effectively (conveniently) or orthophosphoric acid (H 3 PO 4 ) can be added to promote chemical reactions.
図３では、図４に示す方法もともに、さらに小さなスケールの表面観察により、この方法による実装工程および本発明のインプラント可能部材における表面形態の分析を可能としている。 In FIG. 3, both of the methods shown in FIG. 4 enable the surface morphology of the implantable member of the present invention and the mounting process by this method by observing the surface on a smaller scale.
一つの実施例では、インプラントは粒状体混合を得ることを目的とした第一工程で得ることが出来る。
− ８０重量％のＰＥＥＫ
− １０重量％のリン酸三カルシウム（Ca3PO4）
− １０重量％の二酸化チタン
全ての成分は３４０℃〜４００℃の範囲の温度において押出で混合される。In one embodiment, the implant can be obtained in a first step aimed at obtaining a granular mixture.
-80% PEEK by weight
10% by weight of tricalcium phosphate (Ca 3 PO 4 )
10% by weight titanium dioxide All the ingredients are mixed by extrusion at a temperature in the range of 340 ° C to 400 ° C.
押出による造粒形成（granulation）では、第一粒状体が得られ、それは、１０質量％のKERMEL（登録商標） TECHタイプのポリ（アミド−イミド）ファイバー（繊維質）およびケイ酸カルシウムと、同じ押出・造粒形成（granulation）方法により混合される。In granulation formed by extrusion (granulation), the first granulate is obtained which, of 10 wt% Kermel (R) TECH type poly (amide - imide) fibers (fibrous) and calcium silicate and the same extrusion-granulation formation (granulation) are mixed by the method.
この方法により得られた第二粒状体は、インプラントのプラスチック射出成形（４１０）のために使用される。成形は７０〜１４０ＭＰａの範囲の圧力で３４０℃〜４００℃の範囲の温度で行われ、そのなかで、金型はＰＥＥＫのガラス質遷移温度、または、約１６０℃の金型予熱温度以上の温度に加熱される。 The second granulate obtained by this method is used for plastic injection molding (410) of the implant. Molding is performed at a pressure in the range of 70 to 140 MPa at a temperature in the range of 340 ° C to 400 ° C, in which the mold is a glass transition temperature of PEEK or a temperature above the mold preheating temperature of about 160 ° C. To be heated.
KERMEL（登録商標）タイプの繊維質のガラス質遷移温度は３４０℃であり、さらに、それらは噴射温度で変形可能であるため、材料の流れに追従することを可能にするとともに、押出・造粒工程中または部分的に射出成形工程中に、粒状体中に均一に分散される。 The glassy transition temperature of KERMEL (registered trademark) type fibers is 340 ° C. Furthermore, since they can be deformed at the injection temperature, it is possible to follow the flow of the material, as well as extrusion and granulation. It is uniformly dispersed in the granulate during the process or partly during the injection molding process.
図３Ａに示した形成工程の終りの段階（４１０）では、インプラントの表面は、実質的に滑らかであり、カルシウムからなるいくつかの化合物の粒子（２１１）と僅かに出現したゼオライト（２１２）から形成されている。この事例では、ケイ酸カルシウムである繊維質（３３０）は表面近傍に存在し、前記表面に僅かに出ていることもある（possibly）。インプラントの表面もまた、射出成形機の金型とスクリューとの接触から金属介在物（３４０）からなっている。 At the end stage (410) of the formation process shown in FIG. 3A, the surface of the implant is substantially smooth from several compound particles (211) consisting of calcium and slightly appearing zeolite (212). Is formed. In this case, the fiber (330), which is calcium silicate, is present near the surface and may be slightly exposed on the surface. The surface of the implant also consists of metal inclusions (340) from the contact between the mold and screw of the injection molding machine.
形成工程の終りの段階（４１０）では、インプラントは、超音波を受け、一連の化学エッチング／酸洗いにかけられる。例えば、以下の手順（protocol）では、４２ｋＨｚの周波数の超音波を用いることにより、優れた実用的な結果を出している。
− HCl：３０％：３５分
− H2O：１０分（または、すすぎ）
− C3H6O（アセトン）：アセトンの沸点温度で３５分
− アセトン蒸発によるインプラントの乾燥
− H2O2３０％：３５分
− NaClO：３５分
− H2O：１０分（または、すすぎ）
インプラントは、その後、殺菌剤、また、超音波の下で、浸漬される：
− GIGASEPT（登録商標）１２％：３５分
− H2O ppi：３５分
GIGASEPT（登録商標）溶液に浸漬することは任意的であるAt the end of the formation process (410), the implant is subjected to ultrasound and subjected to a series of chemical etching / pickling. For example, the following protocol gives excellent practical results by using ultrasonic waves with a frequency of 42 kHz.
- HCl: 30%: 35 minutes - H 2 O: 10 minutes (or, rinsing)
- C 3 H 6 O (acetone): 35 minutes at the boiling temperature of acetone - dry implant with acetone evaporation - H 2 O 2 30%: 35 minutes - NaClO: 35 minutes - H 2 O: 10 minutes (or, rinsing )
The implant is then immersed under a bactericide and also ultrasound:
- GIGASEPT (R) 12%: 35 minutes - H 2 O ppi: 35 minutes
Soaking in GIGASEPT (R) solution is optional
第一工程（４２０）ではインプラントに酸洗いが施される。この酸洗いは、主に金属性介在物を除去することを目的としている。この酸洗工程の後、図３Ｂのインプラントの表面は、金属含有物を含まず、また、カルシウムを含む粒子は突出（飛出）し、その場所には対応する穴（微小孔）（３１１）が残される。 In the first step (420), the implant is pickled. This pickling is mainly intended to remove metallic inclusions. After this pickling step, the surface of the implant of FIG. 3B does not contain metal inclusions, and the calcium-containing particles protrude (jump out) and have corresponding holes (micropores) (311) in their place. Is left behind.
すすいだ後、次の工程（４３０）は、インプラントのアセトン槽への浸漬と、また、超音波を施すことからなる。図３Ｃにおいて、工程（ステップ）（４３０）の終了時にはＰＥＥＫの厚さは溶解し、最初は内在していたカルシウムおよびゼオライトを含む化合物の粒子（２１１、２１２）が見えるようになる。超音波は、基質内に植込まれるインプラントの表面に出てきた繊維質（３３０）を剥離しやすくする。After rinsing, the next step (430) consists of immersing the implant in an acetone bath and applying ultrasound. In Figure 3C, step (Step) (430) ends the thickness of the PEEK during the dissolves initially become particles of a compound containing calcium and zeolite were internalized (211, 212) is visible. The ultrasound facilitates peeling of the fibers (330) that have emerged on the surface of the implant that is implanted in the matrix.
すすいだ後、次の工程（４４０）は、インプラントの過酸化水素槽への浸漬となり、超音波もまた施されることから成る。図３Ｄにおいて、その槽は、基本的に表面の形態を変更するものではない。一方において、インプラントの表面の酸化によりシリカ（SiO2）を形成する傾向があるケイ酸カルシウムファイバー（繊維質）の表面に影響を与える。After rinsing, the next step (440) consists of immersing the implant in a hydrogen peroxide bath and also applying ultrasound. In FIG. 3D, the tank basically does not change the form of the surface. On the other hand, it affects the surface of calcium silicate fibers (fibrous) that tend to form silica (SiO 2 ) by oxidation of the implant surface.
効果的（好都合）に、インプラントは加圧滅菌処置のために殺菌スリーブに挿入される。その後、約２１５０ヘクトパスカルの圧力で、約１３５℃の温度で１０分間の殺菌サイクルを施す。加圧滅菌器による殺菌工程は、表面酸洗いの効用に貢献し、それは、エチレンオキシドまたはガンマ線処理と関連付けられている。更に、それは表面上のカルシウム化合物の粒子の結晶化を促進する。殺菌の最終段階では、インプラントは、無菌包装でパッケージされ、骨組織内に移植されるように準備される。 Effectively (conveniently) the implant is inserted into the sterilization sleeve for autoclaving procedures. It is then subjected to a 10 minute sterilization cycle at a temperature of about 135 ° C. at a pressure of about 2150 hectopascals. The sterilization process by autoclave contributes to the effect of surface pickling, which is associated with ethylene oxide or gamma radiation treatment. Furthermore, it promotes crystallization of calcium compound particles on the surface. In the final stage of sterilization, the implant is packaged in a sterile package and prepared for implantation into bone tissue.
図３Ｅに示すように、前記インプラントの組織中への埋め込み時（４５０）に、繊維質がKERMELファイバーであろうと、ケイ酸カルシウムファイバー（繊維質）であろうと、血液などの有機液体は、繊維質とmatrix（基質）との間の剥離部分の中を毛細管現象によって流れる。As shown in FIG. 3E, the embedded time (450) into tissue of the implant, the fibrous would be KERMEL fibers, whether calcium silicate fiber (fibrous), an organic liquid such as blood, fibers It flows in the exfoliation part between quality and matrix (substrate) by capillary action.
ケイ酸カルシウムの事例では、これらの繊維質の表面上に存在するシリカは流体を吸収するため、表面下における伝導が促進される。表面上および繊維質による伝導により、その表面の下では、カルシウム系化合物（２１１）が、これらの有機液体と接触することとなる。これらの化合物の吸収性は、骨組織におけるインプラントの表面の結合につながる細胞の定着を促進する。 In the case of calcium silicate, the silica present on the surface of these fibers absorbs fluid, thus facilitating subsurface conduction. Due to conduction on the surface and by the fiber, the calcium-based compound (211) comes into contact with these organic liquids under the surface. The resorbability of these compounds promotes cell colonization leading to binding of the implant surface in bone tissue.
先行技術によるインプラントの表面処理では、リン酸カルシウム化合物とPEEK matrix（基質）中の二酸化チタンだけが含まれており、厚さ約１μｍの表面層が得られることになっている。同様の処理を同一形状のインプラントではあるが１０％のポリ（アミド−イミド）ファイバー又はケイ酸カルシウムファイバーから成る材料を追加したもので行った場合、活性表面層の厚さが３．６μｍのものを得ることが可能である。 The surface treatment of implants according to the prior art contains only calcium phosphate compounds and titanium dioxide in a PEEK matrix (substrate), and a surface layer with a thickness of about 1 μm is to be obtained. If the same treatment is performed with the same shape of implant but with the addition of 10% poly (amide-imide) fiber or calcium silicate fiber material, the active surface layer has a thickness of 3.6 μm. It is possible to obtain
上記の説明で、異なる特徴や利点と、本発明が目的を達成していることが明確に解説されております。具体的には、それは射出成形で得ることが可能であると共に、補強無しで得ることが出来る少なくとも３倍の厚さのオッセオインテグレーション（チタンと骨の直接的一体化）表面を備えた強化インプラントを得ることが可能である。The above description clearly explains the different features and advantages and that the present invention has achieved its objectives. Specifically, reinforced implants it along with it can be obtained in an injection molding, provided with a surface (direct integration of titanium and bone) osseointegration of at least 3 times the thickness can be obtained without reinforcing It is possible to obtain
Claims (5)
− ポリエーテルエーテルケトンから成る熱可塑性有機バインダー（熱可塑性ポリマー）（２１０）；と
− ポリ（アミド−イミド）から成る繊維質を含むファイバーチャージ（帯電繊維）（３３０、２２０）；と
− カルシウムとリン酸塩とから形成される電荷成分
とから構成されており、
前記ファイバーチャージ（帯電繊維）（３３０、２２０）の表面層は、活性された表面層を含むとともに厚みが２０００ナノメートルに等しいか、または、それ以上であり、活性された表面層の繊維質は、該部材の全体または一部にわたり基質内のバインダー（２１０）から剥離露出していることを特徴とする骨肉インプラント合成部材 The member (100) is an in vivo bone meat implant that is injection molded and reinforced by the uniform distribution of fibers therein, and is the following material:
A thermoplastic organic binder (thermoplastic polymer) (210) comprising polyetheretherketone ; and a fiber charge (330, 220) comprising fibers comprising poly (amide-imide ) ;
-Composed of a charge component formed from calcium and phosphate ;
The surface layer of the fiber charge (charged fiber) (330, 220) includes an activated surface layer and has a thickness equal to or greater than 2000 nanometers, and the fiber of the activated surface layer is A bone implant composite member characterized in that the entire or part of the member is exfoliated and exposed from the binder (210) in the matrix.
ａ）押出成形と造粒形成（granulation）による、ポリエーテルエーテルケトンポリマーと、ポリ（アミド−イミド）ファイバーチャージ（帯電繊維）と、カルシウムとリン酸塩とから形成される電荷成分と、が混合された粒状体を形成する工程；と、
ｂ）前記工程（ａ）で得られた粒状体を、噴射（注入）温度（injection temperature）がガラス質繊維温度と同等かまたはそれ以上の温度で、適切な形状からなるキャビティを有する金型へ注入することによる部材の成形工程；と、
ｃ）前記工程（ｂ）で得られたブランク（形成された未処理のインプラント合成部材）を、該部材表面の繊維質を剥離するために超音波酸洗槽へ適切な時間だけ浸漬（submitting）する工程：
とからなることを特徴とする骨肉インプラント合成部材の製造方法 The method for producing a bone implant composite part (a part) consists of the following steps:
a) A mixture of polyetheretherketone polymer , poly (amide-imide) fiber charge (charged fiber), and charge components formed from calcium and phosphate by extrusion and granulation Forming a formed granule; and
b) The granule obtained in the step (a) is formed into a mold having a cavity having an appropriate shape at an injection (injection) temperature equal to or higher than the glass fiber temperature . Forming a member by injecting; and
c) the blank obtained in step (b) (the formed raw implant synthesis member), by an appropriate time immersed in an ultrasonic pickling bath in order to peel the fiber of the member surface (Submitting) Steps to do:
A method for producing a bone-implant implant composite member characterized by comprising
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