JPH03149058A - 複合補綴／インプラント材用生体反応性材料 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 １１へ１１ 本発明は、ガラスタイプの生体反応性（ｂｉｏ−ｒ６ａ
ｃＬｉｆ）材料及びその製造方法に係わる。本発明の材
料は一般的には、膨張率の低い構造材と組合わせた複合
体の形態で、例えば歯科用インプラント（材）又は骨用
補１ｊ１（材）として人体又は動物の体内に移植するの
に使用される。

骨用補綴及びインプラントは、金属、セラミック、ポリ
マー、複合物質のような材料で形成される。これらの材
料は骨格に対して夫々異なる反応性を示し得、、優れた
生物適合性（ｂｉｏｅｏｍｐａｔｉ−ｂｉｌｉｔａ）の
他に、極めて良好な機械的特性を有していなければなら
ない、歯科インプラントの場合には、これらの機械的特
性によって咀＠機能が確保される。

骨組織との結合及び／又は固定は種々の方法で実施し得
、例えば機械的固定、有機もしくは無機セメントによる
接着、生物学的固定等を使用することができる。生物学
的固定の場合は、補綴に多孔質層を設けて再成長する骨
がこの層の孔を埋めるようにするか、又は生体反応性材
料からなる補綴と骨組織とを化学的に結合させる（骨伝
導性（ｏｓｔ！ｏｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉＬ！）による生
物学的固定）。

本発明は、骨との化学的結合によって生物学的に固定さ
れる（ガラス又はセラミックをベースとする）生体反応
性材料で形成した補綴又はインプラントに係わる。補綴
もしくはインプラント並びに固定手段は大きな機械的応
力に耐えるようなものでなければならず、特に破壊強さ
を有してぃなければならない、そこで本発明は、より特
定的には、優れた機械的特性を有するファイバ又は他の
基材（ｓｕｂｓＬｒａｔ、構造材）によって補強した前
述のごとき生体反応性材料からなる補綴又はインプラン
トを提案する。この上うにすれば特に、２つの部分を含
む歯科インプラントを形成することができる。先ず、あ
ごの骨に根となる部分を移植し、次いでこの根にパーム
コサルパス（ｐａｓｓａｇｅ　ｐｅｒ−ｍｕｃｏｓａｌ
）を固定し、これに外側義歯部分を取付けるのである。

− 水酸化リン灰石Ｃａ　＋　−（ＰＯ４）ｓ　（０１１）
　ｔをベースとする材料、αもしくはβ形態のリン酸三
カルシウムＣａ３（ＰＯ＊）ｔをベースとする材料、又
はより好ましい材料であるバイオ芳ラス（ｂｉｏｖｅｒ
ｒｅｓ）は大きな生体反応性を有する。従って、これら
の材料が骨と結合すると、その材料上に位置する反応表
面層の組成が骨との界面で変化する。動物実験の結果、
前記反応表面層は荷重下での機械的堅牢性に欠陥がある
ことが判明した。その原因は、前記反応が材料の内部に
向かって移動することにある。本出願人はこれらの欠点
を解消すべく、骨組ｍり対する前記反応層の結合性を保
持しなから該層の厚みを減少させ、それによって生体反
応性の低下した材料（任意に補強したガラス、セラミッ
ク）を開発しようと試みた。

本発明の生体反応性材料は、金属もしくはセラミックの
ような補強用構造材を含むことによってより優れた機械
的特性を示す複合補綴又はインプラントの製造に使用し
得る。製造する複合体は、めっき複合体（ｃｏＢｏｓｉ
ｔｅ　ｐｌａｑｕＭ）又は強化複合体（ｃｏｍｐｏｓｉ
ｔｅ　ａｒｍ！）である。

ステンレス鋼繊維で強化したバイオガラス、即ちバイオ
ガラスとステンレス鋼とを密着させた材料で製造した補
綴又はインプラントは既に動物実験にかけられている。

しかしながら、この種のステンレス鋼強化インプラント
には幾つかの問題がある。特に、ステンレス鋼をガラス
の外装で被覆しなければならないのであるが、移植して
から成る程度の時間がたつとこの外装に亀裂が発生し得
、その場合には露出したステンレス鋼が生物学的媒質と
接触するため、これら接触点の周囲に許容し得ない炎症
反応、即ち骨の形成を妨げ、骨組織との十分な結合を阻
止し、従って接合部の堅牢性を制限する反応が発生する
。この露出現象は、バイオガラス外装の周縁に欠陥（例
えば亀裂）が存在する時にも生じる。このようなステン
レス鋼の露出を回避するために、特に補綴又はインプラ
ントの切削加工は禁止されている。この炎症現象の原因
は、ステンレス鋼イオンの放出とガラスイオンの放出と
が一緒になって作用することにあると考えられる。また
、ステンレス鋼は生物適合性が余り高くないため、その
使用は回避した方がよいと思われる。

そこで本出願人は、Ｔｉ、ＮｂもしくはＴａのような成
る種の金属又はセラミックのような生物適合性の高い構
造材で補強したバイオガラス複合体の実現に努めた。そ
のようなｆｌＩ造材は、露出して生物学的媒質と接触し
ても生物適合性に関する問題を生じない、一方、生体反
応性材料と構造材との間の密着性はできるだけ大きくな
ければならない。

これに関して本出願人は、先行技術で一般的に使用され
ている水酸化リン灰石、リン酸三カルシウム又はバイオ
ガラスが本発明の構造材料に対して完全には密着しない
ことを確認した。密着性が劣ると、例えば咀曖力を加え
た時に補強材料が離脱する現象が起こり、特に形成され
る金属補強複合体の機械的特性が不十分になる。

本出願人は、ガラスと骨組織との間の化学的主結合を改
善するだけでなく、生体反応性材料の表面溶解によって
形成した凹凸又は波状面の中に骨ＩＩｉ職が成長してい
くことによって機械的な二次結合が生じることも考えた
。このような機械的結合には、移植の機械的堅牢性を増
強する効果がある。

前述のごとき凹凸又は波状面は通常生体反応性材料の強
化複合体で形成され、生体反応性材料が部分的に溶解し
た後に構造材が表面とすれすれに現れる。

例えば、米国特許第４４７８９０４号（ＤＵＣＩＩＥＹ
ＮＥ）には、ステンレス鋼１１１維からなる骨格に溶融
バイオガラスを含浸させ且つこれを凝固させることによ
って形成した強化複合体が開示されている。この梯の複
合体は、生物適合性が小さく且つ骨形成を遅延させるス
テンレス鋼を使用するため、前述のごとき問題を生じる
という欠点を有する。

特に、このようなステンレス鋼とバイオガラスとの組合
わせでは、複合体と形成された化骨組織との間に比較的
厚い（約２００〜３０ｈｍ）中間層が形成される。この
層は堅牢性が比較的小さく、インプラントに機械的応力
が加えられると破損する。この時点でバイオガラスに複
数の小さい亀裂が発生し得、その結果これらの亀裂部分
に骨ｆｆｌ織の再成長を妨害する非骨ｍ織の膨らみが形
成される。従って、生体反応性が大きすぎるこのタイプ
のガラスを用いると生物学的固定の強度が不十分になり
、また生体反応が表面反応層だけに限定されずにガラス
内部にも伝搬するためガラスが脆弱になる。

前記タイプのガラスはまた、本発明で使用する補強材に
は十分に密着しない。

欧州特許出願第０２０６７２６号（Ｆｌｏｒｉｄａ）に
も生体反応性の大きい同タイプのガラス組成物が開示さ
れている。この組成物は、骨の腔部又は欠陥を補正する
のに適した顆粒を形成するための材料である。

米国特許第４７７５６４６号（ＨＥＮＣＨ）には、前記
した２つの先行技術のガラス組成の範囲内に含まれる組
成を有する２種顕の生体反応ガラスが開示されている。

但しこの場合は、生物学的媒質中で無機成分が減少しに
くくなるように、得られるガラスの反応性を低下させる
べく石灰の一部分（３０〜６０モル％）に代えてＣａＦ
ｉが使用されている。従って、これらのガラスはＣａＦ
ｚを少なくとも１０重量％含む。

このような量のフッ化物は毒性を示す危険がある。

また、この種のガラスは溶融及び凝固後に結晶化物質（
リン灰石等）を含むようになる（第２図、第６図等）。

Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｍａｔｅｒｉａｌ　Ｓｃｉｅｎ
ｃｅ（ＪＮＳ）、ｖｏ１．２３（１９８８）　、４２９
５〜４２９９ページには、溶融及び凝固後に結晶質相を
含むようになり且つ改善された機械的特性を示すガラス
組成物が記述されている。この組成物はフッ化物を含ま
ない。

ｌｉへ１旺 前述のごとき問題を解決すべく、本出願人は先ず、補強
材（又は構造材料）と組合わせられてより大きい生物適
合性を示す複合体を形成する生体反応性材料の開発に努
めた。本発明で使用する補強材としては特にチタンが挙
げられるが、その他にニオブ、タンタル、又は炭酸塩、
窒化物、臭化物のようなセラミックも、粉末、繊維、多
孔質骨格等の形態で使用し得る。これらの物質はそれ自
体が十分な生物適合性を有する。

本出願人はまた、補強材又は構造材と称する前述のごと
き金属その他の物質に対して適合性を示す、即ち −特に前記構造材により良く密着して、この構　造材上
に滑りを起こさない生体反応性材料のめっき層を形成す
るか、又は剥離を生じない改善された品質の強化複合体
を形成し、 −首記構造材特にＴｉの膨張率に近く、好ましくは前記
構造材の膨張率以下の膨張率を有するため亀裂を生じな
いという特性を有する、ガラスタイプの又は好ましくは
部分的もしくは全面的に結晶化したガラスタイプの生体
反応性材料の開発にも努めた。

本出願人は更に、骨Ｍｉ織と反応する層が厚みは薄いが
大きな機械的荷重に耐えることができる高度の堅牢性を
有するように、且つ溶解反応がガラス内部にゆっくり伝
搬してバイオガラスの品質を劣化させる現象を軽減させ
、それによって破壊強さを改善すべく、骨Ｉ［ｍに対す
る反応性を低下させた生体反応性材料の開発も目指した
。

その目的は、補綴又はインプラントの耐用期間及び堅牢
性を改善すべく、より堅牢でより均質な生物学的固定を
実施することにある。好ましくはこの生物学的固定を、
生体反応性材料の表面に形−成し得る凹凸又は波状面の
中に骨組織を成長させることによって得られる機械的二
次結合で補強する、　本出願人はまた、前記生体反応性
材料と前記補強材とをベースとする強化複合体又はめっ
き複合体の製造方法であって、生体反応性材料と構造材
とをより良く密着させることができ、好まし−くは溶融
ガラス法を用いる製造方法も研究した。

繊維質プレフォームに液体ガラスを含浸させる米国特許
第４４７８９０４号（［ｌ（Ｉ　ＣＩＩ　Ｅ　Ｙ　Ｎ　
Ｅ　）　Ｇ：記載のような方法は、使用温度が高いとガ
ラスと反応するＴｉには適用できないからである。

１１α１１ 本発明は、反応性が制限された改良生体反応性材料に係
わる。この材料は通常、膨張率の小さい構造材との組合
わせによって補綴又は歯科インプラント用の複合体を形
成するのに使用される。本発明の生体反応性材料は化学
結合によって骨組織に接合されるが、この化学結合は骨
形成欠陥を有さず、厚みが薄いと同時に大幅に改善され
たＭｌｔａ小さく、前記構造材に極めて良く密着する。

この材料は、重量％で５〜１４％のＨａ２Ｏと、０〜１
２％のＰ２Ｏ５と、４９〜５７％のＳｉＯ２とを含み、
残りが約３３？６以下のＣａＯ／ＣａＦｚ混合物がらな
り−ＣＪＩＦ２の割合が０．５〜７％であることを特徴
とする０組し、この材料は好ましくは８〜１２％のＮａ
２０と、４〜８％のＰ、Ｏ，と、５０〜５４％のＳｉＯ
２とを含み−残りがやはり約３３％以下のＣａｂ／Ｃａ
Ｆ２混合物からなり、ＣａＦｚの割合が好ましくは０，
５〜５％である。この材料はガラスタイプ、好ましくは
部分的に結晶化したガラスのタイプである。このガラス
は場合によっては全面的に結晶化したものであり得る。

このような材料を使用すれば、骨組織との化学的結合又
は接合により特に頑強で耐性の高い生物学的固定が得ら
れる。

本発明の材料における反応層、即ち骨ｊｆｉ織と反応す
る層は厚みは極めてＪいが、堅牢性は極めて高い。また
、化学結合に由来する反応が生体反応性材料の内部に伝
搬しないため、この生体反応性材料の機械的特性、特に
破壊強さが変化することはない、この材料の生体反応性
は前記した先行技術のガラスより小さいが生物学的固定
を行うには十分であり、生体反応層はより大きい荷重又
は応力に耐えることができると判明した。前述のごとき
複合体を形成するために本発明で使用する生物適合性の
高い構造材は、後述の複合体製造条件では通常不融性で
あり、生体反応性材料に対して不活性である。この構造
材はＴｉのような金属及びその合金から選択するが、Ｔ
３　Ｗｂ及びその合金、又は炭化物、ホウ化物、窒化物
のようなセラミック、肩玉、サファイヤ、ダイヤモンド
等のような単結晶も使用し得る。これらの構造材は粉末
、分散された長いもしくは短い繊維（ホイス力）、繊維
質プレフォームもしくは他の多孔質体（ＩＮえば粉末の
焼結によって形成したもの）、中実もしくは中空の塊状
体等の形態で使用し得る。

生体反応性材料と構造材とが十分に密着し合うためには
、これら２種類の材料の膨張率が類似していることが重
要である。好ましくは、生体反応性材料の膨張率が構造
材の膨張率よりやや低くなるようにする。このようにす
れば、製造中に特に冷却段階で生じる生体反応性材料の
亀裂及び脆化も回避される。ちなみに、前記ｆ１造材は
０〜１００℃の温度範囲で膨張率が常にｔｏ−に−以下
と小さいが、ステンレス鋼の膨張率はそれより高く、約
１６１０−ＳＫ−１である。

従って、本発明の生体反応性材料は通常１０−５に−以
下の膨張率を有し、塊状又は粉砕状の構造材特にＴｉ（
繊維状、粉末状等）に完璧に密着する。

最終製品に観察される結晶質相は主にデビトライトＮａ
ｚＣａｓＳｉｉＯｔｉ又は（Ｎａ２０）　（ＣａＯ）：
＋　（ＳｉＯｚ）ｉであるが、少量のフルオロリン灰石
Ｃａ、０（１０，）、Ｆ２及びアグレライト（ａｇｒｅ
ｌｌｉｔｅ）ＮａＣａｚＳｉ＜０＋ｏＦもしくは（Ｎａ
Ｆ）（ＣａＯ）２（ＳｉＯｚ）−も含む。

アルミナ及び／又はホウ素化合物の存在は望ましくない
。

前駆体混合物は前記成分を必要な側合で含む。

この混合物を得るには、アルカリ金属酸化物を好ましく
は炭酸塩、リン酸塩、酸性リン酸塩等のタイプの化合物
のうち少なくとも１種類の化合物の形態で導入し、Ｐ２
Ｏ３を好ましくはアルカリ金属又はアルカリ土類金属の
リン酸塩又は酸性リン酸塩、例えばＣａｌｌＰＯ＜の形
態で導入し、ＳｉＯｚをそのままの形態で導入し、アル
カリ土類金属酸化物、通常はＣａＯｆ、好ましくは炭酸
塩、リン酸塩、酸化物の形態で導入し、フッ化物を好ま
しくはＣａＦｚの形態で導入する。

これらの粉末の割合は、最終製品のカチオン、リン酸塩
及びフッ化物の含量が前記範囲内に含まれるように決定
する一 次いで前記粉末混合物を溶融し、均質化し、型内に注入
（鋳造）する。これを放冷すると、非結晶化ガラスが得
られる。このガラスは任意に例えば６５０℃で４時ｒｒ
ＩＩｖｔ鈍処理し得る。このようにして形成される中間
ガラスは実質的に結晶質相を含まない。このガラスを微
粉砕処理にかける。その結果得られる粉末は組成が均一
である。この粉末は、好ましくは、後述のように第２段
階で複合体の製造に使用する。

前記粉砕ガラスはまた前記第２段階で、冷間圧縮により
成形し次いで自然な状態での焼結もしくは加圧下での焼
結にかけるか、又は加圧焼結に直接かけ得る。加圧焼結
は必ず真空化による脱ガス処理の後で行う、この加圧焼
結は一軸、多軸又は好ましくは等圧（ＨＩＰ＝Ｉｉｏｔ
　ＩｓｏｓＬｉｔｉｃ　Ｐｒｅｓｓｉｎｇ）にする。そ
の結果、前述のごとく結晶質相を含み得るガラス形態の
生体反応性材料からなる部材が得られる。粉砕中間ガラ
スを形成する段階の後で最終的生体反応製品を形成する
前記第２製造段階では、通常、材料が液体状態を示すこ
とはない。

出発粉末の溶融及び凝固によって得られる中間ガラスは
結晶質相を含まないことが重要である。

実際、焼結後に得られる最終的生体反応性材料に所望の
結晶質相が存在するようにする−と、特に高品質の強化
複合体（特に多孔質構造材の骨格を用いて形成したもの
）又はめっき複合体を（後述の方法で）製造する場合に
は、大きな問題が生じ得る。

異なる構成要素が密着し合い、最終製品の構造に作用し
且つ生理学的媒質と最適に反応するためには、組成を前
記範囲に維持することが不可欠である。このような組合
わせにすると、予想外のことに、特に生物学的固定と、
最終製品のａ械的特−性と、複合部材を得るための＃Ｉ
造林に対する所望の密着性と、生物適合性及び無害性と
を一度に改善せしめる特性が得られる。

例えば、最終製品で弐Ｎａ２０のアルカリ金属酸化物含
量が少なすぎると、溶融混合物の流動性が不十分になり
ガラスの形成が難しくなる池に、最終製品での結晶化が
速くなりすぎて土、分に制御できなくなる。５％以下で
は、出発粉末混合物を溶融し次いで凝固しても非結晶化
ガラスは得られない。

この含量の前記下限値は、骨組織との化学的結合を生起
する反応を開始させる値でもある。逆に、この含量が前
記上限値を超えると膨張率を十分に小さくすることがで
きなくなり、またガラスと体液との反応が強くなりすぎ
るため材料が経時的に劣化する傾向が強まり、界面の機
械的特性が著しく低下する。

また、シリカには生体反応性を低下させる機能がある。

シリカ含量が前記限界値を超えると生体反応性が弱くな
りすぎ、骨との界面結合の堅牢性が低下する。Ｓｉ０２
含量が６０％に達すると、生物学的固定は行われなくな
る。この含量が前記限界値より少ないと膨張率が不適当
になり、且つ生体反応が大きくなりすぎるため厚くて堅
牢性に欠ける反応層が形成される。

フッ化物の存在は、第２製造段階における結晶化の生起
及び制御をより簡単に実施するために欠かせないもので
ある。フッ化物の存在はまた、生体反応性の低下及び結
合反応の移行の制限にも寄みを検出できるぎりぎりの限
界まで薄くすることができ、該層の均質性が改善される
。また、材料が生物学的媒質中で長期にわたり大きな安
定性を有するようになり、無視し得る程の溶解が起こる
だけで脆化は起こらなくなる。

フッ化物含量が前記上限値を超えると、少量のＨａ２０
及び大量のＳｉＯ□が同時に使用されることがら、下記
の結果が生じる。

−溶融ガラスの流動性が低下し、この流動性が得られな
くなる可縫性がある。

−中間ガラス中で制御不可能な有害な結晶化の開始が起
こる。

−第２製造段階の焼結処理時の結晶化が、好ましくは榎
侵に生起すべきものであるにも拘わらず十分にｓ制御で
きなくなるため、最終製品（特に複合製品）の品質が低
下する。

−生物学的固定反応が次第に消滅する。

また、フッ化物は量が多すぎると毒性を示すため、その
危険を軽減すべく使用量をできるだけ制限することが好
ましい。このような制限を行うためには、前述のごとく
、限定量のＮＪ１２０と比較的大量のＳｉＯｚとを組合
わせて使用する。これらの物質を使用すると最終製品の
反応性が制限され、所期の複合体に適合した膨張率が得
られる。

このように、本発明の生体反応性材料は膨張率の低い構
造材を含む複合体の形成に適しているため、米国特許第
４４８８９０８号（ＤＵＣＩＩＥＹＨＥ）　ノ材料とは
異なる。

本発明の材料はまた、ｔｈ、０、Ｓｉｎ。及びフッ化物
の含量の組合わせ方の点で米国特許第４７７５６４６号
（ＨＥＮＣＩＩ）の材料とも異なる。この先行技術では
、大量のＮ１Ｎ２０と反応性を大きくする上で好ましい
量のＳｉｎ２とを使用しても、反応性を十分に小さくす
るのに必要な大量のフッ化物によってその効果が相殺さ
れ、膨張率が大きくなる。従って、このような組成では
、本発明で望まれる小さい膨張率を得るのは難しく、大
量のフッ化物に起因する問題（毒性、結晶化等）を回避
することも困難であると思われる。

前記先行特許はまた、ＣａＯに代えてＣａＦ、を使用す
ればＪＭＳ誌に記載の組成を有する製品を実現できると
いうことを示唆するものではない。実際、このようにし
てフッ化物の最低含量が示唆されても、それは本発明の
上限値を上回ることになる。

本発明の材料は特に複合形の骨用補綴又は歯科インプラ
ントの製造に適している。即ち、本発明の材料は通常、
これを補強するための構造材と部材は複合体の製造条件
下で不蓄性と化学的不活性とを示すようなものでなけれ
ばならない、複合体は強化形又はめっき形であり得る。

強化複合部材では２種類の材料、即ち生体反応性材料及
び構造材が密着し合う、この場合の構造材料は出発時に
、生体反応性材料を構成する粉末と混合される粉末もし
くはばらの分散繊維の形態を有するか、又は生体反応性
材料を受容することになる多孔質骨格（絡み合った繊維
からなる焼結もしくは未焼結プレフォーム、又は焼結材
料からなる多孔質プレフォーム）の形態を有し得る。生
体反応性材料で満たされる前の骨格の孔の割合は通常、
総体積の１５〜９０％、好ましくは３０〜７０％である
。

めっき複合部材では、構造材からなる中空又は中実の塊
状部材が生体反応性材料からなる付着力の強い層で被覆
される。

本発明の生体反応性材料は特に、Ｔｉをベースとする複
合部材の製造に適している。このような組合わせにする
と、中間層が０．０２〜２１と著しく薄くなり、且つ先
行技術のバイオガラス−ステンレス鋼複合体を使用した
場合に観察される弗化骨組織の膨らみが完全に消滅する
。

本発明は、前述のごときｆｌ造材を含む複合部材の製造
方法にも係わるにの製造方法は下記の操作ステップを含
む。

８）アルカリ金属炭酸塩、シリカ、アルカリ土類金属酸
化物、リン酸塩及びフッ化物の粉末を所望の割合で混合
し、 ５）この混合物を、好ましくはフッ化物の分離を制限す
るように形成された容器で溶融、均質化し、０）装入物
を分割して型に注入し、且つ放冷する。

この段階で、前述のごとく焼鈍処理し得る本発明のガラ
スが得られる。

６）ステップＣ）で得られたガラスを微粉砕して、平均
粒度約１００Ｈ以下、好ましくは４０１＋ｎ以下の非結
晶質粉末を形成し、これを任意に乾燥する。

０）構造材を任意に調整し及び／又は準備した後で未加
工状態の複合体を形成する。この操作には、形成すべき
複合部材のタイプに応じて下記のような様々な方法を使
用し得る。

−強化複合体の場合ニ ステップｄ）で微粉砕し且つ乾燥した生体反応性材料の
粉末に、粉末又は分散繊維形態の構造材を好ましくは乾
燥状態で混入し、この混合物を型に入れて成形するか、 又は、鋳型内に構造材からなる多孔質骨格又は多孔質骨
格で被覆した塊状体を導入し、ステップｄ）で得た非結
晶化粉砕ガラスを鋳型内の前記骨格又は塊状体の周りに
均等に分配する。前記粉砕ガラスは多孔質体の周りに分
配された時にその多孔質体の孔の中に侵入しないことも
あり得る。これには利点がある。

−めっき複合体の場合は、構造材からなる塊状体を鋳型
内に導入し、ステツー７”ｄ）の粉末を鋳型内の前記塊
状体の周りに均等に分配する。

ｆ）成形が完了したら下記の操作を行う。

−多孔質骨格を含まない強化複合体の場合：・　冷間圧
縮の後で、自然状態での焼結（もしくは同時焼結）を行
う熱処理（方法１）又は加圧下での焼結（方法２）にか
けるかー ・　又は加圧下での焼結に直接かける（方法３）。

−多孔質骨格を含むか又は多孔質骨格で被覆された塊状
体を含む強化複合体の場合は方法２、好ましくは方法３
で処理する。

−めつき複合体の場合は方法１又は２、好ましくは方法
３を使用する。

加圧下での焼結は、鋳型を閉鎖し真空下で脱ガス処理し
てから行う。この処理は一軸、多軸であってよいが、好
ましくは等圧焼結（ＨＩＰ）にする。

加圧下での焼結を行う時は、ガラスが十分に流動化した
ら結晶化によってガラスの流動性が低下しないうちに圧
力を加えなければならない、通常は５００〜８５０℃、
好ましくは６００℃〜８００℃で、且つ少なくともガラ
ス軟化点より高い温度で、大きな圧力を加えて操作する
。加える圧力は通常５０〜１０００バールである。これ
らの条件は少なくとも１分間、好ましくは少なくとも１
５分間維持するが、結晶が有害な大きさになるのを回避
するためには５時間、好ましくは２時間を超えてはなら
ない。

８）少なくとも約５００℃〜室温までの範囲で好ましく
はゆっくりと冷却を行う。

ｈ）表面亀裂等の周縁欠陥が生した場合にはこれを削除
すべぐ研磨又は切削を実施し得る。部材の核は実質的に
欠陥を生じない、構造材特にＴｉからなる多孔質骨格を
含む強化複合体の場合には、この構造材が複合体の表面
とすれすれに現れるまで切削を行うと有利である。

１１　Ｉ　Ｐ法の使用は、特に構造材が金属、特にＴｉ
の場合には、生体反応性材料と構造材とを十分に密着さ
せる上で効果的である。

この種の方法を使用すると、通常は生体反応性材料の結
晶化率が４０％以上になり、より一般的には８０％を超
える。この結晶化率は、場合によっては１００％に達し
得る。

このようにして、生体反応性材料中に分散されたｆｉｌ
造材の粒子又は繊維を含む同時焼結複合体か、構造材か
らなる核が生体反応性材料の層で被覆されためっき複合
体か、又は構造材が任意に塊状体を被覆する多孔質骨格
の形態を有し、その孔が生体反応性材料で完全に満たさ
れている複合体が得られる。

複合部材が歯科インプラントの場合は、本発明の方法に
よって、多孔質骨格で被覆され且つ（パームコサルパス
を固定するために）ロッドを挿入することが℃きる同軸
内腔を備えた塊状核を含む全体的に円筒形のインプラン
トを形成することができる。このようにすれば、骨格と
核とが金属を介して連結されることになる。

この種の方法は特に、溶融した生体反応性材料と接触し
ても反応することのないＴｉをベースとする複合体の製
造に適している。その場合は、ガラス粉末とＴｉ繊維と
の混合物を同時焼結するか、Ｔｉからなる塊状体を被覆
する生体反応性材料を任意に前記金属と生体反応性材料
との間の表面堆積物（ｉｎｃｒｕｓｔａＬｉｏｎｓ）と
共に同時焼結するか、又は多孔質骨格に生体反応性材料
を浸透させる。この方法は、前記した他のｆｉｔ造材に
も適用できる。但し、これらの別の構造材が溶融生体反
応性材料と反応しない限り、焼結処理に代えて、溶融浴
で多孔質骨格の含浸処理を行い、次いで冷却した後、任
意に７５０℃で４時間の焼鈍を行うようにすることもで
きる、　絶対必要条件ではないが、構造材（例えば粉末
、繊維、多孔質骨格、塊状体等）はしばしば、生体反応
性材料の前駆体粉末との接触の前に準備し及び／又は調
整しておくと有利である。

これらの処理は、材料間の密着性を向上させるための化
学的下地処理又は他の表面処理であり得る。

本発明の複合体では構造材が表面に現れていても又はい
なくても、骨形成時に、先行技術のステンレス鋼−ガラ
ス複合体に見られるような有害な炎症現象が骨−複合体
界面に生じることはない。

従って、構造材が露出して補綴の周縁の体液と接触して
も問題はないため、骨の形成にとって許容し得ない結果
を伴わずに補綴を切削加工することができる。

生体反応性材料と構造材との間の密着性はいずれの場合
も極めて良好である。

夫１燵 実施例１は先行技術の方法で製造した複合インプラント
に見られる問題を説明するためのものであり、実施例２
は本発明の複合インプラントの製造方法と動物に移植し
た場合の結果とを説明するためのものである。

支１燵［ ステンレス鋼と下記の岨成を有する４５−Ｓ−５タイプ
のガラスとを用いて先行技術の歯科インプラントを製造
した。

Ｓｉｏｚ　：　４５　　％ ８ａ２０　：　２４−５％ Ｃａ０　：　　２４．５％ Ｐ、Ｏｓ：　　６　　％ これらのインプラントは、一端が閉鎖された中空円筒形
部材からなる。この部材はステンレス銅な複合体である
。開放端部を除いてこの部材の外側を前記生体反応ガラ
スの外装で被覆する。この円筒形部材の内腔に、上端部
にステンレス製パームコサルパスを固定し得るステンレ
ス鋼製塊状体を隙間なく固定する。これは、根と称する
前記アセンブリと口腔とを結合し、歯科補綴の取付けを
可能にするためのものである。

根の周りの生体反応ガラスの外装は、骨ｊｆｌ職と該複
合体のステンレス鋼との間の直接的接触な防止するため
に必要なものであるが、この外装が存在すると骨の形成
が阻止され、従ってインプラントの固定に著しい悪影響
が及ぼされる。

これらのインプラントを、部分的に無歯状態にした複数
の犬のあごに取り付けた。

移植してから３ケ月後に半数を切除し、顕微鏡と微量化
学的手法とで分析した。

その結果、ガラス外装に複数の亀裂が見られ、これらの
亀裂を介してステンレス鋼繊維が体液と接触しており、
ステンレス鋼イオンとガラスイオンとの同時作用によっ
て骨の形成が局部的に妨害されていることが判明した。

前記亀裂自体は炎症の原因になり得る。

残りの半数は、パームコサルパスの設置後に咀啜力を加
えた。その結果、大多数のインプラントが荷重下で欠陥
を生じることが判明した。これは、生体反応ガラスの外
装と骨組織との間の結合部が脆化したためである。この
脆化の原因は、ガラス外装の外面に数百ｌＩＩ１１に及
ぶ厚すぎる反応層が存在することにある。実際、このガ
ラスは反応性が大きすぎるため化学反応が外装内部に伝
搬しており、ガラスを腕化させるガラス組成変化が観察
された。

１１重電 この実施例では、本発明の歯科用複合インプラントの製
造と、これらのインプラントを動物に移植した場合の結
果とを示す。最初に、Ｔｉ繊維からなる骨格を製造した
。そのためには、長さ４ＩＩＩＩｌ＋、直径約５０ｐｍ
のばらの繊維を使用した。繊維の長さ及び直径は製造す
べき部材の大きさに応じて変えることができ、例えばよ
り大きな骨用補綴を製造したい場合にはより長い長さ及
び直径にし得る。

好ましくはこれらの繊維を調整処理にかける。

この実施例では前記処理として下記の操作を行った。

目の狙い振動篩にかけてこれらの繊維をほぐし、２０％
硝酸及び２％フッ化水素酸を含む水溶液で処理し、洗浄
し乾燥した後で２回目の篩操作を行い、予備圧縮し且つ
ほぐす。

次いで、円筒形多孔質骨格（多孔率６０％）を形成すべ
く、焼結時に予測される収縮及び孔の充填を考慮しなが
ら、所望の最終形態及び寸法に冷間圧縮し、非集塊繊維
を除去する。真空下１１５０℃で２時間焼結する。この
円筒体に軸線方向の孔を形成し、この孔にＴｉの塊状部
材を挿入する（この組立ては次いで歯科補綴の配置に必
要なパームコサルバスを取付けるために行う）、アルカ
リ性下地処理の後で、Ｔｉ塊状部材と繊維状骨格とを結
合させるための２回目の焼結を行う。

次いで、好ましくは陽極酸化を行う。これは、Ｈ−ｆｏ
−−Ｈ−ＳＯ４−ＮａｚｌｌＰＯ−ＳｉＯｚ　、ＸＩＩ
２０を含む電解質によって生体反応セラミックの密着性
を改善するための処理である。

その一方で、下記の組成の粉末混合物を調製する： Ｓｉｏｚ　：　　４１．０重量％ Ｎａ、ＣＯ，：　１：１５重量％ ＣａＣＯ，：　　３３．９重１％ ＣａＨＰＯ，：　　９．１重量％ 　　　ＣａＦ２：　　　２．５重量％ これを塁付き坩堝内に導入する。この混合物を１３５０
℃で溶融し、均質化し、装入物全体を分割して型内に注
入する。

冷却後に６５０℃で４時間焼鈍処理し、２０時間放冷す
る。これを粉砕して平均粒度１５ｐｍの粉末にする。

この粉末を乾燥する。前記Ｔｉ骨格を銅型の中に配置し
、乾燥した前記粉末をその周りに分配し、真空下で溶接
により型を閉頷する。温度を３０℃／分の速度で８００
℃まで上げ、この時点で２００バールから１０００バー
ルまで規則的に変化する圧力を加え、これらの条件を１
時間維持して等圧焼結を行う。

ゆっくり冷却させる。型抜き後、得られた複合体を研磨
し、Ｔｉ繊維を表面に露出させて、複合体に最終的形状
を与える。Ｔｉの表面分布は均一であり、露出繊維の表
面積対生体反応性材料の表面積の比は約６５：３５であ
る。

結果は下記の通りである。

Ｆの最終含量は０．９２重量％である。

このインプラントを前述のごとく犬のあごに移植する。

移植してから３ケ月後の観察結果を下に示すニー　チタ
ン−生体反応ガラスの複合体と骨組織との間の界面には
前述のごとき不均質欠陥がみられない、金属繊維が体液
と接触してもこの界面での骨形成は妨害されない。

−反応層が均一であり且つ極めて薄い（数ミクロン）、
また、生体反応性材料の組成変化が該材料の内部には殆
んど延びておらず、従ってガラスが脆化していない、生
体反応性材料と骨との結合及び該材料の骨伝導性が十分
に維持されている。

従って生体反応性材料に損傷がなく、堅牢性が保持され
ている。

従って、骨結合の機械的耐性に欠点は見られず、ガラス
及びインプラントに亀裂他の欠陥も見られなかった。

−骨と生体反応性材料との結合が既にほぼ完全に実行さ
れている。形成された骨は生体反応性材料の成る領域か
ら別の領域に延びて、露出Ｔｉ繊維にまたがる小さな骨
組織架橋を構成するように見える。Ｔｉ繊維と前記骨架
橋との間に存在する中間領域には時折、類骨の上にかぶ
さってＴｉと接触する結合組織が見られる。従って、こ
の中間領域が骨ｆｆｉ職に変換され、その結果前記骨組
織とＴｉとが直接接触することになる。

Claims (25)

【特許請求の範囲】
1. （１）一般に低膨張率構造材と組合わせられて骨補綴又
   は歯科インプラント用の複合部材の製造に使用される反
   応性の制限された改良生体反応性材料であって、化学的
   結合により骨組織に接合されるが、この結合部が骨形成
   欠陥をもたず、厚みが薄いと同時に大幅に改善された機
   械的強度を有し、この生体反応性材料はまた膨張率が小
   さく且つ前記構造材に極めて良く密着し、重量％で５〜
   １４％のＮａ＿２Ｏと、０〜１２％のＰ＿２Ｏ＿５と、
   ４９〜５７％のＳｉＯ＿２とを含み、残りが約３３％以
   下のＣａＯ／ＣａＦ＿２混合物からなり、ＣａＦ＿２の
   割合が０．５〜７％であることを特徴とする材料。
2. （２）８〜１２％のＮａ＿２Ｏと、４〜８％のＰ＿２Ｏ
   ＿５と、５０〜５４％のＳｉＯ＿２とを含み、残りが約
   ３３％以下のＣａＯ／ＣａＦ＿２混合物からなり、Ｃａ
   Ｆ＿２の割合が０．５〜５％であることを特徴とする請
   求項１に記載の材料。
3. （３）ガラスであることを特徴とする請求項１又は２に
   記載の材料。
4. （４）最終結晶率が４０％以上、好ましくは８０％以上
   の結晶化ガラスであることを特徴とする請求項１又は２
   に記載の材料。
5. （５）炭酸塩、リン酸塩、シリカ、酸化物及びフッ化物
   を含み前記材料の前駆体となる粉末混合物を出発材料と
   し、これを溶融し、均質化し、鋳造し、冷却して非結晶
   化中間ガラスを形成し、これを任意に焼鈍処理し、次い
   で粉砕し、得られた非結晶化粉砕ガラスを、冷間圧縮で
   成形し次いで自然な状態での焼結もしくは脱ガス後の加
   圧下での焼結にかけるか、又は脱ガス後の加圧下での焼
   結に直接かけ、次いで冷却し且つ任意に研磨もしくは切
   削加工することを特徴とする請求項１から４のいずれか
   一項に記載の材料の製造方法。
6. （６）アルカリ金属炭酸塩、リン酸塩、シリカ、アルカ
   リ土類金属酸化物及びフッ化物を含み前記材料の前駆体
   となる粉末混合物を出発材料とし、これを溶融し、均質
   化し、鋳造し、冷却して非結晶化ガラスを形成し、これ
   を任意に焼鈍処理し、次いで粉砕し、構造材と組合わせ
   、次いで非結晶化粉砕ガラスと構造材との全体を冷間圧
   縮で成形し、自然な状態で焼結もしくは脱ガス後の加圧
   下での焼結にかけるか、又は脱ガス後の加圧下での焼結
   に直接かけ、次いで冷却し且つ任意に研磨もしくは切削
   加工することを特徴とする請求項１から４のいずれか一
   項に記載の材料の製造方法。
7. （７）加圧下での焼結が熱間等圧プレス（ＨＩＰ＝Ｈｏ
   ｔＩｓｏｓｔａｔｉｃＰｒｅｓｓｉｎｇ）であることを
   特徴とする請求項５又は６に記載の方法。
8. （８）請求項１から４のいずれか一項に記載の生体反応
   性材料と構造材とを含む複合体。
9. （９）生体反応性材料と構造材とを密着させた強化複合
   体であることを特徴とする請求項８に記載の複合体。
10. （１０）中空又は中実塊状部材形態の構造材を生体反応
    性材料で被覆しためっき複合体であることを特徴とする
    請求項８に記載の複合体。
11. （１１）構造材がＴｉ又はその合金であることを特徴と
    する請求項８から１０のいずれか一項に記載の複合体。
12. （１２）構造材がＴａ、Ｎｂ又はその合金から選択され
    ることを特徴とする請求項８から１０のいずれか一項に
    記載の複合体。
13. （１３）構造材がセラミックもしくは金属の繊維、炭化
    物、ホウ化物、窒化物、単結晶から選択されることを特
    徴とする請求項８から１０のいずれか一項に記載の複合
    体。
14. （１４）構造材が生体反応性材料中に分散された粒子又
    は繊維の形態を有することを特徴とする請求項８、９、
    １１、１２又は１３のいずれか一項に記載の複合体。
15. （１５）構造材が孔の中に生体反応性材料を受容する多
    孔質骨格の形態を有することを特徴とする請求項８、９
    、１１、１２又は１３のいずれか一項に記載の複合体。
16. （１６）生体反応性材料で満たされる前の骨格の孔の体
    積が総体積の１５〜９０％、好ましくは３０〜７０％で
    あることを特徴とする請求項１５に記載の複合体。
17. （１７）多孔質骨格が繊維質プレフォーム又は焼結物質
    であることを特徴とする請求項１５又は１６に記載の複
    合体。
18. （１８）ヒト又は動物の骨用補綴、好ましくは歯科イン
    プラントの製造に使用されることを特徴とする請求項８
    から１７のいずれか一項に記載の複合体。
19. （１９）請求項６又は７に記載の方法に従い請求項８、
    １０、１１、１２又は１３のいずれか一項に記載のメッ
    キ複合部材を製造する方法であって、構成要素を組合わ
    せる操作が、構造材からなる塊状部材を型内に導入し且
    つこの塊状部材の周りに非結晶化粉砕ガラスを均等に分
    配することからなることを特徴とする方法。
20. （２０）請求項６又は７に記載の方法に従い請求項８、
    ９、１１、１２、１３又は１４のいずれか一項に記載の
    強化複合部材を製造する方法であって、構成要素を組合
    わせる操作が、同時焼結複合体を得るべく、非結晶化粉
    砕ガラスと任意に準備し且つ調整した構造材の粉末もし
    くは分散繊維との混合物を成形のために型内に導入する
    ことからなることを特徴とする方法。
21. （２１）請求項６又は７に記載の方法に従い請求項８、
    ９、１１、１２、１３、１５、１６又は１７のいずれか
    一項に記載の強化複合部材を製造する方法であって、構
    成要素を組合わせる操作が、構造材からなる多孔質骨格
    又は多孔質骨格で被覆された塊状部材を型内に導入し且
    つ型内の前記骨格又は塊状部材の周りに非結晶化粉砕ガ
    ラスを均等に分配することからなることを特徴とする方
    法。
22. （２２）粉砕ガラスの平均粒度が１００μｍ以下、好ま
    しくは４０μｍ以下であることを特徴とする請求項１９
    、２０又は２１のいずれか一項に記載の方法。
23. （２３）加圧下での焼結を５００〜８５０℃、好ましく
    は６００〜８００℃で、且つ少なくともガラスの軟化点
    より高い温度で実施し、圧力は５０〜１０００バールに
    し、これらの条件を１分以上、好ましくは１５分以上且
    つ５時間以下、好ましくは２時間以下にわたって維持す
    ることを特徴とする請求項１９〜２２のいずれか一項に
    記載の方法。
24. （２４）ばらの繊維を篩でほぐし、好ましくはフッ化水
    素酸を含む硝酸水溶液を用いて下地処理し、焼鈍にかけ
    、冷却後に２回目の篩にかけ、予備圧縮し、ほぐし、所
    望の形態に冷間圧縮し、真空下で焼結し、アルカリ溶液
    で処理し、好ましくは陽極酸化処理にかけることによっ
    て調整したＴｉ繊維を用いて多孔質骨格形成し、この多
    孔質骨格を型内に配置することを特徴とする請求項２１
    〜２３のいずれか一項に記載の方法。
25. （２５）研磨又は切削加工によって構造材を複合部材の
    表面に露出させることを特徴とする請求項１９又は２１
    〜２４のいずれか一項に記載の方法。