JPH08173523A - Inbone implant and its manufacture - Google Patents
Inbone implant and its manufactureInfo
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- JPH08173523A JPH08173523A JP6317248A JP31724894A JPH08173523A JP H08173523 A JPH08173523 A JP H08173523A JP 6317248 A JP6317248 A JP 6317248A JP 31724894 A JP31724894 A JP 31724894A JP H08173523 A JPH08173523 A JP H08173523A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、人工歯根、人工関節、
ボ−ンスクリュ−、ボ−ンプレ−ト、ボ−ンフレ−ムな
どの歯科および整形外科の分野で用いられる骨内インプ
ラント及びその製造方法に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to an artificial tooth root, an artificial joint,
The present invention relates to an intraosseous implant used in the fields of dentistry and orthopedics such as a bone screw, a bone plate and a bone frame, and a manufacturing method thereof.
【０００２】[0002]
【従来の技術】近年、人工歯根や人工関節などの骨内イ
ンプラント（以下、インプラントと略称する場合があ
る）の性能は、徐々に進歩してきており、これらを用い
た治療法は一般的になりつつある。理想的なインプラン
トの条件は、手術後、より早期にしかも確実に骨と結合
し、数十年という長期にわたって安定して機能すること
である。長期間生体内で安定に機能させるために、イン
プラントは骨組織に埋植された後、より多くの骨組織に
被覆されることが望まれている。2. Description of the Related Art In recent years, the performance of intraosseous implants (hereinafter sometimes referred to as implants) such as artificial tooth roots and artificial joints has been gradually improved, and treatment methods using them have become common. It's starting. The ideal implant condition is to bond with bone earlier and more reliably after surgery and to function stably for a long period of several decades. In order to function stably in a living body for a long period of time, it is desired that the implant be implanted in bone tissue and then be covered with more bone tissue.
【０００３】そこで、インプラントの表面を改質して骨
組織に対する親和性を向上させる試みがなされている。
インプラントの骨組織に対する親和性を向上させる方法
には、例えば、水酸化アパタイトに代表されるリン酸カ
ルシウム化合物などの生体活性（生体適合）材料の粉末
をプラズマ溶射法により芯体表面に付着させて、骨と直
接結合させる方法や、チタン粉末をプラズマ溶射法によ
り芯体表面に付着させて凹凸を形成させるか、或いはチ
タンやチタン合金のビーズを芯体表面に焼き付けて多孔
体にすることにより、骨との物理的な絡み合いによる維
持力を得る方法等がある。Therefore, attempts have been made to modify the surface of the implant to improve its affinity for bone tissue.
A method for improving the affinity of the implant for bone tissue is, for example, attaching a powder of a bioactive (biocompatible) material such as a calcium phosphate compound typified by hydroxyapatite to the core body surface by plasma spraying, and By directly bonding with titanium, or by attaching titanium powder to the surface of the core by plasma spraying to form irregularities, or by baking beads of titanium or titanium alloy on the surface of the core to form a porous body. There is a method of obtaining the maintenance force by the physical entanglement of.
【０００４】しかしながら、現状では、いまだ充分に満
足できるインプラントものはない。また、骨との化学的
な結合力と骨との物理的な絡み合いによる維持力とを合
わせて持たせるべく、機械加工により芯体に多数の穴を
あけるか、ネジ切りをするか、あるいは化学的に酸でエ
ッチングすることにより、芯体表面を粗くするなどの様
々な工夫を施し、さらにその表面に生体活性材料をコー
ティング（生体活性層の形成）することが検討されてい
る。However, at present, none of the implants are completely satisfactory. In addition, in order to have both a chemical bonding force with the bone and a maintenance force due to the physical entanglement with the bone, the core body is machined to make a large number of holes, threaded, or chemically attached. It is considered that various measures such as roughening the surface of the core body by etching with an acid are performed, and the surface is coated with a bioactive material (formation of a bioactive layer).
【０００５】この場合、生体活性層は生体内で安定でな
くてはならず、細胞による侵襲や劣化による剥離などが
起こらないことが必要である。しかしながら、従来の技
術では、複雑な形状をしたインプラント表面に生体活性
材料を均一に、しかも強固にコーティングすることは困
難であった。例えば、プラズマ溶射法の場合、芯体の外
側表面に生体活性材料をコーティングするのは容易であ
るが、細い貫通穴や円筒環状部等の芯体の内側表面には
溶射物が届かないのでコーティングが困難である。芯体
表面にチタン又はチタン合金のビーズを焼き付けて多孔
体にしたものや、骨欠損部を充填するための多孔質チタ
ンなどでも、内部まで溶射物が到達しないので、表面全
体をコーティングすることは不可能である。また、プラ
ズマ溶射法により形成する生体活性層は、芯体との付着
強度の点で不十分であり、長期間、生体内の激しい環境
下で機能することはできない。In this case, the bioactive layer must be stable in the living body, and it is necessary that it does not peel off due to invasion by cells or deterioration. However, with the conventional techniques, it has been difficult to uniformly and firmly coat the surface of the implant having a complicated shape with the bioactive material. For example, in the case of the plasma spraying method, it is easy to coat the bioactive material on the outer surface of the core body, but the inner surface of the core body such as a thin through hole or a cylindrical annular portion cannot be coated with the sprayed material. Is difficult. Even if the surface of the core body is made by baking beads of titanium or titanium alloy into a porous body, or porous titanium for filling a bone defect portion, the sprayed material does not reach the inside, so it is not possible to coat the entire surface. It is impossible. Further, the bioactive layer formed by the plasma spraying method is insufficient in terms of adhesion strength with the core body and cannot function for a long period of time in a severe environment in the living body.
【０００６】プラズマ溶射法とは別に、ＣａとＰとの化
合物を溶解した溶液にチタン芯体を浸漬した後、加熱焼
成して芯体上にリン酸カルシウムをコーティングさせる
方法が知られている。しかしながら、この方法では、前
記プラズマ溶射法の場合のような形状による制限は少な
いものの、生体活性の効果を得るためには、ある程度の
厚さが必要であり、塗布−焼成工程を何回も繰り返さな
ければならない。そのため、操作が複雑であり、生産性
が悪いという問題点がある。また、この方法で得られた
皮膜（生体活性層）も生体内の安定性が不十分である。
プラズマ溶射法も同様であるが、セラミックス材料であ
るリン酸カルシウムを異種材料の金属材料（例えば、チ
タン）を用いた芯体の表面に強固にコーティングするこ
とは、熱膨張率の差や結晶構造の違いなどから基本的に
困難である。In addition to the plasma spraying method, a method is known in which a titanium core is dipped in a solution in which a compound of Ca and P is dissolved and then baked by heating to coat calcium phosphate on the core. However, in this method, although there are few restrictions due to the shape as in the case of the plasma spraying method, a certain thickness is necessary to obtain the effect of bioactivity, and the coating-firing process is repeated many times. There must be. Therefore, there is a problem that the operation is complicated and the productivity is poor. Further, the film (bioactive layer) obtained by this method also has insufficient in vivo stability.
The same applies to the plasma spraying method, but it is necessary to firmly coat the surface of the core body using a different metal material (for example, titanium) with calcium phosphate, which is a ceramic material, because of the difference in thermal expansion coefficient and the difference in crystal structure. It is basically difficult because
【０００７】一方、陽極酸化を行う方法もある。この方
法は、電解液中でチタン陽極とステンレス鋼などの陰極
との間に電圧を印加して電解し、陽極のチタン表面を電
気化学的に酸化して酸化皮膜を形成する方法であり、装
飾品や建築材料としてのカラーチタンの製造などに利用
されている方法である。このカラーチタンは、膜厚が薄
い所謂干渉膜であり、チタン製の人工歯根を金色にし
て、歯肉との色を合わせる際にも利用されている。On the other hand, there is also a method of performing anodic oxidation. This method is a method of applying a voltage between a titanium anode and a cathode such as stainless steel in an electrolytic solution to electrolyze, and electrochemically oxidizing the titanium surface of the anode to form an oxide film. It is a method used in the production of colored titanium as a product and building material. This color titanium is a so-called interference film having a small film thickness, and is also used when the artificial tooth root made of titanium is made golden and the color thereof is matched with the gum.
【０００８】この方法は、１μｍ以上の比較的厚い酸化
皮膜を形成することが容易である、形成した皮膜と芯体
との密着性も良好である、任意形状の物に均一にコーテ
ィングすることができる、また簡易な装置で短時間に処
理することができる、などの利点を有している。ところ
が、酸化皮膜の成分が単なる酸化チタンでは、骨組織と
の親和性が向上するとは限らないので、インプラントに
必要とされる機能をさらに与える必要がある。According to this method, it is easy to form a comparatively thick oxide film having a thickness of 1 μm or more, the adhesion between the formed film and the core is good, and a product having an arbitrary shape can be uniformly coated. It has an advantage that it can be processed in a short time with a simple device. However, if titanium oxide is the only component of the oxide film, it does not necessarily improve the affinity with bone tissue, so it is necessary to further provide the function required for the implant.
【０００９】そこで本発明者は、特願平４−２８５２５
において、ＣａイオンとＰイオンを含有する電解質中
で、チタン及びチタン合金からなる任意形状のインプラ
ントを陽極酸化し、その表面にＣａとＰとを含む陽極酸
化皮膜を形成させること、そして必要に応じてさらに、
この酸化皮膜を水熱処理することにより、表面に水酸化
アパタイトなどのリン酸カルシウム化合物を析出させて
皮膜を形成する（以下、この様に形成された皮膜を「水
酸化アパタイト皮膜」と呼ぶ）製造方法を提案した。Therefore, the inventor of the present invention has filed Japanese Patent Application No. 4-28525.
In, in an electrolyte containing Ca ions and P ions, an implant of arbitrary shape made of titanium and titanium alloy is anodized to form an anodized film containing Ca and P on the surface thereof, and, if necessary, In addition,
By hydrothermally treating this oxide film, a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite is deposited on the surface to form a film (hereinafter, the film thus formed is referred to as a "hydroxyapatite film"). Proposed.
【００１０】[0010]
【発明が解決しようとする課題】しかし、チタンからな
る芯体の強度はあまり高くないので、しばしばインプラ
ントの破折例が報告されている。そこで、高い荷重がか
かる場合には、強度がチタンより高いステンレス鋼（SU
S316）、Co-Cr-Mo合金（Vitallium）及びTi-6Al-4V合金
などが芯体材料として使用されている。However, since the strength of the core body made of titanium is not so high, fracture cases of implants are often reported. Therefore, under high load, stainless steel (SU
S316), Co-Cr-Mo alloy (Vitallium) and Ti-6Al-4V alloy are used as core materials.
【００１１】しかし、チタンおよびチタン合金などのチ
タン系以外の金属であるステンレス鋼とCo-Cr-Mo合金の
表面には、前記技術を用いてＣａとＰとを含む陽極酸化
皮膜を形成することができないという問題点がある。ま
た、Ti-6Al-4V合金の表面にはＣａとＰとを含む陽極酸
化皮膜を形成することができるが、陽極酸化皮膜中にＴ
ｉだけでなくＶの酸化物も形成されてしまうという問題
点がある。Ｖイオンは発ガン性を持つことが指摘され、
Ｖを含む材料が生体組織内に露出されることは好ましく
ない。However, an anodized film containing Ca and P should be formed on the surfaces of stainless steel and Co-Cr-Mo alloy, which are metals other than titanium such as titanium and titanium alloy, by using the above-mentioned technique. There is a problem that you cannot do it. Moreover, an anodized film containing Ca and P can be formed on the surface of the Ti-6Al-4V alloy.
There is a problem that not only i but also V oxide is formed. It was pointed out that V ion has carcinogenicity,
It is not preferable that the material containing V is exposed in the living tissue.
【００１２】しかも、酸化皮膜の色もＶの酸化物の色を
反映して茶色又は緑茶色となり、インプラントを埋植し
たときに、歯肉から露出する部分の審美性に欠けるとい
う問題点がある。本発明は、かかる問題点に鑑みてなさ
れたものであり、破折し難い骨内インプラントであっ
て、安全で審美性があり、しかも生体活性な骨内インプ
ラント及びその製造方法を提供することを目的とする。Moreover, the color of the oxide film becomes brown or greenish brown, which reflects the color of the oxide of V, and there is a problem that when the implant is implanted, the part exposed from the gingiva lacks aesthetics. The present invention has been made in view of the above problems, is an intraosseous implant that is not easily fractured, is safe and aesthetic, and provides a bioactive intraosseous implant and a method for producing the same. To aim.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】そのため、本発明は第一
に、「少なくともチタン芯体よりも強度が大きい金属芯
体と、該金属芯体の表面に設けたチタン層とからなる骨
内インプラント。（請求項１）」を提供する。また、本
発明は第二に「前記チタン層が前記金属芯体の表面のう
ち骨組織に埋入される部分の表面に設けられていること
を特徴とする請求項１記載の骨内インプラント（請求項
２）」を提供する。Therefore, the first aspect of the present invention is to provide an "intraosseous implant comprising a metal core having a strength at least higher than that of a titanium core and a titanium layer provided on the surface of the metal core. (Claim 1) ”is provided. In addition, the present invention secondly provides that "the titanium layer is provided on a surface of a portion of the surface of the metal core body to be embedded in a bone tissue. Claim 2) "is provided.
【００１４】また、本発明は第三に「チタン合金、ステ
ンレス鋼又はCo-Cr-Mo合金を芯体に用いたことを特徴と
する請求項１又は２記載の骨内インプラント。（請求項
３）」を提供する。また、本発明は第四に「前記チタン
層の表面にＣａとＰとを含む陽極酸化皮膜を設けたこと
を特徴とする請求項１〜３記載の骨内インプラント。
（請求項４）」を提供する。The third aspect of the present invention is the intraosseous implant according to claim 1 or 2, wherein "titanium alloy, stainless steel or Co-Cr-Mo alloy is used for the core. )"I will provide a. In a fourth aspect of the present invention, the intraosseous implant according to any one of claims 1 to 3, wherein an anodized film containing Ca and P is provided on the surface of the titanium layer.
(Claim 4) "is provided.
【００１５】また、本発明は第五に「前記陽極酸化皮膜
の表面にリン酸カルシウム化合物を析出させてなること
を特徴とする請求項４記載の骨内インプラント。（請求
項５）」を提供する。また、本発明は第六に「少なくと
も、チタン芯体よりも強度が大きい金属芯体表面にチタ
ン層を形成する工程と、前記チタン層を形成した金属芯
体表面をＣａイオンとＰイオン、又はＣａイオンとリン
酸イオンを含む電解溶液中で陽極酸化する工程と、前記
陽極酸化により形成されたＣａとＰとを含むチタン陽極
酸化皮膜を高圧水蒸気中で水熱処理することにより、皮
膜表面にリン酸カルシウム化合物を析出させる工程と、
からなる骨内インプラントの製造方法。（請求項６）」
を提供する。また、本発明は第七に「前記チタン層は、
チタン粉末を前記芯体表面にプラズマ溶射することによ
り形成することを特徴とする請求項６記載の骨内インプ
ラントの製造方法。（請求項７）」を提供する。また、
本発明は第八に「前記チタン層は、チタンビ−ズを前記
芯体表面に焼結させることにより形成することを特徴と
する請求項６記載の骨内インプラントの製造方法。（請
求項８）」を提供する。The fifth aspect of the present invention provides the "intraosseous implant according to claim 4, wherein the calcium phosphate compound is deposited on the surface of the anodized film." The sixth aspect of the present invention is "at least a step of forming a titanium layer on the surface of a metal core body having a strength higher than that of the titanium core body; A step of anodizing in an electrolytic solution containing Ca ions and phosphate ions, and a hydrothermal treatment of the titanium anodized film containing Ca and P formed by the anodization in high-pressure steam to give calcium phosphate on the surface of the film. Depositing the compound,
A method for producing an intraosseous implant. (Claim 6) "
I will provide a. In the seventh aspect of the present invention, "the titanium layer is
The method for producing an intraosseous implant according to claim 6, wherein the surface of the core is plasma sprayed with titanium powder. (Claim 7) "is provided. Also,
An eighth aspect of the present invention is the method for manufacturing an intraosseous implant according to claim 6, wherein the titanium layer is formed by sintering titanium beads on the surface of the core body. "I will provide a.
【００１６】[0016]
【作用】本発明の骨内インプラントは、チタンよりも強
度が高く、しかも骨に対する親和性も優れている。本発
明にかかる金属芯体の材料は、チタンより強度が大きい
金属の材料であればよく、例えば、ステンレス鋼（SUS3
16）、Co-Cr-Mo合金（Vitallium）、チタン合金 等が
好ましい。特に、チタン合金の中でもTi-6Al-4V合金
は、軽量で高い生体親和性と耐腐食性をもつので好まし
い。The endosseous implant of the present invention has higher strength than titanium and has an excellent affinity for bone. The material of the metal core body according to the present invention may be a metal material having a strength higher than that of titanium, such as stainless steel (SUS3
16), Co-Cr-Mo alloy (Vitallium), titanium alloy and the like are preferable. Among titanium alloys, Ti-6Al-4V alloy is particularly preferable because it is lightweight and has high biocompatibility and corrosion resistance.
【００１７】本発明にかかる芯体表面にはチタン層を形
成してあるので、ステンレス鋼（SUS316）、Co-Cr-Mo合
金（Vitallium）、チタン合金等を芯体材料とした場合
でも、陽極酸化が可能となり、しかも極めて有害なＮ
ｉ、Ｖなどの金属イオンの溶出を防止できるという効果
がある。本発明にかかるチタン層表面にはＣａとＰとを
含んだ陽極酸化皮膜が形成されているが、この皮膜はチ
タン層表面から析出したものであるので、チタン層との
結晶の整合性が高く、付着強度が大きい。さらにＣａと
Ｐとを含んだ陽極酸化皮膜の表面に析出させた水酸化ア
パタイトなどのリン酸カルシウム化合物も、同様の理由
により付着強度は非常に大きい。従来のように、セラミ
ック材料であるリン酸カルシウムを異種材料の金属材料
を用いた芯体の表面に外部から付着させるコーティング
方法と比べて、生体内の安定性に優れ、長時間使用して
も皮膜の剥離や吸収等の不都合が生じない。Since the titanium layer is formed on the surface of the core body according to the present invention, even when the core material is stainless steel (SUS316), Co-Cr-Mo alloy (Vitallium), titanium alloy, etc. N that can be oxidized and is extremely harmful
There is an effect that elution of metal ions such as i and V can be prevented. An anodized film containing Ca and P is formed on the surface of the titanium layer according to the present invention. Since this film is deposited from the surface of the titanium layer, the crystal matching with the titanium layer is high. The adhesive strength is high. Further, calcium phosphate compounds such as hydroxyapatite deposited on the surface of the anodized film containing Ca and P also have very high adhesion strength for the same reason. Compared with the conventional coating method in which calcium phosphate, which is a ceramic material, is externally attached to the surface of a core body using a different type of metal material, the stability in vivo is excellent, and the coating film remains stable even after long-term use. Inconvenience such as peeling and absorption does not occur.
【００１８】また、ＣａとＰとを含んだ陽極酸化皮膜
は、骨と同様にＣａとＰとを含んでいるので、骨組織に
対する親和性は良好である。また、生体内で表面に水熱
処理により水酸化アパタイトなどのリン酸カルシウム化
合物を析出させることにより骨と直接結合する。芯体表
面にチタン層を形成する方法としては、例えば、チタン
粉末をプラズマ溶射する（プラズマ溶射法）法、チタン
ビ−ズを焼結させる（焼結法）、イオンプレ−ティング
法などが好ましいが、形成されたチタン層の陽極酸化を
行うことができ、しかも比較的厚いチタン層を形成でき
るプラズマ溶射法か、焼結法が特に好ましい。Further, since the anodic oxide film containing Ca and P contains Ca and P like bone, it has a good affinity for bone tissue. In addition, a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite is deposited on the surface of the body in vivo by hydrothermal treatment to directly bond with bone. As a method of forming the titanium layer on the surface of the core body, for example, a method of plasma spraying titanium powder (plasma spraying method), a method of sintering titanium beads (sintering method), an ion plating method, etc. are preferable. A plasma spraying method or a sintering method that can perform anodization of the formed titanium layer and can form a relatively thick titanium layer is particularly preferable.
【００１９】チタン粉末のプラズマ溶射又はチタンビー
スの焼結によって形成されたチタン層の表面には、大き
な凹凸が存在する。この表面に水酸化アパタイト粉末を
プラズマ溶射して水酸化アパタイト皮膜を形成すると、
チタン層の凹凸は目詰まりを起こして、平滑な面になっ
てしまう。これに対して、陽極酸化によりＣａとＰとを
含む陽極酸化皮膜を形成した後、水熱処理により水酸化
アパタイトなどのリン酸カルシウム化合物を析出させて
皮膜を形成する方法では、チタン層の凹凸に沿って薄い
該皮膜を形成することが可能であり、凹凸による物理的
な絡み合いによる嵌合の効果を損なうことがない。しか
も、水酸化アパタイト皮膜による化学的な骨との結合力
が加わり、インプラントと骨とは非常に強固に結合す
る。Large irregularities are present on the surface of the titanium layer formed by plasma spraying of titanium powder or sintering of titanium beads. When plasma-sprayed hydroxyapatite powder on this surface to form a hydroxyapatite coating,
The unevenness of the titanium layer causes clogging, resulting in a smooth surface. On the other hand, in the method of forming a film by forming an anodized film containing Ca and P by anodization and then precipitating a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite by hydrothermal treatment to form a film, along the unevenness of the titanium layer, It is possible to form the thin film, and the fitting effect due to the physical entanglement due to the unevenness is not impaired. Moreover, the chemical bonding force with the bone by the hydroxyapatite film is added, and the implant and the bone are bonded very firmly.
【００２０】芯体表面にチタン層を形成したインプラン
トを陽極酸化するときに用いるＣａイオンとＰイオン、
又はＣａイオンとリン酸イオンを含む電解溶液は、特願
平4-28525に開示されているように、好ましくは酢酸カ
ルシウムとβ-グリセロリン酸ナトリウム、又は酢酸カ
ルシウムとグリセロリン酸カルシウムとである。陽極酸
化を行うときに到達する最高電圧は４００Ｖ程度まで可
能であるが、好ましい最高電圧の範囲は２００〜３５０
Ｖである。２００Ｖより高い電圧は、水酸化アパタイト
などのリン酸カルシウム化合物を析出させるだけの十分
な量のＣａとＰとを取り込んだ陽極酸化皮膜を形成する
上で好ましい。また、３５０Ｖより低い電圧は、付着強
度が大きく、必要以上に厚くないＣａとＰとを含む陽極
酸化皮膜を形成する上で好ましい。Ca ions and P ions used when anodizing an implant having a titanium layer formed on the surface of a core,
Alternatively, the electrolytic solution containing Ca ions and phosphate ions is preferably calcium acetate and sodium β-glycerophosphate, or calcium acetate and calcium glycerophosphate, as disclosed in Japanese Patent Application No. 4-28525. The maximum voltage reached when performing anodization can be up to about 400 V, but the preferable maximum voltage range is 200 to 350.
V. A voltage higher than 200 V is preferable in order to form an anodic oxide film that incorporates Ca and P in an amount sufficient to deposit a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite. A voltage lower than 350 V is preferable for forming an anodized film containing Ca and P, which has a high adhesion strength and is not excessively thick.
【００２１】ＣａとＰとを含む陽極酸化皮膜の水熱処理
は、２００〜４００℃の範囲の高圧水蒸気中で行うこと
が好ましい。２００℃以上に加熱すると、リン酸カルシ
ウム化合物の析出量が急激に増加する傾向がある。ま
た、４００℃以下で加熱すると、ＣａとＰとを含んだ陽
極酸化皮膜の付着強度が増大する傾向がある。また、水
蒸気が過飽和になるとＣａとＰとを含む陽極酸化皮膜上
にリン酸カルシウム化合物が均一に析出しなくなるの
で、オートクレーブで水熱処理をする場合は、使用する
オートクレーブの容積に応じて水量を調節することが好
ましい。The hydrothermal treatment of the anodized film containing Ca and P is preferably carried out in high-pressure steam in the range of 200 to 400 ° C. When heated to 200 ° C. or higher, the precipitation amount of the calcium phosphate compound tends to rapidly increase. When heated at 400 ° C. or lower, the adhesion strength of the anodized film containing Ca and P tends to increase. Further, when the water vapor becomes supersaturated, the calcium phosphate compound will not be evenly deposited on the anodized film containing Ca and P. Therefore, when performing hydrothermal treatment in an autoclave, adjust the amount of water according to the volume of the autoclave used. Is preferred.
【００２２】[0022]
〔実施例１〕直径3.5ｍｍのTi-6Al-4V合金製の金属芯体
の表面に、チタン粉末をプラズマ溶射することにより、
厚さ約５０μｍ、表面粗さ約４０μｍのチタン層を形成
した。[Example 1] By plasma spraying titanium powder onto the surface of a metal core made of Ti-6Al-4V alloy having a diameter of 3.5 mm,
A titanium layer having a thickness of about 50 μm and a surface roughness of about 40 μm was formed.
【００２３】次に、β-グリセロリン酸ナトリウムと酢
酸カルシウムとを蒸留水に溶解した電解質溶液中にて、
陽極酸化を行った。電解質溶液の濃度は、β-グリセロ
リン酸ナトリウムを0.06ｍｏｌ／ｌ、酢酸カルシウムを
0.35ｍｏｌ／ｌとした。陽極酸化は、最高到達電圧を２
５０Ｖに設定して行った。さらに、オ−トクレ−ブ中で
水熱処理（３００℃）することによって、ＣａとＰとを
含んだ陽極酸化皮膜上に無数の水酸化アパタイトの結晶
を析出させて、0.5μｍ厚の薄い皮膜を形成した（以
下、「サンプル１」と呼ぶ）。この皮膜は、灰白色をし
ていた。Next, in an electrolyte solution prepared by dissolving sodium β-glycerophosphate and calcium acetate in distilled water,
Anodization was performed. The concentration of the electrolyte solution was 0.06 mol / l sodium β-glycerophosphate and calcium acetate.
It was 0.35 mol / l. Anodization has a maximum voltage of 2
It was set at 50V. Further, by hydrothermal treatment (300 ° C.) in an autoclave, countless hydroxyapatite crystals are deposited on the anodized film containing Ca and P to form a thin film having a thickness of 0.5 μm. Formed (hereinafter referred to as “Sample 1”). This film had a grayish white color.
【００２４】サンプル１を成犬の顎骨に４週間埋植した
後、組織標本を作成してインプラントと骨の界面付近を
観察した。その結果、図２、３に示すようにＣａとＰと
を含んだ陽極酸化皮膜および水酸化アパタイト皮膜は、
チタン粉末のプラズマ溶射により形成されたチタン層の
凹凸に沿って薄く成膜されており、骨とは線維組織を介
在せずに直接結合していた。また全体として、ほとんど
骨組織に囲まれていた。After implanting Sample 1 in the jawbone of an adult dog for 4 weeks, a tissue sample was prepared and the vicinity of the interface between the implant and the bone was observed. As a result, as shown in FIGS. 2 and 3, the anodic oxide coating and the hydroxyapatite coating containing Ca and P were
A thin film was formed along the unevenness of the titanium layer formed by plasma spraying of titanium powder, and was directly bonded to bone without intervening fibrous tissue. As a whole, it was almost surrounded by bone tissue.
【００２５】比較のためにサンプル２を次の様に作製し
た。サンプル１と同様な方法で、直径3.5ｍｍのTi-6Al-
4V合金製の金属芯体の表面に、厚さ約５０μｍ、表面粗
さ約４０μｍのチタン層を形成した（以下、「サンプル
２」と呼ぶ）。サンプル２を成犬の顎骨に４週間埋植し
た後、組織標本を作成して骨内インプラントと骨の界面
付近を観察したところ、サンプル１はサンプル２と比較
して明らかに周囲の骨量が多かった。 〔実施例２〕直径3.5ｍｍのTi-6Al-4V合金製の金属芯体
の表面に、チタン粉末をプラズマ溶射することにより、
厚さ約５０μｍ、表面粗さ約４０μｍのチタン層を形成
した。For comparison, Sample 2 was prepared as follows. Ti-6Al- with a diameter of 3.5 mm is processed in the same manner as in sample 1.
A titanium layer having a thickness of about 50 μm and a surface roughness of about 40 μm was formed on the surface of a metal core made of a 4V alloy (hereinafter, referred to as “Sample 2”). After implanting Sample 2 in the jawbone of an adult dog for 4 weeks, a tissue sample was prepared and the vicinity of the interface between the intraosseous implant and the bone was observed. There were many. Example 2 By plasma-spraying titanium powder on the surface of a metal core made of Ti-6Al-4V alloy having a diameter of 3.5 mm,
A titanium layer having a thickness of about 50 μm and a surface roughness of about 40 μm was formed.
【００２６】次に、β-グリセロリン酸ナトリウムと酢
酸カルシウムとを蒸留水に溶解した電解質溶液中にて、
陽極酸化を行った。電解質溶液の濃度は、β-グリセロ
リン酸ナトリウムを0.07ｍｏｌ／ｌ、酢酸カルシウムを
0.40ｍｏｌ／ｌとした。陽極酸化は、最高到達電圧を２
５０Ｖに設定して行った。さらに、オ−トクレ−ブ中で
水熱処理（３００℃）することによって、ＣａとＰとを
含んだ陽極酸化皮膜上に無数の水酸化アパタイトの結晶
を析出させて、0.5μｍ厚の薄い皮膜を形成した（以
下、「サンプル３」と呼ぶ）。この皮膜は、灰白色をし
ていた。Next, in an electrolyte solution prepared by dissolving sodium β-glycerophosphate and calcium acetate in distilled water,
Anodization was performed. The concentration of the electrolyte solution is 0.07 mol / l sodium β-glycerophosphate, calcium acetate
It was 0.40 mol / l. Anodization has a maximum voltage of 2
It was set at 50V. Further, by hydrothermal treatment (300 ° C.) in an autoclave, countless hydroxyapatite crystals are deposited on the anodized film containing Ca and P to form a thin film having a thickness of 0.5 μm. Formed (hereinafter referred to as “Sample 3”). This film had a grayish white color.
【００２７】サンプル３を成犬の顎骨に４週間埋植した
後、組織標本を作成してインプラントと骨の界面付近を
観察した。その結果、実施例１と同様の結果が得られ
た。比較のためにサンプル４を次の様に作製した。サン
プル３と同様な方法で、直径3.5ｍｍのTi-6Al-4V合金製
の金属芯体の表 面に、厚さ約５０μｍ、表面粗さ約４
０μｍのチタン層を形成した（以下、「サンプル４」と
呼ぶ）。サンプル４を成犬の顎骨に４週間埋植した後、
組織標本を作成して骨内インプラントと骨の界面付近を
観察したところ、サンプル３はサンプル４と比較して明
らかに周囲の骨量が多かった。 〔実施例３〕直径3.5ｍｍのCo-Cr-Mo合金製の金属芯体
の表面に、チタン粉末をプラズマ溶射することにより、
厚さ約５０μｍ、表面粗さ約４０μｍのチタン層を形成
した。After implanting Sample 3 in the jawbone of an adult dog for 4 weeks, a tissue sample was prepared and the vicinity of the interface between the implant and the bone was observed. As a result, the same result as in Example 1 was obtained. Sample 4 was prepared as follows for comparison. In the same manner as in Sample 3, a metal core made of Ti-6Al-4V alloy with a diameter of 3.5 mm has a thickness of approximately 50 μm and a surface roughness of approximately 4
A 0 μm titanium layer was formed (hereinafter referred to as “Sample 4”). After implanting Sample 4 in the jawbone of an adult dog for 4 weeks,
When a tissue specimen was prepared and the vicinity of the interface between the intraosseous implant and the bone was observed, Sample 3 clearly had a larger amount of surrounding bone than Sample 4. Example 3 By plasma-spraying titanium powder on the surface of a metal core made of a Co-Cr-Mo alloy having a diameter of 3.5 mm,
A titanium layer having a thickness of about 50 μm and a surface roughness of about 40 μm was formed.
【００２８】次に、β-グリセロリン酸ナトリウムと酢
酸カルシウムとを蒸留水に溶解した電解質溶液中にて、
陽極酸化を行った。電解質溶液の濃度は、β-グリセロ
リン酸ナトリウムを0.05ｍｏｌ／ｌ、酢酸カルシウムを
0.30ｍｏｌ／ｌとした。陽極酸化は、最高到達電圧を２
５０Ｖに設定して行った。さらに、オ−トクレ−ブ中で
水熱処理（３００℃）することによって、ＣａとＰとを
含んだ陽極酸化皮膜上に無数の水酸化アパタイトの結晶
を析出させて、0.5μｍ厚の薄い皮膜を形成した（以
下、「サンプル５」と呼ぶ）。この皮膜は、灰白色をし
ていた。Next, in an electrolyte solution prepared by dissolving sodium β-glycerophosphate and calcium acetate in distilled water,
Anodization was performed. The concentration of electrolyte solution is 0.05 mol / l sodium β-glycerophosphate, calcium acetate
It was 0.30 mol / l. Anodization has a maximum voltage of 2
It was set at 50V. Further, by hydrothermal treatment (300 ° C.) in an autoclave, countless hydroxyapatite crystals are deposited on the anodized film containing Ca and P to form a thin film having a thickness of 0.5 μm. Formed (hereinafter referred to as “Sample 5”). This film had a grayish white color.
【００２９】サンプル５を成犬の顎骨に４週間埋植した
後、組織標本を作成してインプラントと骨の界面付近を
観察した。その結果、実施例１と同様の結果が得られ
た。比較のためにサンプル６を次の様に作製した。サン
プル５と同様な方法で、直径3.5ｍｍのCo-Cr-Mo合金製
の金属芯体の表面に、厚さ約５０μｍ、表面粗さ約４０
μｍのチタン層を形成した（以下、「サンプル６」と呼
ぶ）。サンプル６を成犬の顎骨に４週間埋植した後、組
織標本を作成して骨内インプラントと骨の界面付近を観
察したところ、サンプル５はサンプル６と比較して明ら
かに周囲の骨量が多かった。After implanting Sample 5 in the jawbone of an adult dog for 4 weeks, a tissue sample was prepared and the vicinity of the interface between the implant and the bone was observed. As a result, the same result as in Example 1 was obtained. Sample 6 was prepared as follows for comparison. In the same manner as in Sample 5, the surface of a metal core made of a Co-Cr-Mo alloy having a diameter of 3.5 mm is about 50 μm thick and the surface roughness is about 40 μm.
A μm titanium layer was formed (hereinafter referred to as “Sample 6”). After implanting Sample 6 in the jawbone of an adult dog for 4 weeks, a tissue sample was prepared and the vicinity of the interface between the intraosseous implant and the bone was observed. There were many.
【００３０】[0030]
【発明の効果】以上のように、本発明による骨内インプ
ラントは、破折し難く、安全で審美性があり、しかも生
体活性であるので、長期間生体内にて安定して機能する
ことができる。INDUSTRIAL APPLICABILITY As described above, since the endosseous implant according to the present invention is hard to break, safe, aesthetic, and bioactive, it can function stably in a living body for a long time. it can.
【図１】本発明の骨内インプラントの断面を示す概念図
である。FIG. 1 is a conceptual diagram showing a cross section of an endosseous implant of the present invention.
【図２】実施例１の骨内インプラントと骨組織の界面付
近の組織断面を示した図である。（骨組織写真である）FIG. 2 is a view showing a tissue cross section in the vicinity of an interface between an intraosseous implant and a bone tissue of Example 1. (It is a bone tissue photograph)
【図３】は、図２に示した骨内インプラントと骨組織の
界面付近の組織断面を模式的に表した図である。FIG. 3 is a diagram schematically showing a tissue cross section near the interface between the intraosseous implant and the bone tissue shown in FIG.
１・・・・骨内インプラント １０・・・Ti-6Al-4V合金（金属芯体） １１・・・チタン層 １２・・・ＣａとＰとを含む陽極酸化皮膜 １３・・・水酸化アパタイト皮膜 ３０・・・Ti-6Al-4V合金（金属芯体） ３１・・・チタン層 ３２・・・ＣａとＰとを含む陽極酸化皮膜 ３３・・・水酸化アパタイト皮膜 ３４・・・骨組織 1 ... Intraosseous implant 10 ... Ti-6Al-4V alloy (metal core) 11 ... Titanium layer 12 ... Anodized film containing Ca and P 13 ... Hydroxyapatite film 30 ... Ti-6Al-4V alloy (metal core) 31 ... Titanium layer 32 ... Anodized film containing Ca and P 33 ... Hydroxyapatite film 34 ... Bone tissue
─────────────────────────────────────────────────────
─────────────────────────────────────────────────── ───
【手続補正書】[Procedure amendment]
【提出日】平成７年３月３０日[Submission date] March 30, 1995
【手続補正１】[Procedure Amendment 1]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】図面の簡単な説明[Name of item to be corrected] Brief description of the drawing
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]
【図１】本発明の骨内インプラントの断面を示す概念図
である。FIG. 1 is a conceptual diagram showing a cross section of an endosseous implant of the present invention.
【図２】実施例１の骨内インプラントと骨組織の界面付
近の組織断面を示した図である。（顕微鏡写真である）FIG. 2 is a view showing a tissue cross section in the vicinity of an interface between an intraosseous implant and a bone tissue of Example 1. (It is a micrograph)
【図３】は、図２に示した骨内インプラントと骨組織の
界面付近の組織断面を模式的に表した図である。FIG. 3 is a diagram schematically showing a tissue cross section near the interface between the intraosseous implant and the bone tissue shown in FIG.
【符号の説明】 １・・・・骨内インプラント １０・・・Ti-6Al-4V合金（金属芯体） １１・・・チタン層 １２・・・ＣａとＰとを含む陽極酸化皮膜 １３・・・水酸化アパタイト皮膜 ３０・・・Ti-6Al-4V合金（金属芯体） ３１・・・チタン層 ３２・・・ＣａとＰとを含む陽極酸化皮膜 ３３・・・水酸化アパタイト皮膜 ３４・・・骨組織[Explanation of Codes] 1 ... Intraosseous implant 10 ... Ti-6Al-4V alloy (metal core) 11 ... Titanium layer 12 ... Anodized film containing Ca and P 13 ...・ Hydroxyapatite film 30 ・ ・ ・ Ti-6Al-4V alloy (metal core) 31 ・ ・ ・ Titanium layer 32 ・ ・ ・ Anodic oxide film containing Ca and P 33 ・ ・ ・ Hydroxyapatite film 34 ・ ・・ Bone tissue
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ａ６１Ｆ 2/30 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 6 Identification code Office reference number FI technical display location A61F 2/30
Claims (8)
い金属芯体と、該金属芯体の表面に設けたチタン層とか
らなる骨内インプラント。1. An intraosseous implant comprising at least a metal core having a strength higher than that of a titanium core and a titanium layer provided on the surface of the metal core.
骨組織に埋入される部分の表面に設けられていることを
特徴とする請求項１記載の骨内インプラント。2. The intraosseous implant according to claim 1, wherein the titanium layer is provided on a surface of a portion of the surface of the metal core body that is embedded in bone tissue.
金を芯体に用いたことを特徴とする請求項１又は２記載
の骨内インプラント。3. The intraosseous implant according to claim 1, wherein a titanium alloy, stainless steel or Co—Cr—Mo alloy is used for the core body.
極酸化皮膜を設けたことを特徴とする請求項１〜３記載
の骨内インプラント。4. The intraosseous implant according to claim 1, wherein an anodized film containing Ca and P is provided on the surface of the titanium layer.
ム化合物を析出させてなることを特徴とする請求項４記
載の骨内インプラント。5. The intraosseous implant according to claim 4, wherein a calcium phosphate compound is deposited on the surface of the anodized film.
い金属芯体表面にチタン層を形成する工程と、 前記チタン層を形成した金属芯体表面をＣａイオンとＰ
イオン又はＣａイオンとリン酸イオンを含む電解溶液中
で陽極酸化する工程と、 前記陽極酸化により形成されたＣａとＰとを含むチタン
陽極酸化皮膜を高圧水蒸気中で水熱処理することによ
り、皮膜表面にリン酸カルシウム化合物を析出させる工
程と、からなる骨内インプラントの製造方法。6. A step of forming at least a titanium layer on the surface of a metal core having a strength higher than that of the titanium core, and Ca ion and P on the surface of the metal core on which the titanium layer is formed.
A step of anodizing in an electrolytic solution containing ions or Ca ions and phosphate ions, and hydrothermal treatment of the titanium anodized film containing Ca and P formed by the anodization in high-pressure steam And a step of precipitating a calcium phosphate compound on the bone.
面にプラズマ溶射することにより形成することを特徴と
する請求項６記載の骨内インプラントの製造方法。7. The method for producing an intraosseous implant according to claim 6, wherein the titanium layer is formed by plasma spraying titanium powder onto the surface of the core body.
表面に焼結させることにより形成することを特徴とする
請求項６記載の骨内インプラントの製造方法。8. The method for manufacturing an intraosseous implant according to claim 6, wherein the titanium layer is formed by sintering titanium beads on the surface of the core body.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6317248A JPH08173523A (en) | 1994-12-20 | 1994-12-20 | Inbone implant and its manufacture |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6317248A JPH08173523A (en) | 1994-12-20 | 1994-12-20 | Inbone implant and its manufacture |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08173523A true JPH08173523A (en) | 1996-07-09 |
Family
ID=18086138
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6317248A Pending JPH08173523A (en) | 1994-12-20 | 1994-12-20 | Inbone implant and its manufacture |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08173523A (en) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2007029602A1 (en) * | 2005-09-08 | 2007-03-15 | Kinki University | Bone substitute material, medical material containing the bone substitute material, and process for producing the bone substitute material |
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-
1994
- 1994-12-20 JP JP6317248A patent/JPH08173523A/en active Pending
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