WO2007069532A1

WO2007069532A1 - 骨親和性インプラント及びその製造方法

Info

Publication number: WO2007069532A1
Application number: PCT/JP2006/324470
Authority: WO
Inventors: Kanji Tsuru; Satoshi Hayakawa; Akiyoshi Osaka; Atsushi Sugino; Kenji Doi; Koichi Kuramoto
Original assignee: Nakashima Propeller Co., Ltd.
Priority date: 2005-12-12
Filing date: 2006-12-07
Publication date: 2007-06-21
Also published as: EP1961430A1; JP5019346B2; US8257445B2; US20090130632A1; JP2007159685A; EP1961430A4; EP1961430B1

Abstract

　骨組織との接合部位においてチタン金属又はチタン合金からなる基材の表面に溝又は穴が形成され、該溝又は穴の内表面に酸素含有雰囲気中で加熱形成された酸化物皮膜を有することを特徴とする骨親和性インプラントとすることによって、当該溝又は穴の内表面へのアパタイトの析出が容易になり、骨セメントなしで比較的短期間で骨に接着されるインプラントが提供される。

Description

明細書

骨親和性インプラント及びその製造方法

技術分野

[0001] 本発明は、チタン金属又はチタン合金力もなる、骨親和性に優れたインプラントに関する。また、そのようなインプラントの製造方法に関する。

背景技術

[0002] 近年、金属製のインプラントが、人工骨や人工歯根など、整形外科や歯科の領域において広く使用されるようになってきている。例えば、変形性関節症や関節リウマチにより関節の機能を失った場合に、人工関節への置換によりその機能を再獲得する治療が一般的となっている。

[0003] 人工関節の骨への固定方法としては、現在主に二種類の方法が用いられている。

一つは、骨セメントと呼ばれる接着剤を骨と人工関節の隙間に充填し、固定する手法である。骨セメントは術中に硬化するために、術後早期からのリハビリの開始が可能になる。し力しながら、骨セメントの充填時に骨髄内へ過度の圧迫を生じたためにショック症状や血圧低下を来す危険性が報告されて!、るために、その利用は年々減少傾向を示している。もう一つの方法は、セメントレス固定と呼ばれている骨セメントを用いない固定方法であり、例えば人工関節の表面に作られた多孔質部への周辺骨の侵入による機械的なアンカー効果で固定するような方法である。この方法は、骨セメントを用いることによる危険性を回避できることから症例が急増している。しかしながら、人工関節が骨に固定されるのに要する時間は、患者の骨の成長速度に依存するために、患者に長期間の安静が求められる。

[0004] 上記セメントレス固定を採用した際の安静期間を短縮するために、人工関節に骨伝導性を付与する方法がこれまでにいくつか検討されている。その一つは、骨類似成分であるハイドロキシアパタイトを高温で溶射し、人工関節の表面に骨伝導性を付与する手法であり、既に実用化されている。しかしながら、この方法には、溶射のための大が力りな設備が必要なこと、溶射されるアパタイトが高温にさらされるために変性するおそれがあること、形成されたアパタイト層が剥離するおそれがある等の問題点があるとされている。

[0005] 特許文献 1には、チタン又はチタン合金製の基材表面である生体組織との結合面に、特定の寸法の凹凸が形成されるとともに、アルカリチタン酸塩層が形成された骨代替材料が記載されている。当該骨代替材料は、基材表面にアルカリチタン酸塩層を有することによってアパタイト形成能が向上し、凹凸に基づくアンカー効果によって生体骨に対する強力な固着力が得られるとされている。上記凹凸の形成方法としては、サンドブラスト処理や、粉粒体を溶射する方法などが例示されている。また、上記アルカリチタン酸塩層は、基材を水酸ィ匕ナトリウム水溶液に浸漬してチタン酸ナトリウムの水和ゲル層を形成し、次いで焼成することによって形成される。この方法で形成される表面層はチタンとナトリウムを含有する金属酸ィ匕物層からなると考えられるが、このような新規な材料にっ、て、生体に対する安全性を完全に確認するのは容易ではない。

[0006] 特許文献 2には、チタンを含有する金属基材と、該金属基材の表面に設けられた金属酸ィ匕物層とを備え、該金属酸ィ匕物層の少なくとも表面に TiOH力もなる化学種を有する骨伝導性生体材料が記載されてヽる。このような化学種を表面に有する骨伝導性生体材料は、チタンを含有する金属基材を 1000°C以下の温度で加熱処理して得られたチタン酸ィ匕物層を温度 100°C以上、圧力 0. IMPa以上の条件で水熱処理することで形成される。このとき、加熱処理によって形成される金属酸化物層の好適な厚さは 3〜： LO /z m程度である。そして、このような構成とすることによって骨伝導性の良好な生体材料が提供される。例えば、特許文献 2の実施例 1においては、 Ti— 2 9Nb- 13Ta-4. 6Zr合金に対して、 800°Cで 1時間熱処理をして約 5 mの厚さの金属酸化物層を形成し、それをリン酸緩衝液に浸漬して 120°C、 0. 2MPaの条件で水熱処理した試料が、擬似体液中でアパタイト結晶を形成したことが記載されて、る。これに対し、上記水熱処理を行わずに金属酸化物層を形成しただけではアパタイト結晶が形成されないことが、特許文献 2の比較例 2に記載されている。また、特許文献 2には、金属基材の表面の形状に関しては特に記載されていない。

[0007] 非特許文献 1には、空気中で 400°C、 1時間熱処理することによって表面に酸化物層が形成されたチタン金属の平板試料を擬似体液に浸漬してアパタイトの形成状態を観察した結果が示されている。このとき、擬似体液を入れた容器はその底面が上に凸の曲面を有するポリスチレン製の容器であり、その上に試料の平板が載置される形で平板試料が浸漬された。すると、試料の上面にはアパタイトが形成せず、下面 (容器の底に接触する側）にのみアパタイトの形成が認められた。試料の下面は容器の曲面に接しているのでその隙間は場所によって異なる力概ね 100 m程度の隙間を有するところにおいてアパタイトの形成が容易であった。しかしながら、このような位置にアパタイトが形成される理由は明らかにされていない。そして、非特許文献 1には、金属基材の表面形状に関しては特に記載されて、な、。

[0008] 特許文献 1 :特開 2000— 210313号公報

特許文献 2：特開 2003 - 235954号公報

特干文献 1 : Xiao— Xiang Wang、外 3名、「A comparative study of in vitro apatite d eposition on heat-, H202-, and NaOH- treated titanium」、ジャーナル -ォブ-ノィォメデイカノレ'マテリアノレズ 'リサーチ (Journal of Biomedical Materials Research)、 John Wiley & Sons, Inc., Periodicals, Inc., 2001年、 54卷、 p. 172—178

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0009] 本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、特殊な材料を使用することなぐ骨親和性及び安全性に優れたインプラントを提供することを目的とするものである。また、そのようなインプラントの好適な製造方法を提供することを目的とするものである。

課題を解決するための手段

[0010] 上記課題は、骨組織との接合部位においてチタン金属又はチタン合金力もなる基材の表面に溝又は穴が形成され、該溝又は穴の内表面に酸ィ匕物皮膜を有することを特徴とする骨親和性インプラントを提供することによって解決される。本発明者が、チタン金属又はチタン合金からなる基材の表面に溝を形成し、その後、表面全体に酸化物皮膜を形成して擬似体液に浸漬したところ、驚くべきことに、溝の内部に対してのみ選択的にアパタイトが形成されることを見出した。適当な寸法の凹部の内表面において、アパタイトが形成されやすいようである。したがって、このような凹部を積極的にインプラント表面に形成することによって、骨親和性に優れたインプラントを提供することができる。

[0011] このとき、前記酸化物皮膜が酸素含有雰囲気中で加熱形成されたものであることが好ましぐその厚さが 0. 01〜1 /ζ πιであることも好ましい。また、前記溝又は穴の幅（ W)が 0. 01〜3mmであること、深さ（D)が 0. 01〜 lmmであることがいずれも好ましぐ前記溝又は穴の幅 (W)に対する前記溝又は穴の深さ（D)の比（DZW)が 0. 1 〜2であることも好ましい。前記溝又は穴の断面形状が矩形、台形、 U字状又は V字状であることも好ましい。前記基材が、アルミニウム又はバナジウムを実質的に含有しないことが好ましい。また、前記基材が、チタンを 50重量％以上含有し、かつジルコユウム、タンタル、ニオブ及びパラジウムカゝら選択される少なくとも 1種の金属を合計で 0. 1〜50重量％含有するチタン合金力もなることも好ましい。

[0012] また、上記課題は、チタン金属又はチタン合金を所望の形状に成形してから、骨組織との接合部位においてその表面に溝又は穴を形成し、引き続き酸素含有雰囲気中で加熱することによって酸化物皮膜を形成することを特徴とする骨親和性インブラントの製造方法を提供することによつても解決される。このとき、前記溝又は穴を、機械的切削加工、ワイヤー放電力卩ェ、レーザー加工、ウォータージェット加工、プレス加工、超音波加工、エッチングカ卩ェ力なる群力選択される少なくとも一種の加工方法によって形成することが好適である。前記溝又は穴を形成してから研磨処理することも好適である。前記酸ィ匕物皮膜を形成する際の加熱温度が 300〜700°Cであることも好適である。前記酸ィ匕物皮膜を形成した後に、 80〜300°Cの水又は水蒸気で処理することも好適である。また、前記酸ィ匕物皮膜を形成した後に、カルシウムィォン及びリン酸イオンを含有する水溶液に浸漬することも好適である。

発明の効果

[0013] 本発明のインプラントは、その表面にアパタイトを形成しやすく骨親和性に優れるので、骨セメントを使用しなくても比較的短期間で骨に接着させることができると考えられる。また、特別な材料によるコーティングを施さないので、生体に対する安全性が高い。し力も、通常の生産設備を用いて比較的容易に製造することが可能である。図面の簡単な説明 [0014] [図 1]実施例 1で幅 (W) 500 μ m、深さ（D) 500 μ mの溝の内表面に形成されたァパタイト粒子の状況を観察した電子顕微鏡写真である。

[図 2]実施例 2で熱水処理した溝の内表面に形成されたアパタイト粒子の状況を観察した電子顕微鏡写真である。

[図 3]実施例 3で 500°Cに加熱した Ti— 15Zr— 4Ta— 4Nb— 0. 2Pd合金試料の溝の内表面に形成されたアパタイト粒子の状況を観察した電子顕微鏡写真である。発明を実施するための最良の形態

[0015] 本発明のインプラントの基材は、チタン金属（純チタン)又はチタン合金力もなるものである。チタン金属を基材として用いる場合には、得られるインプラントがアパタイト形成能に優れるけれども強度的には不十分な場合があるので、大きな荷重の力からない部位、例えば、人工歯根などに好適に用いられる。一方、チタン以外の金属を含有するチタン合金はアパタイト形成能が低下する場合があるけれども、高強度のインプラントを得ることができるので、人工関節、内固定材、髄内釘など、大きな荷重がか力つて強度が要求される部位に好適に使用される。

[0016] 本発明で使用されるチタン合金は、チタンを含有するものであればよぐ特に限定されないが、チタン含有量が 20重量％であることが好ましぐ 50重量％以上であること力り好ましい。チタン含有量が 50重量％以上のものが好適に使用される。チタン合金に配合されるチタン以外の金属としては、アルミニウム、バナジウム、ジルコニウム、タンタル、ニオブ、パラジウム、モリブデンなどが例示される。現在、医療用に使用されるチタン合金の中で最も一般的なのは Ti - 6A1 - 4V (アルミニウム 6重量％とバナジゥム 4重量％を含有し残余がチタンであるチタン合金)であるが、後の実施例でも示されるように、これを基材として用いたインプラントはアパタイト形成能が不十分であつた。このこと力合金中のアルミニウム又はバナジウムがアパタイト形成を阻害する方向に働いていると推定される。したがって、アパタイト形成能の面から、本発明で用 V、る基材がアルミニウム又はバナジウムを実質的に含有しな、ことが好ま U、。特に、アルミニウム及びバナジウムは、溶出による細胞への毒性や金属アレルギーの発現が懸念されるので、実質的に含有しな、ことが好ま、。

[0017] 強度に優れたインプラントを得るためには、純チタンではなくチタン合金を使用することが好ましい。具体的には、チタンを 50重量％以上含有し、かつジルコニウム、タンタル、ニオブ及びパラジウム力選択される少なくとも 1種の金属を合計で 0. 1〜50 重量％含有するチタン合金が好適に使用される。後の実施例でも示されるように、ジルコ -ゥム 15重量％、タンタル 4重量％、ニオブ 4重量％及びパラジウム 0. 2重量％を含有し残余がチタンであるチタン合金 (Ti— 15Zr— 4Ta - 4Nb - 0. 2Pd)を基材として用、たインプラントについては、上記 Ti - 6A1 - 4Vを用 V、た場合よりもァパタイト形成能に優れており、ジルコニウム、タンタル、ニオブ及びパラジウムを含有しても、アパタイトの形成を大きく阻害しないことがわかる。し力も、これらの金属は生体に対する悪影響が一般的に小さいとされているものである。ジルコニウム、タンタル、 -ォブ及びパラジウム力選択される少なくとも 1種の金属の含有量が 0. 1重量％未満である場合、用途によっては強度が不十分になるおそれがあり、より好適には 1重量％以上 (このとき、チタンの含有量は 99重量％以下)であり、さらに好適には 5重量％以上 (チタンの含有量は 95重量％以下)であり、特に好適には 10重量％以上 (チタンの含有量は 90重量％以下）である。一方、ジルコニウム、タンタル、ニオブ及びパラジゥム力選択される少なくとも 1種の金属の含有量が 50重量％を超える場合、ァパタイト形成能が低下するおそれがあり、より好適には 40重量％以下 (チタンの含有量は 60重量％以上）であり、さらに好適には 30重量％以下（チタンの含有量は 70重量 %以上）である。

[0018] 本発明のインプラントは、骨組織との接合部位において基材の表面に溝又は穴が形成されている。当該溝又は穴を形成する方法は特に限定されず、そのような形状の表面を有する铸型を用いて一体的に成形してもよいし、予め成形したものの表面に溝や穴を形成してもよい。インプラントは、様々な寸法や形状のものが求められる場合が多いので、チタン金属又はチタン合金を予め所望の形状に成形してから、骨組織との接合部位にぉ、てその表面に溝又は穴を形成する方法が好適である。成形方法は特に限定されず、铸造、鍛造、肖り出しなどによって成形することができる。例えば、人工関節であれば骨に挿入される部分に対して溝又は穴が形成される。

[0019] 骨組織との接合部位において基材の表面に溝又は穴を形成する方法は、所望の寸法の凹部を形成できる方法であればよぐ特に限定されない。機械的切削加工、ヮィヤー放電力卩ェ、レーザー加工、ウォータージェット加工、プレス加工、超音波加工、エッチングカ卩ェなどの方法によって、成形品の表面に対して溝又は穴を形成することができる。

[0020] こうして得られた溝又は穴の形状及び寸法は、その内部にアパタイト形成が可能なものであれば特に限定されない。溝又は穴の断面形状は、矩形、台形、 U字状、 V字状などとすることができ、溝又は穴を形成する加工方法に応じて好適な断面形状が採用される。なかでも、溝又は穴の内部空間を広く確保するためには、矩形、台形又は U字状とすることが好ましい。また、応力集中する脆弱部を有さないためには U字状であることが好ましい。溝は、所定の間隔を空けて相互に概ね並行に形成することもできるし、互いに交差するように形成することもできる。互いに交差するように溝を形成した場合には、溝以外の部分が島状に残る形になる。また、穴は基材の表面に適当な間隔を空けて多数形成される。

[0021] 形成される溝又は穴の幅 (W)が 0. 01〜3mmであることが好ましい。幅 (W)が 0.

Olmm未満である場合には、内部空間が小さくなりすぎてアパタイト形成が不十分になるおそれがあるとともに、カロ工も困難になる。リソグラフィーを用いたィ匕学エッチングなどの特殊な手法を採用せずに、機械的切削加工、ワイヤー放電加工、レーザー加ェ、ウォータージェット加工、プレス加工、超音波加工、エッチングカ卩ェなどの方法によって効率良く形成するのであれば、幅 (W)が 0. 1mm以上であることが現実的である。加工性、アパタイト形成性の両面からみて、幅 (W)が 0. 25mm以上であることがより好適である。一方、幅 (W)が 3mmを超える場合には、内部空間が大きくなりすぎてアパタイト形成が不十分になるおそれがある。幅 (W)は、より好適には 1. 5mm以下であり、さらに好適には 0. 8mm以上である。ここで、幅 (W)とは、製品であるインプラントにおヽて基材表面が削られて、る部分の幅のことを！、う。

[0022] 形成される溝又は穴の深さ（D)が 0. 01〜lmmであることが好ましい。深さ（D)が 0 . Olmm未満である場合には、内部空間が小さくなりすぎてアパタイト形成が不十分になるおそれがある。深さ（D)は、より好適には 0. 1mm以上であり、さらに好適には 0. 25mm以上である。一方、深さ（D)が lmmを超える場合には、内部空間が大きくなりすぎてアパタイト形成が不十分になるおそれがあるとともに、インプラントの力学的強度が低下するおそれがある。深さ（D)は、より好適には 0. 8mm以下であり、さらに好適には 0. 6mm以下である。ここで、深さ（D)とは、製品であるインプラントにおける、基材表面力も溝又は穴の最深部までの深さのことを言う。

[0023] 前記溝又は穴の幅 (W)に対する前記溝又は穴の深さ（D)の比（DZW)が 0. 1〜 2であることが好ましい。比（DZW)が 0. 1未満である場合には、骨に装着されたときに、溝又は穴の底部と骨組織との間の距離がばらつきやすくなり、アパタイト形成可能な空間が確保できないところが部分的に発生するおそれがある。骨の表面は必ずしもインプラント表面の形状に厳密に沿うわけではないので、この点は重要である。比 (DZW)は、より好適には 0. 2以上であり、さらに好適には 0. 3以上である。一方、比（DZW)が 2を超える場合には、インプラントの力学的強度が低下するおそれがあるのみならず溝又は穴を形成するための加工操作も困難になるおそれがある。比（D ZW)は、より好適には 1. 5以下であり、さらに好適には 1. 2以下である。

[0024] 溝又は穴を形成する操作によってエッジやバリが発生することがあるので、予め溝又は穴を形成してから研磨処理を施すことが好ましい。これによつて、骨組織に直接接触する部分に発生したエッジやバリを除去することができ、溝又は穴が形成されて V、な、部分の表面を平滑にして、当該部分の表面と骨組織とを接触させやすくできるとともに、安全に装着できるようになる。この研磨操作において、溝又は穴の内部は同時に研磨されてもされなくても構わない。従来、インプラントの表面を荒らす手法は多数提案されているが、溝又は穴を形成するとともに、溝又は穴が形成されていない部分の表面は研磨して平滑にするという手法はほとんど採用されていな力つた。従来は機械的なアンカー効果を得ることを目的としてインプラント表面に凹凸を設けていたのに対し、本発明ではアパタイト形成の可能な空間に確保することを目的としてィンプラント表面に凹部を設けるためである。なお、予め酸ィ匕物皮膜を形成してから、溝又は穴以外の部分だけを研磨することも可能であるが、通常は研磨後に酸ィ匕物皮膜を形成することが好まし、。

[0025] こうして溝又は穴が形成され、必要に応じて研磨が施された後で、基材の表面に酸化物皮膜が形成される。溝又は穴の内表面に酸ィ匕物皮膜を形成することによって、溝又は穴の内部にアパタイトが形成されやすくなる。酸化物皮膜の形成方法は特に限定されず、酸化可能な雰囲気中で加熱しても良いし、陽極酸化処理を施しても良いし、酸化剤を含有する液体中に浸漬しても良い。これらのうちでも、酸化可能な雰囲気中で加熱することが好ましぐ具体的には、大気中など、酸素を含有する雰囲気中で加熱することが好まし、。このような方法による酸ィ匕物皮膜の形成操作はきわめて容易であるし、形成される皮膜も基材に含まれる金属原子が酸化されただけのものなので、通常、安全性も高い。

[0026] 前記酸ィ匕物皮膜を形成する際の加熱温度が 300〜700°Cであることが好ま、。

加熱温度が 300°C未満である場合には、酸ィ匕物皮膜の形成が不十分になり、ァパタイト形成能が低下するおそれがある。加熱温度は、より好適には 350°C以上である。チタン合金を使用する場合には、アパタイト形成の可能な酸化物皮膜を形成するために要する温度が、純チタンに比べて高いので、加熱温度が 400°C以上であることが好ましい。一方、加熱温度が 700°Cを超える場合には、基材のチタン金属又はチタン合金の結晶構造が変化してインプラントの機械的強度が低下するおそれがある。加熱温度は、より好適には 600°C以下でありさらに好適には 550°C以下である。加熱時間は、加熱温度との関係で適当に設定されるが、通常 5分〜 24時間程度である。

[0027] こうして形成される酸化物皮膜の厚さは、 0. 01〜1 μ mであることが好ましい。酸ィ匕物皮膜の厚さが 0. 01 m未満である場合、アパタイト形成能が低下するおそれがある。酸化物皮膜の厚さは、より好適には 0. 05 m以上であり、さらに好適には 0. 1 μ m以上である。一方、酸ィ匕物皮膜の厚さが： L mを超える場合には当該皮膜の剥離が懸念される。酸化物皮膜の厚さは、より好適には 0. 以下であり、さらに好適には 0. 5 m以下である。

[0028] 前記酸ィ匕物皮膜を形成した後に、 80〜300°Cの水又は水蒸気で処理することも好ましい。このような処理を施すことによって、単に空気中の加熱によって酸化物皮膜を形成しただけよりもアパタイト形成能が向上する。 80〜： LOO°Cの水を用いて常圧下で処理することも可能である力十分な効果を得るためには 100°C以上、より好ましくは 120°C以上の水又は水蒸気を用いて加圧条件下で処理するほうが好ましい。一方、 300°Cを超える水又は水蒸気で処理する場合には、処理装置が大掛かりになってしまう。より好適には 200°C以下である。水又は水蒸気で処理する時間は、通常 5分〜 24時間程度である。

[0029] また、前記酸ィ匕物皮膜を形成した後に、カルシウムイオン及びリン酸イオンを含有する水溶液に浸漬してから、骨に対して装着することも好ましい。こうすることによって、前記溝又は穴の内表面に予めアパタイト粒子又はその前駆体を析出させてから、骨に対して装着することができ、さらに迅速に骨に対して接着させることができる。このとき、前記溝又は穴の内表面に形成されるのは、アパタイト粒子であることが好ましいが、その前駆体であっても効果が期待できる。ここで用いられるカルシウムイオン及びリン酸イオンを含有する水溶液は、アパタイト粒子又はその前駆体の析出が可能な水溶液であればよぐその他の成分を含有していてもよい。例えば体液成分に含まれるナトリウムイオン、カリウムイオン、マグネシウムイオン、塩素イオン、炭酸イオン、硫酸イオンなどを含んでいても良ぐ擬似体液を用いることが特に好ましい。また、前記酸ィ匕物皮膜を形成した後に、上述のように水又は水蒸気で処理してから、カルシゥムイオン及びリン酸イオンを含有する水溶液に浸漬してもよい。

[0030] 以上のようにして製造された本発明のインプラントは、特殊な材料を使用することなぐ骨親和性及び安全性に優れているので、整形外科用途あるいは歯科用途などにおいて広く使用することができる。例えば、人工関節、人工歯根、内固定材、髄内釘などの用途に好適に使用される。そして骨セメントを使用しなくても比較的短期間で骨に接着できることが期待される。

実施例

[0031] 以下、実施例を使用して本発明をさらに詳細に説明する。

[0032] 実施例 1 (溝の寸法の影響）

医療用グレードのチタン金属（純チタン）からなる、 12mm X 12mm X 5mmの板状体の片面に、エンドミルを用いて、断面形状が長方形の溝を、板状態の端から端まで形成した。 1枚の試料に、深さ（D)を 200 μ mに固定して、幅（W)を 200 μ m、 500 μ m、 800 μ m及び 1000 μ mに変更した溝を、それぞれ形成した。また、深さ（D)を 500 μ m, 800 /ζ π ¾Ό^1000 /ζ πι〖こ固して、 _h言己同〖こ CW)を 4iiり〖こ ¾した溝が形成された 3枚の試料も作成した。その後、マツフル炉内で空気中、 400°Cで 1時間の熱処理を施した。熱処理後の試料はいずれもブロンズ色を呈しており、この色調から、 0. 12〜0. 2 /z m程度の酸ィ匕チタンの皮膜が形成されていることがわかつた。

[0033] ヒトの体液とほぼ等ヽ無機イオン濃度を有する擬似体液を調製した。そのイオン濃度は、 Na+が 142. OmM (ミリモル Zリットル）、 K+力 . OmM、 Mg²⁺が 1. 5mM、 Ca²⁺が 2. 5mM、 Cl_が 147. 8mM、 HCO—が 4. 2mM、 HPO ^2_が 1. OmMゝ S

3 4

O ^2_が 0. 5mMであり、 36. 5°Cにおける pHは 7. 4である。この擬似体液を、直径が

4

58mmで、高さが 21mmで、底面が平坦である円筒形のポリスチレン製容器に 30m L入れた。そして、前記溝を形成してカゝら加熱して得られた試料を、アセトンで脱脂してから、 1枚ずつ溝を形成した面が下になるようにして、擬似体液中に浸漬し、 36. 5 °Cの恒温槽内で 1週間静置した。

[0034] 1週間後に擬似体液から取り出して試料表面を走査型電子顕微鏡で観察した。その結果、溝の内表面に 3〜5 m程度の球状のアパタイト粒子が析出している状況が観察された。溝の外側の試料表面においては、全ての試料においてアパタイト粒子の析出は観察されな力つたので、溝の内表面へのアパタイトの形成は選択的である。その形成状況について表 1にまとめて示す。このとき、アパタイトの形成状況については、溝の内表面への析出量が多いもの力少ないものへ、 A、 B、 Cの三段階で評価し、全く形成されな力た試料については D評価とした。また、代表的な例として、幅（ W)が 500 μ mで深さ（D)力 00 μ mであるときのアパタイト粒子の析出状況を示した写真を図 1に示す。析出物について元素分析したところ、リン元素とカルシウム元素を含んでおり、析出物の形態も考慮すれば、他の生体活性材料表面に析出するのと同種の骨類似アパタイトであると考えられる。

[0035] [表 1] 幅 (w) 深さ（D) (WZD) アパタイト

( m) ( m) 形成状況 *1 )

200 200 1 B

500 2.5 B

800 4 A

1000 5 A

500 200 0.4 B

500 1 A

800 1.6 A

1000 2 A

800 200 0.25 B

500 0.625 A

800 1 A

1000 1.25 A

1000 200 0.2 C

500 0.5 C

800 0.8 D

1000 1 D

*1 ) A : 形成量多 B : 形成量中

C : 形成量少 D : 形成されず

[0036] 表 1からわかるように、幅（W)が 1000 mの溝においては、その深さ（D)が 800 m以上ではアパタイトが形成されず、深さ（D)力 00 μ m以下であってもその形成量はわずかであった。このことから幅 (W)が広すぎ、し力も溝の断面積が大きくなりすぎると、アパタイトの形成が抑制される傾向にあることがわ力つた。一方、幅 (W)が 800 μ m以下の溝においては、その深さ（D)が 200 μ mの場合にはアパタイトの形成量が多くなぐ特に溝の開口部に近い部分での形成密度が低くなつていた。また、幅（ W)力 200 μ mの溝においては、その深さ（D)力 00 μ mであってもアパタイトの形成量が多くな力つた。これらのことから、溝が浅すぎたり、溝の断面積が小さすぎたりした場合には、アパタイトの形成が抑制される傾向にあることがわ力つた。すなわち、特定範囲の寸法の凹部を形成することによってアパタイトの形成が促進されることがわかった。

[0037] 比較例 1 (加熱処理なし）

実施例 1と同様の方法によって、チタン金属（純チタン)の板状体の片面に幅 (W) 力 00 μ mで、深さ（D)が 500 μ mの溝を形成した。その後、熱処理を施すことなく実施例 1と同様に擬似体液に浸漬する試験を行った。その結果、溝の内表面へのァノタイト形成は全く認められな力つた。溝の外側の試料表面にぉ、てもアパタイト形成は全く認められな力つた。

[0038] 実施例 2 (熱水処理の影響）

実施例 1と同様の方法によって、チタン金属（純チタン)の板状体の片面に幅 (W) 力 00 μ mで、深さ（D)が 500 μ mの溝を形成した。その後、実施例 1と同様にマツフル炉内で空気中、 400°Cで 1時間の熱処理を施した。熱処理を施した試料を、蒸留水を入れた耐圧容器に投入し、 150°Cで 24時間加熱した。こうして得られた試料を、実施例 1と同様に擬似体液に浸漬する試験を行った。その結果、溝の内表面に 0 . 5〜1 m程度の球状のアパタイト粒子が析出している状況が観察された。このとき、溝の外側の試料表面においても同程度の寸法の球状のアパタイト粒子が少し析出していた。溝の内部でのアパタイト粒子の析出量は、溝の外側よりも多ぐ深い位置ではほとんど隙間なくアパタイト粒子が内表面を覆っていた。すなわち、熱水で処理することによって、溝の内表面に粒径の小さいアパタイトを高密度に析出させられることがわかった。

[0039] 実施例 3 (チタン合金の使用）

実施例 1において、チタン金属（純チタン）の板状体の代わりに、 Ti— 6A1— 4V及 OTi- 15Zr-4Ta-4Nb-0. 2Pdの 2種類のチタン合金の板状体（寸法は実施例 1と同じ）を用いて、その片面に幅 (W)が 500 μ mで、深さ（D)が 500 μ mの溝を形成した。溝が形成された各合金試料をそれぞれ 2つずつ作成し、 400°Cで 1時間加熱処理した試料と、 500°Cで 1時間加熱処理した試料とを作成した。これら合計 4種類の試料について、実施例 1と同様に擬似体液に浸漬する試験を行った。その結果、 400°Cで加熱した試料では両合金ともにアパタイトが形成されな力つた。そして、 Ti — 6A1— 4Vについては、 500°Cで加熱した試料でもアパタイトが形成されなかった力 Ti— 15Zr— 4Ta— 4Nb— 0. 2Pdについては、 500°Cで加熱した試料において、溝の内表面に 3〜5 m程度のアパタイト粒子が析出していることが確認された。このとき、溝の外側の試料表面においても同程度の寸法の球状のアパタイト粒子が析出していたが、溝の内表面に比べるとごく僅かであった。このことから、チタン合金は酸ィ匕物皮膜の形成が純チタンよりも困難であって、それを形成するのに高い温度を要するようである。そして、アルミニウム及びバナジウムを含有する合金の場合にはァパタイト形成が困難であつたのに対し、ジルコニウム、タンタル、ニオブ及びパラジゥムを含有する合金の場合にはアパタイトの形成が認められ、本発明のインプラントの基材として適して、ることがわ力つた。

Claims

請求の範囲

[I] 骨組織との接合部位にぉ、てチタン金属又はチタン合金力もなる基材の表面に溝又は穴が形成され、該溝又は穴の内表面に酸ィ匕物皮膜を有することを特徴とする骨親和性インプラント。

[2] 前記酸化物皮膜が酸素含有雰囲気中で加熱形成されたものである請求項 1記載の骨親和性インプラント。

[3] 前記酸化物皮膜の厚さが 0. 01〜1 mである請求項 1又は 2記載の骨親和性インプラント。

[4] 前記溝又は穴の幅 (W)が 0. 01〜3mmである請求項 1〜3のいずれか記載の骨親和性インプラント。

[5] 前記溝又は穴の深さ（D)が 0. 01〜lmmである請求項 1〜4のいずれか記載の骨親和性インプラント。

[6] 前記溝又は穴の幅 (W)に対する前記溝又は穴の深さ（D)の比（DZW)が 0. 1〜 2である請求項 1〜5のいずれか記載の骨親和性インプラント。

[7] 前記溝又は穴の断面形状が矩形、台形、 U字状又は V字状である請求項 1〜6の V、ずれか記載の骨親和性インプラント。

[8] 前記基材が、アルミニウム又はバナジウムを実質的に含有しない請求項 1〜7のいずれか記載の骨親和性インプラント。

[9] 前記基材が、チタンを 50重量％以上含有し、かつジルコニウム、タンタル、ニオブ及びパラジウム力選択される少なくとも 1種の金属を合計で 0. 1〜50重量％含有するチタン合金力なり、請求項 1〜8のいずれか記載の骨親和性インプラント。

[10] チタン金属又はチタン合金を所望の形状に成形してから、骨組織との接合部位においてその表面に溝又は穴を形成し、引き続き酸素含有雰囲気中で加熱することによって酸化物皮膜を形成することを特徴とする骨親和性インプラントの製造方法。

[II] 前記溝又は穴を、機械的切削加工、ワイヤー放電加工、レーザー加工、ウォータージェット力卩ェ、プレス力卩ェ、超音波加工、エッチングカ卩ェ力なる群力選択される少なくとも一種の加工方法によって形成する請求項 10記載の骨親和性インプラントの製造方法。

[12] 前記溝又は穴を形成してから研磨処理する請求項 10又は 11記載の骨親和性インプラントの製造方法。

[13] 前記酸ィ匕物皮膜を形成する際の加熱温度が 300〜700°Cである請求項 10〜12 の!、ずれか記載の骨親和性インプラントの製造方法。

[14] 前記酸ィ匕物皮膜を形成した後に、 80〜300°Cの水又は水蒸気で処理する請求項

10〜 13の、ずれか記載の骨親和性インプラントの製造方法。

[15] 前記酸ィ匕物皮膜を形成した後に、カルシウムイオン及びリン酸イオンを含有する水溶液に浸漬する請求項 10〜 13のいずれか記載の骨親和性インプラントの製造方法