WO2007108411A1

WO2007108411A1 - 医用材料

Info

Publication number: WO2007108411A1
Application number: PCT/JP2007/055377
Authority: WO
Inventors: Yoshinori Kuboki; Yasuo Seki; Hiroyuki Shiota
Original assignee: Hi-Lex Corporation
Priority date: 2006-03-17
Filing date: 2007-03-16
Publication date: 2007-09-27
Also published as: US20100009103A1; EP1997521A4; JPWO2007108411A1; EP1997521A1

Abstract

　人工歯根（図１ｂ）あるいは人工骨（図１ｃ）等に用いることができるものであり、チタンウエブからなる支柱１１と、その外周に形成された生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなる外層１２とを備えている医用材料１０。

Description

明細書

医用材料

技術分野

[0001] 本発明は医用材料に関する。さらに詳しくは、人工歯根インプラント、人工関節インプラント、骨プレートなどの骨固定具または代替骨に用いられる医用材料に関する。背景技術

[0002] 特許文献 1 :特開 2004— 67547号公報

特許文献 2：実公平 7 - 41467号公報

特許文献 3：特開 2002— 345948号公報

特許文献 4:特許 3554349号

特許文献 5：特開 2005 - 95584号公報

特許文献 6:WO2003Z35128号公報

特許文献 7：特開 2005 - 111255号公報

特許文献 8:特開 2005— 112716号公報

特許文献 9： WO2003/70291号公報

特許文献 10：特許 3646167号

[0003] チタン金属は、他の金属に比べ、生体内での異物反応の少ない優れた性質を有しており、磁性を有さず、強度が高ぐ軽量である等の理由により、人工歯根、人工関節を始めとしたインプラント材料、代替骨などの医用材料として数多く使用されている一方、リン酸カルシウム化合物力なるセラミックスも優れた生体親和性を有することが知られている。これらのうち、水酸化アパタイト、 α—リン酸三カルシウム、 j8—リン酸三カルシウム等は直接骨組織等と結合することが知られており、人工歯根、人工関節等の骨補填材の医用材料として使用されている。さらに、 α—リン酸三カルシゥム、 β リン酸三カルシウムは経時的に生体内に吸収され自家骨に置換されていくことが知られている。

[0004] そして、チタン金属およびリン酸カルシウム化合物力もなるセラミックスを用いた様々な医用材料が開示されている。

特許文献 1には、径が 100 /z m未満、アスペクト比 20以上のチタンまたはチタン基合金繊維を絡合して層状に形成した生体硬組織誘導性スカフオールド材料が開示されている。そして、このスカフオールド材料の繊維表面を水酸ィ匕アパタイト等のリン酸カルシウム化合物によってコートすることが開示されている。

[0005] 特許文献 2には、チタン製メッシュ材と、そのメッシュ材を包囲して形成されるリン酸カルシウム系硬化体とからなる複合骨補填材、および、セラミックスフアイバー力なるメッシュ材と、そのメッシュ材を包囲して形成されるリン酸カルシウム系硬化体とからなる複合骨補填材が開示されて、る。ここでセラミックスフアイバーとしてはアルミナ繊維、炭素繊維などが挙げられており、リン酸カルシウム硬化体としては α—リン酸三力ルシゥムおよびリン酸四カルシウムが挙げられている。この複合骨補填材は、その機械的強度が高ぐ仮に破壊してもばらばらにならず、そのため、骨組織の侵入によるアンカリングに有効であると記載されている。

[0006] 特許文献 3には、チタン金属と、その表面に形成された多孔質リン酸カルシウム系化合物層とを備えた複合焼結体が開示されている。

[0007] 特許文献 4には、リン酸カルシウム系セラミックスの表面に酸ィ匕チタンと酸ィ匕亜鉛の複合膜を形成した複合体が開示されている。

特許文献 5には、リン酸カルシウム系セラミックスの表面にチタンまたはチタン合金を主成分とする被覆層を形成した生体インプラント材が開示されている。

[0008] 特許文献 6には、ヒドロキシアパタイト、コラーゲンおよびアルギン酸塩力もなり、ヒドロキシアパタイトの c軸がコラーゲン繊維に沿うように配向した微小多孔質構造を有する複合生体材料が開示されている。そして、この複合生体材料は優れた生体適合性、骨誘導性を有すると記載されている。

[0009] 特許文献 7、 8には、セラミックス力もなる基材と、その基材表面にリン酸カルシウム力もなるアパタイト核形成剤が固定化されてなるリン酸カルシウム複合体が開示されている。

発明の開示

発明が解決しょうとする課題 [0010] しかし、特許文献 1のようにチタン等の金属不織布力もなるインプラント材料は、金属から形成されているため強度を有するが、誘導する骨細胞等と物理的に結合するため、骨細胞が充分に侵入するまで少なくとも 2〜3ヶ月の期間が必要になる。

一方、リン酸カルシウム系セラミックスは、骨細胞と化学的に結合するため、細胞との結合期間は短いが充分な強度を有していない。たとえば、特許文献 6に開示されたようにセラミックスのみ力もなる材料では、実際に医用材料、特に骨補填材あるいは人工歯根として用いる場合、それを生体内で固定させるための機械的強度が充分でない。

[0011] 本発明の第 1の目的は、チタンまたはチタン合金力もなる金属繊維とリン酸カルシゥム系セラミックスとを層状的に組み合わせることにより、強度が高ぐ細胞の誘導期間がー層短!ヽ新しい医用材料を提供することを目的として!/、る。

[0012] また、本発明の第 2の目的は、強度が高ぐ細胞の誘導期間が短い構造のセラミツタスを複層にした新しい医用材料を提供することを目的として!ヽる。

課題を解決するための手段

[0013] 本発明の医用材料 (請求項 1)は、一辺もしくは径が 100 m以下のチタン金属繊維からなる金属不織布層と、その金属不織布層と隣接して設けられたリン酸カルシゥム化合物力もなるセラミックス層とを備えたことを特徴としている。ここで一辺とは、断面形状が多角形となる金属繊維の一辺をいう。

このような医用材料において、セラミックス層が生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなるもの（請求項 2)、または、セラミックス層が生体非吸収性のリン酸カルシゥム化合物力なるものが好ましヽ (請求項 3)。

さらに、金属不織布層が、筒状あるいは柱状に形成され、その外周にセラミックス層が設けられているもの（請求項 4)、または、セラミックス層が、筒状あるいは柱状に形成され、その外周に金属不織布層が設けられて、るものが好ま、 (請求項 5)。

[0014] 本発明の医用材料の第 2の態様は、空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率)のセラミックスカもなる第 1層と、その第 1層と隣接して設けられた空隙率が 11〜80% (高空隙率 )のセラミックス力なる第 2層とからなり、第 1層と第 2層の空隙率の差が 10〜80ボイントであることを特徴としている（請求項 6)。このような医用材料であって、少なくとも 2 つ以上の第 1層を備えているものが好ましい (請求項 7)。また、この第 1層および第 2 層のセラミックスとして、生体吸収性セラミックスある、は生体非吸収性セラミックスを用いることが好ましい（請求項 8、 9)。さらに、第 1層のセラミックスとして生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックスを用い、第 2層のセラミックスとして生体非吸収性セラミックスある、は生体吸収性セラミックスを用いてもょヽ (請求項 10)。

[0015] このような医用材料としては第 1層が筒状あるいは柱状に形成され、その外周に第 2層が設けられているものが挙げられる（請求項 11)。また、前記第 1層が格子状に形成されており、その隙間を充填するように第 2層が設けられて、るものでもよヽ (請求項 12)。

[0016] 本発明の医用材料の第 3の態様は、筒状あるいは柱状の金属棒と、その外周に設けられた生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックス力なる外層とを備えたことを特徴としている（請求項 13)。

発明の効果

[0017] 本発明の医用材料は、一辺もしくは径が 100 /z m以下のチタン金属繊維力もなる金属不織布層と、その表面に設けられたリン酸カルシウム化合物からなるセラミックス層とを備えているため、この医用材料を人体内に埋入させると、細胞は医用材料内に誘導され、セラミックス層との化学的および物理的結合、そして、金属不織布層との物理的結合が形成され、医用材料と強固に結合する。また、金属不織布層は、径力 S 100 m以下のチタン金属繊維からなるため、金属不織布層においては生体に近 V、構造で細胞が再建される（請求項 1)。

[0018] このような医用材料であって、セラミックス層が生体吸収性のリン酸カルシウム化合物である場合 (請求項 2)、治療後、セラミックス層は生体細胞と置換されるため、生体内には金属不織布層のみが残留し、生体に近い構造で細胞が再建される。また、治療後、充分な期間が経過すると金属不織布層のみが残留するため、再手術して治療部位を比較的容易に取り出すことができる。

また、セラミックス層が生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物である場合 (請求項 3)、誘導される細胞はセラミックス層および金属不織布層と結合するため、生体内で強固に結合される。 [0019] 金属不織布層が、筒状あるいは柱状に形成され、その外周にセラミックス層が設けられている場合 (請求項 4)、あるいは、セラミックス層が、筒状あるいは柱状に形成され、その外周に金属不織布層が設けられている場合 (請求項 5)、本発明の医用材料を人工歯根あるいは人工骨のインプラント材料として用いることができる。

[0020] 本発明の医用材料の第 2の態様は、空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率)のセラミックスカもなる第 1層と、その第 1層と隣接して設けられた空隙率が 11〜80% (高空隙率 )のセラミックス力もなる第 2層とからなるため、低空隙率の第 1層が医用材料全体としての強度を向上させ、細胞が最も好んで侵入する幾何学的構造を有する高空隙率の第 2層が細胞を誘導して細胞と物理的に結合する。また、第 1層と第 2層の空隙率の差が 10〜80ポイントであるため、細胞が侵入してきて固定された後の剪断の防止をする。つまり、本発明の医用材料の第 2の態様は、生体内に埋入してから、細胞が医用材料内に侵入し、固定されるまで平均して高い強度を保つことができ、人工歯根、人工骨、骨補填材などの骨芽細胞を誘導する材料として特に好ましく用いることができる (請求項 6)。

[0021] このような医用材料の第 1層および Zまたは第 2層として、生体吸収性セラミックスを用いる場合 (請求項 8)、細胞の誘導期間が比較的短い。また、侵入してきた細胞と物理的に結合し、そして、最終的にその細胞に吸収される。さらに第 1層および Zまたは第 2層として、生体非吸収性セラミックスを用いる場合 (請求項 9)、細胞の誘導期間は生体吸収性セラミックスより遅くなるが、医用材料の強度を高くすることができる。

[0022] このような医用材料であって、第 1層が筒状あるいは柱状に形成され、その外周に第 2層が設けられている場合 (請求項 11)、細胞が好んで侵入する幾何学的構造を有する第 2層が医用材料の外側にあるため、細胞を第 2層、第 1層と順番に比較的短い期間で誘導することができる。

[0023] 本発明の医用材料の第 3の態様は、筒状あるいは柱状の金属棒と、その外周に設けられた生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックス力なる外層とを備えているため、医用材料全体としての強度が高ぐ人工歯根、人工骨、骨補填材として好ましく用いることができる（請求項 13)。発明を実施するための最良の形態

[0024] 本発明の医用材料を図面を用いて説明する。

[0025] 図 laに示す医用材料 10は、人工歯根（図 lb参照）あるいは人工骨（図 lc参照）等に用いることができるものであり、チタンウェブ力もなる支柱 11と、その外周に形成された生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなる外層 12とを備えている。

[0026] この支柱 11は、チタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成形される。この金属繊維の径は 100 m以下のものを用いている。しかし、一辺が 100 /z m以下の四角形のものでもよい。さらに、一辺が 100 /z m以下の多角形であつてもよい。また、支柱 11の空隙率は 50〜95%、特に 80〜90%となるように成形される。このような細い繊維力もなる幾何学的空間構造を有する支柱 11に対して、多くの種類の細胞は好んで成育し、積極的に付着する特性があるためであり、細胞が支柱内全体に拡がり支柱と物理的な結合を形成する期間が短縮される。

[0027] この支柱 11は、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 lc参照）、支柱 11の径が 2〜： LOmm、特に、 3〜6mmであり、支柱 11の径が医用材料 10全体の径に対して 1 0〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。これにより、人工歯根としての強度を与え、また、生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなる外層 12が骨細胞と置換されても、その置換された骨細胞との間で剪断等を起こさず、人工歯根として十分な強度を保つことができる。

また、人工骨として用いる場合（図 Id参照）、その用いられる骨の部位によっても異なるが、支柱 11の径が 5〜40mm、特に、 10〜30mmであり、医用材料 10全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。これにより、人工骨としての強度を与え、また、生体吸収性のリン酸カルシウム化合物力もなる外層 12が骨細胞と置換されても、その置換された骨細胞との間で剪断等を起こさず、人工骨として十分な強度を保つことができる。

[0028] またこの支柱 11の金属繊維の表面には、生体細胞を活性化する生理活性物質あるいは生理活性助剤等をコートしてもよ!/ヽ。このような生理活性物質あるいは生理活性助剤としては、細胞成長因子、サイト力イン、抗生物質、細胞成長制御因子、酵素、蛋白、多糖類、燐脂質、リポ蛋白、ムコ多糖類が挙げられる。これらにより細胞の誘導を促進することができる。

[0029] 次に、生体吸収性の外層 12は、 α リン酸三カルシウム、 β リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウム、溶液より析出させた水酸ィ匕アパタイトなどの生体吸収性のリン酸カルシウム化合物カゝら形成される。特に、外層 12として溶液より析出させた水酸ィ匕アパタイトを用いる場合は、溶液への浸漬時間により外層 12の厚みをコントロールできる。また、外層 12は 50〜500 μ m、特に、 200〜400 μ mの孔を有し、その空隙率力 50〜95%、特に、 50〜80%となっている。このように外層 12を設けることにより、細胞等は好んで外層 12の空間に誘導され、外層 12と化学的、そして、物理的に結合する。

[0030] このような外層 12は、たとえば、人工歯根として用いる場合、その厚さが 0. 01〜1 mm、特に、 0. 05〜0. 5mm、そして、医用材料 10全体の径に対して 0. 1〜10%、特に、 0. 2〜5%となるものが好ましい。そして、人工骨として用いる場合、その厚さが 0. 01〜2mm、特に、 0. 05〜： Lmm、そして、医用材料 10全体の径に対して 0. 1

〜10%、特に、 0. 2〜5%となるものが好ましい。これにより誘導された細胞と外層 1

2とが結合することにより、外力を加えても支柱 11と外層 12との剪断が起きにくぐかつ、医用材料と生体との間には治療に必要な結合強度が得られる。さらに、生体吸収性のリン酸カルシウム化合物の種類によっても異なる力 S、セラミックス層が誘導される細胞と完全に置換される前に、細胞が支柱 11内に充分誘導され、支柱 11と細胞間の結合力が得られる。

[0031] また、この外層 12内に生体細胞を活性ィ匕する生理活性物質あるいは生理活性助剤等を充填してもよい。

[0032] この医用材料 10は、人工歯根として用いる場合は、全体の径が 2〜： LOmm、特に 3 〜6mmとなるように形成されるのが好ましぐ人工骨として用いる場合は、全体の径力〜 40mm、特に 10〜30mmとなるように形成されるのが好ましい。

このように構成された医用材料 10は、外層 12が生体細胞と接するように人体内に挿入することにより、生体の細胞が誘導される。つまり、誘導された細胞は、始めに外層 12と結合し、ついで、細胞は外層 12を介して支柱 11内に拡がり、支柱 11と結合をする。 [0033] 図 lcに示すように医用材料 10を人工歯根として用いる場合は、支柱 11の上面を除いた外周に外層 12は設けられ、顎の骨 (歯槽骨）に挿入される。そして、医用材料 10内に骨細胞が拡がり、医用材料 10と細胞とが充分に結合した状態で、支柱の上面に人工歯 13が取り付けられたァパットメント 14をはめ込む。

図 Idに示すように人工骨として用いる医用材料 10は、支柱 11が骨の外形あるいは円筒となるように形成されており、また、その支柱の上下面に外層 12が形成されている。そして、この医用材料 (人工骨） 10を繋ぎ合わせる骨 Bl、 B2の間に、外層 12が骨 Bl、 B2と接するように挿入する。これにより、骨細胞は外層 12から誘導され外層 1 2と結合し、そして内部に拡がり、支柱 11と結合する。そのため早期治癒が可能となり、細胞と医用材料とが強固に結合する。また、人工骨として用いる場合、治療後に外層 12は骨細胞に置換されるため、支柱 11を取り出すことにより治療後の治療部分の切除が容易にできる。

[0034] この医用材料 10は、次のようにして製造される。初めに平均外径が 100 m以下のチタン合金繊維を絡合させた金属不織布を容易する。そして、これらをあらかじめ用意した型内に挿入し、空隙率が 50〜95%、特に 80〜90%なるように圧縮して支柱 1 1を作製する。また、ここでこの作製した支柱 11をセラミックス製の型治具内に挿入し、チタンの融点（ 1668度）より低!、500〜 1500度で焼結してもよ!/、。

次に、支柱 11の外周に生体吸収性のセラミックスを被覆する。この被覆方法としては、溶液法が好ましい。溶液法を用いることにより任意の厚さを被覆することができる

[0035] 図 lbの医用材料 15は、チタンウェブ力もなる支柱 16とその外周に形成された生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物力もなる外層 17とを備えている。つまり、図 laの医用材料 10と外層の材料を生体非吸収性の材料にしたものである。

[0036] この支柱 16は、第 1形態の支柱 11と同様に径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成形され、その空隙率を 50〜95% 、好ましくは 80〜90%としたものである。

[0037] 支柱 16は、図 laの支柱 11と同様に、人工歯根（図 lc参照）、あるいは、人工骨として用いることができる。また、その大きさも図 laの支柱 11と実質的に同じである。 [0038] 生体非吸収性の外層 17は、水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシゥムィ匕合物力らなる。そして、この外層17は径カ 50〜500 111、特に、 200〜400 mの孔を有し、空隙率が 50〜80%、特に、 50〜60%となるように形成されている。このように外層 17を設けることにより、細胞の誘導を促進し、外層 17と細胞との結合を形成する期間が短縮される。

[0039] このような外層 17の厚みは、たとえば、人工歯根として用いる場合、 0. 01〜： Lmm 、特【こ、 0. 05〜0. 5mm,そして、医用材料 15全体の径【こ対して 0. 1~10%,特に、 0. 2〜5%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合、その厚みが 0. 01〜2mm、特に、 0. 05〜： Lmm、そして、医用材料 10全体の径に対して 0. 1〜10 %、特に、 0. 2〜5%となるものが好ましい。

このように構成されているため、外層 17は生体に吸収されず骨と一体化する。そのため、図 1の医用材料 10に比べ細胞の誘導は遅くなるが、術後においての強度は上昇する。ただし、非吸収性のセラミックスであっても、年単位の時間経過と共に外層は吸収、置換される。さらに、外層 17を備えた医用材料 15は、図 1の医用材料 10と同様に支柱 16と外層 17との間の剪断が起きにくぐかつ、医用材料と生体との結合強度が得られる。

[0040] 図 2aに示す医用材料 20は、図 laの医用材料 10の支柱と外層の材料を逆にしたものであり、生体吸収性のリン酸カルシウム化合物力もなる支柱 21と、その外周に形成されたチタンウェブ力もなる外層 22とを備えているものである。

[0041] この生体吸収性の支柱 21は、 α リン酸三カルシウム、 β リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウム等の生体吸収性のリン酸カルシウム化合物力もなる。また、支柱 21 ίま、径カ 50〜500 μ m、特に、 200〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 50〜95⁰/₀、特に 50〜80%となるように形成されている。このような支柱 21は、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 2d参照）、支柱 21の径が 2〜： LOmm、特に、 3〜6mmであり、支柱 21の径が医用材料 20全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 2e参照）、その用いられる骨の部位によっても異なる力支柱 21の径が 5〜40mm、特に、 10〜30mmであり、医用材料 20全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。 [0042] この外層 22は、径が 100 μ m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布からなり、その支柱の空隙率は 50〜95%、好ましくは 80〜90%である。このような外層 22の厚みは、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 2d参照）、 l〜10mm、特に、 l〜6mm、最も好ましくは l〜2mmである。そして、その厚みは医用材料 20全体の径に対して 10〜50%、特に、 10〜30%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 2e参照）、その厚みが 1〜： LOmm、特に、 l〜6m m、そして、医用材料 20全体の径に対して 5〜50%、特に、 5〜30%となるものが好ましい。

[0043] このように構成されているため、細胞は始めに外層 22内を拡がり外層 22と結合をする。ついで、外層 22を経て支柱 21にたどり着いた細胞は、支柱 21と結合をする。また、支柱 21は骨細胞に置換されるため、チタンウェブ力もなる円筒状の外層 22だけが、強度補強材として残存する。この外層 22は、治療の状況に応じて、治療後に取り除いてもよぐまた、残しておいてもよい。

このような医用材料 20は、細胞の誘導が困難な老人等の人工歯根あるいは人工骨として用いることにより、たとえ、支柱内に誘導され、置換された骨細胞の密度が低くても、外層 22によって全体が補強されて、るため好ま、。

[0044] 図 2bに示す医用材料 25は、生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物力もなる支柱 26と、その外周に形成されたチタンウェブ力もなる外層 27とを備えている。

[0045] この生体非吸収性の支柱 26は、水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸力ノレシゥムィ匕合物力らなる。また、支柱 26は、径カ 50〜500 μ m、特に、 200〜400 μ mの孔を有し、空隙率が 50〜80%、特に、 50〜60%となるように形成されている。このような支柱 26は、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 2d参照）、支柱 26の径力^〜 10mm、特に、 3〜6mmであり、支柱 26の径が医用材料 25全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 2e参照）、その用いられる骨の部位によっても異なる力支柱 26の径が 5〜40mm 、特【こ、 10〜30mmであり、医用材料 25全体の径【こ対して 10〜50⁰/₀、特【こ、 20〜 30%となるものが好まし、。

[0046] この外層 27は、径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成型され、その空隙率が 50〜95%、好ましくは 80〜90%である。このような外層 27の厚みは、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 2d参照）、 0. 5〜5mm、特【こ、 0. 5〜2mm、そして、医用材料 25全体の径【こ対して 10〜50 %、特に、 20〜30%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 2e参照）、その厚みが 5〜40mm、特に、 10〜30mm、そして、医用材料 25全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。

[0047] このように構成されているため、医用材料 20と同様に、細胞は始めに外層 27内を拡がり外層 27と結合し、ついで、支柱 26と結合をする。

この医用材料 25を人工歯根あるいは人工骨として用い、かつ、その対象細胞の誘導が困難な老人等にすることにより、医用材料 20と同様に支柱内に誘導された骨細胞の密度が低くても、外層 22によって全体が補強されるため好ましい。また、医用材料 20と比べ、支柱がその骨密度の低い骨と置換されないため、一層強度が高い。

[0048] また、図 2cの医用材料 29のように、図 2aの外層 22に外部と支柱 21とを連通させる通路 23を複数個設けても良い。これは、誘導させる細胞を通路 23が介して支柱 21 にたどり着かせ、始めに支柱 21との結合を形成させるものである。その後、通路 23および支柱 21の外周から外層 22内に細胞が拡がり細胞と外層 22との結合を形成させるものである。このように、支柱 21と細胞との間の結合を先に得ることができるため、医用材料 20を体内に埋入後、比較的早い段階で、医用材料と生体の結合が得られる。この通路 23は、図 2bの医用材料 25の外層 27に設けてもよい。

[0049] 図 3aの医用材料 30は、チタンウェブからなる筒状の内層 31と、その内層の外周に形成される生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなる外層 32と、内層に挿入される棒 33と力らなる。

[0050] 医用材料 30の内層 31は、径が 100 μ m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成型され、その空隙率は 50〜95%、好ましくは 80 〜90%である。このような内層 31の厚みは、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 3c参照）、 2〜： LOmm、特に、 3〜6mm、そして、医用材料 30全体の径に対して 1 0〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 3d参照）、その厚みが 5〜40mm、特に、 10〜30mm、そして、医用材料 30全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。

[0051] この生体吸収性の外層 32は、 a リン酸三カルシウム、 j8—リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウムなどの生体吸収性のリン酸カルシウム系材からなり、径が 50〜500 μ m、特に、 200〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 50〜80⁰/₀、特に、 50〜60⁰/₀である。この外層 32は、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 3c参照）、外層 32の厚さが l〜3mm、特に、 l〜2mmであり、外層 32の厚さが医用材料 30全体の径に対して 2〜20%、特に、 5〜10%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 3d参照）、その用いられる骨の部位によっても異なる力外層 32の厚さが 1〜3 Omm、特【こ、 l〜20mmであり、医用材料 30全体の径【こ対して 2〜20⁰/₀、特【こ、 5 〜 10 %となるものが好まし!/、。

[0052] 棒 33は、ステンレスあるいはチタン製の棒であり、この医用材料の強度を高めるためのものである。ここでチタン棒を用いることにより、治療中に MRIなどの検査を受けることができるため好ましい。また、棒 33を有することにより、骨細胞が充分に誘導されない、あるいは、骨細胞が誘導されてもその骨密度が小さい場合でも、充分な強度を保つことができる。そのため、この医用材料 30は、老人など細胞の誘導が比較的遅いあるいは困難な人、あるいは、骨粗しょう症、骨軟ィ匕症など細胞の誘導が比較的困難な部位にも用いられる。このような棒の径として 2〜20mm、特に、 3〜： LOmmであり、医用材料 30の全体の径に対して 5〜50%、特に、 10〜20%となるものが好ましい。

このように棒 33は軸として作用するため、治療中においても医用材料 30の強度が保て、好ましい。

[0053] この医用材料 30は、生体内に埋入することにより細胞が誘導される。誘導された細胞は始めに外層 32と化学的に、そして、物理的に結合し、さらに、外層 32内を拡がりながら内層 31に到達する。そして、内層 32内を拡がることにより内層 31と物理的に結合する。

この医用材料 30も人工歯根（図 3c参照）および人工骨（図 3d参照）に用いることができる。この医用材料 30を人工歯根として用いる場合、棒 33を人工歯 34に取り付けるァパットメントとして使用することができる。また、人工骨として用いる医用材料 30は、上から順に形成された円柱状の外層 32 、内層 31、外層 32と、それらを貫通して上下突出するように形成された棒 33とからなるように形成して用いることにより、突出した棒 33を繋ぎ合わせる骨 B1および B2に突き刺すようにして配置させることができ、治療部位の強度を保ったまま治療することができる。

[0054] 医用材料 35は、チタンウェブからなる筒状の内層 36と、その内層の外周に形成される生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなる外層 37と、内層に挿入される棒 3 8とからなる。

[0055] 医用材料 35の内層 36は、径が 100 μ m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成型され、その空隙率は 50〜95%、好ましくは 80 〜90%である。このような内層 36の径は、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 3 c参照）、 2〜10mm、特に、 3〜6mm、そして、医用材料 35全体の径に対して 10〜 50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 3d 参照）、 5〜40mm、特に、 10〜30mm、そして、医用材料 35全体の径に対して 10 〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。

[0056] 医用材料 35の外層 37は、水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシゥムィ匕合物材料力らなり、径カ 50〜500 μ m、特に、 200〜400 μ mの孑しを有し、空隙率が 50〜80%、特に、 50〜60%である。この外層 37は、たとえば、人工歯根として用いる場合（図 3c参照）、外層 37の厚さが l〜3mm、特に、 l〜2mmであり、外層 3 7の径が医用材料 35全体の径に対して 2〜20%、特に、 5〜10%となるものが好ましい。また、人工骨として用いる場合（図 3d参照）、その用いられる骨の部位によっても異なるが、外層 37の径力〜 40mm、特に、 10〜30mmであり、医用材料 35全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30%となるものが好ましい。

[0057] 棒 38は、医用材料 35の強度を補強するものであり、図 3aの棒 33と実質的に同じである。

この医用材料 35も、医用材料 30と同様に、棒 38を備えているため、治療中の強度が保てる。

[0058] 図 4の医用材料 40は、生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなる内層 41と、その内層の外周に形成されるチタンウェブカゝらなる外層 42と、内層に挿入される棒 43 とからなる。

[0059] この生体吸収性の内層 41は、 α リン酸三カルシウム、 β リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウムなどの生体吸収性のリン酸カルシウム化合物からなり、径が 50〜5 00 μ m、特に、 200〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 50〜80⁰/₀、特に、 50〜60⁰/₀ のものである。このような内層 41の厚みが、 2〜： LOmm、特に 3〜6mm (人工歯根の場合）、 5〜40mm、特に、 10〜30mm (人工骨の場合）、そして、医用材料 40全体の径に対して 10〜50%、特に、 20〜30% (人工歯根、人工骨の場合）となるものが好ましい。

[0060] 医用材料 40の外層 42は、径が 100 μ m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成型される。このとき、支柱の空隙率は 50〜95%、好ましくは 80〜90%である。この外層 42の厚みが l〜3mm、特に、 l〜2mmであり、医用材料 40全体の径に対して 2〜20%、特に、 5〜10%となるものが好ましい。

[0061] 医用材料 40の棒 43は、図 3aの棒 33と実質的に同じものである。

この医用材料 40も、図 4cおよび図 4dに示すように人工歯根および人工骨として用いることがでさる。

また、この医用材料は、医用材料 20と同様にセラミックス力もなる内層の外周にチタンウェブ力もなる外層が設けられているため、細胞の誘導が困難な老人等を対象としても、強度の高い人工歯根、人工骨を得ることができる。しかし、医用材料 30に比べ細胞の誘導は遅くなる。

[0062] 図 4bの医用材料 45は、生体非吸収性のリン酸カルシウム材料力もなる筒状の内層 46と、その内層の外周に形成されるチタンウェブカゝらなる外層 47と、内層に挿入される棒 48と力らなる。

[0063] この内層 46は、水酸ィ匕アパタイトの生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物からなり、径カ 50〜500 μ m、特に、 200〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 50〜80⁰/₀、特に、 50〜60%のものである。このような内層 41の厚みが、 2〜： LOmm、特に、 3〜6m m (人工歯根の場合）、あるいは、 5〜40mm、特に、 10〜30mm (人工骨の場合）が好ましい。そして、医用材料 40全体の径に対して 2〜20%、特に、 5〜10% (人工歯根の場合）、あるいは、医用材料 40全体の径に対して 2〜20%、特に、 5〜10% (人ェ骨の場合）となるものが好まし、。

このものも医用材料 40と同様な補強作用を有する。また、内層が骨細胞に置換されないため、医用材料 40よりも一層強度が高い。

[0064] 医用材料 45の外層 47は、径が 100 μ m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成型される。このとき、外層 47の空隙率は 50〜95% 、好ましくは 80〜90%である。この外層 47の厚さは l〜3mm、特に、 l〜2mm (人ェ歯根の場合、図 4c)、また、 l〜3mm、特に、 l〜2mm (人工骨の場合、図 4d)が好ましい。そして、医用材料 40全体の径に対して 2〜20%、特に、 5〜10% (人工歯根の場合、図 4c)、あるいは、医用材料 40全体の径に対して 2〜20%、特に、 5〜1 0% (人工骨の場合、図 4d)となるものが好ましい。

[0065] 図 5aの医用材料は人工関節に用いられるものである。この人工関節 50は、人工骨節 51と、受け皿 52とからなる。人工骨節 51としては、チタンやチタン合金が用いられる。この人工骨節 51は、図に示すように骨 Bに取り付けられた人工骨として用いられる図 1の医用材料 10の上端に設けられている。

人工関節の受け皿 52は、扇状の金属基材 53と、金属基材の内面に設けられた合成榭脂層 54と、金属基材の外面に設けられたチタンウェブからなる金属繊維層 55と、その金属繊維層の外面に設けられたセラミックス層 56とからなる。

[0066] 金属基材 53としては、生体親和性の高!、ステンレスあるいはチタンが用いられる。

特に、チタンは MRI等の検査に影響を与えな、ため好ま、。

合成樹脂層 54としては、高分子ポリエチレンなどの合成樹脂が人工骨節 61との滑り、耐久性力も考えて好ましい。また、その厚さは 2〜20mm、特に 5〜： LOmmが好ましい。

[0067] 金属繊維層 55としては、径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成型され、空隙率は 50〜95%、好ましくは 80〜90% のものが用いられる。その厚さは 1〜： LOmm、特に 3〜5mmが好ましい。

[0068] セラミックス層 56としては、 α リン酸三カルシウム、 β リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウムなどの生体吸収性のリン酸カルシウム化合物を用いる場合、その径力 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 50〜80⁰/₀、特に、 5 0〜60%のものが好ましぐその厚さは 1〜： LOmm、特に 2〜5mmが好ましい。

また、セラミックス層として水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシウムィ匕合物を用いる場合、その径カ 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率が 50〜80%、特に、 50〜60%のもの力 S好ましく、その厚さは 1〜： LOmm、特に 2〜 5mmが好ましい。

セラミックス層 56として生体吸収性の化合物を用いる場合、骨と置換できるため、生体との最終的な親和性は良、。またセラミックス層 56として非生体吸収性の化合物を用いる場合、生体の誘導に関わらず早期に強度を得ることができる。

[0069] このように構成された人工関節の受け皿 52を生体に埋入することにより、誘導される骨細胞がセラミックス層 56と結合し、ついで、そのセラミックス層を介して金属繊維層 55まで誘導されて、金属繊維層 55と結合をする。

[0070] また、図 5の金属繊維層 55と、セラミックス層 56の配置を逆にしてもよい。つまり、人ェ関節の受け皿 52の他の形態は、扇状の金属基材 53と、金属基材の内面に設けられた合成樹脂層 54と、金属基材の外面に設けられたセラミックス層 58と、そのセラミックス層の外面に設けられたチタンウェブ力もなる金属繊維層 59とを備えている。

[0071] セラミックス層 58としては、 α リン酸三カルシウム、 β リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウムなどの生体吸収性のリン酸カルシウム化合物を用いる場合、その径力 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 50〜80⁰/₀、特に、 5 0〜60%のもの好ましく、その厚さが 1〜： LOmm、特に 2〜5mmであるのが好ましい。また、セラミックス層 58として水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシゥムィ匕合物を用いる場合、その径カ 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率が 20〜60%、特に、 30〜50%のものが好ましぐその厚さが 1〜： LOmm 、特に 2〜5mmであるのが好ましい。

[0072] 金属繊維層 59としては、径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成型され、空隙率は 50〜95%、好ましくは 80〜90% のものが用いられる。その厚さは l〜5mm、特に l〜3mmであるのが好ましい。

[0073] 図 6aに示す医用材料は、骨プレート 60として用いるものである。この骨プレート 60 は、金属基材 61と、その内面に設けられるチタンウェブ力もなる金属繊維層 62と、リン酸カルシウム化合物力もなるセラミックス層 63とを備えている。

金属基材 61の素材として、生体親和性の高いステンレス、チタンまたはチタン合金が挙げられる。その厚さは 1〜： LOmm、特に、 l〜5mmが好ましい。

[0074] 金属繊維層 62としては、径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成形され、空隙率は 50〜95%、好ましくは 80〜90% のものが用いられる。

その厚さは 1〜： LOmm、特に l〜5mmが好ましい。

[0075] セラミックス層 63としては、 13 リン酸三カルシウムなどの生体吸収性のリン酸カルシゥムィ匕合物を用いる場合、その径カ 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率が 20〜60%、特に、 30〜50%のもの好ましく、その厚さは 1〜： LOmm

、特に 2〜5mmが好ましい。

また、セラミックス層 63として水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシゥムィ匕合物を用いる場合、その径カ 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率が 20〜60%、特に、 30〜50%のものが好ましぐその厚さは 1〜： LOmm

、特に 2〜5mmが好ましい。

[0076] このような骨プレート 60により、分離している骨 B1と骨 B2とをねじなどにより連結することにより、骨細胞が骨プレート 60に誘導され、セラミックス層 63と結合し、さらに、金属繊維層 62と結合し、骨 Bl、 B2とを強固に連結する。

[0077] また、図 6aの金属繊維層 62と、セラミックス層 63の配置を逆にしてもよい。つまり、骨プレート 60の他の形態は、金属基材 61と、その内面に設けられるリン酸カルシウム化合物からなるセラミックス層 66と、チタンウェブ力もなる金属繊維層 67とを備えている。金属基材 61は図 6aのものと実質的に同じである。

[0078] セラミックス層 66としては、 α リン酸三カルシウム、 β リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウムなどの生体吸収性のリン酸カルシウム化合物を用いる場合、その径力 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 70〜95⁰/₀、特に、 8

0〜90%のものが好ましぐその厚さは 1〜： LOmm、特に 2〜5mmが好ましい。セラミックス層 66として水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物を用ヽる場合、その径カ 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率が 30〜50%、特に、 40〜50%のもの力 S好ましく、その厚さは 1〜： LOmm、特に 2〜 5mmが好ましい。

[0079] 金属繊維層 67としては、径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成形され、空隙率は 50〜95%、好ましくは 80〜90% のものが用いられる。

その厚さは 1〜： LOmm、特に 3〜5mmが好ましい。

[0080] 図 6bの医用材料 70は骨補填材として用いるものであり、チタンウェブからなる基材

71と、その基材を覆うように設けられたリン酸カルシウム化合物カゝらなる被覆層 72とからなる。

[0081] 基材 71は、径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成形され、空隙率は 50〜95%、好ましくは 80〜90%のものが用いられる。この基材 71の大きさは、骨の欠損部あるいは補填部位の大きさによって調整される。

被覆層 72としては、 ex—リン酸三カルシウム、 β—リン酸三カルシウム、リン酸四力ルシゥムなどの生体吸収性のリン酸カルシウム化合物を用いる場合、その径が 50〜 500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 30〜60⁰/₀、特に、 40〜50 %のものが好ましぐその厚さが 1〜： LOmm、特に 2〜5mmとなるように成形される被覆層 72として水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物を用いる場合、その径が 50〜500 m、特に、 300〜400 mの孔を有し、空隙率が 3 0〜60%、特に、 40〜50%のもの力 S好ましく、その厚さが 1〜： LOmm、特に 2〜5mm となるように成形される。

[0082] この骨補填材 70は、骨の欠損部に挿入することにより、骨補填材の周囲から誘導される骨細胞が被覆層 72と結合する。ついで、骨細胞は拡がり被覆層 72を介して基材 71に到達し、基材 71と結合する。

[0083] この骨補填材 70においても、基材 71と被覆層 72の材料の配置を逆にしてもよい。

この場合、基材 71としてひ—リン酸三カルシウム、 β—リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウムなどの生体吸収性のリン酸カルシウム化合物を用いる場合、その径が 5 0〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 30〜60⁰/₀、特に、 40〜 50%のもの好ましい。その厚さは欠損部あるいは補填部位の大きさによって任意に調整することができる。

基材 71として水酸ィ匕アパタイトなどの生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物を用ヽる場合、その径カ 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mの孑しを有し、空隙率力 ^30 〜60%、特に、 40〜50%のものが好ましぐこの基材 71の大きさは、骨の欠損部あるいは補填部位の大きさによって調整される。

[0084] また、この場合、被覆層 72として径が 100 m以下のチタンまたはチタン合金の金属繊維を絡合させた金属不織布から成形され、空隙率は 50〜95%、好ましくは 80 〜90%のものが用いられる。その厚さが 1〜： LOmm、特に 2〜5mmとなるように成形される。

[0085] 図 7に示す医用材料 77は、基材 78と、その外部に設けられたコート層 79とからなる。ここで、基材 78は略長方形断面のチタン金属繊維であり、コート層 79は、非吸収性のセラミックである水酸ィ匕アパタイトである。この電子顕微鏡写真によれば基材 78の周りに均一にコート層 79が設けられているのがわかる。

[0086] ここまで開示してきた医用材料に用いられる金属繊維として、断面形状が円で、径力 S 100 m以下のものを主に開示してきた力図 7に示すように断面形状が四角形で、一辺が 100 /z m以下のものであってもよい。また、一辺が 100 /z m以下の多角形であってもよい。

[0087] 図 8aに示す医用材料 80は、人工歯根（図 8c参照）あるいは人工骨（図 8d参照）等に用いることができるものであり、空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率）、特に 1〜5%の生体吸収性のセラミックス力なる支柱 81と、その外周に形成された空隙率が 11〜8 0% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体吸収性のセラミックス力もなる外層 82とを備えている。支柱 81と外層 82の空隙率の差が 10〜80ポイントである。

[0088] このような医用材料の支柱 81は生体吸収性セラミックス力もなり、その空隙率が 0.

1〜10% (低)であるため、コラーゲン、フイブロネクチン、アルブミンなどの細胞外マトリックス成分を支柱内に誘導することができ、細胞外マトリックス成分を誘導することにより、支柱において細胞増殖や細胞分化を促進する。そのため、細胞を支柱内に誘導することができ生体との固定においてアンカー効果を発揮する。また、医用材料 8 0全体としての強度を得ることができ、医用材料を生体内に埋入した後、細胞が誘導されるまで医用材料を生体内に固定させる。つまり、支柱 81に細胞外マトリックス成分が導入されることにより、該層 82に細胞が入りやすくし、また、全体として強度を一層高くすることができ、支柱全体への誘導期間を比較的小さくすることができる。

[0089] 一方、外層 82は生体吸収性セラミックス力もなり、その空隙率は 11〜80% (高）、特に、 50〜70%であり、支柱の空隙率との差が 10から 80ポイントであり、その孔の径は 50〜500 μ m、特に、 300〜400 μ mである。この外層 82の空隙率は、最も細胞が好んで侵入する幾何学的構造である。そして、外層 82は支柱より空隙率が 10 〜80ポイント大きくなるように形成されているため、外層 82に好んで侵入してきた細胞を支柱 81に誘導する役割を有し、支柱 81と外層 82との間の剪断を防止する。また、外層 82と物理的に結合する細胞も支柱と同様に最終的に化学的に結合する。

[0090] このように構成されている医用材料 80は、充分な強度を備えているため、生体内に配置させても容易にずれたり、壊れたりしない。そのため、この医用材料は、特に、人ェ歯根、人工骨、あるいは、骨補填材として使用するのに好ましい。この医用材料 80 は、全体が生体吸収性セラミックスによって構成されているため、骨芽細胞等を誘導後はその誘導された骨と完全に置換される。

また医用材料 80の外層の方が支柱より空隙率が高いため、上述したように外層 82 に侵入してきた細胞を支柱の方向に誘導する。そのため、医用材料 80内へ細胞を早期に誘導できる。さらに、骨芽細胞の外層との置換、骨芽細胞の支柱への侵入、そして、骨芽細胞の支柱との置換が順番に行われるため、医用材料 80は、骨を置換するまで、支柱 81と外層 82との間に剪断等を起こすことなぐ平均して高い強度を保つことができる。

[0091] この医用材料に用いられる生体吸収性セラミックスとして、 α—リン酸三カルシウム、 β—リン酸三カルシウム等が挙げられる。この場合、支柱および外層は同種のものを用いてもよぐまた、異種のものを用いてもよい。

また、この支柱 81および外層 82の表面に、生体細胞を活性化する生理活性物質あるいは生理活性助剤等をコートしてもよ!/、。このような生理活性物質あるいは生理活性助剤としては、細胞成長因子、サイト力イン、抗生物質、細胞成長制御因子、酵素、蛋白、多糖類、燐脂質、リポ蛋白、ムコ多糖類が挙げられる。これらにより細胞の誘導を促進することができる。

[0092] この医用材料は、従来実施されてきた単一のセラミックス素材によるのではなぐ複数種のセラミックス素材と、非焼結リン酸カルシウムの複合によって製造される。

[0093] 図 8cに示すように医用材料 80を人工歯根として用いる場合は、支柱 81の上面を除いた外周に外層 82を設け、顎の骨 (歯槽骨）に挿入する。これにより、外層 82から骨芽細胞が侵入し、医用材料 80内に骨芽細胞が拡がり、医用材料 80と骨芽細胞とが充分に結合した状態で、支柱の上面に人工歯 83が取り付けられたァパットメント 8 4をはめ込むものである。そして、医用材料 80が自家骨に置換されると、自家骨が直接ァパットメント 84を支持する。

[0094] このとき医用材料 80の全体の径は 3〜30mm、特に 4〜20mmであり、支柱 81の径は 2〜25mm、特に、 2〜20mmであり、外層の厚さは 0. 5〜： LOmm、特に l〜5m mであるのが好ましい。そして、支柱 81の径が医用材料 80全体の径に対して 5〜30 %、特に、 10〜20%であるもの力医用材料 80全体に一層高い強度を与えることができ好ましい。

[0095] 図 8dに示すように医用材料 80を人工骨として用いる場合は、当該骨の外形あるいは円筒となるように支柱を形成し、そして、その支柱の上下面に外層 82を形成する。そして、この医用材料 (人工骨） 80を繋ぎ合わせる骨 Bl、 B2の間に、外層 82が骨 B 1、 B2と接するように挿入する。これにより、骨芽細胞は外層 82から誘導され外層 82 と結合し、そして支柱 81へと拡がり、支柱 81と結合する。これにより早期治癒が可能となり、骨芽細胞と医用材料とが強固に結合する。

[0096] このときの医用材料の大きさは、その用いられる骨の部位によっても異なる力全体の高さは l〜50mm、特に、 2〜25mmであり、支柱 81の高さは l〜49mm、特に、 1 〜20mmであり、外層の厚さは 0. 5〜： LOmm、特に l〜5mmであるのが好ましい。そして、支柱 81の高さが医用材料 80全体の高さに対して 5〜30%、特に、 10〜20% であるもの力全体としての充分な強度を与えることができ好ましい。

[0097] 次に図 8bの医用材料 85は、空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率）、特に 1〜5%の生体非吸収性のセラミックス力もなる支柱 86と、その外周に形成された空隙率が 11〜8 0% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体非吸収性のセラミックス力もなる外層 87とを備えている。また支柱 86と外層 87の空隙率の差は 11〜80ポイントである。この医用材料 85は図 8aの医用材料 80の材料を生体非吸収性にしたものである。

[0098] この支柱 86は、図 8aの支柱 81と同様に空隙率が 0. 1〜10% (低）であるため、細胞外マトリックス成分を支柱内に誘導することができ、かつ、医用材料 85全体としての強度を得ることができる。さらに、支柱 86の径が全体の径の 5〜30%、特に、 10〜 20%となるように形成することにより、特に全体として強度を保つことができ、支柱全体への誘導期間を比較的小さくすることができる。

[0099] また、外層 87は図 8aの外層 82と同様に空隙率が 11〜80% (高）、特に、 50〜70 %であり、支柱の空隙率との差が 10以上であり、その孔の径が50〜500 111、特に、 300〜400 /ζ πιである。そのため、細胞が好む幾何学的構造を備えており、細胞を積極的に誘導する。さらに、外層 87は支柱 86より空隙率が 10〜80ポイント大きくなるように形成されているため、支柱 86と外層 87の剪断が防止でき、また、細胞をスムースに医用材料 85内に誘導することができる。

[0100] このように構成されている医用材料 85は、手術後、生体に吸収されず骨と一体ィ匕するので、術直後（医用材料を埋入直後）においての強度は高い。そのため、老人など細胞の誘導が比較的遅い人、困難な人あるいは骨粗しょう症、骨軟化症の人に好ましく用いられる。ただし、生体非吸収性のセラミックスであっても、年単位の時間経過と共に吸収、置換される。さらに、医用材料 85は空隙率の差が 10〜80ポイントである二層力もなるため、図 8の医用材料 80と同様に支柱 86と外層 87との間の剪断が起きにくぐかつ、医用材料と生体との結合強度が得られる。

[0101] この医用材料 85に用いられる生体非吸収性セラミックスとして、ヒドロキシアパタイト、アルミナ、ジルコユア、カーボン、リン酸カルシウム、結晶化ガラス等が挙げられる。この場合、支柱 86および外層 87は同種のものを用いてもよぐまた、異種のものを用いてもよい。さらに、この支柱 86および外層 87の表面に、図 8の医用材料と同様に生体細胞を活性化する生理活性物質ある!ヽは生理活性助剤等をコートしてもよヽ。

[0102] この医用材料 85を人工歯根として用いる場合、全体の径を 3〜8mm、特に、 3. 5 〜6mmとし、支柱 86の径を 3〜5mm、特に、 3〜4mmとし、外層 87の厚さを 0. 2〜 2mm、特に 0. 5〜lmmとするのが好ましい。そして、支柱 86の径を医用材料 85全体の径に対して 5〜20%、特に、 10〜15%とするのが好ましい。

また、この医用材料 85を人工骨として用いる場合、全体の高さを 10〜200mm、特に、 10〜150mmとし、支柱 86の高さを医用材料 85全体の高さに対して 100%とするのが好ましい。

[0103] 図 9aに示す医用材料 90は、空隙率が 11〜80% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体吸収性のセラミックス力もなる支柱 91と、その外周に形成された空隙率が 0. 1〜 10% (低空隙率）、特に 1〜5%の生体吸収性のセラミックス力もなる外層 92とを備えている。つまり、図 8の医用材料 80の支柱 81と外層 82の空隙率を逆にしたものである。

[0104] この支柱 91は、空隙率が 11〜80% (高）、特に 50〜70%であるため、細胞が好む幾何学的構造を備えており、細胞を積極的に誘導する。また、支柱 91に形成された子しの径 ίま、 50〜500 μ m、特【こ、 300〜400 μ mであり、骨芽糸田胞の侵人【こ好ましい。

この外層 92は、空隙率が 0. 1〜10% (低）、特に 1〜5%であるため、細胞を外層内に誘導することができ、かつ、医用材料 90全体としての強度を与えることができる。また、外層 92と支柱 91の空隙率の差が 10〜80ポイントであるため、支柱 91と外層 9 2との間に剪断が起きにくい。外層 92に形成された孔の径は、 0. 01〜： LO /z m 特に、 0. 1〜5 /ζ πιである。さらに、外層 92の厚さ力全体の径の 5〜20%、特に、 10〜15 %となるように形成することにより、全体として強度を一層保つことができ、かつ、医用材料全体への細胞誘導期間を小さくすることができる。

このような生体吸収性セラミックスとして、図 8の医用材料 80と同様に、 α—リン酸三カルシウム、 β—リン酸三カルシウム等が挙げられる。この場合、支柱および外層は同種のものを用いてもよぐまた、異種のものを用いてもよい。

[0105] このように構成されている医用材料 90は、充分な強度を備えているため、生体内に配置させても容易にずれない。そして、医用材料 90は、全体が生体吸収性セラミックスによって構成されて、るため、誘導された骨芽細胞はその後骨と完全に置換される。この医用材料は、外層 92に空隙率の低い層を設けているため、細胞の誘導期間は図 8の医用材料 80より遅くなる。しかし、外層 92より支柱 91の方が細胞との結合力の高いため、ー且、細胞を誘導すると、アンカー効果は図 8の医用材料 80より高い。また、医用材料 90も図 8の医用材料 80と同様に、骨を置換するまで、支柱 91と外層 92 との間に剪断等を起こすことなぐ平均して高い強度を保つことができる。そのため、細胞の適度な誘導期間および強度を考慮して、外層 92の厚さを医用材料 90全体の径に対して 5〜20%、特に、 10〜15%とするのが好ましい。

また、図 9cに医用材料 99のように外層 92に外部と支柱 91とを連通する貫通孔 93 を設けてもよい。このように貫通孔 93を設けることにより細胞は、誘導期間を早めることができる。このような貫通孔 93はその孔径が 0. l〜5mm、特に l〜3mmであるのが好ましい。

[0106] この医用材料 90 (99)を人工歯根として用いる場合（図 9d参照）、全体の径を 3〜2 Omm、特に 4〜20mmとし、支柱 91の径を 2〜25mm、特に、 2〜20mmとし、外層 92の厚さを 0. 5〜： LOmm、特に l〜5mmとするのが好ましい。そして、外層 92の厚さを医用材料 90全体の径に対して 5〜30%、特に、 10〜20%とすることにより、全体としての強度をえることができるため、好ましい。

また、この医用材料 90 (99)を人工骨として用いる場合 (図 9e参照）、全体の高さを l〜50mm、特に 2〜25mmとし、支柱 91の高さを l〜49mm、特に、 l〜20mmとし、外層の厚さを 0. 5〜： LOmm、特に l〜5mmとするのが好ましい。また、外層の厚さを医用材料 90全体の高さに対して 5〜30%、特に、 10〜20%とすることにより、全体としての強度を得ることができるため、好ま U、。

[0107] 図 9bに示す医用材料 95は、空隙率が 11〜80% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体非吸収性のセラミックス力なる支柱 96と、その外周に形成された空隙率が 0. 1 〜10% (低空隙率）、特に 1〜5%の生体非吸収性のセラミックス力もなる外層 97とを備えている。つまり、図 8bの医用材料 85の支柱 86と外層 87の空隙率を逆にしたものである。

[0108] この支柱 96は、空隙率が 11〜80% (高）、特に 50〜70%であるため、細胞が好む幾何学的構造を備えており、細胞を積極的に誘導する。また、支柱 96に形成された子しの径 ίま、 50〜500 μ m、特【こ、 300〜400 μ mであり、骨芽糸田胞の侵人【こ好ましい。

この外層 97は、空隙率が 0. 1〜10% (低)であるため、細胞を外層内に誘導することができ、かつ、医用材料 95全体としての強度を与えることができる。また、支柱 96と外層 97の空隙率の差が 10〜80ポイントであるため、支柱 96と外層 97との間に剪断力 S起きにくい。外層 97に形成された孔の径は、 0. 1〜： LO /z m、特に、 0. 1〜5 /ζ πι である。さらに、外層 97の厚さが全体の径の 5〜20%、特に、 10〜15%となるように形成することにより、全体として強度を与え、かつ、医用材料全体への誘導期間を比較的小さくすることができる。また、図 9cに示すように外層 97に貫通孔 93を設けても良い。

このような生体非吸収性セラミックスとして、図 8bの医用材料 85と同様に、ヒドロキシアパタイト、アルミナ、ジルコユア、カーボン、リン酸カルシウム結晶体等が挙げられる。この場合、支柱および外層は同種のものを用いてもよぐまた、異種のものを用いてちょい。

[0109] この医用材料 95を人工歯根として用いる場合（図 9d参照）、全体の径を 3〜20mm 、特に 4〜20mmとし、支柱 96の径を 2〜25mm、特に、 2〜20mmとし、外層 97の厚さを 0. 5〜： L0mm、特に l〜5mmとするのが好ましい。そして、外層 97の厚さを医用材料 95全体の径に対して 5〜30%、特に、 10〜20%とすること〖こより、全体としての強度をえることができるため、好ましい。

また、この医用材料 95を人工骨として用いる場合（図 9e参照）、全体の高さを 1〜5 Omm、特に 2〜25mmとし、支柱 96の高さを l〜49mm、特に、 l〜20mmとし、外層の厚さを 0. 5〜： L0mm、特に l〜5mmとするのが好ましい。また、外層の厚さを医用材料 95の全体の高さに対して 5〜30%、特に、 10〜20%とすることにより、全体としての強度を得ることができるため、好ましい。

[0110] 図 10aに示す医用材料 100は、空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率）、特に 1〜5%の生体吸収性のセラミックス力もなる支柱 101と、その外周に形成された空隙率が 11〜 80% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体非吸収性のセラミックス力もなる外層 102とを備えている。この支柱 101と外層 102の空隙率の差は 10〜80ポイントである。 [0111] 支柱 101は、図 8aの医用材料の支柱 81と実質的に同じであり、医用材料全体として強度を与えつつ、細胞を支柱内に誘導する。そして、誘導した後は、最終的に生体に吸収される。

一方、外層 102は、図 8bの医用材料の外層 87と実質的に同じであり、細胞が好む幾何学的構造を備えており、細胞を積極的に誘導する。そして、長期間、生体に吸収されない。そのため、細胞の誘導が比較的遅いあるいは困難な人に応じて用いることができる。

[0112] また、図 10bの医用材料 103のように、支柱 101aを図 9aの医用材料の支柱 91と実質的に同じである空隙率が 11〜80% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体吸収性セラミックスから形成し、外層 102aを支柱 101aとその空隙率の差が 10〜80ポイントとなるように、図 9bの医用材料の外層 97と実質的に同じである空隙率が 0. 1〜10% ( 低空隙率）、特に 1〜5%の生体非吸収性セラミックス力形成してもよい。

[0113] 図 10cに示す医用材料 105は、空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率）、特に 1〜5%の生体非吸収性のセラミックス力なる支柱 106と、その外周に形成された空隙率が 11 〜80% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体吸収性のセラミックス力もなる外層 107とを備えている。この支柱 106と外層 107の空隙率の差は 10〜80ポイントである。

[0114] 支柱 106は、図 8bの医用材料の支柱 81と実質的に同じであり、医用材料全体として強度を与えつつ、細胞を支柱内に誘導する。そして長期間、生体に吸収されない一方、外層 107は、図 8aの医用材料の外層 82と実質的に同じであり、細胞が好む幾何学的構造を備えており、細胞を積極的に誘導する。そして、生体に吸収される。

[0115] また、図 10dの医用材料 108のように、支柱 106aを図 9bの医用材料の支柱 86と実質的に同じである空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率)、特に 1〜5%の生体非吸収性セラミックス力も形成し、外層 107aを支柱 106aとその空隙率の差が 10〜80ポイントとなるように、図 9aの医用材料の外層 92と実質的に同じである空隙率が 11〜80% ( 高空隙率）、特に 50〜70%の生体吸収性セラミックス力も形成してもよい。

[0116] 図 11aに示す医用材料 110は、筒状あるいは柱状の金属棒 111と、その外周に設けられた生体吸収性セラミックス力もなる外層 112とからなる。 [0117] 金属棒 111は、ステンレスあるいはチタンなどの生体親和性の高い金属力もなる。ここでチタン棒を用 V、る場合、治療中に MRIなどの検査を受けることができるため、特に好ましい。このように金属棒 111を設けることにより、医用材料の強度を高くすることができる。また、骨芽細胞などが充分に誘導されない、あるいは、骨芽細胞が誘導されてもその骨密度が小さい場合でも、充分な強度を保つことができる。また、再手術が必要なとき、容易に金属棒 111を除去することができる。

[0118] 外層 112は、空隙率が 11〜80%、特〖こ 50〜70%であり、その孔の径が 50〜500 μ m、特に 300〜400 /ζ mである。この幾何学的構造は、細胞が最も好む構造であり、細胞は外層 112内に積極的に誘導される。このような外層 112の生体吸収性セラミックスとして、 α—リン酸三カルシウム、 j8—リン酸三カルシウム等が挙げられる。

[0119] この医用材料 110は、外層 112が細胞を誘導し、金属棒 111が全体の強度を保つものである。また、金属棒 111を用いているため、その強度は高く保つことができ、老人など細胞の誘導が比較的遅いあるいは困難な人、あるいは、骨粗しょう症、骨軟ィ匕症など細胞の誘導が比較的困難な部位に用いられる。

[0120] この医用材料 110の外層として、空隙率が 11〜80%、特に 50〜70%であり、その孔の径が 50〜500 μ m、特に 300〜400 μ mである生体非吸収性セラミックスを用いても良い。この場合も、その幾何学的構造カゝら細胞を外層内に積極的に誘導する。このような生体非吸収性セラミックスとしてヒドロキシアパタイト等が挙げられる。

[0121] 図 120bに示す医 1用材料 110aは金属棒 111の外周に、空隙率が 0. 1〜10% ( 低空隙率）、特に 1〜5%の生体吸収性のセラミックス力もなる内層 113と、その外周に形成された空隙率が 11〜80% (高空隙率）、特に 50〜70%の生体吸収性のセラミックス力もなる外層 114とを設けて、る。またこの 1とき内 113と外層 114の空隙率の差は 10〜80ポイントとなるように形成して、る。このように金属棒を設けることにより一層医用材料としての強度を高めることができる。

この図 1 lbの医用材料 110aは、図 8aの医用材料 80の支柱 81に金属棒 111を揷入したものである力図 8bの医用材料 85、図 9a〜図 9cの医用材料 90、 95、 99あるいは図 10a〜図 10dの医用材料 100、 103、 105、 108に金属棒を挿入してもよい。また、医用材料 110 (医用材料 110a (想像線)）も、本発明の他の医用材料と同様に人工歯根（図 1 lc参照)や、人工骨（図 11参照）として使用することができる。

[0122] 図 12aの医用材料は人工関節に用いられるものである。この人工関節 120は、人ェ骨節 121と、受け皿 122と力もなる。人工骨節 121としては、チタンやチタン合金が用いられる。この人工骨節 121は、図に示すように骨 Bに取り付けられた人工骨として用いられる図 8の医用材料 70の上端に設けられて、る。

[0123] 人工関節の受け皿 122は、扇状ないし椀状の金属基材 123と、金属基材の内面に設けられた合成樹脂層 124と、金属基材の外面に設けられた空隙率が 1〜10% (低

)の生体吸収性セラミックス力もなる第 1層 125と、その第 1層の外面に設けられた空隙率が 10〜80% (高）の生体吸収性セラミックス力もなる第 2層 126とからなる。第 1 層と第 2層の空隙率の差は 10〜70ポイントである。

[0124] 金属基材 123としては、生体親和性の高いステンレスあるいはチタンが用いられる

。合成樹脂層としては、高分子ポリエチレンなどの合成樹脂が人工骨節 121との滑り

、耐久性から考えて好ましい。この厚さは 2〜20mm、特に 5〜 10mmが好ましい。

[0125] 第 1層 125としては、空隙率が 0. 1〜10% (低）、特に 1〜5%であり、その孔の径が 0. 01〜5 /ζ πι、特に 0. 1〜2 /ζ πιであるものが用いられる。その厚さは 2〜： LOmm

、特に 2〜5mmである。

第 2層 126としては、空隙率が 11〜80% (高）、特に 50〜70%であり、その孔の径カ^50〜500 111、特に 300〜400 /ζ πιであるちの力用!ヽられる。その厚さ ίま 2〜： LOm m、特に 2〜 5mmである。

[0126] このように構成された人工関節の受け皿 122を生体に埋入することにより、誘導される骨芽細胞が、第 2層 126と結合し、その第 2層 126を介して第 1層 125まで誘導される。そして、第 1層 125と第 2層 126との間に 10〜70ポイントの空隙率の差を設けているため、剪断が起こりにくい。

また、第 1層、第 2層として生体非吸収性セラミックスを用いてもよぐさらには、第 1 層として空隙率が 1〜5% (低)の生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックスを用い、第 2層として空隙率が 50〜70% (高）の生体非吸収性セラミックスあるいは生体吸収性セラミックスを用いてもよ!、。

[0127] 生体吸収性セラミックスとしては、リン酸三カルシウム、 β リン酸三カルシウム、リン酸四カルシウムなどが挙げられ、生体非吸収セラミックスとしては、ヒドロキシァパタイト、アルミナ、ジルコユア、カーボン、リン酸カルシウム、結晶化ガラスなどが挙げられる。

[0128] 図 13に示す医用材料は骨プレート 130として用いるものである。この骨プレートは、金属基材 131と、その内面に設けられる空隙率が 0. 1〜10% (低)の生体吸収性セラミックス力もなる第 1層 132と、その第 1層 132の内面に設けられる空隙率が 11〜8 0% (高）の生体吸収性セラミックス力もなる第 2層 133とからなる。この第 1層 132と第 2層 133の空隙率の差は 10〜80ポイントである。金属素材 131の素材としては、生体親和性の高いチタン、チタン合金、あるいは、ステンレスが挙げられ、その厚さは 1 〜10mm、特に 2〜 5mmである。

[0129] 第 1層 132としては、空隙率が 0. 1〜10% (低）、特に 1〜5%であり、その孔の径が 0. 01〜0. 1 111、特に0. 1〜1 /ζ πιであるものが用いられる。その厚さは l〜5m m、特に l〜3mmである。

第 2層 133としては、空隙率が 11〜80% (高）、特に 50〜70%であり、その孔の径力 0〜500 m、特に 300〜400 mであるもの力用いられる。その厚さは 1〜： LOm m、特に 2〜 5mmである。

[0130] このような骨プレート 130を分離している骨 B1と骨 B2とにそれぞれねじ等の連結具により連結することにより、骨芽細胞が骨プレート 130に誘導され、第 2層 133と結合し、さらに、第 1層 132と結合し、骨 Bl、 B2同士を強固に連結する。そして、最終的には骨 Bl、 B2同士間に骨芽細胞が成長し、連続する骨となる。

[0131] このものも第 1層 132、第 2層 133として生体非吸収性セラミックスを用いてもよぐさらには、第 1層として空隙率が 0. 1〜10% (低)の生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックスを用い、第 2層として空隙率が 11〜80% (高）の生体非吸収性セラミックスある、は生体吸収性セラミックスを用いてもょ、。

[0132] 図 13bの医用材料 140は骨補填材として用いるものであり、空隙率が 0. 1〜10% の生体吸収性セラミックス力もなる第 1層 141と、その第 1層を覆うように設けられた空隙率が 11〜80%の生体吸収性セラミックス力もなる第 2層 142とからなる。この第 1 層 141と第 2層 142の空隙率の差は 10〜80ポイントである。この骨補填材は、骨の欠損部に挿入することにより、骨補填材の周囲から誘導される骨芽細胞が第 2層 142と結合する。ついで、骨芽細胞は骨膜など力も第 1層 71に到達し、第 1層 141と結合する。

この骨補填材においても、第 1層、第 2層として生体非吸収性セラミックスを用いてもよぐさらには、第 1層として空隙率が 0. 1〜10% (低)の生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックスを用い、第 2層として空隙率が 11〜80% (高）の生体非吸収性セラミックスある、は生体吸収性セラミックスを用いてもょ、。

[0133] 図 14aの医用材料 150は、空隙率が 11〜80%の直方体状の第 2層 151と、その第 2層 151を貫通するようにして形成される 3本の空隙率が 0. 1〜10%の円柱状の第 1 層 152と力なり、第 1層と第 2層の空隙率の差が 10〜80%となっているものである。このように複数の第 1層を設けることにより、医用材料 150の全体の強度を向上させたものである。ここで、第 2層 151として直方体状のものを挙げた力立体形状であれば特に限定されない。また、第 1層 152として円柱状のものを挙げたが、第 2層内に埋入あるいは第 2層を貫通するものであれば、その立体形状は特に限定されるものではない。

[0134] 図 14bの医用材料 155は、空隙率が 11〜80%の直方体状の第 2層 156と、その第 2層 156内に埋入された空隙率が 0. 1〜10%の格子状の第 1層 157とからなり、第 1層と第 2層の空隙率の差が 10〜80%となっているものである。

図面の簡単な説明

[0135] [図 1]図 la、bはそれぞれ本発明の医用材料の一実施形態を示す断面図であり、図 1 cはその医用材料を人工歯根として用いたときの断面図であり、図 Idはその医用材料を人工骨として用いたときの断面図である。

[図 2]図 2a、 b、 cはそれぞれ本発明の医用材料の他の実施形態を示す断面図であり、図 2dはその医用材料を人工歯根として用いたときの断面図であり、図 2eはその医用材料を人工骨として用いたときの断面図である。

[図 3]図 3a、bはそれぞれ本発明の医用材料のさらに他の実施形態を示す断面図であり、図 3cはその医用材料を人工歯根として用いたときの断面図であり、図 3dはその医用材料を人工骨として用いたときの断面図である。 [図 4]図 4a、 bは本発明の医用材料のさらに他の実施形態を示す断面図であり、図 4 cはその医用材料を人工歯根として用いたときの断面図であり、図 4dはその医用材料を人工骨として用いたときの断面図である。

圆 5]本発明の医用材料を人工関節として用いたときの断面図である。

[図 6]図 6aは本発明の医用材料を骨プレートとして用いたときの断面図であり、図 6b は本発明の医用材料を骨補填材として用いたときの断面図である。

圆 7]本発明の医療材料を示す電子写真である。

[図 8]図 8a、 bはそれぞれ本発明の医用材料の一実施形態を示す断面図であり、図 8 cはその医用材料を人工歯根として用いたときの断面図であり、図 8dはその医用材料を人工骨として用いたときの断面図である。

[図 9]図 9a、 b、 cはそれぞれ本発明の医用材料の他の実施形態を示す断面図であり、図 9dはその医用材料を人工歯根として用いたときの断面図であり、図 9eはその医用材料を人工骨として用いたときの断面図である。

[図 10]図 10a、 b、 c、 dはそれぞれ本発明の医用材料のさらに他の実施形態を示す断面図である。

圆 11]図 l la、 bは本発明の医用材料のさらに他の実施形態を示す断面図であり、図

11cはその医用材料を人工歯根として用いたときの断面図であり、図 l idはその医用材料を人工骨として用いたときの断面図である。

圆 12]本発明の医用材料を人工関節として用いたときの断面図である。

[図 13]図 13aは本発明の医用材料を骨プレートとして用いたときの断面図であり、図

6bは本発明の医用材料を骨補填材として用いたときの断面図である。

[図 14]図 14a、図 14bは本発明の医用材料のさらに他の実施形態を示す斜視図である。

Claims

請求の範囲

[I] 一辺もしくは径が 100 m以下のチタン金属繊維力もなる金属不織布層と、その金属不織布層と隣接して設けられたリン酸カルシウム化合物力もなるセラミックス層とを備えた医用材料。

[2] 前記セラミックス層が生体吸収性のリン酸カルシウム化合物力なる請求項 1記載の医用材料。

[3] 前記セラミックス層が生体非吸収性のリン酸カルシウム化合物力なる請求項 1記載の医用材料。

[4] 前記金属不織布層が、筒状あるいは柱状に形成され、その外周にセラミックス層が設けられている請求項 1記載の医用材料。

[5] 前記セラミックス層が、筒状あるいは柱状に形成され、その外周に金属不織布層が設けられている請求項 1記載の医用材料。

[6] 空隙率が 0. 1〜10% (低空隙率)のセラミックス力もなる第 1層と、その第 1層と隣接して設けられた空隙率が 11〜80% (高空隙率)のセラミックス力もなる第 2層とからなり、第 1層と第 2層の空隙率の差が 10〜80ポイントである医用材料。

[7] 少なくとも 2つ以上の第 1層を備えた請求項 6記載の医用材料。

[8] 前記第 1層および第 2層のセラミックスが生体吸収性セラミックスである請求項 6記載の医用材料。

[9] 前記第 1層および第 2層のセラミックスが生体非吸収性セラミックスである請求項 6 記載の医用材料。

[10] 前記第 1層のセラミックスが生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックスであり、前記第 2層のセラミックスが生体非吸収性セラミックスあるいは生体吸収性セラミックスである請求項 6記載の医用材料。

[II] 前記第 1層が筒状あるいは柱状に形成され、その外周に第 2層が設けられている請求項 6記載の医用材料。

[12] 前記第 1層が格子状に形成されており、その隙間を充填するように第 2層が設けられて、る請求項 6記載の医用材料。

[13] 筒状あるいは柱状の金属棒と、その外周に設けられた生体吸収性セラミックスあるいは生体非吸収性セラミックス力もなる外層とを備えた医用材料。