JP3465796B2

JP3465796B2 - 新規複合材及びその使用

Info

Publication number: JP3465796B2
Application number: JP54508098A
Authority: JP
Inventors: ユラーネン，ヘイモ; アロ，ハンヌ; カールソン，カイ; ユリ−ウルポ，アンティ
Original assignee: ビボキシドオサケユイチア
Priority date: 1997-04-21
Filing date: 1998-04-15
Publication date: 2003-11-10
Anticipated expiration: 2018-04-15
Also published as: FI103715B; EP0986361A1; FI103715B1; AU725636B2; ES2193522T3; DK0986361T3; CA2284283C; FI971692A0; CA2284283A1; WO1998047465A1; PT986361E; AU6836398A; US6248344B1; ATE236606T1; JP2001521429A; DE69813214T2; DE69813214D1; FI971692A; EP0986361B1

Description

【発明の詳細な説明】本発明は請求項１に規定される多孔質複合材に関す
る。本発明は、該複合材を含むインプラントにも関す
る。

一般的定義以下の定義は本明細書において次の通り理解されるべ
きである： “生体材料”とは、ヒト又は動物の体に用いることを
意図した生きていない材料を意味する。生体材料は、
１）不活性で、２）生物活性で、又は３）生体吸収（可
溶性）であり得る。

“不活性”とは、各々の生体材料の組織との非反応性
を意味する。

“生体活性材料”は、該材料から製造されたブロック
の最外層が周囲のホスト組織と化学結合を形成するよう
に変化をするように体内の生理条件下で反応する。

“骨伝導性”材料は、新しく形成される骨のその表面
に沿った成長を容易にするが、例えば筋内に、導入した
時に新しく骨を形成しない材料を意味する。

“骨誘導性”材料は、一般に、例えば筋内において、
新しく形成される骨の形成を誘導する、骨組織の間質物
から単離され、又は合成により作られたいわゆる成長因
子である。

“インプラント”は、組織に導入されるべき、人工の
材料のいずれかの製造された道具、例えば人工関節もし
くはその一部、ねじ、固定プレート又は対応する整形外
科もしくは歯科具である。

“ホスト組織”又は“組織”は、例えばインプラント
が外科的に導入されている骨組織又は柔組織を意味す
る。

“微小運動”とは、動力学的負荷により引きおこされ
る外科用インプラント及びホスト組織の界面領域内の微
視的運動（一般に500μｍ未満）を意味する。

発明の背景及び先行技術本発明の背景及び先行技術を詳述するために引用され
る文献は、引用により以下の本発明の記載に組み込まれ
る。

生体材料及びその生物的固定医学及び歯科学目的の両方のためのインプラントは既
に長期にわたって種々の材料から製造されている。種々
の金属、合金、プラスチック、セラミック材料、ガラス
セラミック材料及び最も新しい又は生物学的に活性なガ
ラスは、それらの耐久性ばかりでなくインプラントと組
織との間の界面層の特性によっても互いに区別される。
不活性材料、例えば金属及びプラスチックは組織と反応
しない。この場合、インプラント及び組織は２つの別個
の系を形成するので、インプラントと組織との間に常に
界面が存在する。生体活性材料、例えばヒドロキシアパ
タイト、ガラスセラミック及び生体活性ガラスは組織と
化学的に反応して、特に生体活性ガラスについて、イン
プラントと組織との間の界面に比較的強力な化学結合を
形成する。これにより、インプラント及び組織は互いに
固定される。組織の治癒の速度及びインプラントへの潜
在的な化学的固定化は、その組織に対するインプラント
材料の活性に依存する。

インプラントの最外層をデザインすることにおいて、
機能的活性を意図したインプラントは手術直後に負荷下
での運動にさらされると考えなければならない。これは
治癒を遅らせ、最終的な結果を損なう。更に、その負荷
は非弾性インプラントの構造によりフレキシブルな骨に
連結されないが、問題の界面領域が妨害され、一体性が
失われる。骨又はその許容されない質の欠如によっても
問題はしばしばおこる。例えば歯科用インプラントが不
十分な又は質的に許容されない骨に外科的におかれるな
ら、事前にいずれの骨を形成されないなら、初期の安定
性が得られず、手術は失敗する。上述の機能的条件下
で、現在用いられるインプラントでは乱された治癒は達
成されない。

特定の臨床的問題 1.インプラントとホスト組織との間の機械的な微小運動
は６〜12週間内の迅速な一体化（骨の連結）を防ぎ、こ
の場合、その装置は周囲の組織への永久的なぐらつかな
い固定なく残る。この固定の欠如は初期（１〜２年以
内）又は数年後における臨床的分離を導き、再手術を導
くことが知られている（11,12）。

2.1つのアプローチは、例えば微視的チタン球から又は
チタンテープから作られた数ミリメーターの深さの３次
元表面構造により、多孔質から作られたインプラントの
表面を有することある。新しく形成される骨はホスト組
織からこの表面構造に成長すると予想される。このよう
な多孔質の生体不活性表面構造は、内に成長する新しく
形成される骨に対して微視的なロッキング構造を生ずる
が、この結合の機械特性は負荷条件により課される制御
下で十分な適応を許容しない。インプラントとホスト組
織との間の最適な固定化構造は、その構造の強度をその
負荷条件に対応させるために連続的再適応の状態であ
る。

3.金属の骨インプラント（例えば人工関節）のホストの
骨への結合は、生体活性コーティングにより容易にする
ことができることが知られている（３）。最も頻繁に用
いられる材料は合成ヒドロキシアパタイトである。ヒド
ロキシアパタイトは、１）手術によりしっかりと付着さ
れた後のインプラントのホストの骨への機械的付着を容
易にし、２）インプラントのホストの骨への一体化の微
小運動により引きおこされる妨害をなくし、そして３）
骨の局所的欠如により及び骨インプラントへの接触の欠
如により引きおこされるインプラントの一体化の遅れを
なくすことが証明されている。ヒドロキシアパタイトは
噴霧技術を用いることによりインプラントの表面に付着
し、この場合、そのコーティング材料は大部分が噴霧方
向からのみ表面に適用される。生体機械的及び生物学的
意味で、最も最適なインプラント表面は、その構造の隙
間の空間が内に成長する骨組織を蓄積するための成長空
間を形成する３次元構造を形成する。このような場合、
治療は連結的ロッキング構造を形成する。新しく形成さ
れた組織の成長は、その多孔質構造が生体活性材料から
全体が作られるために容易になる。このような場合、生
体活性コーティング材料は、新しく形成された骨の成長
のための３次元骨伝導性表面を形成する。ホストの骨が
例えば骨の低い質又は少い量のため特に乏しい例外的な
異なる条件下において、新しく形成される骨の成長は、
任意に、骨の形成を直接的に促進する骨伝導性成分を、
生体活性コーティング材料に組み合わせることにより改
良することができる。

生体活性コーティングはホストの骨へのインプラント
の一体化を改良することができるが、この技術は多くの
問題に、関係していることに注意しなけらばならない。
特性（弾性、熱膨張率）が異なる２つの材料の組合せは
技術が要求される仕事である。生体活性セラミック材料
での金属インプラントのコーティングは、そのコーティ
ングの早期の破壊、その迅速な腐食、又はゆっくりとし
た分離（剥離）を導き得る。これは、金属インプラント
のなめらかなコーティング材料としてヒドロキシアパタ
イトを含む生体セラミック材料を用いる努力において最
も共通した複雑性を示す（４），（５），（６）。

最適なアプローチは、早期の骨化を確実にするために
生体活性コーティング材料の利点を利用するが、その表
面に関する他の構造的アプローチを用いることにより永
久的な一体化が確保される可能性が考慮される構造であ
ろう。

生体活性コーティングに供されるインプラントの１つ
の問題は、よりこわれやすい生体活性表面は、そのイン
プラントの骨へのはめ込みにおいてより早く損害を受け
ることにもある。

発明の目的本発明の目的は、インプラントに組み合わせた場合に
迅速な骨形成及びそのインプラントの永久的な一体化の
両方を確保する新規複合材を供することである。

本発明の別の目的は、インプラント及び周囲の組織
（骨）の微小運動を許容するが、インプラント及び骨の
一体化を導く迅速な成長を確保するインプラントを供す
ることである。

本発明の更に別の目的は、新しく形成される骨の成長
を促進する生体活性構造成分に損害を与える危険なく骨
にはめ込むことができるインプラントを供することであ
る。

本発明の更なる目的は、生体活性構造成分の破砕性及
び分離の危険性が周知のインプラントのそれより小さい
インプラントを供することである。

発明の概要本発明は、独立したクレームによりキャラクタライズ
される。

これにより、一態様によれば、本発明は、 −生体活性材料から製造された粒子Ａ、及び −非生体活性又は弱い生体活性であり、かつ前記生体活
性材料に対して焼結可能である粒子Ｂを含み、該粒子Ａ及び粒子Ｂは一緒に焼結された多孔質
複合材料を形成することを特徴とする多孔質複合材に関
する。

更なる態様によれば、本発明は、コア及びインプラン
トの表面に広がる生体活性構成物から構成されるインプ
ラントに関する。そのインプラントは、体に入れた時
に、本発明による上述の複合材を含む凹部又は貫通孔が
作られており、前記複合材が前記凹部又は貫通孔におい
てインプラントの表面層を形成することを特徴とする。

図面の簡単な説明図1A〜1Cは、時間の関数としての本発明による複合材
の概略的組織反応を示す。

図2A〜2Bは、インプラント骨格の曲部における連続的
及び非連続的コーティング材料の挙動を概略的に示す。

図3A〜3Cは、インプラントの体内に作られた凹部を断
面図として示す。

図４は、本発明の複合材のための３つの凹部を有する
股関節プロテーゼを示す。

図５は、インプラントの体内に作られた凹部を断面図
として示す。ここで凹部は本発明による複合材で満たさ
れており、その複合材は別個の層から構成される。

図6A〜6Fは、連結及び骨ねじにおける本発明による複
合材の使用を示す。

図７は、トーチ噴霧技術を用いることにより製造され
たガラス球の光学顕微鏡写真を示す。

図8A〜8Cは、細かく粉砕されたガラスベースのコーン
のＸ線回折グラフを示す。

図９は、一緒に焼結した生体活性ガラス球を示す走査
電子顕微鏡写真を示す。

図10は、生体内でのテストに用いたインプラントコー
ンを示す。

図11A〜11Cは、生体内テストにおいて骨に移植したコ
ーンの抽出又は分離曲線を示す。

発明の好ましい実施形態及び詳細な記載本発明の定義において、生体活性材料は、生理条件下
において、数ケ月以内、最も好ましくは数週間以内、好
ましくは約６週間以内に、少くとも部分的に溶解する材
料を意味する。例えば、生体活性材料は、生体活性ガラ
ス、生体活性セラミック材料又は生体活性ガラスセラミ
ック材料であり得る。

本発明の定義において、用語“非生体活性又は弱い生
体活性の材料”、即ち粒子Ｂが調製される材料は、生理
条件下で最初の数ケ月以内に溶解しない材料を意味す
る。例えば、この材料は、非生体活性又は弱い生体活性
のガラスセラミック材料、ガラスセラミック材料又はヒ
ドロキシアパタイトである。これにより、この材料は、
その生体活性が粒子Ａの材料より明らかに低く、かつ粒
子Ａ及び粒子Ｂが一緒に焼結されて多孔質複合材を形成
するのを更に許容するいずれかの生理的に許容される材
料であり得る。特に好ましくは、非生体活性又は弱い生
体活性の材料（粒子Ｂの材料）は、生体活性材料（粒子
Ａの材料）が完全に溶解する前に溶け始める。この場
合、互いに対する組織とインプラントとの間の化学的及
び機械的結合の重なった形成が最もよく確保される。

好ましくは、粒子Ａ及び粒子Ｂは本質的に均一の大き
さで、互いに対してほぼ同じ大きさである。

好ましくは、粒子Ａ及び粒子Ｂの直径は100〜500μｍ
の範囲内である。

好ましい実施形態によれば、粒子は、球状、例えば原
材料がガラスであるトローチ噴霧工程により製造された
球である。このような場合、粒子Ａは生体活性ガラスか
ら作られ、粒子Ｂは生体活性が全く又はほとんどないガ
ラスから作られる。

多くの伝統的な生体活性ガラスでの問題は、それらは
容易に結晶化するのでほとんど働かないことである。こ
のような生体活性ガラスは球形に製造することができ
る。

国際特許出願WO 96/21628（７）は、その作用がガラ
スの製造に適し、これにより球の生産を許容する新しい
型の生体活性ガラスを記述する。典型的には、これらの
ガラスは以下の組成を有する。

SiO₂ 53−60重量％ Na₂O ０−34重量％ K₂O １−20重量％ MgO ０−５重量％ CaO ５−25重量％ B₂O₃ ０−４重量％ P₂O₅ 0.5−６重量％但し、 Na₂O＋K₂O＝16−35重量％ K₂O＋MgO＝５−20重量％ MgO＋CaO＝10−25重量％上述のガラスは生体活性ガラスとして、即ち粒子Ａの
ための出発材料として本発明に用いるために特に適して
いる。

好ましくは、複合材料中の粒子Ａと粒子Ｂとの量の比
は、粒子Ａの量が複合材の全量の1/5〜約1/1であるよう
に調製される。特に適した混合比は、粒子Ａの量が複合
材の全量の約1/3であるものである。

もちろん、本発明の複合材はいくつかの生体活性材料
及び／又はいくつかの非生体活性材料又は弱い生体活性
の材料を含み得る。

図1A〜1Cは、時間の関数としての本発明による複合材
の組織反応又は成長中のロッキング構造を示す。図1A
は、インプラントを外科的に置いた直後の状態を示す。
インプラントのコア11の表面のすぐ隣りに、例えばコア
11と同じ材料が構成される球Ｃが位置する。生体活性球
Ａ、及び非生体活性又は極めて弱い生体活性材料から構
成される球Ｂから構成される複合材層10がコア11と組織
（骨）12との間にある。球Ａ及びＢは一緒に焼結されて
多孔質複合体10を形成する。約６〜12週間後の状態を示
す図1Bは、新しく形成された骨12aが、球Ａ及びＢによ
り形成された孔内に成長していることを示す。その新し
く形成された骨12aは、複合材10と一緒に、骨12とコア1
1との間に微視的ロッキング構造を形成する。インプラ
ントを置いた後数ケ月又は数年を示す図Ｃは、新しく形
成された骨12a及び球Ｂが見い出される微視的ロッキン
グ構造を示す。生体活性球Ａは完全に溶けている。

一連の図1A〜1Cは、化学的結合及び機械的結合の形成
を示す。表１は、存在する種々の結合の量を要約する。

図2A及び2Bは、各々コア11の連続的コーティング10
（図2A）及び非連続的コーティングを示す。矢印の方向
における図2Aの場合のコア11の曲がりはコーティング10
の伸長ともとの長さとの間に大きな比を形成する。それ
ゆえ、上述の問題に出くわす可能性がある。対照的に、
図2Bのコアが曲がる場合、コーティング10の伸長ともと
の長さとの間の比は小さい。これにより、非連続的構造
として機能する生体活性構造成分はその位置をよりよく
保持する。

本発明によるインプラントは非連続的コーティングの
原理を利用する。インプラントのコア11内に、１もしく
は複数の凹部13（図３〜５）又は貫通孔が形成され、本
発明による混合材料はこのような凹部又は孔に適用され
る。これにより、本複合材は連続コーティングとしてコ
アの表面を覆わないであろう。かわりに、複合材層は１
又は複数の凹部13（又はその構造を横切る１又は複数の
穴）においてのみ表面に広がる層10を形成する。図４
は、本発明による複合材を含む３つの環状凹部13を有す
る股関節プロテアーゼを示す。図3A−3Cは、凹部のいく
つかのプロフィールの例を示す。図3Aにおいて、凹部の
端13a及び13bはコア13の表面に対して垂直であり、図3B
において、凹部は外側にかけて広がり、そして図3Cは、
外側にかけてせばまる又はロック状の凹部構造を示す。
図3Cの凹部のプロフィールは、その中の複合材のホール
ディングを確実にするので、特に優れている。

図５は、複合材層10がいくつかの副次層10a…10nから
構成されている本発明によるインプラントを示す。この
構造の利点は、種々の副次的層が粒子Ａ及びＢの間の別
個の混合比を有し得ることである。その混合比は好まし
くは、組織12と接触した副次層10nに向かって最内副次
層10aから複合材中の粒子Ａの成分が増加するように選
択される。生体活性に関して勾配を形成する複合材層10
が特に好ましい。

コアの内部に面する複合材の副次層10a中の粒子Ａの
量が問題の副次層の量の1/10であるインプラント及び組
織に接触する副次層10nが粒子Ａを排して又はほとんど
排して構成されているインプラントが特に好ましい。

図５のアプローチにおいて、必要に応じて、好ましく
はコアの材料から作られた不活性粒子は、複合体の凹部
への形成又は適用の前に凹部の表面上に焼結させること
ができる。

一実施形態によれば、本発明のインプラントは、凹部
又は貫通穴内の複合材が、粒子Ａ及びＢを凹部内に、例
えば有機結合材料との混合物として適用することにより
形成されるように調製することができる。次に有機結合
材料が燃やされる焼結が行われる。複合材層がいくつか
の副次層から構成されるなら、各々の副次層について要
求される粒子Ａ及びＢは別個に適用され、焼結される。

別の実施形態によれば、複合材はインプラントコア内
の凹部又は貫通孔に結合することができる要求される形
態、及び大きさのブロックに形づくることができる。こ
のような複合材ブロックは、いくつかの副次層から構成
され得、この場合、異なる副次層は、粒子Ａの成分が複
合材のインプラントコア内に内側に面する副次層から組
織に接触する複合材の副次層に向かって増加するよう
に、粒子Ａ及びＢの異なる混合比を有する。

せまい分画及び適切な粒径及び形状の正確な選択によ
り、粒子間の空所は、血管を伴う新しく形成される骨が
その構造内に浸透するように調節することができる。骨
化が進行する時、例えば生体活性ガラスから調製された
球は次第に吸収される。これは、骨のためのより多くの
空間を形成し、それにより骨の構造が強化される。それ
ゆえ、生体材料の量は時間の関数として減少する。その
減少は、生体活性並びに大きさ及び形状において可変性
である生体活性粒子の正確な選択により、並びに種々の
材料の混合比を変えることにより制御することができ
る。骨の最終的な固定の持続性を増加させるために、凹
部の底にインプラント材料から作られた不活性な多孔質
構造を用いることが可能である。例えば球から焼結され
たこの表面の本質的な特徴は、その３次元性である。伝
導性及び誘導性の骨の接触が迅速に形成される。生体活
性ガラスを用いることのみによって作られたコーティン
グ（エナメリング）は、２次元反応表面を形成するだけ
であり治療はより困難であろう。

凹部内の生体活性材料により、数週間以内に既に活性
な治癒反応がおこり、数ケ月以内に成熟段階を導く。こ
れは、失敗のほとんどはインプラントの固定化が最初の
６週間内におこらないという事実のためである現在の状
況に対して顕著な改良を示す。

インプラントの凹部内の複合材料は、新しく形成され
る骨の迅速な成長及びホストの組織の化学結合のための
伝導性の、及び特定の適用においては誘導性の表面とし
て機能することを意図する。インプラントコア内に（又
は貫通孔内に）作られた凹部の機能を以下に要約する：凹部の第１の目的は、（機械的な微小運動から）機械
的に保護される治癒過程を骨組織のために作り出すこと
である。インプラントに対する静的及び動的負荷及びそ
の結果の微小運動はこれにより、直接、インプラントと
ホスト組織との間の界面には向かわない。このインプラ
ントとホストの組織との間の機械的に保護された界面
は、骨化のため及び化学結合の形成のための最適な条件
を供し、換言すれば、ホストの骨へのその装置の迅速な
一体化のために乱されない条件が形成される。

凹部の第２の目的は、インプラントを外科的に置く間
に機械的に表面材料を保護することである。インプラン
トは、凹部内の生体活性材料に直接的に剥離力を引きお
こすことなく、予め形成された部位（プレス−フィット
固定）にかたく固定化することができる。その材料の機
械的な構造特性への要求はこれにより、より少くなる。

凹部の第３の目的は、生体活性材料の均一な構造の大
きさを減少させることである。特にエナメル化材料のた
めに、機械的一体性は結合領域の大きさの減少により改
良される。同様に、装置の周囲全体のコーティングが避
けられ、生体活性材料の機械的一体化の持続性を改善す
る。これにより、破砕の感受性及び生体活性構造の損失
の危険性が減少する。

凹部内におかれた非連続的生体活性材料の第４の目的
は、インプラントコア及び生体活性材料の異なる弾性特
性を部分的に打ち消すことである。材料の異なる弾性
は、例えば動力的負荷の異なる条件下でインプラント内
に結合した生体活性構造構成物を維持することについて
問題を引きおこし得る。

凹部の第５の目的は、新しく形成される骨の固定化の
ための巨視的表面構造を作り出すことである。その表面
構造自体は、新しく形成される骨の内部成長のため、イ
ンプラントの機械的結合を強化する。傾いたロッキング
構造（図3C）は、ホストの組織と装置との間の巨視的ロ
ッキング構造を供する。

組織と非反応性（非生体活性）である多孔質表面構造
は、凹部の底に形成することができる。この表面構造
は、必要な時に、新しく形成される骨の成長に基づい
て、装置と骨組織との間に微視的３次元機械ロッキング
連結を形成する機能を果たす。この底の構造の目的は、
生体活性コーティング構造が完全に侵食された場合に、
インプラントとホスト組織との間の永久的な機械的骨の
連結を確保することである。その底の構造の第２の目的
は、生体活性成分の使用が要求されないが、要求される
方向での装置の環状の固定を確保する必要がある下部領
域を覆うことである。

他の適用の例は、図6Aに示すように、種々の整形外科
的手術のためのかたく連結するねじである。図６のアプ
ローチは特に、骨粗しょう症の骨に適する。この適用に
おいて、連結ねじ14は、例えばそれ自体生体活性骨形成
を引きおこす材料を含む凹部13を有する別個の円錐形具
15と共に骨に固定化される。生体活性剤は、上述の寸法
に従って装置の表面に結合させることができる。引用番
号12及び12′は骨を示し、番号12″は骨面を示す。図6B
は、図6Aの線Ａ−Ａに沿った円錐具15の断面図を示す。
図6Cは、骨粗しょう症の中空の骨12の割れ目16のプレー
ティング作業を示す。ここで金属プレートは場合17で示
す。図6Dは、上述のかたく連結するねじを用いることに
よる手首の舟状骨の骨折16の固定を示す。

別の適用は、図6Eに示すように、生体活性材料10のた
めに作られた凹部13を有する通常の骨用ねじ18である。
図6Fは、図6Eの線Ｂ−Ｂに沿った骨用ねじの断面を示
す。

実施例実施例１ガラスの調製以下に記載する実験のために、２つの型のガラスを調
製した。ａは生体活性であり、ｂは極めて弱い生体活性
である。PA（pro analys）グレードの原材料からのペー
ストを混合することによりガラスを調製した。原材料
は、Na₂CO₃,K₂CO₃,MgO,CaCO₃,CaHPO₄・H₂O,H₃BO₃及び焼
成SiO₂である。調製したガラスの組成を表２に示す。

計量及び混合した後、ペーストを３時間の溶融時間
で、1360℃の温度でプラチナるつぼ内で溶融した。ガラ
ス溶融物をグラファイト鋳型内にキャスティングしてブ
ロックにし、それを30分、520℃に冷やし、次にオーブ
ン内で電源をオフにして冷やした。その仕上がったガラ
スを、ガラスの塊を均一にするために、破壊して、再び
溶融した。再びキャスティングして冷やしたガラスを破
壊して250〜297μｍの画分にふるい分けし、その後その
分けられた破砕物を、破砕工程の間、磁石で処理して分
離した小さな鉄粒子を除去した。

実施例２ガラス球の調製トーチ噴霧技術を用いて、小さなガラス粒子をそれら
が溶解して表面張力により丸くなるのに十分な程度ま
で、短時間、加熱した。迅速に冷却した後、ガラス球を
容器に集めた。

実験に用いたトーチ噴霧装置は、破砕したガラスのた
めの容器、供給管、気体及び破砕ガラスのための共通入
力ヘッド、及びノズルから構成される。アセチレン及び
酸素の混合物を加熱のために用いた。ノズルは、セラミ
ック噴霧を意図したCastodyn 8000ノズルnr.30であっ
た。このノズルは丸くなめらかな最も大きな粒子に十分
な熱を与える。破砕されたガラスはそれ自体の重量によ
り装置上の容器からノズルに流れる。適切な混合比を見
い出した後、異なる画分の溶融のために必要とされる異
なる質の加熱は、気体の流速を調節することにより制御
することができる。より小さな粒子はより大きな粒子よ
り迅速に溶け、これにより、より速い速度、即ち気体の
より大きな流速で炎を通過させることが必要である。画
分250〜297μｍのための適切な流速はアセチレンについ
て4dm³/分及び酸素について6dm³/分であった。下のガラ
ス容器を伴うステンレススチールから作られた漏斗をガ
ラス球を集めるために用いた。

優れた質のガラス球であることを確実にするために、
ふるい分け（φ250〜297μｍ）、磁石処理及び光学顕微
鏡検査を、調製直後に行った。エタノール中での超音波
洗浄の後、その球を閉じた容器内のエタノール中に保存
した。

図７は、トーチ噴霧技術により製造されたガラス球
（φ250〜297μｍ）の光学顕微鏡写真を示す。ガラス球
は生体活性ガラス（ガラスａ、表２）から調製した。

実施例３ガラスベースのコーンの調製以下の実験に用いたインプラントは、先の例に従って
調製されたガラス球を、円錐台の形状を有する多孔質具
内に焼結することにより調製した。ガラスコーンの調製
のために、表２のガラスａ及びｂから調製したガラス球
を用いた。２つの型のガラスコーン、Ｉ型及びII型を調
製した。第１型（Ｉ）のガラスコーンは、表２のガラス
ａから噴霧されたトーチであるガラス球を焼結すること
によって調製した。第II型のガラス材コーンは、その1/
3が表２のガラスａから調製したガラス球であり、2/3が
表２のガラスｂから調製したガラス球であるガラス球の
混合物を焼結することにより調製した。

図8A及び8Bは、ランダムに選択された破砕されたコー
ンのＸ線回折測定分析を示す。図8A及び8Bは各々Ｉ型コ
ーン及びII型コーンのＸ線回折グラフである。ガラス
は、そのコーンの調製に関する加熱工程の後に、そのア
モルファス構造を保持していることがこれらの図から見
ることができる。図8Cは、対照コーンのＸ線回折グラフ
を示す。ここでは、観察されたピークはガラス構造にお
ける結晶化の発生を示す。対照コーンはガラス球から調
製した。そのため、生体活性ガラス、換言すればカリウ
ム又はマグネシウム酸化物を含まないガラスを原材料と
して用いた。

焼結のために、方形鋳型（50×30×20mm）をグラファ
イトから調製し、その中に10の14mmの深さの穴を、コー
ン形状4mmビットを用いて作った。その穴を、調整した
ガラス微小球で満たし、その球を伴う鋳型を予め加熱し
たNaber L49オーブン中で加熱した。Ｉ型及びII型コー
ンの両方を760℃の焼結温度で調製した。Ｉ型コーンの
ための焼結時間は５分15秒であり、II型コーンのための
焼結時間は３分40秒であった。

加熱の間に過剰収縮（過剰溶解）したコーンを捨て
て、その許容されたコーンを、光学顕微鏡を用いること
により球の間の首状部分の厚さについてチェックした。
コーンの長さは14mmであり、φ＝2.9mm及び3.9mmであっ
た。仕上がったコーンを、超音波処理を用いることによ
りエタノールで洗い、閉じた容器内のエタノール中に保
存した。

図９は、一緒に焼結したＩ型の生体活性ガラス球を示
す走査性電子顕微鏡写真を示す。φ＝250〜297μｍであ
る。

実施例４チタンベースのコーンの調製比較のため、チタンベースのコーンを、チタン微小球
を焼結することにより調製した。保護用アルゴンガスを
噴霧することにより医学グレードのチタンから調製され
た微小球を、Comp,Tech,Tampereから購入した。その球
を画分250〜297にふるいをかけ、エタノール中で超音波
処理した。チタンは高温で酸素と極めて容易に反応する
ので、チタンの焼結化真空オーブン内で行わなければな
らない。焼結のため、実施例３に用いたのと同様の鋳型
を、グラファイトブロックに4mmの円錐形状のビットで
穴をドリルであけることにより調製した。そのブロック
をチタン微小球で満たし、1500℃の温度で、２時間30分
の焼結時間で真空オーブン中で焼結を行った。光学顕微
鏡を用いることにより、焼結後に成功結果を検査した。

図10は、この研究においてインプラントとして用いた
コーンを示す。右側に示すコーンはＩ型ガラスコーンを
示し、中央に示すコーンは実施例３からのII型ガラスコ
ーンである。上述のチタンベースのコーンを左に示す。
球はφ250〜297μｍを有する。

テスト結果図９で観察された焼結性首状部の耐久性は、組織中の
ガラスの挙動によるばかりでなく焼結の成功性によって
も本質的に影響を受ける。焼結の結果、即ちマトリック
スの機械強度は、一超の型のガラスを一緒に焼結するこ
とにより損なわれる。これは、異なるガラスは熱膨張の
異なる係数を有し、冷却の間、マトリックスの構造に微
小な割れが進展するからである。異なるマトリックスの
機械強度の差を明確にするため、機械圧縮テストをガラ
ス球から作られたコーンで行った。

１）コーンの圧縮強度圧縮テストのために、ガラス球から作られた各々Ｉ型
及びII型のコーンの直径に対応する直径のブロックを、
両端から過剰な材料をひきとることにより調製した。こ
の場合、テストすべきコーンブロックは4mmの長さで各
々φ＝3.3及び3.4mmであった。チタンコーンの圧縮強度
は測定しなかった。なぜなら焼結されたチタンコーンの
強度は測定装置の最大負荷を超えるであろうからであ
る。

測定装置は、Alwerton圧縮装置及びレコーダーから構
成される。その装置において、一定の速度で進む下方に
動くプローブが固体の台上のブロックを圧縮する、速度
を制御することができ、そのプローブはブロックへの負
荷を測定する。その装置はレコーダーに接続され、これ
はブロックの分解の前の最大の負荷を記録するように配
置される。

ガラス球から作られたコーンの圧縮強度を表３に示
す。

２）コーンの押出しテストウサギの大腿骨に、実施例３に記載されるＩ型及びII
型ガラスコーン、並びに実施例４に記載されるチタンベ
ースコーンを移植した。同様の一連の３つのコーンを両
方の大腿骨に移植した。ここで、一方は組織形態測定の
ため、他方は生体機械学的測定のためである。インプラ
ントの総数は３×16＝48コーンであった。６週間の追跡
の後、ウサギを殺し、大腿骨を除去し、骨からのコーン
の結合のために必要とされる力（押出し力）を決定し
た。

上述の圧縮強度テストと同じ装置で生体機械学的押出
しテストを行った。そのテストのため、大腿骨の両端を
切断し、その骨を長軸方向に裂いた。骨の内側のインプ
ラントの過剰な部分を除去し、骨の外側を注意深く洗浄
した。次にその骨を固体支持体に対しておいた。その支
持体は、分離するコーンの他端に適合するのに適した寸
法の中央の穴を有する。装置を最大負荷を記録するよう
切替え、圧縮速度を0.5mm/分にした。更に、装置を30mm
/分の紙の速度のレコーダーに接続した。

押出しテストの結果の概要を表４に示す。

骨に接触する表面が全てのコーンについて同じであっ
たと仮定して（堅いコーンの深さ＝1mm＝コーンの高
さ）、押出し強度を、押出し力をコーンの接触表面で割
ることにより計算した。押出し強度を表５に示す。

図11は、異なるコーンについての押出し曲線を示す。
ここで、押出し力は、変位の関数として表わされる（11
A＝Ｉ型ガラスコーン、11B＝II型ガラスコーン、11C＝
チタンベース）。これらの曲線の傾きは、いわゆる押出
し剛性を計算するために用いることができる。それは、
比：であり、押出しテストの間のインプラントコアの剛性を
示す。異なるコーンのための押出し剛性を表６に示す。
マトリックスの剛性はその曲線の傾きに直接、比例す
る。

議論ガラス球から作られたコーンのテスト２つの異なる型の球から焼結したマトリックスは、３
つの異なる型:a−a,a−ｂ、及びｂ−ｂの球の間の組合
せの焼結を許容する。ガラスは熱膨張率が異なるので、
首状部分ａ−ｂは冷却後に弱く、又は部分的に破壊され
る（引っ張られる）。２つの同様のガラスの間の首状部
分だけが強く、これらは主にマトリックスの機械強度の
原因である。

ガラス球から作られたコーンの圧縮強度のテスト結果
（表３）は、２つの異なるガラスから調製された微小球
から焼結したマトリックスが単一のガラスから調製され
た球のマトリックスより著しく弱い。単一のガラスから
調製された球のマトリックス中の全ての首状部分は冷却
後に完全であると予想することができる。ガラス球の混
合物から焼結されたマトリックス（II型ガラスコーン）
の強度は、a/b球間の比が減少するなら、又は生体活性
ガラス（ａ）から調製された球の画分が減少するなら、
改良される。この場合、球の混合物はより均一に作ら
れ、首状部分の数は増加する。この研究において、比率
1/3を用いた。

移植したコーンの生体内での挙動１）生体活性ガラス球から焼結したコーン（Ｉ型ガラス
コーン）コーンの移植と合わせて、骨髄液のコーンマトリック
スへの迅速な浸透を直ちに観察することができる。マト
リックスは、毛管現象により、ガラスと組織／組織流体
との間の豊富な量の反応表面が存在するように、組織流
体及び血液で完全に満たされた。

生体活性ガラスはその表面全てと反応し、この場合、
全ての首状部分は時間とともに可溶化される。これは、
首状部分の破壊のはじまりと共に次第にマトリックスを
弱くする。

６週間の組織反応後に行った押出しテストにおいて、
生体活性ガラスから焼結されたコーンがより強力に骨に
結合することが観察された。本質的に弱いコーンにかか
わらず、押出し強度（20.8±2.0MPa）は、以前の研究
（８）において生体活性ガラスから鋳型成形されたコー
ンについて測定された押出し強度（16〜23MPa）とほぼ
同じ倍率である。これは、新しく形成される骨のマトリ
ックスへの内部成長により説明することができる。骨の
コーンへの成長と同時に、生体活性ガラスは可溶化さ
れ、マトリックスは全体として弱くなる。押出し値の最
大負荷において、コーンの外側端近くでかなり弱められ
た首状部分が破壊し、コーンが、コーンの端１において
新しく内部成長した骨の産生物と置き換えられる。イン
プラントと骨との間の結合の突然の破壊は、チタン球か
ら焼結したコーン（277.4±149.2N/mm）と同じオーダー
の倍率である生体活性ガラス球から焼結したコーン（30
1.6±150.6N/mm）のいわゆる押出し剛性によっても示さ
れる。

２）ガラス球の混合物から焼結したコーン（II型ガラス
コーン）この型のコーンの組織反応は生体活性球の表面上での
み活発に始まる。対照的に、極めて弱い生体活性ガラス
（ｂ）から調製した球は極めてゆっくりと反応し又は溶
解する。新しく形成される骨は、生体活性成分により誘
導される孔への成長の機会を有する。しかしながら、主
に生体活性成分は時間経過と共にマトリックスから溶
け、ガラスｂから調製された球はコアのための支持体と
して残る。

押出しテストは、Ｉ型コーン又はチタンベースのコー
ン（約22MPa）についての対応する数字と比較した押出
し強度（28.3±4.2MPa）を明確に示す。同様に、コアの
剛性を示す押出し剛性（214.5±99.4MPa）は、そのコア
が、コアのための支持を供する残った完全なガラスｂ型
から構成される残ったマトリックスによりよりフレキシ
ブルであることを示す。球の混合物から焼結したコアの
剛性は、生体活性ガラス球又はチタン球から焼結したコ
ーンについての対応する値より明らかに小さい。コアの
構造は１つの型のガラス球のみから焼結したコーンより
著しく不均一である。その孔の中に成長した新しく形成
された骨は、ｂ型ガラスから構成される残ったマトリッ
クスから、押出し工程における支持を得る。この場合、
骨とコアとの間の結合は、生体活性ガラス球又はチタン
球のみから焼結したコーンと骨との間の結合より著しく
耐久性があり、かつフレキシブルになる。押出し強度及
び押出し剛性における大きな標準偏差は、（その種々の
コーンが焼結された球の混合物が完全に均一でないとい
う事実からも生ずる）球の混合物から調製された個々の
コーンの異なる組成により説明される。これにより、マ
トリックスの耐久性は可変性である。

３）チタン微小球から焼結したコーンチタンは外科用インプラントに広く用いられる不活性
材料である。そのインプラントと組織との間の結合は優
れているが、界面に結合はない。以前、行った研究
（８）において、平滑なチタンコアの押出し強度（約2M
Pa）は生体活性ガラスから鋳型成形された対応するコー
ンの強度（16〜23MPa）と比べてかなり劣っていること
が示されている。この研究において、チタン微小球から
焼結したコーンの押出し強度（22.2±1.5MPa）は、上述
の文献において測定された平滑チタンコーンの対応する
強度と比べてほぼ10倍、生体活性ガラス球から焼結した
コーンの押出し強度と同じオーダーの倍率であった。多
孔質チタンコーンの強度の増加は界面の目の粗さばかり
でなく、明らかにインプラントマトリックス内に成長し
た新しく形成された骨のインプラントを支持する影響か
ら生ずる。分離の時に、界面にある骨のつながりは破壊
され、コーンは分離される。その押出し剛性（277.4±1
49.2N/mm）は、生体活性ガラス球から焼結したコーンの
押出し剛性と同じオーダーの倍率であり、その球の混合
物から調製したコーンのそれ（214.5±99.4N/mm）より
著しく大きい。チタン球から焼結したマトリックスはフ
レキシブルであると考えることはできない。

本発明による複合材は、いずれの整形外科用（医学用
又は獣医学用）又は歯科用インプラントの結合を容易に
するためにも用いることができる。

上述の本発明の実施形態は、単に、本発明の思想の適
用の例にすぎない。以下の請求の範囲内で本発明の種々
の実施形態を変形することができることは当業者に明ら
かである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者カールソン，カイフィンランド国，エフイーエン―20720 アーボ，ドラゴンベーゲン 48 (72)発明者ユリ−ウルポ，アンティフィンランド国，エフイーエン―20660 リットイネン，バールイナーカツ 17 (56)参考文献特開昭60−241447（ＪＰ，Ａ) 特開昭63−238868（ＪＰ，Ａ) 特開平１−108179（ＪＰ，Ａ) 特開平３−178666（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61L 27/00 A61C 8/00

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】インプラントの凹部又は貫通穴に充填する
ことを意図した多孔質複合材であって、生体活性材料から調製された粒子Ａと、該生体活性材料と一緒に焼結することができる非生体活
性材料又は前記粒子Ａの材料よりも低い生体活性を有す
る材料から調製された粒子Ｂと、を含み、ここで前記粒子Ａ及び粒子Ｂは一緒に多孔質複
合材に焼結され、そして前記粒子Ａ及び粒子Ｂは本質的
に大きさが均一であることを特徴とする多孔質複合材。
【請求項２】前記粒子Ａ及び粒子Ｂが互いを比較してほ
ぼ同じ大きさであることを特徴とする請求項１に記載の
複合材。
【請求項３】前記粒子Ａ及びＢの直径が100〜500μｍの
範囲であることを特徴とする請求項２に記載の複合材。
【請求項４】前記粒子Ａ及びＢが丸みがあることを特徴
とする請求項1,2、又は３に記載の複合材。
【請求項５】前記粒子Ａ及びＢが球形であることを特徴
とする請求項４に記載の複合材。
【請求項６】粒子Ａが生体活性ガラスから構成され、前
記粒子Ｂが、生体活性も有さないか又は前記粒子Ａの材
料よりも低い生体活性を有するガラスから構成されるこ
とを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載の複合
材。
【請求項７】前記生体活性ガラスの組成が、 SiO₂ 53〜60重量％ Na₂O ０〜34重量％ K₂O １〜20重量％ MgO ０〜５重量％ CaO ５〜25重量％ B₂O₃ ０〜４重量％ P₂O₅ 0.5〜６重量％、但し Na₂O＋K₂O＝16〜35重量％ K₂O＋MgO＝５〜20重量％ MgO＋CaO＝10〜25重量％であることを特徴とする請求項１に記載の複合材。
【請求項８】粒子Ａ及びＢの混合比が、粒子Ａの量が複
合材の全量の1/5〜1/1であるように選択されることを特
徴とする請求項１〜７のいずれかに記載の複合材。
【請求項９】粒子Ａ及びＢの混合比が、粒子Ａの量が複
合材の全量の1/3であるように選択されることを特徴と
する請求項８に記載の複合材。
【請求項１０】コア（11）と、インプラントの表面に広
がる生体活性構造成分（10）と、からなるインプラントであって、該インプラントのコア
に、請求項１〜９のいずれかに記載の複合材を含む、凹
部（13）又は貫通穴が形成され、ここで該複合材は、前
記インプラントの表面に広がる、前記凹部又は貫通穴に
おいて、構造成分である複合材層（10）を形成すること
を特徴とするインプラント。
【請求項１１】前記複合材層（10）自体が複数の副次層
（10a,…10n）から構成され、ここで該副次層の各々
は、複合材中の粒子Ａの含有量がインプラントのコアに
面する副次層（10a）から組織（12）に接する複合材の
副次層（10n）に向かって増加するような、粒子Ａ及び
Ｂの間の別個の混合比を有することを特徴とする請求項
10に記載のインプラント。
【請求項１２】前記コアの内部に面する複合材の副次層
（10a）内の粒子Ａの量が問題の副次層の量の1/10であ
り、前記組織に接触する副次層（10n）が、排他的に粒
子Ａから構成されることを特徴とする請求項11に記載の
インプラント。
【請求項１３】前記凹部（13）又は貫通穴中の複合材
が、前記粒子Ａ及びＢが前記凹部又は穴の中に導入さ
れ、次に焼結されるように製造されることを特徴とする
請求項10に記載のインプラント。
【請求項１４】前記副次層の各々において必要とされる
粒子Ａ及びＢが前記凹部又は穴の中に別個に導入され、
次に焼結されることを特徴とする請求項10又は11に記載
のインプラント。
【請求項１５】前記複合材の、前記凹部又は穴への形成
又は添加の前に、不活性粒子Ｃが前記インプラントの凹
部又は貫通孔の表面に焼結されていることを特徴とする
請求項10〜14のいずれかに記載のインプラント。
【請求項１６】前記不活性粒子Ｃが前記コアの材料から
調製されたものである請求項15に記載のインプラント。
【請求項１７】焼結段階において、前記インプラントの
コアに作られた凹部又は貫通孔に付与することができ
る、要求される形状及び大きさのブロックに成形されて
いることを特徴とする請求項１〜９のいずれかに記載の
複合材。
【請求項１８】前記複合材ブロック（10）が複数の副次
層（10a,…10n）から構成され、ここで副次層の各々
が、前記複合材中の粒子Ａの含有量がインプラントのコ
アに面する副次層（10a）から組織（12）に接触する複
合材の副次層（10n）に向かって増加するように、粒子
Ａ及びＢの間の別個の混合比を有することを特徴とする
請求項17に記載の複合材。