CN102046109B

CN102046109B - 植入体及其制造方法和牙科用植入物

Info

Publication number: CN102046109B
Application number: CN200980119528.8A
Authority: CN
Inventors: 石渡晖夫
Original assignee: NANTO SEIMITSU CO Ltd
Current assignee: NANTO SEIMITSU CO Ltd
Priority date: 2008-05-30
Filing date: 2009-05-29
Publication date: 2014-12-31
Anticipated expiration: 2029-05-29
Also published as: AU2009252215B2; KR101273548B1; CA2725890C; US20140227663A1; WO2009145361A1; US9549791B2; KR20110008294A; EP2305179A1; JP2010005379A; CN102046109A; EP2305179A4; KR101301205B1; CH701567B1; SE1051232A1; US20110136078A1; KR20130047760A; RU2471451C2; JP5207480B2; CA2725890A1; DE112009001256T5

Abstract

本发明的课题在于，在植入体及其制造方法和牙科用植入物中得到良好的生物亲和性及较高程度的骨结合。解决手段为提供一种以接触状态固定于骨上的植入体(2)，其由氧化锆形成的母材部(2a)和形成于该母材部(2a)的表面且硬度比母材部(2a)更低的表面层(2b)构成。即，不仅氧化锆母材部(2a)使得机械强度优异，而且柔性且软质的表面层(2b)发挥作为缓和骨与母材部(2a)的硬度差的缓冲层的作用。

Description

植入体及其制造方法和牙科用植入物

技术领域

本发明涉及以密合状态固定在骨上的植入体，例如在恒齿的齿根缺损等时埋入颌骨等的植入体及其制造方法、和牙科用植入物。

背景技术

一直以来，将适用的植入体进行埋设等以接触状态固定于骨中，用作人造骨、骨接合材料或骨填充材料等。

例如，如果由于虫牙或破损等导致恒齿齿根丧失，可以采用将植入体插入并固定于牙槽骨的钻孔中这样的牙科用植入物。所述牙科用植入物通常由固定于牙槽骨的植入体、螺合于该植入体且能安装人造牙冠的基牙构成。

现在，作为构成所述植入体的材料，多采用纯钛，但如果是纯钛，会有可能出现金属过敏或细菌附着较多等不便，因此，近年来，作为适合用于植入体的其他材料，人们正在研究诸如生物亲和性和机械强度优异的陶瓷材料。例如，在专利文献1中记载了作为植入物材料的包括陶瓷材料在内的几种材料。另外，在所述专利文献1中记载了如下内容，即：为了赋予其生物学适应性，对植入物的表面进行化学、电化学、机械或激光处理等使其粗化。

现有技术文献

专利文献1：特许第4046213号公报

发明内容

发明要解决的问题

所述现有技术中仍有以下问题。

即，在所述专利文献1记载的技术中，通过在植入物表面进行机械处理或激光处理等使其粗化，提高了其生物学适应性，但仅仅使其粗化是不够的，这样难以获得良好的生物亲和性及较高程度的骨结合。因此，就需要具有更好的生物亲和性且能强化骨结合的植入体，尤其是希望由生物亲和性和机械强度等优异的陶瓷材料形成的植入体。

本发明是鉴于所述课题而做出的，其目的在于，提供一种能得到良好的生物亲和性及较高程度的骨结合的植入体及其制造方法和牙科用植入物。

解决问题的手段

为解决所述问题，本发明采用了以下构成。即，本发明的植入体是以接触状态固定于骨上的植入体，其特征在于，由以氧化锆形成的母材部和形成于该母材部的表面且硬度比所述母材部更低的表面层构成。

由于该植入体是由氧化锆形成的母材部和形成于该母材部的表面且硬度比母材部更低的表面层构成的，因此不仅由氧化锆形成的母材部使得其机械强度优异，而且柔性且软质的表面层发挥作为缓和骨与母材部的硬度差的缓冲层的作用，且柔性的表面使得骨密合性进一步提高。

另外，本发明的植入体的特征在于，在所述表面层上形成有多个裂纹。即，在该植入体中，由于表面层上形成有多个裂纹，因此不仅被粗化，而且骨细胞能进入表面层的裂纹中，骨细胞一进入，接触面积就大幅度增加且能够得到楔入效果，就能够得到更高的骨密合性和更高的骨结合。

另外，本发明的植入体的特征在于，所述表面层的硬度在所述骨的硬度以下。即，在该植入体中，由于表面层的硬度在骨的硬度以下，因此表面层是与骨同等硬度或比骨更软质的柔性表面，这样就使得骨组织变得更容易密合。

另外，本发明的植入体的特征在于，所述表面层由氢氧化锆形成。即，在该植入体中，由于表面层由氢氧化锆形成，因此通过表面层的氢氧化锆，能得到表面层与骨组织的良好的生物亲和性及较高程度的骨结合。即，可以认为，该表面层的氢氧化锆具有离子交换作用，能实现钙离子的增加及细胞运动性等的增强，大幅度提高骨密合性。

本发明的牙科用植入物的特征在于，其具备插入并固定于作为所述骨的牙槽骨的钻孔中的所述本发明的植入体。

即，在该牙科用植入物中，由于具备插入并固定于牙槽骨的钻孔的所述本发明的植入体，因此其机械强度优异，且能通过柔性且软质的表面层得到对牙槽骨的较高的骨密合性。

本发明的植入体的制造方法是以接触状态固定于骨上的植入体的制造方法，其特征在于具有如下步骤：在包含水分的空气中用激光对氧化锆形成的母材部表面进行照射而形成硬度比所述母材部更低的氢氧化锆表面层。

即，在该植入体的制造方法中，由于在包含水分的空气中用激光对氧化锆形成的母材部表面进行照射而形成硬度比所述母材部更低的氢氧化锆表面层，因此能在母材部表面上容易地形成骨密合性高的软质氢氧化锆表面层。即，例如被固体激光等短波激光照射的母材部的氧化锆，由于激光的高能量，表面性状改变而粗化，不仅如此，也能使氧化锆与水分发生反应形成氢氧化物类物质即氢氧化物(氢氧化锆)表面层。另外，由于通过该制法获得的氢氧化锆表面层形成有多个裂纹，能使其低硬度化。

另外，本发明的植入体的制造方法的特征在于，所述激光为基于Nd:YAG激光或YVO₄激光的基本波激光。即，在该植入体的制造方法中，作为激光，通过采用基于Nd:YAG激光或YVO₄激光的基本波激光，能通过短波、高能量的激光在氧化锆母材部表面形成氢氧化锆表面层，并且能容易地形成多个裂纹。

另外，本发明的植入体的制造方法的特征在于，通过所述激光的照射使所述表面层的硬度在所述骨的硬度以下。即，如上所述，在该植入体的制造方法中，由于通过激光的照射使表面层的硬度在骨的硬度以下，因此能得到更容易与骨组织密合的表面层。

发明效果

根据本发明可以达到以下效果。

即，根据本发明的植入体及其制造方法，由于在由氧化锆形成的母材部的表面形成有硬度比母材部更低的表面层，因此不仅通过氧化锆母材部使得机械强度优异，而且柔性且软质的表面层发挥作为缓和骨与母材部的硬度差的缓冲层的作用，且柔性的表面使得骨密合性进一步提高。因此，作为植入体，能得到良好的生物亲和性及较高程度的骨结合。尤其是，由于所述植物体被插入并固定于牙槽骨的钻孔中而适合用作牙科用植入物的植入体，因此能得到对牙槽骨的较高的密合性。

附图说明

图1是表示在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的一个实施方案中，牙科用植入物的正视图。

图2是在本实施方案中，示出植入体的概略的主要部分放大剖视图。

图3是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的比较例及实施例中，示出表面红外分光光度分析结果的图表。

图4是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的实施例中，拍摄植入体表面的SEM图像。

图5是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的实施例中，拍摄植入体表面的SEM图像。

图6是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的实施例中，拍摄植入体表面的SEM图像。

图7是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的比较例中，实际上将植入体埋入实验用大鼠内，用光学显微镜观察的经过四周后的状态的主要部分剖面的放大照片。

图8是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的比较例中，将植入体埋入实验用大鼠内后，用光学显微镜观察的经过四周后的状态的主要部分剖面的放大照片。

图9是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的实施例中，将植入体埋入实验用大鼠内后，用光学显微镜观察的经过四周后的状态的主要部分剖面的放大照片。

图10是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的实施例中，将植入体埋入实验用大鼠内后，用光学显微镜观察的经过四周后的状态的主要部分剖面的放大照片。

图11是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的比较例中，将植入体埋入实验用大鼠内后，用光学显微镜观察的经过四周后的状态的主要部分剖面的放大照片。

图12是在本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的实施例中，将植入体埋入实验用大鼠内后，用光学显微镜观察的经过四周后的状态的主要部分剖面的放大照片。

附图标记说明

1...牙科用植入物、2...植入体、2a...母材部、2b...表面层、W...裂纹

具体实施方式

以下，参照图1及图2，对本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物的一个实施方案进行说明。

如图1所示，本实施方案的植入体2是以接触状态固定于骨上的植入体，其适用于插入并固定于作为所述骨的牙槽骨的钻孔中的牙科用植入物1的植入体。

该植入体2大致呈越靠近下部(顶端侧)外径越小的尖端更细的圆柱状。该植入体2在外周形成阳螺纹部3，该阳螺纹部3是在植入体2的轴向上逐渐改变形状而形成的。另外，阳螺纹部3的顶端侧作为在螺纹上设置了切削槽的自攻(self-tapping)螺纹部3a，能直接螺入固定于牙槽骨的钻孔。

在该植入体2的上部，基牙(图示略)能通过螺纹结构等结合方式固定。例如，在基牙的下部形成阳螺纹，在植入体2的上部形成能够螺合基牙下部的阳螺纹的阴螺纹(图示略)。

另外，对于植入体2，如图2所示，植入体2由以氧化锆形成的母材部2a和在该母材部2a的表面由硬度比母材部2a更低的氢氧化锆形成的表面层2b构成。

在该表面层2b上，形成有多个裂纹，使表面的硬度进一步降低。

所述表面层2b的硬度在牙槽骨的硬度以下，通常的牙槽骨的维氏硬度(Vickers-hardness)为500Hv左右，与此相比，本实施方案的表面层2b的硬度为300Hv左右。

接着，对所述牙科用植入物1的植入体2的制造方法进行说明。

首先，用氧化锆(氧化锆陶瓷)制作呈包含阳螺纹部3的所述外部形状的植入体2的母材部2a。

接着，在包含水分的空气中(包含水蒸气的氛围气体中)用激光对母材部2a的表面进行照射而形成氢氧化锆表面层2b。此时，使用的激光需要是高能量的激光，因此，使用诸如基于固体激光Nd:YAG激光或YVO₄激光的激光(基本波)。

另外，照射该激光时，以表面层2b的硬度在牙槽骨的硬度以下的方式进行设定。即，牙槽骨的维氏硬度通常为500Hv左右，因此，在本实施方案中，以形成硬度300Hv左右的表面层2b的方式设定Nd:YAG激光或YVO₄激光的输出功率而照射。通过该激光照射，形成变黑的表面层2b。

这样，由于本实施方案的植入体2及具备该植入体的牙科用植入物1由以氧化锆形成的母材部2a和形成于该母材部2a的表面上且硬度比母材部2a更低的表面层2b构成，因此，不仅氧化锆母材部2a使得机械强度优异，而且柔性且软质的表面层2b发挥作为缓和牙槽骨等骨与母材部2a的硬度差的缓冲层的作用，且柔性的表面使骨密合性进一步提高。

尤其是，由于表面层2b上形成有多个裂纹W，因此，其不仅被粗化，而且骨细胞能进入表面层2b的裂纹W中，骨细胞一进入，接触面积就大幅度增加且能够得到楔入效果，就能够得到更高的骨密合性和更高的骨结合。

即，在像现有的那样表面致密、高硬度的陶瓷材料的植入物中，仅仅只使表面粗糙，骨密合性的提高是有限度的，但在本实施方案的植入体2中，通过表面形成的多个裂纹W，表面层2b的硬度进一步降低，且介由裂纹W骨细胞能进入至内部，骨细胞一进入，由于接触面积的增大和楔入效果，就能够得到更高的骨密合性和更高的骨结合性。

另外，由于表面层2b的硬度在牙槽骨等骨的硬度以下，因此，表面是与牙槽骨等骨同等硬度或比牙槽骨等骨更软质、柔性的表面，因此骨组织就变得更容易密合。

进而，由于表面层2b由氢氧化锆形成，因此通过表面层2b的氢氧化锆，能得到与骨组织的良好的生物亲和性及较高程度的骨结合。即，可以认为，该表面层2b的氢氧化锆具有离子交换作用，能实现钙离子的增加及细胞成长性增强，大幅度提高骨密合性。

另外，植入体2的制造方法中，由于在包含水分的空气中用激光对氧化锆形成的母材部2a的表面进行照射而形成硬度比母材部2a更低的氢氧化锆表面层2b，因此，能在母材部2a表面上容易地形成骨密合性高的软质氢氧化锆表面层2b。即，例如被固体激光等短波激光照射的母材部2a的氧化锆由于激光的高能量，表面性状改变而粗化，不仅如此，也能使氧化锆与水分发生反应形成氢氧化物类物质即氢氧化物(氢氧化锆)表面层2b。

另外，由于基于该制法的氢氧化锆表面层2b形成多个裂纹W，因此能使其低硬度化。

尤其是，通过采用基于Nd:YAG激光或YVO₄激光的基本波激光作为激光，能通过短波、高能量的激光在氧化锆母材部2a表面形成氢氧化锆表面层2b，并且能容易地形成多个裂纹W。

实施例1

接着，通过实施例并参照图3至图12来对本发明的植入体及其制造方法和牙科用植入物进行具体说明。

首先，制作了氧化锆母材部2a原样的没有用激光进行氢氧化处理的表面层2b的无处理氧化锆植入体作为比较例，并制作了用所述激光形成氢氧化锆表面层2b的激光处理氧化锆植入体作为本实施例。另外，作为照射的激光，采用Nd:YAG激光的基本波。

对于这些比较例及本实施例，将进行红外分光光度分析的结果显示在图3中。另外，在图中，表示比较例及本实施例的曲线，为便于比较，表示时将其互相上下错开以使其容易看。

该分析的结果，可以看到，在本实施例中，氢氧基类(OH基)的峰(曲线的下降部分)位于图中圆所包围的部分，可知形成了作为氢氧化物类物质的氢氧化锆。与此相比，对于无处理氧化锆的比较例，看不到氢氧基类的峰。因此可知，在本实施例中，通过用所述激光对氧化锆母材部2a表面进行照射，形成了氢氧化锆表面层2b。

接着，示出用纳米硬度计(DLC膜硬度测定用)进行硬度测定的结果。另外，纳米硬度计是测定负荷和硬度的测量器，设定插入深度为1μm。

对于只有氧化锆母材部2a的比较例，两次测定维氏硬度的结果为998Hv及1129Hv，与此相比，在形成了氢氧化锆表面层2b的本实施例中，维氏硬度为336Hv及328Hv。即，可知，相对于只有氧化锆母材部2a的比较例，在形成了氢氧化锆表面层2b的本实施例中，表面硬度明显降低，即使与通常的500Hv左右的牙槽骨相比表面也较柔软。

接着，对于本实施例，从图4至图6显示通过电子显微镜改变倍数而拍摄植入体2的表面层2b的SEM图像。从这些SEM图像可知，在表面层2b形成了多个裂纹W。

接着，参照图7至图12，对实际上将植入体埋入试验用大鼠内之后，观察其经过四周后的状态的结果进行说明。

此时，使用直径1.6mm、长度7.0mm的植入体，将其埋入四周龄的SD大鼠的胫骨中。另外，本实施例使用的植入体通过YVO₄激光照射形成表面层。

首先，图7、图8及图11是使用只有氧化锆母材部2a的比较例时的主要部分剖面的光学显微镜下的放大照片。另外，在放大照片中，纯黑色的部分为植入体，在其周边部分地为黑色的部分为甲苯胺蓝染色的骨成分(原照片为彩色照片，骨成分用蓝色表示)。与此相比，图9、图10及图12是使用形成了氢氧化锆表面层2b的本实施例时的主要部分剖面的光学显微镜下的放大照片。另外，各图的倍数，图7为10倍、图8为40倍、图9为10倍、图10为40倍、图11为150倍、图12为50倍。

对于所述比较例及本实施例，计算植入体表面和骨组织的接触率，结果是，在比较例中，接触率为27.9％，与此相比，在本实施例中，接触率为64.8％，接触率大幅度提高。

这样，与使用比较例的植入体的情况相比，使用本实施例的植入体的情况下，可以看到在植入体周围新形成了很多骨成分，可知得到了良好的生物亲和性及较高程度的骨结合，该植入体周围的新生骨与植入体直接接触，实现所谓的骨融合(ossointegration)。

另外，本发明的技术范围并不限于所述实施方案，在不脱离本发明的宗旨的范围内可以进行各种变化。

例如，在所述实施方案中，作为激光照射，使用了基于Nd:YAG激光或YVO₄激光的激光，但只要是能使氧化锆母材部2a表面氢氧化、形成氢氧化锆表面层2b的高能量激光，也可以采用其他激光。例如，也可以使用基于其他固体激光的激光或基于高次谐波的激光。

另外，在所述实施方案中，将本发明的植入体插入并固定于牙槽骨的钻孔而用作人造齿根牙科用植入物的植入体，但也可以用于通过埋设等以接触状态固定于其他部分的骨中的植入体。例如，为了填补骨折或良性肿瘤的切除等引起的骨的缺损部分或腰椎手术中去除的软骨等，也可以采用本发明的植入体作为人造骨或骨填充材料。另外，也可以将本发明的植入体用于人造关节部件、骨折部位的固定所使用的骨接合材料、脊椎的固定器具等。

Claims

1.一种植入体，是以接触状态固定于骨上的植入体，其特征在于，由以氧化锆形成的母材部和形成于该母材部的表面且硬度比所述母材部更低的表面层构成，其中表面层为氢氧化锆并且在所述表面层上形成有多个裂纹，并且其中在包含水分的空气中用激光对母材部表面进行照射而生成氢氧化锆并且形成多个裂纹。

2.权利要求1所述的植入体，其特征在于，所述表面层的硬度在所述骨的硬度以下。

3.一种牙科用植入物，其特征在于，具备插入并固定于作为所述骨的牙槽骨的钻孔中的权利要求1所述的植入体。

4.一种植入体的制造方法，是以接触状态固定于骨上的植入体的制造方法，其特征在于，具有如下步骤：在包含水分的空气中用激光对由氧化锆形成的母材部表面进行照射而形成硬度比所述母材部更低的且具有多个裂纹的氢氧化锆表面层。

5.权利要求4所述的植入体的制造方法，其特征在于，所述激光为基于Nd：YAG激光或YVO₄激光的基本波激光。

6.权利要求4所述的植入体的制造方法，其特征在于，通过所述激光的照射使所述表面层的硬度在所述骨的硬度以下。