JP2000210313A - 生体親和性に優れた骨代替材料 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 簡単な方法で、良好な生体親和性を示す層が
基材凹凸部分に万遍なく形成されるものであり、且つ十
分な剪断強度を発揮する骨代替材料を提供することを目
的とする。 【解決手段】 チタン或いはチタン合金製の基材表面で
あって、生体組織との結合面に凹凸が形成された骨代替
材料である。前記凹凸の凸部根元径Ｗが平均４０μm 以
上である。前記凹凸は０．５〜２μm の深さに亘って、
酸素濃度３５原子％以上のアルカリチタン酸塩層２１が
形成されている。該層２１は生体親和性が良好である。
凸部の芯部分はチタン或いはチタン合金部分１２である
から、凸部の強度が充分に確保されており、従って外力
が加わっても凸部が脱落する恐れが極めて小さい。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、人工骨や人工関
節，人工歯根等といった骨代替材料に関するものであ
り、特に生体親和性に優れた骨代替材料に関するもので
ある。

【０００２】

【従来の技術】損傷或いは欠損した骨や関節，歯根等の
修復にあたって、人工骨や人工関節，人工歯根等といっ
た骨代替材料を用いることがある。この様な骨代替材料
は、十分な強度を有すると共に、生体親和性が良好であ
ることが求められ、従って骨代替材料の素材の選定が行
われ、またその表面状態にも種々の工夫がなされてい
る。

【０００３】例えば基材表面に凹凸を形成した骨代替材
料が提案されている（従来例）。該従来例の骨代替
材料は、体内に埋め込んだ後、新生する生体骨組織が骨
代替材料の凹部内に侵入・成長し、この新生骨によるア
ンカー効果によって強い固着力を発揮する。

【０００４】上記凹凸の形成方法としては、サンドブラ
スト処理による方法や、微細な粉粒体の溶射（アーク溶
射，プラズマ溶射）による方法がある。

【０００５】また上記従来例を改良したものとして、
上述の様に基材表面に凹凸を形成した後、これを生体活
性物質（例えばバイオガラス，バイオ結晶化ガラス，Ａ
Ｗガラス，ヒドロキシアパタイト，トリカルシウムフォ
スフェート）によって被覆した骨代替材料が提案されて
いる。（従来例：特開平６−１５４２５７号公報）。
この従来例の骨代替材料は上記従来例のものよりも
生体適合性に優れ、新生生体組織の侵入，成長が良好で
あり、よって生体骨に対する骨代替材料の固着が確実に
行えるという効果がある。

【０００６】一方、基材の表面を化学的に変化させて生
体親和性を向上させた骨代替材料が提案されている（従
来例：特許番号第２７７５５２３号）。該従来例の
骨代替材料は、チタン（或いはチタン合金）からなる基
材をアルカリ液に浸漬した後加熱することによって（以
下、この処理をアルカリ処理と称することがある）、基
材表面に酸化チタン相及びアルカリチタン酸塩の非晶質
相を含む被膜（アルカリチタン酸塩層）を形成したもの
である。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところで、上記従来例
の骨代替材料は従来例よりも固着力が向上している
とはいえ、上記バイオガラス等の生体活性物質は比較的
粘性の高いものであるから、該生体活性物質を凹部の奥
まったところまで万遍なく被覆することが難しく、従っ
て非被覆部分が存在してその分固着力の向上が望めな
い。

【０００８】一方凹部の奥までくまなく生体活性物質を
被覆する方法として、凹凸を形成した基材を真空環境に
曝しつつ、生体活性物質の懸濁液に浸漬するという方法
が提案されている（従来例：特開平４−２３４１号公
報）。

【０００９】しかし該方法は処理プロセスが煩雑である
為、より簡便な方法で、生体親和性良好な層を万遍なく
形成することが望まれている。

【００１０】そこで上記基材表面に凹凸を形成したもの
（従来例）に、上記従来例の如く上記アルカリ処理
を施すことによって、凹凸部分にアルカリチタン酸塩層
を形成するという手法が考えられる。上記従来例にお
けるアルカリ処理は、使用するアルカリ液の粘性が低い
から凹部内の奥まで処理することが期待できる。

【００１１】しかしながらこの様に従来例に従来例
を単に適用しただけでは、骨代替材料と生体骨との結合
強度に問題が生じる場合がある。

【００１２】即ち例えば凸部が細い場合や、アルカリチ
タン酸塩層が深く形成された場合は、凸部の全体がアル
カリチタン酸塩層１１となり（図７：骨代替材料表面の
断面図）、該アルカリチタン酸塩層は強度的に弱いもの
であるから、容易に上記凸部が脱落する。尚図７中、１
２は基材のチタン或いはチタン合金のままの部分（アル
カリ処理による化学的変化を受けていない部分）であ
る。

【００１３】つまりこの様な骨代替材料の凹凸に新生骨
が侵入・成長して骨代替材料と生体骨が結合しても、強
い外力が加わると、侵入した新生骨と共に上記凸部が骨
代替材料本体部分から脱落するという問題が生じる。即
ち十分な剪断強度が得られない。特に股関節等の様に負
荷が大きい箇所に骨代替材料（例えば大腿骨用骨代替材
料）を用いた場合においては、強い力が加わる為に生体
骨と骨代替材料の剥離の危険が高い。

【００１４】尚基材凹凸表面にバイオガラス等を塗布・
形成した上記従来例の骨代替材料では、基材表面に被
膜が形成されたものであって、基材（例えばチタン）自
体は変化していないから、凸部は十分な強度を有してお
り、従って上述の様に凸部の脱落といった問題を生じる
恐れがない。

【００１５】そこで本発明においては、簡単な方法で、
良好な生体親和性を示す層が基材凹凸部分に万遍なく形
成され、且つ十分な剪断強度を発揮する骨代替材料を提
供することを目的とする。

【００１６】

【課題を解決するための手段】本発明に係る生体親和性
に優れた骨代替材料は、チタン或いはチタン合金製の基
材表面であって生体組織との結合面に凹凸が形成された
骨代替材料において、前記凹凸の凸部根元径が平均４０
μm 以上であり、前記凹凸は０．５〜２μm の深さに亘
って、酸素濃度３５原子％以上のアルカリチタン酸塩層
が形成されたものであることを要旨とする。

【００１７】図１は本発明に係る骨代替材料の表面部分
を示す概略断面図である。図１に示す様に本発明の骨代
替材料は、表面に酸素濃度３５原子％以上のアルカリチ
タン酸塩層（以下、高濃度アルカリチタン酸塩層と称す
ることがある）２１が形成されているが、凸部の芯部分
はチタン或いはチタン合金製の基材材料のまま（チタン
或いはチタン合金部分１２）であるから、凸部の強度が
充分に確保されており、従って外力が加わっても凸部が
脱落する恐れが極めて小さい。

【００１８】尚図１中、２２は酸素濃度３５原子％未満
のアルカリチタン酸塩層（以下、低濃度アルカリチタン
酸塩層と称することがある）である。つまりアルカリチ
タン酸塩層は最表面が最も酸素濃度が高く、深部に向か
って徐々に低下するが、上記低濃度アルカリチタン酸塩
層２２は上記高濃度アルカリチタン酸塩層２１からチタ
ン或いはチタン合金部分１２への移行部である。

【００１９】アルカリチタン酸塩層は比較的生体親和性
が良好であるものの、極めて良好な生体親和性を発揮さ
せる為には、酸素濃度３５原子％以上のアルカリチタン
酸塩層が最表面に形成されていることが必要である。該
高濃度アルカリチタン酸塩層は化学的に生体骨との親和
性が良好であることに加えて、該高濃度アルカリチタン
酸塩層の最表面は三次元網目構造（図２：本発明に係る
骨代替材料の最表面を示す電子顕微鏡写真［５０００
倍］参照）となっているから、新生骨との接触面積が非
常に大きく、よって極めて良好に結合し得る。従って生
体骨組織が骨代替材料の凹部内に良好に侵入・成長し、
生体骨と骨代替材料が強く固着する。

【００２０】但し該高濃度アルカリチタン酸塩層の厚み
として２μm 超の場合はアルカリチタン酸塩層が脱落す
る恐れがあり、十分な機械的強度を確保できなくなる。
また厚みが０．５μm 未満の場合は生体との親和性が十
分でなく、例えば疑似体液に浸漬するとヒドロキシアパ
タイトの形成が認められない。よって上述の様に高濃度
アルカリチタン酸塩層の厚み（最表面からの深さ）を
０．５〜２μm とした。より好ましくは０．７μm 以
上、１．７μm 以下である。

【００２１】加えて上記アルカリチタン酸塩層は基材表
面の層を変化させて製造されるものであるから、上記従
来例の様に基材表面に生体活性物質を塗布したものと
異なり、基材の凹凸形状をそのまま残すことができ、即
ち凹凸を埋めて平滑にするということがなく、良好なア
ンカー効果を発揮させることができる。またアルカリチ
タン酸塩層の形成に際して用いるアルカリ液は粘性が低
く、凹部内の奥まで良好に侵入できるから、基材表面に
万遍なくアルカリチタン酸塩層を形成でき、従って固着
力向上が望める。

【００２２】上記の様に凹凸の凸部根元径（図１に示す
Ｗ）は平均４０μm 以上であることが必要であり、この
様に大部分の凸部が十分な太さを有しているから、上述
の様に芯部分がチタン（或いはチタン合金）のままとな
っている凸部が十分量あり、従って良好な剪断強度を発
揮する。尚基材に形成された各凸部の凸部根元径のバラ
ツキは、ほぼ正規分布を描き、上記凸部根元径の平均は
概ね凸部根元径の最大頻出値を示すことになる。

【００２３】凸部が括れのある形状の場合はその頸部分
の径をもって凸部根元径とする。頸部分の径が細い場合
は、該頸部分から折れてしまう恐れがあるからである。

【００２４】更に上記凸部根元径は平均５０μm 以上で
あることが好ましい。また平均３００μm 以下であるこ
とが好ましく、あまり凸部が大き過ぎると凹凸に新生骨
が侵入することによるアンカー効果が期待できないから
である。

【００２５】本発明の骨代替材料の基材は前述の様にチ
タン或いはチタン合金製であり、この様な基材であれば
十分な強度を発揮し得る。上記チタン合金としては、例
えばアルミニウム，バナジウム，モリブデン，ジルコニ
ウム，ニオブ，タンタル等を１種以上含有するチタン合
金が挙げられる。

【００２６】更に本発明においては、前記凹凸における
凹部が下式(1) を満足することが好ましい。

【００２７】 （２００〜３００μm の大きさの凹部数）／（１００〜５００μm の大きさの 凹部数）≧０．３ …(1)

【００２８】即ち凹部径２００〜３００μm の凹部が３
０％以上の発生頻度で形成されていれば、該凹部内に新
生骨が侵入，成長して良好なアンカー効果を発揮する。
凹部径が３００μm 超のものばかりの場合は凹部内で新
生骨が成長するのに長期間を要して好ましくなく、一方
凹部径が２００μm 未満のものばかりだと、新生骨が凹
部内で成長しても小さいものであるからアンカー効果が
十分でない。

【００２９】この様に十分なアンカー効果を発揮させ得
る凹凸形状であって、且つ凸部の脱落の生じないものと
して、上記の様に凸部根元径平均４０μm 以上，凹部径
２００〜３００μm の凹部が３０％以上，高濃度アルカ
リチタン酸塩層０．５〜２μm の組み合わせた骨代替材
料はより好ましいものである。

【００３０】

【発明の実施の形態】次に本発明に係る骨代替材料の製
造方法について述べる。まずチタン或いはチタン合金製
基材の表面に凹凸を形成する方法について述べる。

【００３１】プラズマ溶射法により、チタン或いはチタ
ン合金粉末・粒体をチタン或いはチタン合金製基材に融
着する。具体的には例えば２つのパウダーポートを有す
るプラズマガンを準備し、１つのポートから粒径１００
〜５００μm のチタン（或いはチタン合金）粉粒体を吐
出、他のポートから粒径５０μm 以下のチタン（或いは
チタン合金）粉末を吐出する様にし、そして各ポートか
ら交互に基材表面に向けてプラズマ溶射を行うことによ
り、上記基材表面に凸部根元径平均４０μm 以上、凹部
径２００〜３００μm の凹部が３０％の凹凸層を形成す
る。

【００３２】この様にして形成された凹凸は、その大き
さや配列が不規則であり、凹部内は入り組んだ洞窟状に
なっている。この様な構造の凹凸に新生骨組織が侵入す
ると、抜け難く、よって極めて強い固着力が達成され
る。

【００３３】また上記溶射法の他、チタン或いはチタン
合金製基材表面をサンドブラスト処理することによって
も、凹凸を形成することもできる。次にアルカリチタン
酸塩層の形成方法について述べる。

【００３４】上述の様に凹凸が付与されたチタン或いは
チタン合金製基材をアルカリ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
により、緻密な非晶質のアルカリチタン酸塩層を形成す
ることができる。具体的には例えば５０〜８０℃の２〜
５規定のアルカリ水溶液に約２４〜４８時間浸漬し、そ
の後６００℃付近で加熱処理を行う。アルカリ水溶液は
粘性が低いから、凹部内の奥まで行き渡ることができ、
よって非アルカリ処理部分を作らず、凹凸部分を万遍な
く処理し得る。

【００３５】これにより酸素濃度３５原子％以上のアル
カリチタン酸塩層が最表面から０．５〜２μm の深さに
万遍なく形成される。

【００３６】該高濃度アルカリチタン酸塩層は生体親和
性が良好であり、例えば疑似体液に浸漬するとヒドロキ
シアパタイトを形成する。該ヒドロキシアパタイトは生
体骨とほぼ同様の成分からなっており、これらは強く結
合する。即ち高濃度アルカリチタン酸塩層はヒドロキシ
アパタイトを介して生体骨と接合する。

【００３７】尚例えばアルカリ水溶液として水酸化ナト
リウムを用いた場合は、上記アルカリチタン酸塩層とし
てチタン酸ナトリウム層が形成され、アルカリ水溶液と
して水酸化カリウムを用いた場合は、アルカリチタン酸
塩層としてチタン酸カリウム層が形成される。

【００３８】この様にして得られた骨代替材料は、表面
の良好な親和性と、凹凸に基づくアンカー効果によっ
て、生体骨に対して極めて強力な固着力を示す。

【００３９】また骨代替材料の製造に際して高温の加熱
処理を行うと、剪断強度の低下を引き起こすが、本発明
に係る骨代替材料の製造に際しては上述の様に加熱処理
は６００℃付近で行われるのみであり、チタン合金の変
態点以下の温度であるから、剪断強度の低下をあまり引
き起こさない。例えば処理後の凹凸部の剪断強度は90〜
110MPaを示し、アルカリ水溶液処理前に比べて強度低下
が起こらないから、本発明の骨代替材料は股関節等の様
な大型で負荷の大きい箇所においても、良好に使用する
ことができる。

【００４０】尚従来例の様に基材の凹凸表面にバイオ
ガラス等の生体活性物質を被覆したものは、その製造に
際して一般的に１０００℃を超える熱処理が必要であ
り、この熱処理により基材の基盤部分と凹凸層の剪断強
度が低下するという問題があり、例えば生体活性物質被
覆前の剪断強度が100MPa前後であるのに対して、被覆後
は剪断強度30〜50MPa （300 〜500kgf/cm²）となる。

【００４１】尚、凹凸部分の表面に対して垂直方向に切
断し、この断面を走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）により撮
影し、得られた像をもとに画像分析したとき、空隙率が
３０〜７０％であることが好ましい。上記空隙率が３０
％未満の場合は凹部（空隙部）に侵入してくる新生骨量
が少なく、十分な固着力を得難く、一方空隙率が７０％
超の場合は凹部に侵入する骨量は多くなるものの、凹凸
部の強度が不十分で凸部の脱落の可能性があるからであ
る。より好ましくは空隙率４５％以上、６５％以下であ
る。

【００４２】また上記凹凸は凹部の内部が広くなってい
たり、また凹部が内部で屈曲している方が好ましく、よ
り強力なアンカー効果が期待できる。

【００４３】

【実施例】以下、本発明に係る骨代替材料に関して、実
施例を示しつつ具体的に説明するが、本発明はもとより
実施例に限定される訳ではなく、前・後記の趣旨に適合
し得る範囲で適当に変更を加えて実施することも可能で
あり、それらはいずれも本発明の技術的範囲に包含され
る。

【００４４】＜実験１＞直径４mm，長さ10mmのチタン合
金（Ｔｉ・６Ａｌ・２Ｎｂ・１Ｔａ）製円柱基材に、純
チタン粉末及び純チタン粉粒体をプラズマ溶射し、厚さ
0.7mm の凹凸を形成した。このうち試料No. １〜８につ
いて表１に示す様々な濃度の水酸化ナトリウム水溶液中
に４８時間浸漬し、その後超音波洗浄機を用いて純水中
で洗浄した。次いで乾燥した後、焼成炉を用いて600 〜
650 ℃で１時間熱処理を行った。試料No. ９については
アルカリ処理を行わず、そのままとした。

【００４５】例として試料No. ４について表面の走査型
電子顕微鏡写真［１０００倍］を図５に示す。

【００４６】試料No. １〜８の高濃度アルカリチタン酸
塩層の厚みは下記表１に示す通りである。尚高濃度アル
カリチタン酸塩層の厚みはオージェ電子分光法により求
めた。

【００４７】例として試料No. ４についてのオージェ電
子分光分析結果を図３に示す。図３から分かる様に、酸
素濃度３５原子％以上のアルカリチタン酸塩層が0.83μ
m 形成されている。

【００４８】尚アルカリ処理を行わなかった試料No. ９
に関しての酸素濃度３５原子％以上の層は、数十nm以下
であった。

【００４９】

【表１】

【００５０】試料１〜８について、凹部径２００〜３０
０μm の凹部の発生頻度を調べたところ、４３％であっ
た。尚凹部の発生頻度は、基材表面を垂直に切断して凹
凸部分を観察し、１００〜５００μm 凹部数を全凹部数
とし、それに対する割合とした。

【００５１】例として試料No. ４に関して各サイズの凹
部の発生頻度を図４に示す。図４から、凹部径２００〜
３００μm の凹部の発生頻度が４３％であることが分か
る。

【００５２】次に上記試料No. １〜９それぞれを疑似体
液に浸漬し、ヒドロキシアパタイト層の形成状況を調べ
た。その結果を表１に併せて示す。

【００５３】尚一例として試料No. ４について表面の走
査型電子顕微鏡写真［１０００倍］を図６に示す。図６
に見られる様に骨代替材料の凹凸表面にヒドロキシアパ
タイト層が形成されている。

【００５４】表１から分かる様に例えば試料No. １，２
の様に高濃度アルカリチタン酸塩層が薄い場合は、ヒド
ロキシアパタイトの形成能が劣っており、生体親和性が
比較的良好でないことが分かる。一方試料No. ７，８の
様に高濃度アルカリチタン酸塩層が2.5 μm 以上の様に
厚い場合は、骨代替材料表面に亀裂が発生した。これら
に対し、試料No. ３〜６のものは骨代替材料に亀裂が発
生することなく、良好にヒドロキシアパタイトが形成さ
れ、生体親和性が良好であることが分かる。

【００５５】尚高濃度アルカリチタン酸塩層の厚みは、
上記の様にアルカリ水溶液の濃度を変えることによっ
て、またアルカリ水溶液の温度や浸漬時間を変えること
によって調整できる。

【００５６】＜実験２＞直径20mm，長さ13mmのチタン合
金（Ｔｉ・６Ａｌ・２Ｎｂ・１Ｔａ）製円盤形基材に、
純チタン粉末及び純チタン粉粒体をプラズマ溶射し、厚
さ0.7mm の凹凸を形成した。このうち試料No. １０〜１
７について表２に示す様々な濃度の水酸化ナトリウム水
溶液中に４８時間浸漬し、その後超音波洗浄機を用いて
純水により洗浄した。次いで乾燥した後、焼成炉を用い
て600 〜650 ℃で１時間熱処理を行った。試料No. １８
についてはアルカリ処理を行わず、そのままとした。ま
た試料No. １９についてもアルカリ処理を行わず、上記
の様に凹凸を形成した後、この基材凹凸表面にＡＷガラ
スを塗布し、1000℃で熱処理を行った。

【００５７】試料No. １０〜１７の高濃度アルカリチタ
ン酸塩層の厚みは下記表２に示す通りである。

【００５８】また上記各試料No. １０〜１９について剪
断強度を測定した。測定法としては、凹凸の無いチタン
合金（Ｔｉ・６Ａｌ・２Ｎｂ・１Ｔａ）製対向試験片と
上記各試料No. １０〜１９を、それぞれ接合剤（Ｔｉ・
１５Ｎｉ・１５Ｃｕ）を用いて接合し、これら対向試験
片と上記試料との接合面をズラす様にして力を加え、凹
凸部分の剪断強度を測定した。この結果を表２に併せて
示す。

【００５９】

【表２】

【００６０】表２から分かる様に試料No. １０〜１５の
骨代替材料は、80MPa 以上の良好な剪断強度を示した。

【００６１】

【発明の効果】以上の様に本発明に係る骨代替材料は、
簡単な方法で、良好な生体親和性を示す層が基材凹凸表
面に万遍なく形成され、これにより優れた生体親和性を
示し、且つ十分な剪断強度を有するという効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る骨代替材料の表面部分を示す概略
断面図。

【図２】本発明に係る骨代替材料の最表面の一例を示す
電子顕微鏡写真［５０００倍］（アルカリ水溶液処理さ
れた凹凸部の微細網目構造）。

【図３】本発明に係る骨代替材料の実施例である試料N
o. ４についてのオージェ電子分光分析結果を示すグラ
フ。

【図４】本発明に係る骨代替材料の実施例である試料N
o. ４に関して各サイズの凹部の発生頻度を示すグラ
フ。

【図５】本発明に係る骨代替材料の実施例である試料N
o. ４について表面の走査型電子顕微鏡写真［１０００
倍］（アルカリ水溶液処理された凹凸部の表面構造）。

【図６】ヒドロキシアパタイトを形成した試料No. ４に
ついて表面の走査型電子顕微鏡写真［１０００倍］。

【図７】問題を説明するための骨代替材料表面の断面
図。

【符号の説明】

１１ アルカリチタン酸塩層 １２ チタン或いはチタン合金部分 ２１ 高濃度アルカリチタン酸塩層 ２２ 低濃度アルカリチタン酸塩層

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 佐々木 佳男 神戸市中央区脇浜町１丁目３番18号 株式 会社神戸製鋼所神戸本社内 (72)発明者 松下 富春 神戸市中央区脇浜町１丁目３番18号 株式 会社神戸製鋼所神戸本社内 Ｆターム(参考） 4C081 AB03 AB05 AB06 BA13 CG02 CG03 DB07 DC03 DC04 DC05 DC06 4C097 AA01 AA03 AA30 BB10 CC02 CC03 DD10

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 チタン或いはチタン合金製の基材表面で
   あって生体組織との結合面に凹凸が形成された骨代替材
   料において、 前記凹凸の凸部根元径が平均４０μm 以上であり、 前記凹凸は０．５〜２μm の深さに亘って、酸素濃度３
   ５原子％以上のアルカリチタン酸塩層が形成されたもの
   であることを特徴とする生体親和性に優れた骨代替材
   料。
2. 【請求項２】 前記凹凸における凹部が下式(1) を満足
   する請求項１に記載の生体親和性に優れた骨代替材料。 （２００〜３００μm の大きさの凹部数）／（１００〜５００μm の大きさの 凹部数）≧０．３ …(1)