JPS59129055A - 歯科用インプラントの製造法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、金属芯体とこの芯体全被覆した生体活性ガラ
ス層とからなる歯科用インブラントの新規な製造法に関
するものである。

虫歯が進行して天然歯の歯根が損傷又は消失した場合に
、人工の歯根（インブラント）全形成し、この上に人工
の歯冠を形成させるべく、歯科用インブラントの研究が
盛んに行なわれている。このインブラントは、食物をか
んだときに相当に大きな応力を受けるので強度の大きい
材料で作らなければならない。初期の研究ではコバルト
−クロム合金、ステンレス鋼、チタン、タンタルなどの
生体適合性のある金属が提案されたが、金属材料は機械
的強度時をこ衝撃強度に優れているものの、生体組織と
金属材料とは伺ら接合する訳ではなく、両者の間には明
確な境界面が存在する。従って金属製インブラントは、
それ自体ネジ型に形成し、顎骨内にネジ込み方式で固定
しなければならない。

そのほか、金属材料は有害な金属イオンが溶出する恐れ
があることから、最近では単結晶アルミナのようなセラ
ミックを使用するインブラントも提案されている。この
場合にも生体組織とセラミック材料との間には明確な境
界が存在するため、インブラントはネジ込み方式で顎骨
に固定する。

しかしながら、ネジ込み方式のような機械的結合力に頼
るインブラントは、顎骨との間に明確な境界面を有する
ため、この境界面から細菌の感染全受は易く、またネジ
型によシ顎骨が不均一な応力金受けるこ々から骨の吸収
が起こり易いという問題がある。

それに対して、生体の骨組織と化学的に結合する生体活
性ガラスがヘンナらによって提案された。

この生体活性ガラスは顎骨と化学的に結合して顎骨との
間に明確な境界面を形成することがないために細菌の感
染を受けにくいという特徴を有する。

また化学的に結合するので形状もネジ型にする必要がな
いので、顎骨に対して応力年中が起こらない「砲弾のよ
うに丸い先端金有する円錐形」でよい。しかし、ガラス
であるためｌこ、それ自体の機械的強度は劣るので金属
芯体に生体活性ガラスを被覆してなるインブラントが提
案された。（特開昭５３−１４５３９４号参照）。そし
て、提案されたインブラントでは、生体活性ガラスを被
覆するのに溶融浸漬法が採用されている。

しかしながら、溶融浸漬法はガラス被覆層の厚さ全自由
にコントロールできにくい欠点があるほか比較的厚く被
覆する場合に被覆層の厚さを均一にすることが難しい。

また、溶融浸漬法は、ルツボ内のガラス溶融液の表面付
近のガラスが被覆され易いが、表面付近のガラスは揮発
性成分特にＮａやＦが揮発して目的とするガラス組成と
異なっていることが多く、更に芯体をガラス溶融液から
引き上げる過程でも被覆層から揮発性成分が蒸発して組
成が変化し、そのため目的とする組成のガラス被覆が得
られない欠点がある。そして困ったことに、これらのＮ
ａやＦは生体活性に大きな影響力を有する。そのほか、
工業的に量産する場合、ガラス溶融液への金属芯体の浸
漬回数が多く：なると、金属芯体から微量に溶出した金
属イオンによυガラス溶融液が汚染され、その結果、目
的とする生体活性ガラス組成で被覆された芯体が得られ
ｆｌｌｔ）。

従って、本発明の目的は、上述の如き欠点全有する溶融
浸漬法によらない歯科用インブランド即ち「金属芯体と
該芯体全被覆した生体活性ガラス１−とからなる歯科用
インブラント」の新規な製造法？提供することにある。

このため、本発明は、 （１）上部に開口部を有する鋳型のキャビティ内の底部
に金属芯体を芯体の先端を上に向けて固定し、 （２）前記キャビティ内に、芯体と実質的に同一の熱膨
張係数を有する生体活性ガラスの浴融液を注入し、 （３）注入された溶融成金芯体と共に徐冷して常温に戻
し、 （４）得られた「ガラス層で被覆された芯体」のガラス
層を所定の厚さまで研削、成形することを特徴とする歯
科用インブラントの製造法を提供する。

本発明の製造法に使用される鋳型の構造は、上部に溶融
ガラスを流し込むための開口部を有し、底部に金属芯体
全固定するための小孔がある。鋳型は中心を通る垂直な
面で分割された割り鋳型が好ましく、分離した状態の一
例を第１図（斜視図）に示す。第１Ａ図は第１図に示す
鋳型の半身の上面図であり、第１Ｂ図は第１図に示す鋳
型の半身の断面図である。また、金属芯体全固定した鋳
型の断面の一例全第２図に示す。

大きさは、原則的には目的とする歯科用インブラント太
きさより太きけれはよいが、作業効率、経済性、ガラス
の熱容量全考慮すると、インブラントの太きさより直径
で２〜５倍位大きい方が好ましい。鋳型の材料は、ガラ
スの注型に使用されるような鉄、ステンレススチール、
グラファイトカーボンなどが使用される。

この鋳型の底部に（例えば第２図に示すように）金属芯
体の先端を上に向けて芯体全固定する。第２図に於いて
、：　（１）は金属芯体、（２）は鋳型、（３）は金属
芯体を作業中支えておくための支持棒、（４）は高さ調
節台である。

他方、金属芯体を構成する金属材料としては、万一の場
合を考えて生体適合性のおるコノくルト−クロム合金、
ニッケルークロム合金、鉄基オーステナイト合金例えば
ステンレススチールなどが好ましく使用される。

金属芯体の形状は、埋植する部位に応じて異なるものの
、砲弾のように先端が丸く円錐形のものが、顎骨に対し
て均一な応力を伝えるので好ましＧ）。芯体の寸法は例
えば上部直径約３〜６ｍｍ５長さ約８〜１２１＋ｔａで
ある。第３図に示すように、芯体（１）の中心には、上
部構造（歯冠）を取り付けるための例えば凹み（１ａ）
や、場合によって突起を設けておく。

う 金属芯体はガラス被覆層との接着力を高めるために予め
表面に例えば厚さ０　、２〜１．５μｍの酸化層全形成
させておくことが好ましい１、このような酸化層の形成
は例えば大気中で金属芯体を約７００〜９００°Ｃに約
３〜１０分間加熱することによって行なうことができる
。

また、生体活性ガラス層だけであると、ガラス層が顎骨
と化学的に結合して出来る反応層（これは本発明者らが
名付けたもので、当初のガラスとは組成及び性質が異な
る、やメもろい層のことでおる）が芯体に向って徐々に
成長を続け、５年というような長期間で見た場合には、
やがて反応層は芯体又はその酸化層に達するおくれかあ
る。このような状態に達すると、組成の大きなギャップ
のために芯体又は酸化層と反応層との接合強度は低下し
、従って、インブラントは顎骨から脱落する恐れが出て
くる。そのため、芯体には予め生体活性が実質的にない
か、又は極めて低いガラスを被覆しておくことが奸才し
い。この言わば内層と呼ぶことのできるガラス被覆層の
厚さは、例えば１００μｍ１厚くともせいぜい２００μ
ｍ未満あれば十分である。この内層に使用されるガラス
は、金属芯体と実質的に同一の熱膨張係数を有しくなお
、ここで実質的に同一とは、芯体と全く同一か又はそれ
よりＯ，、Ｉ　Ｘ　１０−５０σ１低いものまで全意味
する）、生体活性ガラス（言わば外層と呼べる）と実質
的に同一の熱膨張係数を有しくなお、ここで実質的に同
一とは内層と外層との熱膨張係数との相違が±０．０５
　Ｘ　Ｉ　Ｏ−’°σ１以内でおること全意味する）、
かつ生体活性ガラスよね溶解温度の高いガラスが好丈し
い。このような内層ガラスの具体的組成については後述
する。

上に外層とも呼んだ生体活性ガラスそれ自体は既に知ら
れており、例えは次の組成 Ｓｉｎ、　　　　　　　　　　　　３５〜６０モル憾Ｂ
ｚＯｓ　　　　　　　　　　　　Ｏ〜１５Ｎａ２０　　
　　　　　　　　１Ｏ−３０ｃａｏ　　　　　　　　　
　　　　５−４０Ｔｉ　Ｑ２０〜２ Ｐ２０ｓ　　　　　　　　　　　　　Ｏ〜１５に２００
〜２０ Ｌｉ２Ｑ　　　　　　　　　　　　Ｏ〜１１０１ＶＩ　
ＯＯ〜　５ Ｌａ　２０３　＋　Ｔａ２　ｏ、　＋　Ｙ２０３０〜８
Ｆ２　　　　　　　　　　　　０〜１５からなる組成範
囲から選ばれる。

生体活性ガラスは金属芯体と実質的に同一の熱膨張係数
を有する（ここで実質的に同一とは生体活性ガラスと金
属芯体上の熱膨張係数との相違が０、　Ｉ　Ｘ　１０”
５°ｃ−１以内であること全意味する）ものでなければ
ならないが、上に例示したガラス組成範囲から先に例示
した生体適合性のある金属と実質的に同一の熱膨張係数
を有するガラスを選ぶこさは可能であシ、好都合である
。

また前に述べた内層とも呼ぶべき生体活性が実質的にな
いか又は極めて低いガラスの具体的な組成は、上に例示
した組成範囲から選ばれた生体活性ガラスにＴｌＯ２を
追加してＴｉＯ□の含有率を４〜１０モルチに隅めたも
のが好ましい。この理由は、ＴｉＯ，全追加することＯ
こより（イ）その生体活性は急激に低下し活性が実質的
に失われるか又は非常に低くなり、生体活性ガラスが骨
と結合して出来る反応層の芯体への進行全停止させ、ま
た（口）熱膨張係数が実質的に変化せず、（）・）溶解
温度が３０〜５０°Ｃ高くなり、外側に生体活性ガラス
全被覆するときに変形せず、（ニ）生体活性ガラスの組
成と極めて類似しているので生体活性ガラス階との接着
強度が高いからである。

なお、生体活性ガラスは金属芯体の損傷防止、作業性及
びエネルギー消費の観点から低い溶解温度を有すること
が望ましい。この点、上に例示した生体活性ガラス組成
は、比較的低い溶解温度（１２５０℃以下）を有するの
で好ましいが、そのうち、次の組成のガラスは更に低い
溶解温度（１０００〜１１００℃）を有するので特に打
抜しい。

ｓｉｏ□　　　　　　　　　　　３５〜５５モル襲Ｂ２
０３０〜１５ Ｎａ２０　　　　　　　　　　　１．５　３０Ｃａ０　
　　　　　　　　　　　　８−３０Ｔｉ　Ｑ、　　　　
　　　　　　　　　０〜２Ｐ　２０５　　　　　　　　
　　　　０〜８Ｆｔ　　　　　　　　　　　　　　　５
〜１５纜 生体活性ガラスの溶解液は、ガラス技術に於いて公知の
方法によって得ることができ、所定の組成に従い、各成
分の原料として酸化物、炭酸塩、硝酸塩、フッ化物等を
使用し、所定の割合で混合し、粉砕して調合原料となし
、これ全１０００〜１３００℃に加熱した電気炉中の白
金るつぼに投入し、溶融清澄後、攪拌し、均一化して得
られる。

こうして得られた溶融液を、金属芯体の先端全上向きに
固定された鋳型のキャビティー内に注ぎ込む。この場合
芯体および鋳型は使用したガラスのガラス転移点（Ｔｇ
）程度に予備加熱しておいてもよい。しかしながら、芯
体の方は小さく、それ↓７く に対して溶融液は多量なので芯体を予備加熱して必要性
は低い。

注入された溶融液が固化したら、未だ熱いガラス塊含有
する芯体全鋳型から取りはずし、次の徐冷工程に移す。

鋳型から取りはずさずに徐冷工程に移してもよいが、鋳
型に入れたままガラス塊全常温に戻すと、鋳型が破損し
易く、またガラスが鋳型に密着してはずし難くなる。

徐冷工程では、未だ熱いガラス塊含有する芯体を、使用
したガラスのガラス転移点（Ｔｇ　）又はＴｇより最大
でも４０℃低い温度に設定した恒温炉に入れて３０分〜
２４時間位保持し、芯体上ガラス層との温度全同一にし
、かつそれ才でに生じたガラス中の応力全解放する。次
いで芯体とガラス層との間に温度差が生じないように、
かつガラス層自身の各部位で温度差が生じないようにす
るために、０．８℃／分以下の速度で常温に戻す。

冷えたガラス塊を有する芯体は通常のガラス研削技術に
より生体活性ガラス被覆層全所定の厚さく好ましくは０
．２〜１　ｍｒｒｔ　）まで研削する。この研削に必要
な砥石の粗さは、約２０〜４０μｍ位が適肖である。こ
の後、更にパフ研磨してもよい。

尚、本発明に於ける生体活性ガラスは、例えば研削の前
段階で熱処理してガラスセラミックに変えてもよい。

次いで実施例により本発明を具体的に説明する。

実施例１ 金属芯体（１）は熱膨張係数１．４３　Ｘ　１０””σ
１のコバルト−クロム合金製で、第３図（斜視図）に示
すような形状と上面直径５龍長さ１１」の寸法を有し、
上面に直径３．０ｍｍ深さ８．５ｍｍの円柱状の凹み（
ｌａ）　を有するものである。この金属芯体は予め熱処
理することによシ表面に酸化層を形成しである。

鋳型は鉄製で、上部に直径２０朋の開口部を有し、底面
（直径１５龍）には直径５，１詣の小孔が開いている。

この鋳型は第１図に示すように２つに分割できる。

金属芯体の中心の凹みにステンレススチール製の支持棒
を嵌入した後、この支持棒を予め５２０℃に加熱した鋳
型の小孔に通し芯体の先端を上に向けて芯体全鋳型底部
に固定する（第２図参照）。

次に第１表記載の組成及び性質を有する生体活性ガラス
の溶融液（］、　０１０°Ｃ）を作り、これ全鋳型に注
入した後、溶融ガラスが固化したら、鋳型？：２つに分
離して未だ熱いガラス塊を有する支持棒を取りはずし次
いで５２５°Ｃの恒温炉に入れて１時間保持して芯体と
ガラス層との温度全一致させ、それから０．５°Ｃ／分
の速度で常温才で徐冷した。

その後、粗さ３４〜３７μｍの砥石でガラス層全研削し
、厚さに０．５ｍｍとした。この後、支持棒をはずすと
目的とする歯科用インブラントが得られる。

第１表 このインプラントラ歯槽骨に埋植し、完全な結合全確認
した後、人工歯冠のような上部構造を装着する。

実施例２ 金属芯体は熱膨張係数１．３６　Ｘ　Ｉ　Ｆ’℃−１゛
のニッケルークロム合金で、第３図（斜視図）に示すよ
うな形状と、上面直径４．５ｍｓ長さ１０ｍｍの寸法全
有し、上面に直径２．５龍深さ７．５ｍＷの円柱状の凹
みを有する。この金属芯体は予め熱処理することによシ
表面に酸化層を形成した後、第２表記載の組成及び成分
を有する生体活性のほとんどない下地ガラス層を溶融浸
漬法により約１００μｍの厚さに被覆しである。溶融浸
漬の方法は、第２表記載のガラス溶融液（１，０７０°
Ｃ）に金属芯体を浸漬し、引き上げて放冷し、５３０℃
の恒温炉に入れて１時間保持して芯体と被覆ガラス層と
の温度とを一致させた後、０．５℃／分の速度で常温ま
で徐冷する方法である。

鋳型はステンレススチール族で上部に直径１８間の開口
部含有し、底面（直径１３龍）には直径５．１罷の小孔
がおいている。この鋳型は第１図に示すように２つに分
離できる。

金属芯体の中心の凹みにステンレススチール族の支持棒
全嵌入した後、芯体を５３０℃に予備加熱し、芯体全敗
り付けた支持棒を予め５００℃に加熱した鋳型の小孔に
通し、芯体の先端を上に向けて芯体を鋳型底部に固定す
る（第２図参照）。

次に第２表記の組成及び性質を有する生体活性ガラスの
宕融液（１０００°Ｇ）を作り、これ全鋳型に注入した
後、ガラスが固化したら、鋳型を２つに分離して未だ熱
いガラス塊を有する支持棒を取りはずし、これを５２０
℃の恒温炉に入れて１時間保持することにより全体の温
度を一致させ、それから０．５°Ｃ／分の速度で常温に
戻した。

次いで粗さ２５〜３０μｍの砥石を用いて生体活性ガラ
ス層を研削し、その厚さｆｏ、５ｍｒｎとした。

こうして本発明の歯科用インブラントが得られる。

第２表 実施例３ 金属芯体は実施例２と同じもの全使用するが、下地ガラ
ス層は被覆していない。

それ以外は実施例２と同様にして第３表記載の組成及び
性質含有する生体活性ガラス層全被覆し、研削を行なっ
て、本発明の歯科用インブラント全製造した。

第　３　表　（生体活性ガラス） 実施例４ 芯体は熱膨張係数１．６１　Ｘ　１０−５℃−１の鉄基
オーステナイト合金で第３図（斜視図）に丞すような形
状と上面直径４，５羽長さ１ｏｉＮの寸法を有し、上面
に直径２．５間深さ７．５朋の円柱状の凹みを有する。

この金属芯体は予め熱処理することによシ表面に酸化層
を形成した後、第４表記載の組成及び性質を有する生体
活性のほとんどない下地ガラス層（厚さ約１２０μｍ）
を形成しである。

鋳型は実施例２のものと同じで、実施例２と同様に予め
４００℃に加熱した鋳型の底部に４４０℃に予備加熱し
た芯体を固定し１．第４表記載の生体活性ガラスの溶融
液（８４０°Ｃ）を流し込み、ガラスが固化したら、未
だ熱いガラス塊を有する支持棒全鋳型から取シはすし、
これ全４１０℃の恒温炉に入れて３時間保持し、それか
ら０．５℃／分の速度で常温まで徐冷した。

先端にガラス塊のついた支持棒全鋳型からはずして粗さ
３４〜３７μｍの砥石を用いで生体活性ガラス層全研削
し、その厚さｆＯ，６ｔｎｎとした。こうして本発明の
歯科用・インブラントが得られた。

第４表 以上の通り、本発明の製造法によれば、均一な厚さ及び
目的とする組成を有する生体活性ガラスが芯体に被覆さ
れたインブラントが得られ、また工業的に量産した場合
にも、溶融浸漬法と違って、被覆前の生体活性ガラス溶
融液が有害な金属イオンで汚染されて全体を取り換えな
ければならなくなる事態が発生せず、従って経済的に製
造できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は鋳型の一例全２つに分割した様子を示す斜視図
でお）、第１Ａ図は第１図の鋳型の半身の上面図、第１
Ｂ図は第１図の鋳型の半身の断面図である。 第２図は金属芯体を鋳型に固定した様子の一例を説明す
る説明図である。 第３図は金属芯体の一例を示す斜視図である。 〔主要部分の符号の説明〕 １・・・・・・・・・金属芯体 ２・・・・・・・・・鋳型 ３・・・・・・・・・支持棒 出願人　日本光学工業株式会社 代理人　渡　　辺　　隆　　男 才１△図 才２図 牙１図 ″；＋−３図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １　金属芯体と該芯体を被覆した生体活性ガラス層とか
   らなる歯科用インブラシｔ４−製造する方法に於いて、 （１）上部に開口部を有する鋳型のキャビティ内の底部
   に前記芯体を固定し、 （２）前記キャビティ内に、前記芯体と実質的に同一の
   熱膨張係数を有する生体活性ガラスの溶融液を注入し、 （３）注入された溶融液を芯体と共に徐冷して常温に戻
   し、 （４）得られたガラス層を所定の厚さまで研削、成形す
   ることを特徴とする歯科用インブラントの製造法。 ２　前記所定の厚さが０．２〜１ｍｗであることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項記載の製造法。