【産業上の利用分野】この発明は、人工歯根、人工骨、
人工関節、骨補填材、ボーンスクリュー、ボーンプレー
ト、ボーンフレーム等の歯科および整形外科等の分野で
用いられるインプラントとその製造方法に関するもので
ある。さらに詳しくは、この発明は、骨組織との親和性
に優れたＣａとＰを含むチタン陽極酸化皮膜を芯体表面
に形成させたインプラントとその製造方法に関するもの
である。The present invention relates to an artificial tooth root, an artificial bone,
The present invention relates to an implant used in the fields of dentistry and orthopedics, such as an artificial joint, a bone substitute, a bone screw, a bone plate, and a bone frame, and a method of manufacturing the same. More specifically, the present invention relates to an implant in which a titanium anodic oxide film containing Ca and P having excellent affinity for bone tissue is formed on the surface of a core body, and a method for producing the implant.
【従来の技術とその課題】近年の医療技術の進歩にはめ
ざましいものがあり、高齢化社会の進展等にともなっ
て、その技術の発展には大きな期待が寄せられている。
このような技術の一つとして、人工歯根、人工骨、人工
関節等の骨代替材料あるいは骨補強材料の技術があり、
その利用は急速に広まっている。これらの材料は、いわ
ゆる「インプラント」もしくは「インプラント材料」と
呼ばれているものであるが、その多くは、金属、セラミ
ックス等によって構成されている。このうちの実用化さ
れている生体内のインプラント材料としての金属には、
ステンレス鋼、Ｎｉ−Ｃｒ合金、Ｃｏ−Ｃｒ合金、チタ
ンおよびチタン合金、貴金属およびその合金などがあ
り、それぞれ用途に応じて使用されている。その中でチ
タンおよびチタン合金は成形加工が困難であるものの、
耐食性、生体適合性、機械的性質などの点で優れている
ため、その使用量が増加している。ところが、特に人工
歯根や人工骨等に用いられるインプラントにおいては、
さらに長時間生体内で安定に機能させるために、骨組織
に埋植された後により多くの骨組織に被覆されるように
することが望まれている。そこで、インプラントの表面
を改質して骨組織親和性を向上させる試みがなされてい
る。この骨組織の親和性向上の方法には、たとえばチタ
ン基材表面に、水酸化アパタイトや他のリン酸カルシウ
ム化合物などの生体活性（適合）材料の粉末をプラズマ
溶射法により付着させ、骨と直接に結合させる方法や、
チタン粉末をプラズマ溶射法で付着させて凹凸を形成さ
せたり、チタンやチタン合金のビーズを焼き付けて多孔
体にすることによって、骨との物理的なからみあいによ
る維持力を得る方法等がある。しかしながら、現状のイ
ンプラント技術ではいまだ充分に満足できるものはな
い。また、骨との化学的な結合力と物理的なからみあい
により維持力を合わせ持つように、機械加工により基材
に多数の穴をあけたり、ネジ切りをしたり、あるいは化
学的に酸でエッチングすることにより表面を粗くするな
どの様々な工夫を施し、さらにその表面に生体活性材料
をコーティングすることが検討されてもいる。この場
合、コーティング層は生体内で安定でなくてはならず、
細胞による侵襲や劣化による剥離などが起こらないこと
が必要条件である。だが、残念ながら、従来の技術によ
っては、複雑な形状をしたインプラント表面に生体活性
材料を均一にしかも強固にコーティングさせることは困
難であった。たとえばプラズマ溶射法ではインプラント
外表面にコーティングするのは容易であるが、細い貫通
穴や円筒環状の内側の表面には粉末は届かないのでコー
ティングが困難である。表面をチタンあるいはチタン合
金のビーズを焼き付けて多孔体にしたものや、骨欠損部
に充填するための多孔質チタンなどでも、内部まで粉末
は到達しないので表面全体をコーティングすることは不
可能である。また、基材との付着強度も生体内の激しい
環境で長期間機能させることは不十分であり、特殊な装
置をも必要とし、高価な水酸化アパタイトの歩止まりが
悪くコストを下げられないといった欠点もある。プラズ
マ溶射とは別に、ＣａとＰの化合物を含む溶液にチタン
基材を浸漬した後、加熱焼成してリン酸カルシウム化合
物を被覆させる方法が知られてもいる。しかしながら、
この方法では、形状による制限は少ないものの、生体活
性の効果を得るためにある程度の厚さにするには、塗布
−焼成工程を何回も繰り返さなければならず、操作が複
雑であるという欠点がある。また、この方法で得られた
皮膜も生体内の安定性は十分でない。プラズマ溶射法も
同様であるが、金属であるチタンとまったく異なるセラ
ミック材料を表面に強固にコーティングすることは、熱
膨張率の差や結晶構造の違いなどから基本的に困難であ
る。一方、チタン陽極酸化を行う方法もある。この方法
は、電解液中でチタン陽極とステンレス鋼などの陰極間
に電圧を加えて電解し、陽極のチタン表面を電気化学的
に酸化して酸化皮膜を形成させる方法であり、装飾品や
建築材料などで用いられているカラーチタンの製造など
に用いられている技術である。このカラーチタンは膜厚
の薄いいわゆる干渉膜であり、チタン製の人工歯根を金
色にすることで、歯肉との色を合わせることにも利用さ
れている。この方法では、１μｍ以上の比較的厚い酸化
膜を形成させることが容易で、形成された皮膜と基材の
密着性も良好であり、また任意の形状の物に均一にコー
ティングすることができ、しかも特殊な装置を必要とせ
ず短時間で処理することができるなどの利点を有してい
る。しかしながら、単に皮膜の成分が酸化チタンでは骨
組織との親和性が向上するとは限らないため、インプラ
ントに必要とされる機能をさらに与える必要がある。こ
の発明は、以上の通りの事情に鑑みてなされたものであ
り、従来技術の欠点を解消し、任意の形状のチタンまた
はチタン合金からなるインプラント芯体を有し、生体内
で長時間にわたって安定でしかも骨組織との親和性に優
れた生体活性材料とその製造方法を提供することを目的
としている。2. Description of the Related Art There has been remarkable progress in medical technology in recent years, and with the development of an aging society, great expectations have been placed on the development of such technology.
As one of such techniques, there is a technique of a bone substitute material or a bone reinforcing material such as an artificial tooth root, an artificial bone, and an artificial joint.
Its use is spreading rapidly. These materials are so-called "implants" or "implant materials", and most of them are made of metals, ceramics and the like. Among these, metals that have been put into practical use as in vivo implant materials include:
There are stainless steel, Ni-Cr alloy, Co-Cr alloy, titanium and titanium alloys, noble metals and their alloys, and the like, and each is used according to the application. Among them, although titanium and titanium alloy are difficult to form,
Due to its superiority in corrosion resistance, biocompatibility, mechanical properties, and the like, its usage is increasing. However, especially in implants used for artificial roots, artificial bones, etc.,
In order to function stably in a living body for a long time, it is desired that the bone tissue be covered with more bone tissue after being implanted in the bone tissue. Therefore, attempts have been made to improve the affinity of bone tissue by modifying the surface of the implant. In order to improve the affinity of the bone tissue, for example, a powder of a bioactive (compatible) material such as hydroxyapatite or another calcium phosphate compound is attached to a titanium base material surface by a plasma spraying method, and directly bonded to the bone. How to make
There is a method in which titanium powder is attached by plasma spraying to form irregularities, or titanium or titanium alloy beads are baked into a porous body to obtain a retaining force due to physical entanglement with bone. However, there is still no satisfactory current implant technology. In addition, a large number of holes are drilled, threaded, or chemically etched with acid so that the base material has a mechanical bonding and a physical entanglement to maintain the holding force. Various measures such as roughening the surface by performing the method and further coating the surface with a bioactive material have been studied. In this case, the coating layer must be stable in vivo,
It is a necessary condition that peeling due to cell invasion or deterioration does not occur. Unfortunately, however, it has been difficult with conventional techniques to uniformly and firmly coat the surface of a complex shaped implant with a bioactive material. For example, it is easy to coat the outer surface of the implant by the plasma spraying method, but the coating is difficult because the powder does not reach the inner surface of the narrow through hole or the cylindrical ring. Even if the surface is baked with titanium or titanium alloy beads to make it a porous body, or even porous titanium for filling bone defects, the powder does not reach the inside, so it is impossible to coat the entire surface . In addition, the adhesion strength to the base material is not sufficient to function for a long time in a severe environment in a living body, and special equipment is also required, and the yield of expensive hydroxyapatite is poor and the cost cannot be reduced. There are drawbacks. Apart from plasma spraying, a method is also known in which a titanium base material is immersed in a solution containing a compound of Ca and P, and then heated and fired to coat the calcium phosphate compound. However,
In this method, although there are few restrictions due to the shape, the coating-firing step must be repeated many times in order to obtain a certain thickness in order to obtain the effect of bioactivity, and the disadvantage is that the operation is complicated. is there. Further, the film obtained by this method also has insufficient stability in vivo. The same applies to the plasma spraying method, but it is basically difficult to firmly coat the surface with a ceramic material completely different from titanium, which is a metal, due to a difference in coefficient of thermal expansion and a difference in crystal structure. On the other hand, there is a method of performing titanium anodic oxidation. In this method, a voltage is applied between a titanium anode and a cathode such as stainless steel in an electrolytic solution to perform electrolysis, and the titanium surface of the anode is electrochemically oxidized to form an oxide film. This is a technique used for the production of colored titanium used for materials and the like. This color titanium is a so-called interference film having a small film thickness, and is also used to match the color with the gum by making the titanium artificial root golden. In this method, it is easy to form a relatively thick oxide film having a thickness of 1 μm or more, the adhesion between the formed film and the substrate is good, and it can be uniformly coated on an object of any shape. Moreover, there is an advantage that processing can be performed in a short time without requiring a special device. However, simply because titanium oxide is not a component of the coating does not always improve the affinity with bone tissue, it is necessary to further provide the function required for the implant. The present invention has been made in view of the above circumstances, has solved the drawbacks of the prior art, has an implant core made of titanium or titanium alloy of any shape, and is stable for a long time in vivo. Another object of the present invention is to provide a bioactive material having excellent affinity for bone tissue and a method for producing the same.
【課題を解決するための手段】この発明は、上記の課題
を解決するものとして、芯体の全部あるいは表面だけが
チタンまたはチタン合金からなるインプラント芯体と、
その表面に形成されたＣａとＰを含む陽極酸化皮膜から
なることを特徴とするインプラントとその製造法を提供
する。また、この発明は、上記の陽極酸化皮膜上に水酸
化アパタイトなどのリン酸カルシウム化合物を析出させ
てなるインプラントとその製造法をも提供する。そし
て、この発明のインプラントの製造方法は、Ｃａ化合物
とＰ化合物を含有する電解質中で、チタンおよびチタン
合金からなる任意の形状のインプラントを陽極酸化し、
その表面にＣａとＰを含む陽極酸化膜を形成させるこ
と、そしてさらに必要に応じてこの皮膜を水熱処理する
ことにより、表面に水酸化アパタイトなどのリン酸カル
シウム化合物の皮膜を形成することからなっている。
以下この発明を詳細に説明する。まず、この発明におい
ては芯体としての基材にはチタンあるいはチタン合金を
使用するが、その形状はいかなる物でもよく、棒状、板
状はもちろん、それらに穴があけられていてもネジ切り
されていてもよい。またスポンジ状の多孔体やメッシュ
状の織物の形状をしていてもよい。あるいは基材表面に
チタン粉末をプラズマ溶射した面やチタンあるいはチタ
ン合金のビーズを焼き付けた多孔体表面層であってもよ
い。陽極酸化に際し、これらの基材は、通常の研磨法で
研磨し、アルコール洗浄、水洗などで表面を清浄にして
おく。研磨できないものは酸洗等により表面を清浄にす
る。陽極酸化する必要のない部分には予めマスキング剤
を塗布しておき、全体を処理した後にそれを除去しても
よい。表面積を増大させて皮膜との密着性を向上させる
ために、酸によるエッチング処理またはサンドブラスト
処理により表面を適度に粗にしておいてもよい。この操
作は大気中で自然に形成された酸化膜を除去し、活性な
金属表面を露出させ、膜の付着強度を高める効果もあ
る。以上の前処理を行なった後に陽極酸化を行なう。陽
極酸化を行なうときに用いる電解質溶液には、導電性を
得るために少なくともＰの化合物が含まれていなければ
ならない。そしてこの液にＣａの化合物を同時に添加し
て陽極酸化することにより、ＣａとＰを取り込みながら
酸化皮膜を成長させ、結果的にＣａとＰを含むチタン陽
極酸化皮膜を形成させる。この場合のＣａの化合物とし
ては塩化カルシウム、硝酸カルシウム、炭酸カルシウ
ム、水酸化カルシウム、酢酸カルシウム、乳酸カルシウ
ム、グリセロリン酸カルシウム、グルコン酸カルシウ
ム、クエン酸カルシウム、プロピオン酸カルシウム等を
用いることができるが、特にこれらの化合物に限定する
必要はない。中でも酢酸カルシウムとグリセロリン酸カ
ルシウムは水への溶解度が高く、生体に有害なイオンを
含まないので好ましい。Ｐの化合物としては、リン酸、
α−グリセロリン酸ナトリウム、β−グリセロリン酸ナ
トリウム、グリセロリン酸カルシウム、１−ヒドロキシ
エタン−１，１ビスフォスフォネート、フィチン酸等を
用いることができるが、グリセロリン酸塩を用いると、
前記カルシウム化合物を同時に溶解させたときにも反応
して沈澱を生じることがなく、高濃度でＣａとＰを含む
電解質を調製することができ、しかも高電圧まで安定し
て陽極酸化できるので好ましい。また、電解質溶液の溶
媒は水に限定されることなく、有機溶媒や溶融塩を用い
て行なうこともできる。このような電解質溶液に、チタ
ン製のインプラントを浸漬し以下のような方法で陽極酸
化を行なう。陽極酸化を行なうときに到達する最高電解
電圧は１０−６００Ｖが好ましく、１０Ｖより低いと陽
極酸化ができず、６００Ｖより高くなると安定して陽極
酸化できなくなり、皮膜にむらが生じてしまう。電解電
圧は後述のように皮膜の組成、表面の微構造そして膜厚
等に影響するので、これらの条件が最適になるように決
定される。電流は、陽極酸化しようとする基材の表面積
に応じて調節するが、大電流のもとでは電解電圧が上昇
するのが速く、短時間で終了する反面、皮膜の付着強度
が低下したり、微構造が乱れるなどの不都合が生じる。
従って、なるべく小電流のもとで徐々に陽極酸化した方
が、皮膜の付着強度が高くなって好ましい。また、陽極
酸化するときの発熱が、皮膜と基材の間の付着強度を低
下させるのでこれを防ぐために、電解質溶液は常に０℃
付近に保たれることが好ましい。ただし、後で述べるよ
うに水熱処理によって表面に多量の水酸化アパタイトな
どのリン酸カルシウム化合物の結晶を析出させ、リン酸
カルシウム化合物の皮膜を形成させる場合には、０℃付
近の低温で陽極酸化した皮膜からはリン酸カルシウム化
合物の結晶が析出しにくいので、５−６０°Ｃのやや高
い温度に電解質溶液を保って陽極酸化するとよい。な
お、陽極酸化法については従来公知の方法や装置などが
適宜採用されることは言うまでもない。皮膜の組成は、
電解溶液の組成と電解電圧によって決めることができ
る。一定電圧のもとでは、電解質溶液に含まれるＣａと
Ｐ化合物の割合と濃度によって、また、電解質溶液の組
成が一定の時は、電解電圧によってチタン陽極酸化膜に
含まれるＣａとＰの割合が変化する。従って電解質溶液
の組成と電解電圧をそれぞれ変えることによって、皮膜
を構成する原子の比率すなわちＣａ／Ｔｉ比、Ｐ／Ｔｉ
比、Ｃａ／Ｐ比を自由にコントロールすることが可能で
ある。たとえば水酸化アパタイトの理論Ｃａ／Ｐ比であ
る1.67を保ちながら、できるだけ多くＣａとＰを含ませ
ることによって、生体活性の高い皮膜を得ることができ
る。あるいは２、３種類の異なる組成の電解質溶液を用
い、その中で順次陽極酸化することにより皮膜の組成を
段階的に変化させたり、陽極酸化している間に濃度の高
いＣａとＰの化合物溶液を添加することにより、皮膜組
成を連続的に変化させることも可能である。陽極酸化処
理を終えたインプラントは、蒸留水中で超音波洗浄して
表面を清浄化することができる。この状態で使用しても
よいが、さらに高圧水蒸気中で水熱処理することによ
り、表面に水酸化アパタイトなどのリン酸カルシウム化
合物の皮膜を形成させてから使用してもよい。水熱処理
の温度範囲は１００〜５００℃が好ましく、１００℃よ
り低いとリン酸カルシウム化合物の結晶が生成せず、５
００℃より高いと装置が大型になるのと、皮膜と基材の
間の付着強度が低下するなどの理由から好ましくない。According to the present invention, there is provided an implant core in which all or only the surface of the core is made of titanium or a titanium alloy.
Provided are an implant comprising a anodic oxide film containing Ca and P formed on the surface thereof, and a method for producing the implant. The present invention also provides an implant obtained by depositing a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite on the anodic oxide film and a method for producing the implant. The method for producing an implant according to the present invention includes the steps of: anodizing an implant having an arbitrary shape made of titanium and a titanium alloy in an electrolyte containing a Ca compound and a P compound;
Forming an anodized film containing Ca and P on the surface and, if necessary, hydrothermally treating the film to form a film of a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite on the surface. .
Hereinafter, the present invention will be described in detail. First, in the present invention, titanium or a titanium alloy is used for the base material as the core body, but any shape may be used, such as a rod-like or plate-like shape, and even if a hole is formed in each of them, a thread is cut. May be. Further, it may be in the form of a sponge-like porous body or a mesh-like woven fabric. Alternatively, it may be a surface on which titanium powder is plasma-sprayed on the surface of the base material or a porous material surface layer in which beads of titanium or titanium alloy are baked. At the time of anodic oxidation, these substrates are polished by an ordinary polishing method, and the surfaces are cleaned by alcohol washing, water washing and the like. Those that cannot be polished are cleaned by pickling or the like. A masking agent may be applied in advance to portions that do not need to be anodized, and may be removed after processing the entirety. In order to increase the surface area and improve the adhesion to the film, the surface may be appropriately roughened by an etching treatment with an acid or a sandblasting treatment. This operation has the effect of removing the naturally formed oxide film in the atmosphere, exposing the active metal surface, and increasing the adhesion strength of the film. After performing the above pretreatment, anodic oxidation is performed. The electrolyte solution used when performing anodic oxidation must contain at least the compound of P in order to obtain conductivity. Then, a Ca compound is simultaneously added to the solution and anodized, whereby an oxide film is grown while taking in Ca and P, and as a result, a titanium anodic oxide film containing Ca and P is formed. As the compound of Ca in this case, calcium chloride, calcium nitrate, calcium carbonate, calcium hydroxide, calcium acetate, calcium lactate, calcium glycerophosphate, calcium gluconate, calcium citrate, calcium propionate and the like can be used. It is not necessary to limit to these compounds. Among them, calcium acetate and calcium glycerophosphate are preferable since they have high solubility in water and do not contain ions harmful to living bodies. Phosphoric acid,
α-Glycerophosphate sodium, β-glycerophosphate sodium, calcium glycerophosphate, 1-hydroxyethane-1,1 bisphosphonate, phytic acid and the like can be used, but when glycerophosphate is used,
Even when the calcium compound is dissolved at the same time, it does not react and precipitate, and it is possible to prepare an electrolyte containing Ca and P at a high concentration, and it is possible to stably anodize up to a high voltage. Further, the solvent of the electrolyte solution is not limited to water, and can be performed using an organic solvent or a molten salt. An implant made of titanium is immersed in such an electrolyte solution and anodized by the following method. The maximum electrolysis voltage reached when performing anodic oxidation is preferably 10 to 600 V. If the voltage is lower than 10 V, anodic oxidation cannot be performed. If the voltage is higher than 600 V, stable anodic oxidation cannot be performed, and unevenness occurs in the film. The electrolysis voltage affects the composition of the film, the microstructure of the surface, the film thickness, and the like, as described later. Therefore, these conditions are determined so as to optimize these conditions. The current is adjusted according to the surface area of the substrate to be anodized, but under a large current, the electrolytic voltage rises quickly and ends in a short time, but the adhesion strength of the film decreases, Inconveniences such as disturbance of the microstructure occur.
Therefore, it is preferable that the anodic oxidation is performed gradually under a small current as much as possible because the adhesion strength of the film is increased. In addition, since the heat generated during the anodic oxidation lowers the adhesive strength between the film and the substrate, the electrolyte solution is always kept at 0 ° C.
Preferably, it is kept near. However, as described later, when a large amount of crystals of a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite are precipitated on the surface by hydrothermal treatment to form a film of the calcium phosphate compound, the film anodized at a low temperature around 0 ° C. Since crystals of the calcium phosphate compound are unlikely to precipitate, it is preferable to carry out anodization while maintaining the electrolyte solution at a slightly high temperature of 5 to 60 ° C. It is needless to say that a conventionally known method and apparatus are appropriately employed for the anodic oxidation method. The composition of the film is
It can be determined by the composition of the electrolytic solution and the electrolytic voltage. Under a constant voltage, the ratio of Ca and P contained in the titanium anodic oxide film depends on the ratio and concentration of Ca and P compounds contained in the electrolyte solution, and when the composition of the electrolyte solution is constant, the electrolytic voltage. Change. Therefore, by changing the composition of the electrolyte solution and the electrolysis voltage, respectively, the ratio of the atoms constituting the film, that is, the Ca / Ti ratio and the P / Ti
It is possible to freely control the ratio and the Ca / P ratio. For example, by containing as much Ca and P as possible while maintaining the theoretical Ca / P ratio of hydroxyl apatite of 1.67, a film having high bioactivity can be obtained. Alternatively, the composition of the film is gradually changed by anodizing sequentially using two or three types of electrolyte solutions having different compositions, or a compound solution of Ca and P having a high concentration during the anodization. , It is also possible to continuously change the film composition. The surface of the implant after the anodization treatment can be cleaned by ultrasonic cleaning in distilled water. Although it may be used in this state, it may be used after further forming a film of a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite on the surface by hydrothermal treatment in high-pressure steam. The temperature range of the hydrothermal treatment is preferably from 100 to 500 ° C. If the temperature is lower than 100 ° C, crystals of the calcium phosphate compound are not formed and
If the temperature is higher than 00 ° C., it is not preferable because the apparatus becomes large and the adhesion strength between the film and the substrate is lowered.
【作用】以上のようにこの発明においては、ＣａとＰを
含む生体活性なチタン陽極酸化皮膜をチタンまたはチタ
ン合金の表面に形成させるが、この皮膜はチタンまたは
チタン合金の表面から析出してきたものであることか
ら、基材のチタンまたはチタン合金とは結晶の整合性が
高く、皮膜の付着強度が高い。さらにこの陽極酸化皮膜
から析出してきた水酸化アパタイトなどのリン酸カルシ
ウム化合物の皮膜も、同じ理由から付着強度は非常に高
い。従来のように、金属とは異種なセラミック材料を外
部から付着させるコーティング方法と比べて、生体内の
安定に優れ、長時間使用しても皮膜の剥離や吸収などの
不都合が生じない。また、この方法で得られたチタン陽
極酸化膜は、骨と同様にＣａとＰを含んでいるので、骨
組織に対する親和性は良好である。従来のチタンおよび
チタン合金からなるインプラントと比較してより多くの
骨組織に被包される。さらにまた、生体内で表面に自然
に水酸化アパタイトなどのリン酸カルシウム化合物を析
出させるか、あるいは前もって水熱処理によって析出さ
せておくことにより、いずれにしてもこの陽極酸化皮膜
は骨と直接結合する。このようなインプラントを製造す
るこの発明の製造方法によれば、インプラントを電解質
溶液に浸漬して陽極酸化するので、液が侵入しないよう
な非常に細い穴などを除いて、どのような形状をしてい
ても液と接触した表面に均一にコーティングすることが
でき、基材の形状を問うこともない。しかも特殊な装置
を必要とせず、陽極酸化に要する時間は数十秒から長く
て数分と短時間で処理することができるので、操作が非
常に容易であるという特徴がある。以下、実施例を示
し、さらに詳しくこの発明について説明する。As described above, in the present invention, a bioactive titanium anodic oxide film containing Ca and P is formed on the surface of titanium or a titanium alloy, and this film is deposited from the surface of titanium or a titanium alloy. Therefore, the crystal consistency with the titanium or titanium alloy of the base material is high, and the adhesion strength of the film is high. Further, a coating of a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite deposited from the anodic oxide coating has an extremely high adhesion strength for the same reason. Compared to a conventional coating method in which a ceramic material different from a metal is applied from the outside, stability in a living body is excellent, and there is no inconvenience such as peeling or absorption of a film even when used for a long time. In addition, the titanium anodic oxide film obtained by this method contains Ca and P as in the case of bone, and thus has good affinity for bone tissue. It is encapsulated in more bone tissue as compared to conventional titanium and titanium alloy implants. Furthermore, either by naturally depositing a calcium phosphate compound such as hydroxyapatite on the surface in a living body, or by previously depositing the compound by hydrothermal treatment, the anodized film is directly bonded to the bone in any case. According to the manufacturing method of the present invention for manufacturing such an implant, since the implant is immersed in an electrolyte solution and anodized, any shape except for a very small hole or the like which does not allow the solution to enter is obtained. Even if it does, the surface in contact with the liquid can be uniformly coated, and the shape of the substrate does not matter. Moreover, no special equipment is required, and the time required for anodic oxidation is as long as several tens of seconds to a short time of several minutes, so that the operation is very easy. Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to Examples.
【実施例】実施例１〜３ 表１に示すように、リン（Ｐ）化合物としてリン酸を使
用し、Ｃａ化合物として酢酸カルシウム、グリセロリン
酸カルシウム、クエン酸カルシウムをそれぞれ溶解させ
た液を用いて純チタンを３５０Ｖで陽極酸化した。その
結果、灰黒色の皮膜が得られた。皮膜に含まれるＰに対
するＣａの原子比率は１以下であり、Ｐの方がＣａより
かなり多かった。実施例４〜６ 表１に示すように、リン化合物としてグリセロリン酸カ
ルシウムを使用し、酢酸カルシウムとともに蒸留水に溶
解した液を用いて純チタンを陽極酸化した。いずれも灰
白色の皮膜が得られた。実施例４と５では酢酸カルシウ
ムの濃度が異なり、一定の電解電圧のもとでは電解質溶
液の組成を変えることによって、得られる皮膜の組成を
決めることができた。実施例４では水酸化アパタイトの
Ｃａ／Ｐ比である1.67にすることができた。実施例５と
６で、同じ組成の電解質溶液を用いて３００Ｖと３５０
Ｖのもとでチタンを陽極酸化したところ、得られた皮膜
の組成が異なっており、電解電圧によっても皮膜の組成
を決めることができた。実施例７〜１１ 同様に表１に示したように、リン化合物としてβ−グリ
セロリン酸ナトリウムを使用し、酢酸カルシウムととも
に蒸留水に溶解した液を用いて純チタンを陽極酸化し
た。その結果、グリセロリン酸カルシウムを使用した場
合よりＣａ／Ｔｉ比とＰ／Ｔｉ比が高くなり、すなわち
酸化皮膜中のＣａとＰの含有量を多くすることができ、
生体活性度を高くすることができた。実施例７と８を比
較すると、電解電圧を３３０Ｖで一定にして、β−グリ
セロリン酸ナトリウムと酢酸カルシウムの濃度だけを変
えたところ、酸化皮膜に含まれるＣａとＰの割合もそれ
に応じて変化した。従って、電解質溶液の組成を変える
ことにより、酸化皮膜中に含まれるＣａとＰの割合なら
びにＣａに対するＰの比も調節することができ、たとえ
ば水酸化アパタイトの理論Ｃａ／Ｐ比である1.67に合わ
せることは容易であった。実施例７と９を比較すると、
同じ電解質溶液を用いて電解電圧だけを変えたところ、
電圧が高いときの方が酸化皮膜中のＣａとＰの割合が増
えた。また、実施例８と１０では同様に電解電圧だけを
変化させたが、実施例７と９の場合と比べて、電解質溶
液の濃度が低いときの方がＣａとＰの割合の変動が少な
かった。この陽極酸化膜は溶液中のＣａとＰを取り込み
ながら成長するので、溶液が高濃度になるほど単位厚さ
の皮膜に取り込まれるＣａとＰの量が増え、皮膜中のＣ
ａとＰの含有量が大きく変化する傾向があった。実施例
１１では比較的溶液の濃度が低いので、高電圧まで安定
して陽極酸化できた。この時得られた皮膜には、微小突
起がよく発達し、骨組織との十分なマイクロアンカーリ
ング効果が期待された。いずれの場合にも得られた皮膜
の色は灰白色であったが、酸化皮膜中のＣａとＰの含有
量が増すにしたがって、微構造が乱れて不均一になり、
膜がまだら模様になる傾向があった。また、溶液の濃度
が高くなるほど到達可能な電解電圧は低くなり、過飽和
に近づくと白濁してくるなどの理由から適当な濃度のも
とで陽極酸化するのが好ましい。実施例１２，１３ β−グリセロリン酸ナトリウム水溶液を用いて表１に示
した通りに純チタンを陽極酸化したところ、濃度が0.07
mol ／１で得られた皮膜は灰黒色であった。この場合に
も、酢酸カルシウムを添加することによって皮膜は灰白
色になった。β−グリセロリン酸ナトリウム水溶液の濃
度を0.13mol ／１に高めると、灰白色皮膜が得られた。
したがって、β−グリセロリン酸ナトリウムだけを用い
てもチタン陽極酸化膜は灰白色になった。実施例１４，１５ 基材にＴｉ6Ａｌ4Ｖ合金を用いて陽極酸化した。得ら
れた皮膜は薄茶色をしていたが、チタンと同様にＣａと
Ｐを含んだ陽極酸化膜が形成され、ほかにＡｌとＶの酸
化物が微量に含まれていた。この場合にも同様に、溶液
の濃度を変えることによって酸化皮膜中のＣａとＰの割
合を変化させることができた。Examples 1 to 3 As shown in Table 1, phosphoric acid was used as a phosphorus (P) compound, and calcium compounds, calcium glycerophosphate and calcium citrate were used as Ca compounds, and pure solutions were used. Titanium was anodized at 350V. As a result, a gray-black film was obtained. The atomic ratio of Ca to P contained in the coating was 1 or less, and P was much higher than Ca.Examples 4 to 6 As shown in Table 1, calcium glycerophosphate was used as a phosphorus compound, and pure titanium was anodized using a solution dissolved in distilled water together with calcium acetate. In each case, an off-white film was obtained. In Examples 4 and 5, the concentration of calcium acetate was different, and the composition of the obtained film could be determined by changing the composition of the electrolyte solution under a constant electrolytic voltage. In Example 4, the Ca / P ratio of the hydroxyapatite was 1.67. In Examples 5 and 6, 300 V and 350 V were used using electrolyte solutions of the same composition.
When titanium was anodized under V, the composition of the obtained film was different, and the composition of the film could be determined by the electrolytic voltage. Similarly toExamples 7 to 11, as shown in Table 1, pure β titanium was anodized using sodium β-glycerophosphate as a phosphorus compound and a solution dissolved in distilled water together with calcium acetate. As a result, the Ca / Ti ratio and the P / Ti ratio are higher than when calcium glycerophosphate is used, that is, the contents of Ca and P in the oxide film can be increased,
Bioactivity could be increased. Comparing Examples 7 and 8, when the electrolytic voltage was kept constant at 330 V and only the concentrations of β-glycerophosphate sodium and calcium acetate were changed, the ratio of Ca and P contained in the oxide film also changed accordingly. . Therefore, by changing the composition of the electrolyte solution, the ratio of Ca and P contained in the oxide film and the ratio of P to Ca can be adjusted. For example, the ratio is adjusted to 1.67 which is the theoretical Ca / P ratio of hydroxyapatite. It was easy. Comparing Examples 7 and 9,
When only the electrolysis voltage was changed using the same electrolyte solution,
When the voltage was high, the ratio of Ca and P in the oxide film increased. In Examples 8 and 10, only the electrolysis voltage was changed in the same manner. However, as compared with Examples 7 and 9, when the concentration of the electrolyte solution was low, the change in the ratio of Ca and P was smaller. . Since this anodic oxide film grows while taking in Ca and P in the solution, the higher the concentration of the solution, the greater the amount of Ca and P taken into the film of unit thickness, and the more the C in the film.
The contents of a and P tended to change significantly. In Example 11, since the concentration of the solution was relatively low, anodic oxidation could be performed stably up to a high voltage. In the film obtained at this time, microprojections were well developed, and a sufficient micro-anchoring effect with bone tissue was expected. In each case, the color of the obtained film was grayish white, but as the content of Ca and P in the oxide film increased, the microstructure was disturbed and became uneven,
The film tended to be mottled. Further, the higher the solution concentration, the lower the achievable electrolysis voltage is, and it is preferable to perform anodic oxidation at an appropriate concentration for the reason that the solution becomes cloudy as it approaches supersaturation.Examples 12 and 13 When pure titanium was anodized as shown in Table 1 using an aqueous solution of sodium β-glycerophosphate, the concentration was 0.07.
The film obtained at mol / 1 was gray-black. Also in this case, the coating became grayish white by adding calcium acetate. When the concentration of the aqueous solution of sodium β-glycerophosphate was increased to 0.13 mol / 1, an off-white film was obtained.
Therefore, even when only β-glycerophosphate sodium was used, the titanium anodic oxide film became grayish white.Examples 14 and 15 Anodization was performed using Ti6 Al4 V alloy as a base material. Although the obtained film was light brown, an anodic oxide film containing Ca and P was formed similarly to titanium, and trace amounts of Al and V oxides were also contained. Also in this case, similarly, the ratio of Ca and P in the oxide film could be changed by changing the concentration of the solution.
【表１】なお、実施例４〜１１と１４，１５で得られた皮膜を走
査型電子顕微鏡で微構造を観察したところ、純チタンと
チタン合金でほとんど差がなく、これらの穴や微小突起
は、火花放電が起こると形成されるようになり、電解電
圧が高くなるほど大きくなる傾向があった。実施例１６ グリセロリン酸塩と酢酸カルシウムを用いて陽極酸化し
た実施例４〜１１と実施例１４および１５において得ら
れた陽極酸化膜を、オートクレーブを用いて高圧水蒸気
中３００℃で約２時間水熱処理を行なったところ、皮膜
表面に水酸化アパタイトの皮膜が形成されていることを
Ｘ線回析によって確認した。特に実施例６〜１１で形成
された陽極酸化膜を水熱処理した表面を走査型電子顕微
鏡で観察したところ、水酸化アパタイト結晶はもともと
ＣａとＰを含んでいた陽極酸化皮膜から多量に析出して
きており、約１〜３μｍの厚さで表面全体を覆ってい
た。酸化皮膜に含まれるＣａとＰがある量を超えると、
水酸化アパタイト結晶が表面上に隙間なく析出するよう
になり、水酸化アパタイトの皮膜を形成した。しかし、
あまり多くのＣａとＰを含むようになると、陽極酸化皮
膜自体の構造が不安定になるため、水熱処理には向かな
くなる。実施例１７ 電解質にβ−グリセロリン酸ナトリウム（分子量 306）
と酢酸カルシウム（分子量 176）を用い、電解電圧を３
５０Ｖ、電流密度を５０ｍＡ／cm2とし、電解質温度が
０−５０℃の範囲で純チタンを陽極酸化した。次いで高
圧水蒸気中３００℃で２時間水熱処理を行い、皮膜の平
均付着強度と水酸化アパタイト結晶の析出状態を調べ
た。その結果を表２に示した。[Table 1] When the microstructures of the coatings obtained in Examples 4 to 11 and 14 and 15 were observed with a scanning electron microscope, there was almost no difference between pure titanium and a titanium alloy. When the electrolysis voltage occurs, it tends to become larger as the electrolytic voltage increases.Example 16 The anodized films obtained in Examples 4 to 11 and Examples 14 and 15, which were anodized using glycerophosphate and calcium acetate, were subjected to hydrothermal treatment at 300 ° C. for about 2 hours in high-pressure steam using an autoclave. Was performed, it was confirmed by X-ray diffraction that a hydroxyapatite film was formed on the film surface. In particular, when the surface of the anodized film formed in each of Examples 6 to 11 was subjected to hydrothermal treatment and observed by a scanning electron microscope, a large amount of hydroxyapatite crystals were precipitated from the anodized film originally containing Ca and P. And covered the entire surface with a thickness of about 1-3 μm. When Ca and P contained in the oxide film exceed a certain amount,
Hydroxyapatite crystals came to be deposited on the surface without gaps, and a hydroxyapatite film was formed. But,
If too much Ca and P are contained, the structure of the anodic oxide film itself becomes unstable, so that it is not suitable for hydrothermal treatment.Example 17 Sodium β-glycerophosphate (molecular weight 306) as electrolyte
And calcium acetate (molecular weight 176)
Pure titanium was anodized at 50 V, a current density of 50 mA / cm2 , and an electrolyte temperature of 0 to 50 ° C. Next, hydrothermal treatment was performed in high-pressure steam at 300 ° C. for 2 hours, and the average adhesion strength of the film and the precipitated state of hydroxyapatite crystals were examined. The results are shown in Table 2.
【表２】この表２から明らかであるように、電解質濃度が低くな
るほど付着強度が高くなる傾向があった。特にβ−グリ
セロリン酸ナトリウムの濃度が0.01mol ／ｌの時、ある
いは0.02mol ／ｌで電解質の温度が低い時に付着強度が
高く、しかも生体内で経時的に低下しなかった。電解質
濃度が低くなるほど、水酸化アパタイト結晶の析出量が
少なくなる傾向があったが、β−グリセロリン酸ナトリ
ウム濃度が0.01mol ／ｌの時にも組織学的には骨組織に
対する親和性は、その他の場合と同様きわめて良好であ
った。表２に示した各濃度の時に形成された陽極酸化膜
を水熱処理して得られた水酸化アパタイト結晶のＣａ／
Ｐ比は、いずれもほぼ理論組成比（1.67）であった。ま
た各々のβ−グリセロリン酸ナトリウム濃度の時に、表
２に示したそれぞれの酢酸カルシウム濃度を少し変える
ことによって、析出する水酸化アパタイト結晶のＣａ／
Ｐ比を微調整できるので、生体親和性が高いとされてい
るＣａ欠損型水酸化アパタイト結晶を生成することも容
易であった。これらの水酸化アパタイト結晶は、それぞ
れが単結晶かもしくは結晶性が非常に高いので、生体内
で吸収されにくい効果がある。実施例１８ 電解質にβ−グリセロリン酸ナトリウム（分子量 306）
と酢酸カルシウム（分子量 176）を用い、電解電圧を２
３０Ｖ、電流密度を５０ｍＡ／cm2、電解質温度を３０
℃として、平均径が0.6mm のチタンビ−ズをチタンの基
材（芯体）表面に２層焼き付けた多孔質層を陽極酸化し
た。次いで高圧水蒸気中３００℃で２時間水熱処理を行
い、水酸化アパタイト結晶の析出状態を電子顕微鏡で観
察した。その結果を表３に示した。[Table 2] As is clear from Table 2, there was a tendency that the lower the electrolyte concentration, the higher the adhesion strength. In particular, when the concentration of sodium β-glycerophosphate was 0.01 mol / l, or when the temperature of the electrolyte was 0.02 mol / l and the temperature of the electrolyte was low, the adhesive strength was high and did not decrease over time in vivo. As the electrolyte concentration decreased, the amount of precipitated hydroxyapatite crystals tended to decrease. However, even when the concentration of sodium β-glycerophosphate was 0.01 mol / l, the affinity for bone tissue was histologically low. Very good as in the case. The anodic oxide film formed at each concentration shown in Table 2 was subjected to hydrothermal treatment to obtain Ca /
The P ratio was almost the theoretical composition ratio (1.67). At each concentration of β-glycerophosphate, by slightly changing the concentration of each calcium acetate shown in Table 2, the Ca /
Since the P ratio can be finely adjusted, it was easy to produce Ca-deficient hydroxyapatite crystals, which are considered to have high biocompatibility. Each of these hydroxyapatite crystals is a single crystal or has extremely high crystallinity, and thus has an effect of being hardly absorbed in a living body.Example 18 Sodium β-glycerophosphate (molecular weight: 306) as electrolyte
And calcium acetate (molecular weight 176)
30 V, current density 50 mA / cm2 , electrolyte temperature 30
At a temperature of ° C, a porous layer obtained by baking two titanium beads having an average diameter of 0.6 mm on the surface of a titanium base material (core body) was anodized. Next, hydrothermal treatment was performed in high-pressure steam at 300 ° C. for 2 hours, and the precipitated state of hydroxyapatite crystals was observed with an electron microscope. Table 3 shows the results.
【表３】この表３から明らかなように、電解質濃度が高くなるほ
ど水酸化アパタイト結晶の析出量が多くなる傾向があ
り、β−グリセロリン酸ナトリウムの濃度が0.06mol ／
ｌ以上の場合に、全てのビ−ズの表面および底面に水酸
化アパタイト結晶が隙間なく析出した。これらの条件で
生成した水酸化アパタイト結晶のＣａ／Ｐ比は、いずれ
もほぼ理論組成比であり、個々の結晶は単結晶かもしく
は結晶性が非常に高かった。図１は、このインプラント
を骨組織に埋植して３ヶ月経過後の状態を示した模式図
である。インプラント（１）のチタン芯体（２）表面に
焼き付けたビーズ（３）の表面および底面に、陽極酸化
膜からなる層（５）および水酸化アパタイト層（６）が
形成されているため、ビ−ズ（３）間の狭い空隙にも新
生骨が良く侵入し、未処理のチタンビ−ズ多孔体と比較
して骨組織（４）に対する親和性が著しく向上した。以
上の条件は、チタンビ−ズを焼結した多孔質層や連続し
た気孔をもつ多孔質チタンなど、特に気孔径が狭く電圧
を上げにくい場合に推奨されるが、このような形態に限
定されるものではない。[Table 3] As is apparent from Table 3, as the electrolyte concentration increases, the amount of precipitated hydroxyapatite crystals tends to increase, and the concentration of sodium β-glycerophosphate is 0.06 mol /
In the case of 1 or more, hydroxyapatite crystals were precipitated without gaps on the surface and bottom surface of all the beads. The Ca / P ratio of the hydroxyapatite crystals formed under these conditions was almost the theoretical composition ratio, and each crystal was a single crystal or extremely high in crystallinity. FIG. 1 is a schematic view showing a state three months after the implant is implanted in a bone tissue. Since a layer (5) made of an anodic oxide film and a hydroxide apatite layer (6) are formed on the surface and bottom surface of the beads (3) baked on the surface of the titanium core (2) of the implant (1), The new bone penetrated well into the narrow space between the beads (3), and the affinity for the bone tissue (4) was remarkably improved as compared with the untreated porous titanium beads. The above conditions are recommended especially when the pore size is small and it is difficult to increase the voltage, such as a porous layer obtained by sintering titanium beads or porous titanium having continuous pores, but is limited to such a form. Not something.
【発明の効果】この発明によるインプラントの場合に
は、それが骨組織に被包されたとき、皮膜表面に形成さ
れた微小な突起が起こすマイクロアンカーリング効果
や、火花放電によってあいた微小な穴に、骨あるいは骨
を構成するコラーゲンなどの生体成分が侵入することに
よる物理的な維持力が得られる。上記実施例４〜１１お
よび１３によれば、この方法で製造されたインプラント
は灰白色となり、未処理チタンの金属色と比べて患者に
与える清潔感が高くなる。この方法では０℃付近で処理
するので、骨の石灰化を促進する作用のあるＢＭＰ等の
タンパク質やβ−グリセロリン酸ナトリウムなどの生理
活性物質を失活させることなく複合化させることもでき
る。また、水熱処理によって形成された水酸化アパタイ
トの皮膜は、従来行なわれてきた焼結あるいはプラズマ
溶射法などの製造方法と比べて、非常に低い温度のもと
で形成させることができるので、骨を構成する水酸化ア
パタイトと結晶性の点で類似しており、骨組織との親和
性がより高くなる。また、生体材料としての用途だけで
なく、表面に水酸化アパタイトを析出させた場合には、
液体カラムクロマトグラフィーの吸着剤に使用すること
も可能である。この発明で得られたＣａとＰを含むチタ
ン陽極酸化被膜は多孔質で比表面積が大きいため、この
酸化チタン被膜をインプラントの他に触媒、電子材料、
吸着剤等として使用する場合には、さらに機能を高める
ことができる。In the case of the implant according to the present invention, when the implant is encapsulated in bone tissue, the micro-anchoring effect caused by the minute projections formed on the surface of the film, and the minute holes formed by the spark discharge. Thus, a physical maintenance force can be obtained by invasion of biological components such as bone or collagen constituting bone. According to the above Examples 4 to 11 and 13, the implant produced by this method becomes grayish white, and the cleanliness given to the patient is higher than the metallic color of untreated titanium. Since the treatment is carried out at around 0 ° C. in this method, it is also possible to form a complex without deactivating proteins such as BMP and bioactive substances such as sodium β-glycerophosphate, which act to promote calcification of bone. Hydroxyapatite film formed by hydrothermal treatment can be formed at a very low temperature, compared with conventional manufacturing methods such as sintering or plasma spraying. Is similar in crystallinity to the hydroxyapatite constituting the above, and has a higher affinity for bone tissue. In addition, when hydroxyapatite is deposited on the surface,
It can be used as an adsorbent for liquid column chromatography. Since the titanium anodic oxide film containing Ca and P obtained in the present invention is porous and has a large specific surface area, this titanium oxide film is used in addition to the implant, as a catalyst, an electronic material,
When used as an adsorbent or the like, the function can be further enhanced.
【図１】芯体表面にチタンビーズを焼き付けて多孔体と
したものに陽極酸化膜を形成し、さらにこの膜上にリン
酸カルシウム化合物の膜を析出させたインプラントを骨
組織に埋植した状態を示した模式図である。FIG. 1 shows a state in which an anodized film is formed on a porous body obtained by baking titanium beads on a surface of a core body, and a calcium phosphate compound film is deposited on the film and implanted in bone tissue. FIG.
１ インプラント ２ 芯体 ３ ビーズ ４ 骨組織 ５ 陽極酸化膜層 ６ 水酸化アパタイト層 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Implant 2 Core 3 Bead 4 Bone tissue 5 Anodized film layer 6 Hydroxyapatite layer
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|---|---|---|---|
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4028525AJP2661451B2 (en) | 1992-02-14 | 1992-02-14 | Implant and method of manufacturing the same |
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| JPH0731627A JPH0731627A (en) | 1995-02-03 |
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