JP5210566B2 - Biological implant and method for producing the same - Google Patents

Description

Translated fromJapanese

本発明は、生体インプラント及びその製造方法に関し、特に骨又は歯に近い力学的特性を有し、かつ、生体インプラントを体内に埋設した際に、骨と結合する機能を有する生体インプラント及びその製造方法に関する。  The present invention relates to a biological implant and a method for manufacturing the same, and in particular, has a mechanical characteristic close to that of a bone or a tooth and has a function of binding to a bone when the biological implant is embedded in the body and a method for manufacturing the same. About.

骨が大きく欠損した場合の治療方法として、患者自身の正常な骨を一部切り取って患部に移植する自家骨移植、又は人工材料から成る人工骨を移植する人工骨移植が行われている。しかし、自家移植は、採取できる骨量に制限があり、さらに正常な細胞を傷つけることになるので、患者の身体的負担は大きいうえ、自家骨移植に用いる自家骨移植用骨を患者自身の正常な骨から切り取ることによって新たな欠損部が生じるから、骨が大きく欠損した場合の本質的な治療方法とはいえない。また、人工骨移植では、工業的に生産される人工骨を使用するから自家骨移植の様な問題はないが、人工骨の力学的及び生物学的特性は本来の骨と異なるから、人工骨の前記特性に応じて用途が限定されるという問題を有する。例えば、人工骨の材質としてチタン合金の金属材料を選択すると、金属材料は、通常、高強度である反面、弾性率が高く靭性に欠けるので、大きな荷重が連続的にかかるような部位に埋入すると、周りの骨との力学的特性の差によりストレスシールディングが生じるといった問題や、骨と直接に結合しないといった問題がある。また、人工骨の材質として水酸アパタイト等のバイオセラミックスを選択すると、バイオセラミックスは、通常、生体適合性が良いうえに、生体活性が高くて、骨との結合性に優れている反面、外部衝撃に弱いので、大きな荷重が瞬間的にかかるような部位には用いることができないという問題がある。さらに、人工骨の材料として超高分子量ポリエチレン等のポリマーを選択すると、ポリマーは、通常、柔軟性に優れる反面、生体活性に欠けるので、骨と直接に結合しないという問題がある。  As a treatment method when a bone is largely lost, autologous bone transplantation in which a part of a patient's own normal bone is cut out and transplanted to an affected part, or an artificial bone transplantation in which an artificial bone made of an artificial material is transplanted is performed. However, autografts limit the amount of bone that can be harvested and damage normal cells, so the burden on the patient is heavy and the bone for autologous bone transplantation used for autologous bone transplantation is normal. Since a new defect part is generated by cutting from a rough bone, it cannot be said to be an essential treatment method when a bone is largely lost. Artificial bone transplantation uses industrially produced artificial bone, so there is no problem like autologous bone transplantation, but the mechanical and biological characteristics of the artificial bone differ from the original bone. There is a problem that the use is limited according to the above-mentioned characteristics. For example, if a titanium alloy metal material is selected as the material for the artificial bone, the metal material is usually high in strength, but has a high modulus of elasticity and lacks toughness. Then, there is a problem that stress shielding occurs due to a difference in mechanical characteristics with surrounding bones, and a problem that it does not directly bond to bones. In addition, when bioceramics such as hydroxyapatite is selected as the material for the artificial bone, bioceramics are usually not only highly biocompatible but also highly bioactive and have excellent bone binding properties, but external Since it is vulnerable to impact, there is a problem that it cannot be used for a part where a large load is applied instantaneously. Furthermore, when a polymer such as ultrahigh molecular weight polyethylene is selected as the material for the artificial bone, the polymer is usually excellent in flexibility, but has a problem that it does not directly bind to bone because it lacks biological activity.

これらの問題を解決することのできる材料として、ポリマーと生体活性を有するバイオセラミックスとを組み合わせて、お互いの欠点を補うような材料の開発が盛んに行われている。
例えば、ポリマーの中でもポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）は、その力学的特性が本来の骨と近く、また生体適合性も優れていることから、高強度が要求される部位での整形外科材料としての応用が期待されている。ただし、ＰＥＥＫ自身は生体活性に欠けることから骨との結合性を有さない。骨との結合性が要求される部位への生体インプラントとしてＰＥＥＫを利用するためには、生体活性を有している必要があることから、ＰＥＥＫ表面に生体活性を有する水酸アパタイトを被覆する試みが幾つかされている。As materials that can solve these problems, development of materials that make up for each other's drawbacks by combining polymers and bioceramics having biological activity has been actively conducted.
For example, among the polymers, polyether ether ketone (PEEK) is close to the original bone and excellent in biocompatibility because of its mechanical properties, so it can be used as an orthopedic material in areas where high strength is required. Application is expected. However, since PEEK itself lacks biological activity, it does not have connectivity with bone. In order to use PEEK as a bioimplant for a site that requires a bond with bone, it is necessary to have bioactivity, so it is an attempt to coat hydroxyapatite with bioactivity on the surface of PEEK. There are several.

特許文献１では、「本発明によれば、人工寛骨臼カップが、ＰＥＥＫ樹脂と少なくとも２０〜４０％のカーボン短繊維とを含む複合材料で作られた支承表面層、ならびに障壁および／または多孔度および／または粗さをもたらすための裏打ち層を含む。」（特許文献１の段落番号０００９参照）、「裏打ち層は、必要であれば、生体活性材料で被覆することができる。」（特許文献１の段落番号００１０参照）、「裏打ち層は、複合材料と骨細胞との間に障壁を生み出すため、例えばチタニウム、タンタル、またはニオブなどの金属から製作でき、あるいは例えば純粋なＰＥＥＫから製作できる。」（特許文献１の段落番号００１３参照）と記載されている。  In Patent Document 1, “According to the present invention, an artificial acetabular cup comprises a bearing surface layer made of a composite material comprising PEEK resin and at least 20 to 40% carbon short fibers, and a barrier and / or porous Including a backing layer to provide degree and / or roughness "(see paragraph number 0009 of Patent Document 1)," The backing layer can be coated with a bioactive material if desired. " Reference 1 paragraph number 0010), “The backing layer can be made from a metal such as titanium, tantalum or niobium to create a barrier between the composite material and the bone cell, or it can be made from pure PEEK, for example. (See paragraph number 0013 of Patent Document 1).

上記記載によれば、特許文献１に記載の人工寛骨臼カップは、少なくとも支承表面層と裏打ち層とを有しており、また、裏打ち層を生体活性材料で被覆することもできる、となっており、裏打ち層と生体活性材料で形成された被膜とは、積層されている。また、支承表面層は、ＰＥＥＫ樹脂と少なくとも２０〜４０％のカーボン短繊維とを含む複合材料で構成されており、一方裏打ち層は、金属又は純粋なＰＥＥＫで構成されており、支承表面層と裏打ち層とは材料が異なっている。  According to the above description, the artificial acetabular cup described in Patent Document 1 has at least a bearing surface layer and a backing layer, and the backing layer can be covered with a bioactive material. The backing layer and the coating formed of the bioactive material are laminated. The bearing surface layer is composed of a composite material including PEEK resin and at least 20 to 40% carbon short fibers, while the backing layer is composed of metal or pure PEEK. The material is different from the backing layer.

特許文献２では、「特に医療インプラントおよびプロテーゼ用であって、
（Ａ）表面層の可変部分がリン酸カルシウム相からなり、
（Ｂ）層の厚さが０．１〜５０．０μｍであり、そして
（Ｃ）表面層が多孔質に構成されている生体活性表面層において、
（Ｄ）表面層が無定形またはナノ結晶質リン酸カルシウムを含有し、
（Ｅ）Ｃａ／Ｐ比が表面層全体にわたって０．５〜２．０の範囲内であり、
（Ｆ）表面層内に沈着されたＣａイオンとＰＯ₄イオンが金属酸化物層全体に分布しており、
（Ｇ）表面層の表面の細孔密度が１０⁴〜１０⁸細孔／ｍｍ²であり、
（Ｈ）表面層が２５〜９５原子百分率の割合の金属酸化物を含有することを特徴とする表面層。」（特許文献２の請求項１参照）、
「基質がプラスチック、主にポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリアリルエーテルケトン（ＰＡＥＫ）、ポリエーテルイミド（ＰＥＩ）または液晶高分子（ＬＣＰ）、ポリメチルペンテン（ＰＭＰ）、ポリスルホン（ＰＳＵ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳＵまたはＰＥＳ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴＰ）、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）または超高分子ポリエチレン（ＵＨＭＷ−ＰＥ）からなり、基質がバルブメタルからなる金属層を備えていることを特徴とする、請求項１〜１１のいずれか１項記載の表面層を有する基質。」（特許文献２の請求項１５参照）、
「バルブメタルまたはその合金上にリン酸カルシウム含有生体活性多孔質表面層を製造しまた基質上にバルブメタルコーティングも製造する方法であって、被覆される基質が陽極的に水性電解質に曝され、この電解質内にカルシウムイオンとリン酸塩イオンが含有されており、これらのイオンが生成した層内に沈着され、電解質内で陽極プラズマ化学的表面改質が直流電圧もしくは直流電圧パルスでの火花放電と電圧の時間的変化のもとで行われる方法において、
（Ａ）水性電解質がカルシウムとリン酸塩を添加して０より大きいかまたは等しいｐＨ値に調整され、かつ以下の成分
（Ｂ１）濃度範囲０．０１〜６．００ｍｏｌ／ｌの単数または複数の有機キレート剤または無機錯化剤、
（Ｂ２）濃度範囲０．０１〜６．００ｍｏｌ／ｌ、主に０．０１〜０．０５ｍｏｌ／ｌの単数または複数のリン酸塩化合物、
（Ｂ３）所要のカルシウム／リン酸塩比を調整するために濃度範囲０．０１〜６．００ｍｏｌ／ｌの単数または複数の水溶性カルシウム化合物、
（Ｂ４）所要のｐＨ値を調整するために濃度範囲０．０１〜６．００ｍｏｌ／ｌの単数または複数の塩基性添加物を含有することを特徴とする方法。」（特許文献２の請求項１６参照）、
が提案されている。In Patent Document 2, “especially for medical implants and prostheses,
(A) The variable portion of the surface layer is composed of a calcium phosphate phase,
(B) In the bioactive surface layer in which the layer has a thickness of 0.1 to 50.0 μm, and (C) the surface layer is configured to be porous,
(D) the surface layer contains amorphous or nanocrystalline calcium phosphate;
(E) the Ca / P ratio is in the range of 0.5 to 2.0 over the entire surface layer;
(F) Ca ions and PO₄ ions deposited in the surface layer are distributed throughout the metal oxide layer,
(G) The surface layer has a pore density of 10⁴ to 10⁸ pores / mm² ,
(H) A surface layer, wherein the surface layer contains a metal oxide in a proportion of 25 to 95 atomic percent. (See claim 1 of Patent Document 2),
“The substrate is plastic, mainly polyoxymethylene (POM), polyetheretherketone (PEEK), polyallyletherketone (PAEK), polyetherimide (PEI) or liquid crystal polymer (LCP), polymethylpentene (PMP) , Polysulfone (PSU), polyethersulfone (PESU or PES), polyethylene terephthalate (PETP), polymethyl methacrylate (PMMA) or ultra-high molecular weight polyethylene (UHMW-PE), and the substrate is made of a valve metal A substrate having a surface layer according to any one of claims 1 to 11, characterized in that it comprises a substrate (see claim 15 of Patent Document 2),
“A method of producing a calcium phosphate-containing bioactive porous surface layer on valve metal or an alloy thereof and also producing a valve metal coating on the substrate, wherein the substrate to be coated is exposed to an aqueous electrolyte anodically. It contains calcium ions and phosphate ions, which are deposited in the layer in which these ions are generated, and the anodic plasma chemical surface modification within the electrolyte is a spark discharge and voltage with a DC voltage or DC voltage pulse. In the method performed under the time change of
(A) The aqueous electrolyte is adjusted to a pH value greater than or equal to 0 by adding calcium and phosphate, and the component (B1) has a concentration range of 0.01 to 6.00 mol / l in one or more Organic chelating agents or inorganic complexing agents,
(B2) one or a plurality of phosphate compounds having a concentration range of 0.01 to 6.00 mol / l, mainly 0.01 to 0.05 mol / l,
(B3) one or more water-soluble calcium compounds in a concentration range of 0.01 to 6.00 mol / l to adjust the required calcium / phosphate ratio;
(B4) A method comprising one or a plurality of basic additives in a concentration range of 0.01 to 6.00 mol / l in order to adjust a required pH value. (Refer to claim 16 of Patent Document 2),
Has been proposed.

上記記載によれば、基質と金属層と表面層とが積層して成り、表面層は請求項１により特徴付けられており、基質及び金属層は請求項１５により特徴付けられている。基質及び金属層については、材料が示されているのみである。また、生体活性表面層のコーティングは電気的な反応で行うとされている。  According to the above description, the substrate, the metal layer and the surface layer are laminated, the surface layer is characterized by claim 1, and the substrate and metal layer are characterized by claim 15. For the substrate and metal layer, only the materials are shown. The bioactive surface layer is coated by an electrical reaction.

特開2006-158953号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 2006-158953特表2004-531305号公報Special table 2004-531305 gazette

本発明の課題は、骨又は歯に近い力学的特性を有し、かつ、生体インプラントを体内に埋設した際に、骨と結合する機能を有する生体インプラントを提供することである。本発明の他の課題は、前記のような特徴を有する生体インプラントを簡易な方法で製造する製造方法を提供することである。  An object of the present invention is to provide a biological implant having a mechanical property close to that of a bone or a tooth and having a function of combining with a bone when the biological implant is embedded in the body. The other subject of this invention is providing the manufacturing method which manufactures the biological implant which has the above characteristics by a simple method.

前記課題を解決するための手段として、
請求項１は、
実質部とその表面に形成された表面層とを備えた生体インプラントであって、
前記表面層は、実質部を形成する物質からなる基体の表面を多孔質化することにより得られた表面多孔層に生体活性物質が固定された多孔質構造であり、かつ、前記表面層の表面に、生体活性物質が前記表面層の表面積に対して少なくとも０．５％露出してなることを特徴とする生体インプラントであり、
請求項２は、
前記生体活性物質がリン酸カルシウム化合物であることを特徴とする請求項１に記載の生体インプラントであり、
請求項３は、
前記生体活性物質が水酸アパタイトであることを特徴とする請求項１又は２に記載の生体インプラントであり、
請求項４は、
前記生体活性物質が低結晶質であることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の生体インプラントであり、
請求項５は、
前記実質部は、それを形成する物質がエンジニアリングプラスチックであることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の生体インプラントであり、
請求項６は、
前記実質部は、それを形成する物質がポリエーテルエーテルケトンであることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の生体インプラントであり、
請求項７は、
前記表面層は、その厚さが１〜５０μｍであることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の生体インプラントであり、
請求項８は、
実質部と表面層とを備えた生体インプラントの製造方法であって、
生体インプラント１の、実質部を形成する物質からなる前駆体の表面を多孔質化する工程１と、
工程１で得られた、表面が多孔質化した生体インプラント１の前駆体を、少なくとも２Ｍのカルシウムイオンを含む溶液及び少なくとも２Ｍのリン酸イオンを含む溶液の両方に、いずれか先に浸漬する工程２と、
を含むことを特徴とする生体インプラントの製造方法であり、
請求項９は、
前記請求項８に記載の生体インプラントの製造方法により製造されて成る生体インプラントである。As means for solving the problems,
Claim 1
A biological implant comprising a substantial part and a surface layer formed on a surface thereof,
The surface layer has a porous structure in which abioactive substance is fixed to a surface porous layer obtained by making the surface of a substrate made of a substance forming a substantial part porous, and the surface of the surface layer In addition, a biological implant is characterized in that the bioactive substance is exposed at least 0.5% with respect to the surface area of the surface layer,
Claim 2
The biological implant according to claim 1, wherein the bioactive substance is a calcium phosphate compound,
Claim 3
The bioimplant according to claim 1 or 2, wherein the bioactive substance is hydroxyapatite,
Claim 4
The biological implant according to any one of claims 1 to 3, wherein the bioactive substance is low crystalline.
Claim 5
The substance is a biological implant according to any one of claims 1 to 4, wherein the substance forming the substance is an engineering plastic.
Claim 6
The substantial part is a living body implant according to any one of claims 1 to 5, wherein a substance forming the substance is polyether ether ketone.
Claim 7
The surface layer is a living body implant according to any one of claims 1 to 6, wherein the surface layer has a thickness of 1 to 50 µm.
Claim 8
A method for producing a biological implant comprising a substantial part and a surface layer,
Step 1 of making the surface of the precursor made of the substance forming the substantial part of the biological implant 1 porous,
A step of immersing the precursor of the biological implant 1 having a porous surface obtained in step 1 in both a solution containing at least 2M calcium ions and a solution containing at least 2M phosphate ions. 2,
Production method der biological implant comprising ais,
Claim 9
Wherein Rubiological implant der made is manufactured by the manufacturing method of an implant according to claim 8.

本発明に係る生体インプラントは、実質部とその表面に形成された表面層とを備えた生体インプラントであって、前記表面層は、実質部を形成する物質からなる基体の表面を多孔質化することにより得られた表面多孔層に生体活性物質が固定された多孔質構造であり、かつ、前記表面層の表面に、生体活性物質が前記表面層の表面積に対して少なくとも０．５％露出してなるので、生体インプラントを体内に埋設した後に、骨と結合する機能を有する生体インプラントを提供することができる。The biological implant according to the present invention is a biological implant provided with a substantial part and a surface layer formed on the surface thereof, and the surface layer makesthe surface of the substrate made of a substance forming the substantial partporous. A porous structure in which abioactive substance is fixed to the surface porous layer obtained by this , and at least 0.5% of the bioactive substance is exposed on the surface of the surface layer with respect to the surface area of the surface layer. Therefore, after the biological implant is embedded in the body, it is possible to provide a biological implant having a function of combining with the bone.

また、本発明に係る生体インプラントは、生体活性物質が前記表面層の表面積に対して少なくとも０．５％露出してなるので、この生体インプラントを体内に埋設すると、前記表面層の表面に露出した生体活性物質が種結晶となって、骨との結合が進行する。
また、表面層は、生体活性物質を含むので、その一部は表面層の表面に露出した生体活性物質と結合し、表面層の表面から生体活性物質が脱落するのを防ぐことができる。
また、前記表面層は、多孔質構造であるので、生体インプラントを体内に埋設した後に、生体インプラントと骨とが結合する際に、表面層に存在する空間を充填するように新たな骨が形成され、さらに表面層の内部に樹枝状に形成されることにより、表面層の外部へと生成した新たな骨と生体インプラントとが強固に結合される。Further, in the biological implant according to the present invention, since the bioactive substance is exposed at least 0.5% with respect to the surface area of the surface layer, when the biological implant is embedded in the body, it is exposed on the surface of the surface layer. The bioactive substance becomes a seed crystal, and the bond with the bone proceeds.
In addition, since the surface layer contains a bioactive substance, a part of the surface layer is bonded to the bioactive substance exposed on the surface of the surface layer, and the bioactive substance can be prevented from dropping off from the surface of the surface layer.
In addition, since the surface layer has a porous structure, new bone is formed so as to fill a space existing in the surface layer when the living body implant and the bone are combined after the living body implant is embedded in the body. Furthermore, by forming a dendritic shape inside the surface layer, the new bone generated outside the surface layer and the biological implant are firmly bonded.

また、水酸アパタイトは実際の骨の無機成分であるので、生体インプラントの表面層が水酸アパタイトを含有し、かつその表面に水酸アパタイトが露出していれば、より生体親和性が高く、骨と結合し易くなる。さらに、生体活性物質は低結晶質であり、実際の骨と同様の結晶性であるので、生体との結合が速やかに行われる。  Moreover, since hydroxyapatite is an inorganic component of actual bone, if the surface layer of the biological implant contains hydroxyapatite and the hydroxyapatite is exposed on the surface, the biocompatibility is higher, It becomes easier to combine with bone. Furthermore, since the bioactive substance is low crystalline and has a crystallinity similar to that of actual bone, the bioactive substance is rapidly bonded to the living body.

また、本発明に係る生体インプラントは、力学的特性が骨又は歯に近いので、骨との結合が必要で、かつ大きな荷重が連続的に長期間かかるような部位に人工骨として適用する場合に、ストレスシールディング、すなわち骨に加わる応力の遮へいによって起こる可能性のある骨減少及び骨密度の低下などを生じることのない、生体活性を有する高強度生体インプラントを提供することができる。  In addition, the biological implant according to the present invention has a mechanical characteristic close to that of a bone or a tooth. Therefore, when it is applied as an artificial bone to a site that needs to be combined with a bone and a large load is continuously applied over a long period of time. In addition, it is possible to provide a high-strength biological implant having bioactivity that does not cause stress reduction, that is, bone loss and bone density that may occur due to shielding of stress applied to bone.

本発明に係る生体インプラントの製造方法は、実質部と表面層とで形成された生体インプラントの前駆体の表面を多孔質化する工程と多孔質化した生体インプラントの前駆体を所定のイオン濃度を有する溶液に浸漬する工程とを含む方法であるので、特別な装置を使用する必要が無く、簡易な方法で前記のような特徴を有する生体インプラントを製造することができる。  The method of manufacturing a biological implant according to the present invention includes a step of making a surface of a biological implant precursor formed of a substantial part and a surface layer porous, and a predetermined ion concentration of the porous biological implant precursor. Therefore, it is not necessary to use a special device, and a biological implant having the above-described characteristics can be manufactured by a simple method.

まず、図１を参照しつつ本発明に係る一実施例である生体インプラントの構成について説明する。図１に示すように、本発明に係る生体インプラント１は、実質部２とその表面に形成された表面層３とを備えた生体インプラント１であって、前記表面層３は、実質部２を形成する物質と生体活性物質４とで形成された多孔質構造であり、かつ、前記表面層３の表面に、生体活性物質４が前記表面層３の表面積に対して少なくとも０．５％露出してなる。  First, with reference to FIG. 1, the structure of the biological implant which is one Example which concerns on this invention is demonstrated. As shown in FIG. 1, a biological implant 1 according to the present invention is a biological implant 1 including a substantial portion 2 and a surface layer 3 formed on the surface thereof, and the surface layer 3 includes the substantial portion 2. It is a porous structure formed by the substance to be formed and the bioactive substance 4, and the bioactive substance 4 is exposed on the surface of the surface layer 3 by at least 0.5% with respect to the surface area of the surface layer 3. It becomes.

実質部２を形成する物質は、力学的特性が骨又は歯に近いもの、すなわち、弾性率が１０〜５０ＧＰａ、曲げ強度は１００ＭＰａ以上であることが望ましい。  It is desirable that the substance forming the substantial part 2 has a mechanical characteristic close to that of bone or teeth, that is, an elastic modulus of 10 to 50 GPa and a bending strength of 100 MPa or more.

このような実質部２を形成する物質としては、エンジニアリングプラスチック又は繊維強化プラスチック等がある。エンジニアリングプラスチックとしては、例えば、ポリアミド、ポリアセタール、ポリカーボネート、ポリフェニレンエーテル、ポリエステル、ポリフェニリンオキサイド、ポリブチレンテレフタラート、ポリエチレンテレフタラート、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリフェニレンスルフィド、ポリアリレート、ポリエーテルイミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリアミドイミド、ポリイミド、フッ素樹脂、エチレンビニルアルコール共重合体、ポリメチルペンテン、フェノール樹脂、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂、ジアリルフタレート樹脂、ポリオキシメチレン、ポリ四フッ化エチレン等が挙げられる。  Examples of the substance forming the substantial part 2 include engineering plastics and fiber reinforced plastics. Engineering plastics include, for example, polyamide, polyacetal, polycarbonate, polyphenylene ether, polyester, polyphenylin oxide, polybutylene terephthalate, polyethylene terephthalate, polysulfone, polyethersulfone, polyphenylene sulfide, polyarylate, polyetherimide, polyether Examples include ether ketone, polyamideimide, polyimide, fluorine resin, ethylene vinyl alcohol copolymer, polymethylpentene, phenol resin, epoxy resin, silicone resin, diallyl phthalate resin, polyoxymethylene, polytetrafluoroethylene, and the like.

繊維強化プラスチックのマトリックスとなるプラスチックとしては、前記エンジニアリングプラスチックに加えて、例えば、ポリエチレン、ポリ塩化ビニル、ポリプロピレン、ＥＶＡ樹脂、ＥＥＡ樹脂、４−メチルペンテン−１樹脂、ＡＢＳ樹脂、ＡＳ樹脂、ＡＣＳ樹脂、メタクリル酸メチル樹脂、エチレン塩化ビニル共重合体、プロピレン塩化ビニル共重合体、塩化ビニリデン樹脂、ポリビニルアルコール、ポリビニルホルマール、ポリアビニルアセトアセタール、ポリフッ化エチレンプロピレン、ポリ三フッ化塩化エチレン、メタクリル樹脂、リノル樹脂、ポリアリルエーテルケトン、ポリエーテルスルホン、ポリケトンスルフィド、ポリスチレン、ポリアミノビスマレイミド、ユリア樹脂、メラミン樹脂、キシレン樹脂、イソフタル酸系樹脂、アニリン樹脂、フラン樹脂、ポリウレタン、アルキルベンゼン樹脂、グアナミン樹脂、ポリジフェニルエーテル樹脂等が挙げられる。  Examples of plastics that serve as a matrix of fiber reinforced plastic include, in addition to the engineering plastics, polyethylene, polyvinyl chloride, polypropylene, EVA resin, EEA resin, 4-methylpentene-1 resin, ABS resin, AS resin, ACS resin, and the like. , Methyl methacrylate resin, ethylene vinyl chloride copolymer, propylene vinyl chloride copolymer, vinylidene chloride resin, polyvinyl alcohol, polyvinyl formal, polyvinyl acetoacetal, polyfluorinated ethylene propylene, polytrifluoroethylene chloride, methacrylic resin, Linol resin, polyallyl ether ketone, polyether sulfone, polyketone sulfide, polystyrene, polyamino bismaleimide, urea resin, melamine resin, xylene resin, isophthalic acid Resins, aniline resins, furan resins, polyurethane, alkylbenzene resin, guanamine resin, poly ether resins.

実質部２を形成する物質としては、これらの中でも力学的特性が骨と近く、生体適合性のあるポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）が特に好ましい。  Among these substances, polyether ether ketone (PEEK) having a mechanical property close to bone and biocompatible is particularly preferable as the substance forming the substantial part 2.

前記繊維強化プラスチックにおける繊維としては、炭素繊維、ガラス繊維、セラミック繊維、金属繊維又は有機繊維が挙げられる。
炭素繊維ついては、ここではカーボンナノチューブも含まれる。
ガラス繊維としては、ホウケイ酸ガラス（Ｅガラス）、高強度ガラス（Ｓガラス）、高弾性ガラス（ＹＭ−３１Ａガラス）等の繊維、
セラミック繊維としては、炭化ケイ素、窒化ケイ素、アルミナ、チタン酸カリウム、炭化ホウ素、酸化マグネシウム、酸化亜鉛、ホウ酸アルミニウム、ホウ素等の繊維、
金属繊維としては、タングステン、モリブデン、ステンレス、スチール、タンタル等の繊維、
有機繊維としては、ポリビニルアルコール、ポリアミド、ポリエチレンテレフタレート、ポリエステル、アラミド等の繊維、又はこれらの混合物を用いることができる。Examples of the fiber in the fiber reinforced plastic include carbon fiber, glass fiber, ceramic fiber, metal fiber, and organic fiber.
As for carbon fibers, carbon nanotubes are also included here.
Examples of the glass fiber include fibers such as borosilicate glass (E glass), high strength glass (S glass), and high elasticity glass (YM-31A glass).
Ceramic fibers include silicon carbide, silicon nitride, alumina, potassium titanate, boron carbide, magnesium oxide, zinc oxide, aluminum borate, boron and other fibers,
As metal fibers, tungsten, molybdenum, stainless steel, steel, tantalum fibers,
As the organic fiber, fibers such as polyvinyl alcohol, polyamide, polyethylene terephthalate, polyester, aramid, or a mixture thereof can be used.

また実質部２を形成する物質中に、必要に応じて帯電防止剤、酸化防止剤、ヒンダードアミン系化合物などの光安定剤、滑剤、ブロッキング防止剤、紫外線吸収剤、無機充填剤、顔料などの着色料、等の各種添加剤が含有されていても良い。  Further, in the substance forming the substantial part 2, as necessary, a light stabilizer such as an antistatic agent, an antioxidant, a hindered amine compound, a lubricant, an antiblocking agent, an ultraviolet absorber, an inorganic filler, a pigment, and the like. Various additives such as additives may be contained.

表面層３の厚さは、１〜５０μｍであるのが好ましく、３〜３０μｍであるのが特に好ましい。１μｍ未満の場合は表面層３の表面に露出した生体活性物質４が脱落し易くなるおそれがあり、その結果、生体インプラントの表面に生体活性物質４が存在しないので、生体インプラントを生体内に埋設した場合に、生体インプラントの表面に骨が生成されず、生体インプラントと骨との結合が行われないおそれがある。５０μｍを越える場合には、表面層３が多孔質構造であることによる強度の低下のおそれがある。  The thickness of the surface layer 3 is preferably 1 to 50 μm, and particularly preferably 3 to 30 μm. If the thickness is less than 1 μm, the bioactive substance 4 exposed on the surface of the surface layer 3 may easily fall off. As a result, the bioactive substance 4 does not exist on the surface of the bioimplant, so that the bioimplant is embedded in the living body. In this case, there is a possibility that bone is not generated on the surface of the living body implant and the living body implant and the bone are not joined. If it exceeds 50 μm, the strength of the surface layer 3 may be reduced due to the porous structure.

表面層３は多孔質構造であるのが好ましい。つまり、表面に開口する気孔及び表面層３の内部に形成された気孔を多数有し、これら複数の気孔が連通してなる連通孔を形成している場合もある。表面層３は、これら多数の気孔を有することにより網目構造を形成する。表面層３が多孔質構造である場合には、本発明に係る一実施例である生体インプラントを生体内に埋設し、表面層３に含まれる生体活性物質４を起点として骨との結合が進む際に、表面層３に多数の極微細な空間が存在するので、この空間にも新たな骨を容易に生成することができる。したがって、生体インプラントと骨との結合が表面層３の外部で進行するとともに、内部へと樹枝状に広がって結合することができるので、生体インプラントと骨との結合が強固になる。  The surface layer 3 preferably has a porous structure. In other words, there are cases where a plurality of pores opened on the surface and a plurality of pores formed inside the surface layer 3 are formed, and a communication hole formed by communicating these plural pores is formed. The surface layer 3 forms a network structure by having these many pores. In the case where the surface layer 3 has a porous structure, a living body implant which is an embodiment according to the present invention is embedded in the living body, and the bonding with the bone proceeds from the bioactive substance 4 included in the surface layer 3 as a starting point. At this time, since there are many ultrafine spaces in the surface layer 3, new bone can be easily generated in these spaces. Accordingly, the bonding between the living body implant and the bone proceeds outside the surface layer 3 and can be spread and bonded into the inside in a dendritic manner, thereby strengthening the bonding between the living body implant and the bone.

表面層３の表面に開口する気孔径、表面層３の内部に形成される気孔径、複数の気孔が連通してなる連通孔の長径、表面層３の表面に開口する気孔の気孔率、及び表面層３の断面の気孔の気孔率は、通常の方法で算出することができる。例えば、気孔径及び連通孔の長径は、表面層３の表面及び断面を走査型電子顕微鏡で観察し、表面層３の表面及び断面の写真を使用して、気孔径及び連通孔の長径を測定することにより、求めることができる。また、気孔率は、表面層３の表面及び断面の走査型電子顕微鏡により撮影した写真を、画像解析ソフトを使用して、気孔とそれ以外の部分とに２値化する。次に、写真全体の面積に対する気孔の面積の割合を算出することにより、気孔率を求めることができる。他の方法としては、水銀ポロシメーターを使用して、上記気孔径、気孔率を求めることができる。  A pore diameter opening on the surface of the surface layer 3, a pore diameter formed inside the surface layer 3, a long diameter of a communication hole formed by communicating a plurality of pores, a porosity of pores opening on the surface of the surface layer 3, and The porosity of the pores in the cross section of the surface layer 3 can be calculated by a normal method. For example, the pore diameter and the long diameter of the communication hole are obtained by observing the surface and cross section of the surface layer 3 with a scanning electron microscope, and using the photographs of the surface and cross section of the surface layer 3 to measure the pore diameter and the long diameter of the communication hole. By doing so, it can be obtained. In addition, the porosity is binarized into a pore and other portions by using image analysis software using a photograph taken with a scanning electron microscope of the surface and cross section of the surface layer 3. Next, the porosity can be determined by calculating the ratio of the area of the pores to the area of the entire photograph. As another method, a mercury porosimeter can be used to determine the pore diameter and porosity.

表面層３の表面に開口する気孔径を走査型電子顕微鏡により測定した場合の気孔径の範囲は、０．１〜２００μｍであることが好ましい。気孔径が０．１μｍ未満の気孔は、生体インプラントが骨と結合する際に、表面層内に新たな骨が形成する空間が十分に確保されず、骨との結合力をより強固にすることができないことがある。また、２００μｍを越えると、生体インプラントの強度が低下するおそれがある。  The range of the pore diameter when the pore diameter opened on the surface of the surface layer 3 is measured with a scanning electron microscope is preferably 0.1 to 200 μm. A pore having a pore diameter of less than 0.1 μm does not secure a sufficient space for a new bone to form in the surface layer when the living body implant is combined with the bone, thereby further strengthening the bonding force with the bone. May not be possible. Moreover, when it exceeds 200 micrometers, there exists a possibility that the intensity | strength of a biological implant may fall.

表面層３の断面を走査型電子顕微鏡で観察し、その断面写真を使用して上述した方法で算出した気孔率は、１０〜９０％が好ましく、２０〜８０％がより好ましい。気孔率が、１０〜９０％の範囲であれば、新たな骨が形成される空間が十分に確保されるので、この空間を埋めるように新たな骨が形成され、複数の気孔が連通する連通孔にも新たな骨が形成できるので、さらに強固に生体インプラントと骨とを結合することができる。  The cross section of the surface layer 3 is observed with a scanning electron microscope, and the porosity calculated by the method described above using the cross-sectional photograph is preferably 10 to 90%, and more preferably 20 to 80%. If the porosity is in the range of 10 to 90%, a space in which new bone is formed is sufficiently ensured. Therefore, new bone is formed so as to fill this space, and a plurality of pores communicate with each other. Since a new bone can be formed in the hole, the living body implant and the bone can be more firmly coupled.

表面層３への多孔質構造の形成は、濃硫酸又は濃硝酸、クロム酸等の腐食性溶液に浸漬することにより行うことができる。この他にも公知の方法で多孔体を形成することができる。例えば、ショ糖等の低分子水溶性有機物質又は塩化ナトリウム等の低分子水溶性無機物質をポリマーに分散させて溶融成形し、次いで、得られた成形体を前記有機物質又は前記無機物質が溶出する水等の溶媒に所定時間浸漬することにより多孔体を形成することができる。また、発泡剤等を使用する方法及び樹脂の粒子の表面を溶着させて多孔体を形成する方法も採用することができる。  Formation of the porous structure on the surface layer 3 can be performed by dipping in a corrosive solution such as concentrated sulfuric acid, concentrated nitric acid, or chromic acid. In addition, a porous body can be formed by a known method. For example, a low-molecular water-soluble organic substance such as sucrose or a low-molecular water-soluble inorganic substance such as sodium chloride is dispersed in a polymer and melt-molded. Then, the organic substance or the inorganic substance is eluted from the obtained molded body. A porous body can be formed by immersing in a solvent such as water for a predetermined time. Also, a method using a foaming agent or the like and a method of forming a porous body by welding the surfaces of resin particles can be employed.

多孔質層の厚さ、気孔径、気孔率については、濃硫酸に浸漬する方法で気孔を形成する場合には、濃硫酸に浸漬する時間及び/又は温度により多孔層の厚さを調整することができ、また、濃硫酸浸漬に続いて浸漬する洗浄用溶液の種類及び/又は温度によって気孔径や気孔率を調整することができる。洗浄用溶液としては、純水等が挙げられる。  Regarding the thickness, pore diameter, and porosity of the porous layer, when forming pores by immersing in concentrated sulfuric acid, adjust the thickness of the porous layer according to the time and / or temperature of immersing in concentrated sulfuric acid. In addition, the pore diameter and the porosity can be adjusted according to the type and / or temperature of the cleaning solution immersed after the concentrated sulfuric acid immersion. An example of the cleaning solution is pure water.

表面層３は生体活性物質４を含む。生体活性物質４は、生体との親和性が高く、歯を含む骨組織と化学的に反応する性質を有する物質であれば特に限定されず、例えば、リン酸カルシウム系材料、バイオガラス、結晶化ガラス（ガラスセラミックスとも称する。）、炭酸カルシウム等が挙げられる。リン酸カルシウム系材料としては、例えば、リン酸水素カルシウム、リン酸水素カルシウム水和物、リン酸二水素カルシウム、リン酸二水素カルシウム水和物、α型リン酸三カルシウム、β型リン酸三カルシウム、ドロマイト、リン酸四カルシウム、リン酸八カルシウム、水酸アパタイト、フッ素アパタイト、炭酸アパタイト及び塩素アパタイト等が挙げられる。バイオガラスとしては、例えば、ＳｉＯ_２−ＣａＯ−Ｎａ_２Ｏ−Ｐ_２Ｏ_５系ガラス、ＳｉＯ_２−ＣａＯ−Ｎａ_２Ｏ−Ｐ_２Ｏ_５−Ｋ_２Ｏ−ＭｇＯ系ガラス、及び、ＳｉＯ_２−ＣａＯ−Ａｌ_２Ｏ_３−Ｐ_２Ｏ_５系ガラス等が挙げられる。結晶化ガラスとしては、例えば、ＳｉＯ_２−ＣａＯ−ＭｇＯ−Ｐ_２Ｏ_５系ガラス（アパタイトウォラストナイト結晶化ガラスとも称する。）、及び、ＣａＯ−Ａｌ_２Ｏ_３−Ｐ_２Ｏ_５系ガラス等が挙げられる。これらのリン酸カルシウム系材料、バイオガラス及び結晶化ガラスは、例えば、「化学便覧 応用化学編 第６版」（日本化学会、平成１５年１月３０日発行、丸善株式会社）、「バイオセラミックスの開発と臨床」（青木秀希ら編著、１９８７年４月１０日、クインテッセンス出版株式会社）等に詳述されている。The surface layer 3 includes a bioactive substance 4. The bioactive substance 4 is not particularly limited as long as it has a high affinity with a living body and has a property of chemically reacting with bone tissue including teeth. For example, a calcium phosphate material, bioglass, crystallized glass ( Also referred to as glass ceramics), calcium carbonate and the like. Examples of calcium phosphate materials include calcium hydrogen phosphate, calcium hydrogen phosphate hydrate, calcium dihydrogen phosphate, calcium dihydrogen phosphate hydrate, α-type tricalcium phosphate, β-type tricalcium phosphate, Examples thereof include dolomite, tetracalcium phosphate, octacalcium phosphate, hydroxyapatite, fluorapatite, carbonate apatite, and chlorapatite. Examples of the bioglass include SiO₂ —CaO—Na₂ O—P₂ O₅ glass, SiO₂ —CaO—Na₂ O—P₂ O₅ —K₂ O—MgO glass, and SiO₂ —. Examples include CaO—Al₂ O₃ —P₂ O₅ glass. Examples of the crystallized glass include SiO₂ —CaO—MgO—P₂ O₅ glass (also referred to as apatite wollastonite crystallized glass), CaO—Al₂ O₃ —P₂ O₅ glass, and the like. Is mentioned. These calcium phosphate materials, bioglass, and crystallized glass are, for example, “Chemical Handbook Applied Chemistry 6th Edition” (The Chemical Society of Japan, published on January 30, 2003, Maruzen Co., Ltd.), “Development of Bioceramics” And Clinic "(edited by Hideki Aoki et al., April 10, 1987, Quintessence Publishing Co., Ltd.).

生体活性物質４としては、これらの中でも生体活性に優れる点でリン酸カルシウム系材料が好ましく、さらに、実際の骨と組成や構造、性質が似ているので体内環境における安定性が優れており、体内で顕著な溶解性を示さないことから水酸アパタイトが特に好ましい。  Among these, as the bioactive substance 4, a calcium phosphate-based material is preferable from the viewpoint of excellent bioactivity, and furthermore, since the composition, structure, and properties are similar to those of actual bone, the stability in the body environment is excellent. Hydroxyapatite is particularly preferred because it does not show significant solubility.

また、生体活性物質４は、低結晶性であることが好ましい。ここでいう低結晶性とは、結晶の発達程度が低い状態を意味し、水酸アパタイトを例にすると、粉末Ｘ線回折測定において２θ＝２５．８７８°、面間隔（ｄ値）＝３．４４Åの回折線における半価幅が０．２°以上のものを示す。骨の水酸アパタイトは低結晶性（上記条件下における半価幅：０．４°程度）であることから、同様の結晶性（同条件下における半価幅：０.２〜１．０°）にすることにより生体インプラントと骨とが速やかに結合できる。  The bioactive substance 4 is preferably low crystalline. The term “low crystallinity” as used herein means a state in which the degree of crystal development is low. In the case of hydroxyapatite, 2θ = 2.878 ° and the interplanar spacing (d value) = 3. A half-width of 44 ° diffraction line is 0.2 ° or more. Since bone hydroxyapatite has low crystallinity (half-value width under the above conditions: about 0.4 °), the same crystallinity (half-value width under the same conditions: 0.2 to 1.0 °) ), The living body implant and the bone can be quickly combined.

生体活性物質４の結晶性は、例えば、カルシウム又はリンを含有する溶液に浸漬する方法により生体活性物質４を生成する場合は、この溶液の組成成分の種類や組成比率及び/又は浸漬温度により調整することができる。  The crystallinity of the bioactive substance 4 is adjusted by, for example, the type and composition ratio of the composition components and / or the immersion temperature when the bioactive substance 4 is produced by a method of immersing in a solution containing calcium or phosphorus. can do.

表面層３の表面には、生体活性物質４が前記表面層３の表面積に対して、少なくとも０．５％露出していることが好ましい。生体活性物質４が、表面層３の表面積に対して少なくとも０．５％の面積割合で表面層３の表面に露出していることにより、生体インプラントを生体内に埋設した場合に、この露出した生体活性物質４が種結晶となって生体の骨組織との化学的な反応が始まり、生体インプラントと骨との結合が進む。表面層３の表面における生体活性物質４の露出面積が大きいほど、骨組織と化学的に反応する面積が大きくなるので、その結果、早期に骨と結合し易くなる。  It is preferable that at least 0.5% of the bioactive substance 4 is exposed on the surface of the surface layer 3 with respect to the surface area of the surface layer 3. Since the bioactive substance 4 is exposed on the surface of the surface layer 3 at an area ratio of at least 0.5% with respect to the surface area of the surface layer 3, the bioactive substance 4 is exposed when embedded in the living body. The bioactive substance 4 becomes a seed crystal and a chemical reaction with the bone tissue of the living body starts, and the bond between the biological implant and the bone proceeds. The larger the exposed area of the bioactive substance 4 on the surface of the surface layer 3, the larger the area that chemically reacts with the bone tissue.

表面層３は多孔質構造であるので、その表面に開口した気孔も存在し、表面層３の表面は平坦ではなく、凹凸が認められる。生体活性物質４が表面層３の表面に露出しているとは、例えば、この表面層３を所定の溶液に浸漬した場合に、生体活性物質４がこの浸漬した溶液と直接接触する部分のことであり、表面層３から生体活性物質４が突出している場合及び表面に形成された凹部に生体活性物質４が嵌入しているような場合も含む。  Since the surface layer 3 has a porous structure, there are pores opened on the surface, and the surface of the surface layer 3 is not flat, and irregularities are observed. The bioactive substance 4 is exposed on the surface of the surface layer 3 when, for example, the surface layer 3 is immersed in a predetermined solution, the part where the bioactive substance 4 comes into direct contact with the immersed solution. This includes the case where the bioactive substance 4 protrudes from the surface layer 3 and the case where the bioactive substance 4 is fitted in the recess formed on the surface.

表面層３の表面積に対する生体活性物質４の割合は、上述した気孔率の測定方法と同様にして求めることができる。つまり、表面層３の表面の走査型電子顕微鏡により撮影した写真を、画像解析ソフトを使用して、生体活性物質４とそれ以外の部分とに２値化する。次に、写真全体の面積に対する生体活性物質４の面積の割合を算出することにより、表面層３の表面積に対する生体活性物質４の割合を求めることができる。  The ratio of the bioactive substance 4 to the surface area of the surface layer 3 can be obtained in the same manner as in the porosity measurement method described above. That is, a photograph taken with a scanning electron microscope on the surface of the surface layer 3 is binarized into the bioactive substance 4 and other parts using image analysis software. Next, the ratio of the bioactive substance 4 to the surface area of the surface layer 3 can be obtained by calculating the ratio of the area of the bioactive substance 4 to the area of the entire photograph.

生体活性物質４は、表面層３の体積の３〜７０％含有するのが好ましい。生体活性物質４は、表面層３の内部に独立した状態、表面層３の表面に露出した状態、及びこれらの生体活性物質４が結合して樹枝状に表面層３内部に張り巡らされた状態で存在する。したがって、上記範囲内の生体活性物質４を表面層３が有すれば、表面層３の表面に露出している生体活性物質４が、表面層３の内部に存在する生体活性物質４との結合に助けられて、容易に表面層３から脱落しない。また、生体インプラントを生体内に埋設した場合に、表面層３の表面に露出した生体活性物質４から外部へ又は表面層３の内部へと骨形成が進むとともに、表面層３の内部に存在する生体活性物質４とも化学的に結合される。このとき、独立して存在する生体活性物質４からも骨形成が進む場合には、生体活性物質４の周囲に存在する空間及び気孔を充填するように骨形成が進むので、独立して存在していた生体活性物質４同士が、骨形成が進むことによって繋がり、これらの生体活性物質４及び新たな骨が、表面層３の内部にさらに複雑に樹枝状に広がって形成されることになる。したがって、上記範囲内の生体活性物質４を表面層３が有すれば、生体インプラントと骨とが強固に結合される。  The bioactive substance 4 is preferably contained in an amount of 3 to 70% of the volume of the surface layer 3. The bioactive substance 4 is an independent state inside the surface layer 3, a state exposed on the surface of the surface layer 3, and a state where these bioactive substances 4 are bonded and stretched inside the surface layer 3 in a dendritic manner Exists. Therefore, if the surface layer 3 has the bioactive substance 4 within the above range, the bioactive substance 4 exposed on the surface of the surface layer 3 is bonded to the bioactive substance 4 existing inside the surface layer 3. Therefore, it does not easily fall off the surface layer 3. In addition, when the biological implant is embedded in the living body, bone formation proceeds from the bioactive substance 4 exposed on the surface of the surface layer 3 to the outside or the inside of the surface layer 3, and is present inside the surface layer 3. The bioactive substance 4 is also chemically bonded. At this time, when the bone formation proceeds from the bioactive substance 4 that exists independently, the bone formation proceeds so as to fill the space and pores existing around the bioactive substance 4, so that it exists independently. The existing bioactive substances 4 are connected by the progress of bone formation, and these bioactive substances 4 and new bones are formed in the surface layer 3 so as to spread more complicatedly in a dendritic shape. Therefore, if the surface layer 3 has the bioactive substance 4 within the above range, the biological implant and the bone are firmly bonded.

表面層３に含まれる生体活性物質４の体積割合は、上述した表面層３の表面積に対する生体活性物質４の割合を測定する方法と同様にして求めることができる。つまり、表面層３の断面における生体活性物質４の面積割合を算出することができれば、この算出値から生体活性物質４の体積割合を推定することができる。  The volume ratio of the bioactive substance 4 contained in the surface layer 3 can be obtained in the same manner as the method for measuring the ratio of the bioactive substance 4 to the surface area of the surface layer 3 described above. That is, if the area ratio of the bioactive substance 4 in the cross section of the surface layer 3 can be calculated, the volume ratio of the bioactive substance 4 can be estimated from this calculated value.

次に、本発明に係る生体インプラントの製造方法の一実施例を説明する。  Next, an embodiment of a method for manufacturing a biological implant according to the present invention will be described.

本発明に係る生体インプラントの製造方法は、実質部２と表面層３とで形成された生体インプラントの、実質部を形成する物質からなる前駆体である基体の表面を多孔質化する工程１と、工程１で得られた、表面が多孔質化した基体を、少なくとも２Ｍのカルシウムイオンを含む溶液及び少なくとも２Ｍのリン酸イオンを含む溶液の両方に、いずれか先に浸漬する工程２と、を含むことを特徴とする。  The manufacturing method of the biological implant which concerns on this invention is the process 1 which makes the surface of the base | substrate which is a precursor which consists of the substance which forms the substantial part of the biological implant formed of the substantial part 2 and the surface layer 3 porous. Step 2 of immersing the substrate having a porous surface obtained in Step 1 in both a solution containing at least 2M calcium ions and a solution containing at least 2M phosphate ions, It is characterized by including.

工程１として、具体的には、実質部２を形成する物質からなる基体、例えばポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）の表面部に、前述した、いずれかの方法、例えば濃硫酸を使用する方法により多孔質構造を形成する。基体を所定のイオン濃度を有する溶液に浸漬することにより、基体の内部に生体活性物質４を形成させようとする場合に、基体が多孔質構造であると、多数の微細な空間が存在するので、この空間に生体活性物質４を容易に生成することができるからである。  As step 1, specifically, a porous substrate is formed by any of the above-described methods, for example, a method using concentrated sulfuric acid, on the surface of a substrate made of a substance forming the substantial portion 2, for example, polyether ether ketone (PEEK). Form a quality structure. When the substrate is immersed in a solution having a predetermined ion concentration to form the bioactive substance 4 inside the substrate, if the substrate has a porous structure, there are many fine spaces. This is because the bioactive substance 4 can be easily generated in this space.

工程２としては、具体的には、次のような処理をする。まず、工程１で得られた、表面に多孔質構造を有する基体を、少なくとも２Ｍのカルシウムイオンを含む溶液に所定時間浸漬する。このカルシウムイオンを含む溶液は、少なくともカルシウムイオンを含んでいれば良く、ナトリウムイオン、カリウムイオン、マグネシウムイオン、炭酸イオン、ケイ酸イオン、硫酸イオン、硝酸イオン、塩素イオン、水素イオンなどを含んでいても良いが、リン酸イオンは実質的に含まないほうが好ましい。カルシウムイオンを含む溶液としては、通常、水溶性が高く、人体に悪影響を与えない化合物の水溶液を挙げることができ、例えば、塩化カルシウム、水酸化カルシウム、硝酸カルシウム、蟻酸カルシウム、酢酸カルシウム、プロピオン酸カルシウム、酪酸カルシウム、乳酸カルシウム、およびこれらの混合溶液等が挙げられ、塩化カルシウムの水溶液が好ましい。  As step 2, specifically, the following processing is performed. First, the substrate having a porous structure on the surface obtained in step 1 is immersed in a solution containing at least 2M calcium ions for a predetermined time. The solution containing calcium ions only needs to contain at least calcium ions, and includes sodium ions, potassium ions, magnesium ions, carbonate ions, silicate ions, sulfate ions, nitrate ions, chloride ions, hydrogen ions, and the like. However, it is preferable that the phosphate ion is not substantially contained. Examples of the solution containing calcium ions usually include aqueous solutions of compounds that are highly water-soluble and do not adversely affect the human body. For example, calcium chloride, calcium hydroxide, calcium nitrate, calcium formate, calcium acetate, propionic acid Examples thereof include calcium, calcium butyrate, calcium lactate, and a mixed solution thereof, and an aqueous solution of calcium chloride is preferable.

カルシウムイオンを含む溶液に所定時間浸漬した後に、表面に多孔質構造を有する基体を、少なくとも２Ｍのリン酸イオンを含む溶液に浸漬する。このリン酸イオンを含む溶液は、少なくともリン酸イオンを含んでいればよく、ナトリウムイオン、カリウムイオン、マグネシウムイオン、炭酸イオン、ケイ酸イオン、硫酸イオン、硝酸イオン、塩素イオン、水素イオンなどを含んでいても良いが、カルシウムイオンは実質的に含まないほうが好ましい。リン酸イオンを含む溶液としては、通常、水溶性が高く、人体に悪影響を与えない化合物の水溶液を挙げることができ、例えば、リン酸、リン酸水素二ナトリウム、リン酸二水素ナトリウム、リン酸水素二カリウム、リン酸二水素カリウム、およびこれらの混合溶液等が挙げられ、リン酸水素二カリウムの水溶液が好ましい。  After immersing in a solution containing calcium ions for a predetermined time, a substrate having a porous structure on the surface is immersed in a solution containing at least 2M phosphate ions. The solution containing phosphate ions is required to contain at least phosphate ions, and includes sodium ions, potassium ions, magnesium ions, carbonate ions, silicate ions, sulfate ions, nitrate ions, chloride ions, hydrogen ions, and the like. However, it is preferable that calcium ions are not substantially contained. Examples of the solution containing phosphate ions include aqueous solutions of compounds that are usually highly water-soluble and do not adversely affect the human body. For example, phosphoric acid, disodium hydrogen phosphate, sodium dihydrogen phosphate, phosphoric acid Examples thereof include dipotassium hydrogen, potassium dihydrogen phosphate, and a mixed solution thereof, and an aqueous solution of dipotassium hydrogen phosphate is preferable.

表面に多孔質構造を有する基体を、上記２種類の水溶液に浸漬する順序は、特に限定されないが、例えば生体活性物質として水酸アパタイトを多孔質構造内に生成させる場合は、水酸アパタイトの溶解度がより低いアルカリ域で生成反応が進むことが生成量の面から好ましく、そのため、後半に浸漬する溶液のｐＨがｐＨ８〜１０のアルカリ域であることが好ましい。  The order in which the substrate having a porous structure on the surface is immersed in the above two types of aqueous solutions is not particularly limited. For example, when hydroxyapatite is generated as a bioactive substance in the porous structure, the solubility of hydroxyapatite However, it is preferable that the production reaction proceeds in a lower alkaline region from the viewpoint of the amount of production, and therefore the pH of the solution immersed in the latter half is preferably an alkaline region of pH 8-10.

少なくとも２Ｍのカルシウムイオンを含む溶液及び／又は少なくとも２Ｍのリン酸イオンを含む溶液に、表面に多孔質構造を有する基体を浸漬する時間は、１分〜５時間が好ましく、３分〜３時間が特に好ましい。１分〜５時間の範囲内であれば、十分にカルシウムイオン又はリン酸イオンが基体の内部まで染み込み、また、生体活性物質４が十分生成されることにより表面多孔層に生体活性物質４が強固に固定化されるからである。  The time for immersing the substrate having a porous structure on the surface in the solution containing at least 2M calcium ions and / or the solution containing at least 2M phosphate ions is preferably 1 minute to 5 hours, and 3 minutes to 3 hours. Particularly preferred. If it is within the range of 1 minute to 5 hours, calcium ions or phosphate ions are sufficiently infiltrated into the inside of the substrate, and the bioactive substance 4 is sufficiently generated, so that the bioactive substance 4 is firmly formed in the surface porous layer. It is because it is fixed to.

このように、生体活性物質４が、基体表面の多孔質構造を有する全ての部分又は多孔質構造を有する部分の中でもさらに表面部分に生成され、表面層３を形成する。  In this way, the bioactive substance 4 is generated on the surface portion of all the portions having a porous structure on the surface of the substrate or the portion having the porous structure, thereby forming the surface layer 3.

最終工程として、適宜、工程２で得られた基体を、超音波照射をしつつ純水に浸漬して洗浄した後に、乾燥させると、基体を形成する物質（例えばＰＥＥＫ）からなる実質部２と表面層３とを備え、前記表面層３が基体を形成する物質と生体活性物質４とで形成された多孔質構造であり、かつ、前記表面層３の表面に、生体活性物質４が一部露出してなる生体インプラントを得ることができる。  As a final step, the substrate obtained in step 2 is appropriately immersed in pure water while being irradiated with an ultrasonic wave, washed, and then dried to form a substantial part 2 made of a substance that forms the substrate (for example, PEEK). A surface layer 3, the surface layer 3 having a porous structure formed of a substance forming a substrate and a bioactive substance 4, and a part of the bioactive substance 4 on the surface of the surface layer 3. An exposed biological implant can be obtained.

表面層３の形成は、上記の方法に限られず、例えば工程１で得られた基体を、あらかじめ多量の生体活性物質４を含む溶液に浸漬し、これを乾燥させて基体表面の多孔層内部に生体活性物質４を固定化した後、超音波照射をしつつ純水に浸漬して洗浄した後に、再度乾燥させることにより行うこともできる。  The formation of the surface layer 3 is not limited to the above method. For example, the substrate obtained in step 1 is dipped in a solution containing a large amount of the bioactive substance 4 in advance and dried to enter the porous layer on the substrate surface. After immobilizing the bioactive substance 4, it can also be performed by immersing it in pure water and washing it with ultrasonic irradiation, and then drying it again.

本発明に係る生体インプラントは、生体内の使用部位に合わせて様々な形状、例えば、粒子状、繊維状、ブロック状、フィルム状等で用いられる。好ましくは、本発明の生体インプラントが補填される骨欠損部又は歯欠損部等の形状と同様の形状、又は骨欠損部又は歯欠損部等の形状に相当する形状、例えば、相似形等に、成形、整形及び/又は調製されて用いられる。  The living body implant according to the present invention is used in various shapes, for example, a particle shape, a fiber shape, a block shape, a film shape, and the like according to the use site in the living body. Preferably, the shape similar to the shape of the bone defect part or the tooth defect part or the like, or the shape corresponding to the shape of the bone defect part or the tooth defect part, etc., to which the living body implant of the present invention is supplemented, for example, a similar shape, Molded, shaped and / or prepared for use.

本発明に係る生体インプラントは、基体を所望の形状に成形、整形及び/又は調製した後に、表面層３を基体の表面部に形成することもできるし、基体に表面層３を形成させた後に、生体インプラントを所望の形状に成形、整形及び/又は調製することもできる。
表面層３は、基体の全表面部に形成させても良いし、また骨又は歯との結合が必要な面のみに形成させても良い。In the biological implant according to the present invention, the surface layer 3 can be formed on the surface portion of the substrate after the substrate is molded, shaped and / or prepared into a desired shape, or after the surface layer 3 is formed on the substrate. The biological implant can also be shaped, shaped and / or prepared into a desired shape.
The surface layer 3 may be formed on the entire surface portion of the substrate, or may be formed only on the surface that needs to be bonded to bone or teeth.

本発明に係る生体インプラントは、骨補填材、人工関節、骨接合材、人工椎体、椎体間スペーサ、椎体ケージ及び人工歯根などに適用することができる。  The biological implant according to the present invention can be applied to a bone filling material, an artificial joint, an osteosynthesis material, an artificial vertebral body, an intervertebral body spacer, a vertebral body cage, an artificial tooth root, and the like.

次に、この発明を実施例及び比較例を挙げて説明するが、この発明は、以下の実施例及び比較例に限定されない。  Next, the present invention will be described with reference to examples and comparative examples, but the present invention is not limited to the following examples and comparative examples.

＜生体インプラントの試験体の作製＞
（実施例１）
生体インプラントを形成する物質としてポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）を使用した場合の実施例である。
下記の手順により生体インプラントの試験体を作製した。
ＰＥＥＫで構成される円盤状の基体（直径１０ｍｍ、厚さ２ｍｍ、Victrex製４５０Ｇ）の表面をサンドペーパー（＃１０００）で研磨し、濃硫酸に５分間浸漬した。濃硫酸から取り出した基体を純水に１０分間浸漬し、その後この純水のｐＨが中性になるまで繰り返し洗浄し、表面に多孔質構造を有する基体を得た。
次いで、この多孔質構造を有する基体を、カルシウムイオン濃度２Ｍの塩化カルシウム水溶液に６０分間浸漬した。
続けて、この多孔質構造を有する基体を、リン酸イオン濃度２Ｍのリン酸水素２カリウム水溶液に６０分間浸漬した。
次いで、この多孔質構造を有する基体を純水中に３時間浸漬し、続いて、この多孔質構造を有する基体を純水中に超音波照射しながら１０分間浸漬して洗浄した後に、１２０℃で３時間乾燥して、生体インプラントの試験体を得た。<Preparation of biological implant specimen>
Example 1
It is an Example at the time of using polyetheretherketone (PEEK) as a substance which forms a biological implant.
A test specimen of a biological implant was prepared by the following procedure.
The surface of a disk-shaped substrate (diameter 10 mm, thickness 2 mm, Victrex 450G) made of PEEK was polished with sandpaper (# 1000) and immersed in concentrated sulfuric acid for 5 minutes. The substrate taken out from the concentrated sulfuric acid was immersed in pure water for 10 minutes, and then repeatedly washed until the pH of the pure water became neutral to obtain a substrate having a porous structure on the surface.
Next, the substrate having this porous structure was immersed in an aqueous calcium chloride solution having a calcium ion concentration of 2 M for 60 minutes.
Subsequently, the substrate having this porous structure was immersed in an aqueous solution of dipotassium hydrogen phosphate having a phosphate ion concentration of 2 M for 60 minutes.
Next, the substrate having the porous structure is immersed in pure water for 3 hours, and then the substrate having the porous structure is immersed in pure water for 10 minutes while being ultrasonically cleaned, and then washed at 120 ° C. And dried for 3 hours to obtain a specimen of a biological implant.

上記のように作製した生体インプラントの試験体について、各処理段階での基体の表面を走査型電子顕微鏡で観察した（拡大率３０００倍）。
濃硫酸に浸漬処理した後の基体の表面を図２に示す。基体は表面に多数の気孔を有し、内部は網目構造となっており、表面に認められる気孔径はほとんどが２μｍ以下で極微細であった。About the test body of the biological implant produced as described above, the surface of the substrate at each processing stage was observed with a scanning electron microscope (magnification rate: 3000 times).
The surface of the substrate after the immersion treatment in concentrated sulfuric acid is shown in FIG. The substrate had a large number of pores on the surface and had a network structure inside, and the pore diameters observed on the surface were almost 2 μm or less and extremely fine.

リン酸水素２カリウム水溶液に浸漬した後の基体の表面を図３に示す。基体の表面に形成された網目構造に、塩化カルシウム水溶液及びリン酸水素２カリウム水溶液に浸漬したことにより析出した粒子が付着していた。この粒子をＸ線回折装置により分析した結果を図４に示す。Ｘ線回折パターンには、水酸アパタイトに帰属するピークが確認された。また、これらのピークはブロードであり、低結晶質の水酸アパタイトが生成していることが確認された。  FIG. 3 shows the surface of the substrate after being immersed in a dipotassium hydrogen phosphate aqueous solution. Particles deposited by immersion in an aqueous calcium chloride solution and an aqueous dipotassium hydrogen phosphate solution were attached to the network structure formed on the surface of the substrate. FIG. 4 shows the result of analyzing the particles with an X-ray diffractometer. A peak attributed to hydroxyapatite was confirmed in the X-ray diffraction pattern. Moreover, these peaks were broad, and it was confirmed that low crystalline hydroxyapatite was produced.

純水中に超音波照射しながら浸漬した後の基体の表面を図５に示す。基体の表面に析出していた水酸アパタイトの粒子は、超音波照射をすることにより一部脱離したものの、基体表面に開口している気孔の内部に粒子が残存していた。この基体の表面に残存していた水酸アパタイトの割合を、走査型電子顕微鏡により撮影した写真を画像解析ソフト（Scion Image）を使用して、水酸アパタイトの粒子とそれ以外の部分とに２値化することにより、写真全体の面積に対する水酸アパタイトの粒子の面積割合を算出したところ、２４．１％であった。  FIG. 5 shows the surface of the substrate after immersion in pure water while irradiating with ultrasonic waves. Although the hydroxyapatite particles precipitated on the surface of the substrate were partly detached by ultrasonic irradiation, the particles remained in the pores opened on the surface of the substrate. The ratio of the hydroxyapatite remaining on the surface of the substrate was determined by adding a photograph taken with a scanning electron microscope to the hydroxyapatite particles and other parts using image analysis software (Scion Image). By calculating the value, the area ratio of the hydroxyapatite particles to the total area of the photograph was calculated to be 24.1%.

純水中に超音波照射しながら浸漬した後の基体の断面を図６に示す。また、図６と同一の視野におけるＥＤＳ分析像においてカルシウム元素をマッピングした結果を図７に、リン元素をマッピングした結果を図８に示す。基体表面には基体を形成するＰＥＥＫと水酸アパタイトとで形成された多孔質構造を有する表面層が形成されており、この表面層の厚さは約３μｍであった。  FIG. 6 shows a cross section of the substrate after immersion in pure water while irradiating with ultrasonic waves. FIG. 7 shows the result of mapping the calcium element in the EDS analysis image in the same field of view as FIG. 6, and FIG. 8 shows the result of mapping the phosphorus element. A surface layer having a porous structure formed of PEEK and hydroxyapatite forming the substrate was formed on the surface of the substrate, and the thickness of the surface layer was about 3 μm.

（比較例１）
塩化カルシウム水溶液とリン酸水素２カリウム水溶液の濃度をそれぞれ１Ｍ（カルシウムイオン濃度：１Ｍ、リン酸イオン濃度：１Ｍ）とした以外は、実施例１と同様にして生体インプラントの試験体を作製した。(Comparative Example 1)
A test specimen of a biological implant was prepared in the same manner as in Example 1 except that the concentrations of the calcium chloride aqueous solution and the dipotassium hydrogen phosphate aqueous solution were 1 M (calcium ion concentration: 1 M, phosphate ion concentration: 1 M), respectively.

作製した生体インプラントの試験体について、各処理段階での基体の表面を走査型電子顕微鏡で観察した（拡大率３０００倍）。
リン酸水素２カリウム水溶液に浸漬した後の基体の表面を図９に示す。基体の表面に形成された網目構造に塩化カルシウム水溶液及びリン酸水素２カリウム水溶液に浸漬したことにより析出した粒子が付着していた。
しかし、その後、この基体を純水中に超音波照射しながら浸漬したところ、図１０に示されるように、基体の表面に付着していた粒子のほとんどは脱落してしまった。With respect to the prepared specimen of the biological implant, the surface of the substrate at each treatment stage was observed with a scanning electron microscope (magnification rate: 3000 times).
FIG. 9 shows the surface of the substrate after being immersed in a dipotassium hydrogen phosphate aqueous solution. Particles deposited by immersion in an aqueous calcium chloride solution and an aqueous dipotassium hydrogen phosphate solution were adhered to the network structure formed on the surface of the substrate.
However, after that, when this substrate was immersed in pure water while being irradiated with ultrasonic waves, most of the particles adhering to the surface of the substrate were dropped off as shown in FIG.

（比較例２）
塩化カルシウム水溶液とリン酸水素２カリウム水溶液の濃度をそれぞれ０．５Ｍ（カルシウムイオン濃度：０．５Ｍ、リン酸イオン濃度：０．５Ｍ）とした以外は、実施例１と同様にして生体インプラントの試験体を作製した。(Comparative Example 2)
Except that the concentration of the calcium chloride aqueous solution and the dipotassium hydrogen phosphate aqueous solution was 0.5 M (calcium ion concentration: 0.5 M, phosphate ion concentration: 0.5 M), A test specimen was prepared.

作製した生体インプラントの試験体について、各処理段階での基体の表面を走査型電子顕微鏡で観察した。
リン酸水素２カリウム水溶液に浸漬した後の基体の表面には何も析出物が認められなかった。With respect to the prepared specimen of the biological implant, the surface of the substrate at each treatment stage was observed with a scanning electron microscope.
No precipitates were observed on the surface of the substrate after being immersed in the dipotassium hydrogen phosphate aqueous solution.

＜擬似体液浸漬試験＞
作製した生体インプラントの試験体が生体内において骨と結合する機能を有するか否かを評価するために、この試験体を擬似体液に浸漬し、試験体の表面に生体活性を有する水酸アパタイトが形成されるか否かにより評価した。
生体インプラントの試験体は、３７℃環境下で５日間擬似体液に浸漬した。次いで、擬似体液に浸漬した後の試験体を純水で洗浄した後、１２０℃で３時間乾燥した。<Pseudo body fluid immersion test>
In order to evaluate whether or not the prepared specimen of the biological implant has a function of binding to bone in vivo, this specimen is immersed in a simulated body fluid, and a hydroxyapatite having biological activity is formed on the surface of the specimen. The evaluation was based on whether or not it was formed.
The specimen of the biological implant was immersed in simulated body fluid for 5 days in a 37 ° C environment. Next, the test specimen immersed in the simulated body fluid was washed with pure water and then dried at 120 ° C. for 3 hours.

なお、この擬似体液浸漬試験は、人の血漿とほぼ等しい無機イオン濃度を有し、アパタイトに対して過飽和な溶液である擬似体液に試験体を浸漬し、試験体表面におけるアパタイト形成能を評価する試験であり、詳細は、大槻ら「Ｍｅｃｈａｎｉｚｍ ｏｆ ａｐａｔｉｔｅ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｏｎ ＣａＯ−ＳｉＯ_２−Ｐ_２Ｏ_５ ｇｌａｓｓｅｓ ｉｎ ａ ｓｉｍｕｌａｔｅｄ ｂｏｄｙ ｆｌｕｉｄ」、ジャーナル オブ ノン−クリスタリン ソリッド（Ｊｏｒｎａｌ ｏｆ Ｎｏｎ−Ｃｒｙｓｔａｌｉｎｅ Ｓｏｌｉｄｅｓ）、第１４３巻、８４〜９２頁、１９９２年の論文に記載されている。In this simulated body fluid immersion test, the test body is immersed in a simulated body fluid that has a concentration of inorganic ions almost equal to human plasma and is supersaturated with respect to apatite, and the ability to form apatite on the surface of the specimen is evaluated. For details, see Otsuki et al. “Mechanizm of apatite formation on CaO—SiO₂ —P₂ O₅ glasses in a simulated body fluid”, Journal of Non-Crystal Solid, Vol. 14 84-92, 1992.

（実施例１）
実施例１で得られた試験体を、擬似体液に浸漬した後の試験体の表面を、走査型電子顕微鏡で観察（拡大率３０００倍）した結果を図１１に示す。試験体の表面全体に一様に燐片状の結晶が形成されていた。これらの結晶は、結晶形態から判断すると、水酸アパタイトであると推察される。Example 1
The result of having observed the surface of the test body after immersing the test body obtained in Example 1 in the simulated body fluid with a scanning electron microscope (magnification rate 3000 times) is shown in FIG. The scaly crystals were uniformly formed on the entire surface of the test specimen. Judging from the crystal form, these crystals are presumed to be hydroxyapatite.

（比較例１、２）
比較例１、２で得られた試験体を、擬似体液に浸漬した後の試験体の表面を、走査型電子顕微鏡で観察したところ、いずれの試験体の表面にも変化は認められず、水酸アパタイトは生成されなかった。(Comparative Examples 1 and 2)
When the surface of the test body obtained by immersing the test body obtained in Comparative Examples 1 and 2 in a simulated body fluid was observed with a scanning electron microscope, no change was observed on the surface of any of the test bodies. Acid apatite was not produced.

図１は、本発明の生体活性インプラントの模式図である。FIG. 1 is a schematic view of a bioactive implant of the present invention.図２は、実施例１において、濃硫酸処理した後の基体表面を撮影した走査型電子顕微鏡写真である。FIG. 2 is a scanning electron micrograph of the substrate surface after concentrated sulfuric acid treatment in Example 1.図３は、実施例１において、リン酸水素二カリウム水溶液に浸漬した後の基体表面を撮影した走査型電子顕微鏡写真である。FIG. 3 is a scanning electron micrograph of the surface of the substrate after immersion in a dipotassium hydrogen phosphate aqueous solution in Example 1.図４は、実施例１において、リン酸水素二カリウム水溶液に浸漬した後の基体表面のＸ線回折パターンである。FIG. 4 is an X-ray diffraction pattern of the substrate surface after immersion in an aqueous dipotassium hydrogen phosphate solution in Example 1.図５は、実施例１において、超音波処理した後にその表面を撮影した走査型電子顕微鏡写真である。FIG. 5 is a scanning electron micrograph of the surface of Example 1 after ultrasonic treatment.図６は、実施例１において、超音波処理した後にその断面を撮影した走査型電子顕微鏡写真である。FIG. 6 is a scanning electron micrograph of a cross section taken after ultrasonic treatment in Example 1.図７は、図６の視野におけるＥＤＳ分析像のカルシウム元素マッピング図である。FIG. 7 is a calcium element mapping diagram of the EDS analysis image in the visual field of FIG.図８は、図６の視野におけるＥＤＳ分析像のリン元素マッピング図である。FIG. 8 is a phosphorus element mapping diagram of the EDS analysis image in the visual field of FIG.図９は、比較例１において、リン酸水素２カリウム水溶液に浸漬した後の基体表面を撮影した走査型電子顕微鏡写真である。FIG. 9 is a scanning electron micrograph of the surface of the substrate after immersion in a dipotassium hydrogen phosphate aqueous solution in Comparative Example 1.図１０は、比較例１において、超音波処理した後にその表面を撮影した走査型電子顕微鏡写真である。FIG. 10 is a scanning electron micrograph of the surface taken after ultrasonic treatment in Comparative Example 1.図１１は、実施例１において、生体インプラントの試験体を擬似体液に浸漬した後にその表面を撮影した走査型電子顕微鏡写真である。FIG. 11 is a scanning electron micrograph of the surface of the biological implant specimen immersed in a simulated body fluid in Example 1.

符号の説明Explanation of symbols

１ 生体インプラント
２ 実質部
３ 表面層
４ 生体活性物質DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Bioimplant 2 Substrate 3 Surface layer 4 Bioactive substance

Claims (9)

Translated fromJapanese

実質部とその表面に形成された表面層とを備えた生体インプラントであって、
前記表面層は、実質部を形成する物質からなる基体の表面を多孔質化することにより得られた表面多孔層に生体活性物質が固定された多孔質構造であり、かつ、前記表面層の表面に、生体活性物質が前記表面層の表面積に対して少なくとも０．５％露出してなることを特徴とする生体インプラント。A biological implant comprising a substantial part and a surface layer formed on a surface thereof,
The surface layer has a porous structure in which abioactive substance is fixed to a surface porous layer obtained by making the surface of a substrate made of a substance forming a substantial part porous, and the surface of the surface layer In addition, the biological implant is characterized in that the bioactive substance is exposed at least 0.5% with respect to the surface area of the surface layer. 前記生体活性物質がリン酸カルシウム化合物であることを特徴とする請求項１に記載の生体インプラント。  The biological implant according to claim 1, wherein the bioactive substance is a calcium phosphate compound. 前記生体活性物質が水酸アパタイトであることを特徴とする請求項１又は２に記載の生体インプラント。  The biological implant according to claim 1 or 2, wherein the bioactive substance is hydroxyapatite. 前記生体活性物質が低結晶質であることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の生体インプラント。  The biological implant according to any one of claims 1 to 3, wherein the bioactive substance is low crystalline. 前記実質部は、それを形成する物質がエンジニアリングプラスチックであることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の生体インプラント。  The living body implant according to any one of claims 1 to 4, wherein the substance forming the substantial part is an engineering plastic. 前記実質部は、それを形成する物質がポリエーテルエーテルケトンであることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の生体インプラント。  The living body implant according to any one of claims 1 to 5, wherein the substance that forms the substantial part is polyetheretherketone. 前記表面層は、その厚さが１〜５０μｍであることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の生体インプラント。  The living body implant according to any one of claims 1 to 6, wherein the surface layer has a thickness of 1 to 50 µm. 実質部と表面層とを備えた生体インプラントの製造方法であって、
生体インプラントの、実質部を形成する物質からなる前駆体の表面を多孔質化する工程１と、
工程１で得られた、表面が多孔質化した生体インプラントの前駆体を、少なくとも２Ｍのカルシウムイオンを含む溶液及び少なくとも２Ｍのリン酸イオンを含む溶液の両方に、いずれか先に浸漬する工程２と、
を含むことを特徴とする生体インプラントの製造方法。A method for producing a biological implant comprising a substantial part and a surface layer,
Step 1 of making the surface of a precursor made of a substance forming a substantial part of a biological implant porous,
Step 2 of immersing the precursor of the biological implant having a porous surface obtained in Step 1 in both a solution containing at least 2M calcium ions and a solution containing at least 2M phosphate ions. When,
The manufacturing method of the biological implant characterized by including. 前記請求項８に記載の生体インプラントの製造方法により製造されて成る生体インプラント。  A biological implant manufactured by the method for manufacturing a biological implant according to claim 8.

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