JP5318864B2 - 多孔性芯と緻密な表面層から構成された外科用インプラント - Google Patents

Description

本発明は、外科用インプラント及びその製造方法に関する。特に、本発明は、骨インプラント及びその製造方法に関する。

チタン及びＴｉ合金は、それらの強度／重量比、それらの高い耐食性及び比較的低い弾性率、及びそれらの生物適合性のため、外科用インプラントの製造のために一般的に使用される。従って、Ｔｉ及びＴｉ合金は例えば歯科用インプラント、肩−、ヒップ−、指−インプラントなどのために緻密形態の多数のインプラント材料で既に使用されている。

緻密チタンインプラント材料は、それらの線維柱骨に比べて高い強度及び高いＥ−弾性率のためにある時間後にそれらの固定を緩めるという欠点を持つ。この現象は「応力遮蔽（ｓｔｒｅｓｓ ｓｈｉｅｌｄｉｎｇ）」［参考文献１，２］として知られている。固定を改善する通常の方法は、表面の粗さを増大することまたはそれをリン酸カルシウム層で被覆することである。

それにもかかわらず、多くのインプラント材料は、それらの骨との固定を「応力遮蔽」により緩めており、その結果、余計な痛い手術及び高い費用を引き起こしている。

参考文献：
１． Ｇａｒｒｅｔｔ Ｒｙａｎ，Ａｂｈａｙ Ｐａｎｄｉｔ，Ｄｉｍｉｔｒｉｏｓ Ｐａｎａｇｉｏｔｉｓ Ａｐａｔｓｉｄｉｓ，“Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ ｐｏｒｏｕｓ ｍｅｔａｌｓ ｆｏｒ ｕｓｅ ｉｎ ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｃ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ”，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２７（２００６），ｐｐ． ２６５１−２６７０
２． Ｐ．Ｈａｂｉｂｏｖｉｃ，Ｊ．Ｌｉ，Ｃ．Ｍ．ｖａｎｄｅｒＶａｌｋ，Ｇ．Ｍｅｉｊｅｒ，Ｐ．Ｌａｙｒｏｌｌｅ，Ｃ．Ａ．Ｖａｎ Ｂｌｉｔｔｅｒｓｗｉｊｋ，Ｋ．ｄｅ Ｇｒｏｏｔ，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２６（２００５），ｐｐ．２３−３６

本発明は、従来技術のインプラントの欠点を克服する外科用インプラントを提供することを目的とする。本発明の目的は、従来技術のインプラントと比べて少なくとも同じ、好ましくは改善された機能性を持つ少なくとも代替的外科用インプラントを提供することである。本発明は同様に、そのインプラントを製造する方法を提供することを目的とする。

本発明は、添付請求項中に記載されたような改善された外科用インプラント及び前記インプラントを製造する方法に関する。本発明の外科用インプラントは、多孔性生物適合性材料から作られた多孔性芯部、及び生物適合性材料から作られた緻密シェルを含む（またはそれらからなる）。緻密シェルは多孔性芯部の（外）表面の部分の上に設けられる。緻密シェルは生物軟組織の多孔性芯部中への内部成長を防ぐために設けられる。

生物軟組織は、骨組織ではなく、身体の他の構造及び器官を連結し、支持し、または取り囲む組織を指す。軟組織は筋、腱、線維組織、脂肪、血管、神経、及び滑液組織を含む。本開示では、生物軟組織は骨組織の意味を持たない。

好ましくは、緻密シェルは生物軟組織により完全に覆われるように配置される。本発明の外科用インプラントは、骨の上にかつ皮膚の下に埋め込まれるために配置される。多孔性芯部は、骨と接触するように配置される。緻密シェルは、軟組織の多孔性芯部の細孔中への侵入から多孔性芯部を遮蔽する。従って、緻密シェルは、多孔性芯と軟組織の間に界面を形成する多孔性芯の表面の部分（すなわち埋設時に骨により覆われていない多孔性芯の表面の部分）の上に設けられる。これは、軟組織の多孔性芯部中への過剰な内部成長により妨げられることなしに骨組織の多孔性芯部中への成長を可能にする。好ましくは、緻密シェルは骨と多孔性芯部の間の界面には設けられない。

それゆえ、本発明の外科用インプラントは多孔性部と緻密シェルを含む（またはそれらからなる）。多孔性部は多孔性生物適合性材料、好ましくは多孔性金属から作られ、緻密シェルは緻密生物適合性材料、好ましくは金属から作られる。より好ましくは、多孔性芯部は多孔性チタンまたは多孔性Ｔｉ合金から作られる。より好ましくは、緻密シェルはチタンまたはＴｉ合金から作られる。多孔性部及び緻密シェルは互いに結合される。緻密シェルは生物組織によって侵入不可能である。

好ましくは、多孔性芯部は多孔性セラミック材料から作られる。より好ましくは、セラミック材料はリン酸カルシウムである。セラミック材料は有利には：ヒドロキシアパタイト、アルファーリン酸三カルシウム、またはベータリン酸三カルシウムである。セラミック材料は有利にはそれらの組合せであることができ、特に二相または三相リン酸カルシウムとしての組合せである。セラミック材料はＳｉＯ_２置換リン酸カルシウムであることができる。セラミック材料は酸化物、好ましくはアルミニウムまたはジルコニアの酸化物であることができる。

好ましくは、緻密シェルは、上に示されたようなセラミック材料から作られる。

好ましくは、緻密シェルは２００μｍ〜１０００μｍ、より好ましくは３００μｍ〜５００μｍの範囲にある厚さを持つ。

好ましくは、多孔性芯部は開放相互連結細孔（ｏｐｅｎ ｉｎｔｅｒｃｏｎｎｅｃｔｅｄ ｐｏｒｅｓ）を含む。多孔性芯部の細孔は好ましくは曲がりくねっている。細孔は好ましくは骨細胞によって侵入可能である。細孔は好ましくは５０μｍ〜１５００μｍの範囲、より好ましくは５０μｍ〜１０００μｍの範囲、最も好ましくは５０μｍ〜５００μｍの範囲の寸法を持つ。多孔性芯部の細孔の平均寸法は好ましくは１００μｍ〜５００μｍの範囲にある。

好ましくは、多孔性芯部は、理論密度の２５％〜９５％の範囲（すなわちそれぞれ７５％〜５％ＴＤの密度）にある多孔度を持つ。さらにより好ましくは、前記多孔度は理論密度の６０％〜９０％の範囲にある。特に好ましくは、前記多孔度は理論密度の７０％〜８０％の範囲にある。

好ましくは、本発明による外科用インプラントはプレートまたはストリップをさらに含む。プレートまたはストリップは好ましくは外科用インプラントを骨に取り付けるための開口を備えている。

有利には、本発明による外科用インプラントは一つまたはそれより多い有床義歯（歯冠）を固定するための手段を含むことができる。前記有床義歯を固定するための手段は好ましくは一つまたはそれより多い歯科インプラントまたは歯根である。

本発明の第二態様によれば、本発明の外科用インプラントを製造する方法が提供される。この方法は：第一生物適合性材料の多孔性芯部を製造する、多孔性芯部の表面の少なくとも部分の上に懸濁液を付与して被覆芯部を得る、そして被覆芯部に熱処理を適用する、工程を含む。懸濁液は好ましくは第一生物適合性材料の粉末を含む。懸濁液は第二生物適合性材料の粉末を含むことができる。

好ましくは、第一生物適合性材料はチタンまたはＴｉ合金であり、第二生物適合性材料はチタンまたはＴｉ合金である。

好ましくは、多孔性芯部を製造する工程はゲル鋳造技術を使用することを含む。同様に好ましくは、多孔性芯部を製造する工程は３Ｄ繊維付着技術を使用することを含む。迅速プロトタイピング技術は多孔性芯部を製造するために同様に使用されることができる。

好ましくは、懸濁液を付与する工程は多孔性芯部の表面の部分の上に懸濁液を塗布またはブラシ塗りすることを含む。懸濁液を付与する工程は多孔性芯部の表面の部分の上に懸濁液を噴霧することを含むことができる。同様に好ましくは、懸濁液を付与する工程は多孔性芯部の表面の部分の上に懸濁液をテープ鋳造することを含む。

好ましくは、懸濁液を付与する工程は、生物軟組織の多孔性芯部中への内部成長を防ぐために、生物軟組織と接触するように（またはそれと界面を形成するように）構成された多孔性芯部の表面の部分の上に懸濁液を付与することからなる。より好ましくは、懸濁液を付与する工程の前に、本発明の方法は生物軟組織と接触するように（またはそれと界面を形成するように）構成された多孔性芯部の表面の部分を決定する工程を含む。決定工程では、多孔性芯部の表面の部分は、それが生物軟組織による侵入から遮蔽されるように形成されるように決定される。

好ましくは、熱処理を適用する工程は、被覆芯部を焼結する工程を含む。熱処理は予備焼結工程を含むことができる。熱処理はより好ましくはか焼工程を含む。

図１は、多孔性芯を含みかつ部分的に緻密シェルにより取り囲まれた、本発明の外科用インプラントの断面を示す。

図２は、骨中に埋設された図１のインプラントを示す。

図３は、歯科用インプラントを受けるための穴を備えた、本発明による外科用インプラントのデザインを示す。

図４は、三つの歯科用インプラントを備えかつ骨中に埋設された、図３の外科用インプラントを示す。

図５は、本発明による緻密シェルを備えた多孔性芯構造を示す。

本発明の実施態様が添付図面を参照しながら詳細に説明されるであろう。本発明は、それらに限定されず請求項によってのみ限定される。記載された図面は概略的なものにすぎず、非限定的である。図面において、要素の幾つかの寸法は、誇張されており、例示目的のために一定尺度で描かれていない。寸法及び相対的寸法は本発明の実施のための実際の縮小に必ずしも対応していない。当業者は、この発明の範囲により包含される多くの変形及び変更を認識することができる。従って、好適な実施態様の記載は、本発明の範囲を限定すると考えられるべきでない。

さらに、明細書及び請求項における第一、第二等の用語は、同様な要素間を区別するために使用され、連続的な順序または年代順序を述べるために必ずしも使用されない。そのように使用された用語は適切な条件下で交換可能であること、及びここに記載された本発明の実施態様はここに記載されまたは例示されたもの以外の順序で操作されることができることは、理解されるべきである。

さらに、明細書及び請求項における上部、底部、左、右、上、下等の用語は説明目的のために使用され、相対位置を必ずしも述べるためではない。そのように使用された用語は適切な条件下で交換可能であり、ここに記載された本発明の実施態様はここに記載されまたは例示された以外の方向で操作することができる。例えば、要素の「左」及び「右」は、この要素の対向する側に位置していることを示す。

請求項で使用された用語「含む」はその後に挙げられた手段に限定されていると解釈されるべきではないこと；それは他の要素または工程を排除しないことが注意されるべきである。従って、表現「手段ＡとＢを含む装置」の範囲は、要素ＡとＢからのみなる装置に限定されるべきでない。それは、本発明に関して、ＡとＢが装置の重要な要素であることを意味する。

量の限定、または測定の結果に関して数値が与えられている場合、それらの数値の評価のために、不純物、測定値を決定するために使用された方法、人的過誤、統計的分散などによる変動を考慮に入れるべきである。

数値の範囲が下限と上限の間に及ぶものとして規定されている場合、その範囲は、そうでないと注記されない限り、前記下限及び上限を含むと解釈されるべきである。

図１は、本発明による外科用インプラント１０の断面を示す。外科用インプラント１０は、窩洞を充填するためまたは損傷した骨構造を置換するための骨インプラントであることができる。インプラントのための他の形状が本発明により同様に予想され、図１のインプラントは単に例示及び説明の目的のために使用される。

外科用インプラント１０は、多孔性生物適合性材料（例えばチタンまたはＴｉ合金）の芯１１を含む。多孔性芯部１１の表面の部分の上に生物適合性材料（例えばチタンまたはＴｉ合金）の緻密シェル１２が設けられる。多孔性芯の表面の他の部分１３はシェル１２により覆われていない。インプラントの表面上の数ヶ所で、小さなプレート１４が多孔性芯部１１または緻密シェル１２に取り付けられる。これらのプレートは、インプラントを骨の上に固定するためにそれらを貫通するねじのための穴を備えている。

多孔性芯１１は、（多孔性）生物適合性金属、好ましくはチタンまたはＴｉ合金、特にアルミニウム及びバナジウムとの合金（例えばＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ）から作られることが好ましい。代替的に使用されることができる他の金属は、ステンレス鋼、及びコバルト、クロム及びモリブデンの合金（Ｃｏ−Ｃｒ−Ｍｏ合金）である。

あるいは、多孔性芯１１は、同様に、（多孔性）生物適合性セラミック材料から作られることが好ましい。セラミック材料は、ヒドロキシアパタイト、アルファ−リン酸三カルシウム、ベータ−リン酸三カルシウム、またはそれらの組合せ（二または三相リン酸カルシウム）のようなリン酸カルシウムであることが好ましい。セラミック材料はＳｉＯ_２置換リン酸カルシウムであることができる。セラミック材料は酸化アルミニウムまたは酸化ジルコニアのようなセラミック酸化物であることができる。

緻密シェル１２は、上に示されたような（多孔性芯１１のための）生物適合性材料から作られることができる。緻密シェル１２は、多孔性芯１１の材料とは異なる材料から作られることができる。好ましくは、緻密シェルと多孔性芯は同じ材料から作られる。これは、異なる熱膨張率を防ぐために有利である。

図２は、骨２０中に埋設された外科用インプラント１０を示す。骨２０中の埋設は、多孔性芯部１１が骨と直接接触しているようなものであり、多孔性芯部１１の表面の別の部分１３は骨２０とインプラント１０の間の界面を形成している。インプラントはプレート１４を貫通するねじ１５により骨に固定される。

芯部１１は骨細胞に侵入可能である。芯部１１の細孔は、芯部１１の多孔性構造内への細胞成長を可能にするような寸法を持つべきである。生物適合性材料の多孔性構造内の骨細胞の成長は、５０μｍ以上の寸法を持つ細孔に対して起こることが見出された。好ましくは、芯１１の細孔は、曲がりくねりかつ開放相互連結細孔である。

多孔性芯部１１の細孔寸法分布は好みに合わせて変更されることができる。多孔性芯部１１の細孔寸法は好ましくは５０μｍ〜１５００μｍの範囲、より好ましくは５０μｍ〜１０００μｍの範囲、最も好ましくは５０μｍ〜５００μｍの範囲にある。細孔寸法は画像解析により測定されることができる。

多孔性芯部の平均細孔寸法は好ましくは１００μｍ〜５００μｍの範囲にあり、それは一般的に骨内部成長を可能にするための理想として認識されている。より好ましくは、多孔性芯部の平均細孔寸法は２００μｍ〜４００μｍの範囲、最も好ましくは２００μｍ〜３００μｍの範囲にある。

芯１１の多孔度は、理論密度（ＴＤ）の２５％〜９５％の範囲であることができ、ＴＤの６０％〜９０％の範囲が好ましく、ＴＤの７０％〜８０％の範囲がより好ましい。示された多孔度の範囲は芯１１の開放構造と機械的強度の間の最適な妥協を構成する。従って、骨は、芯１１の多孔性構造中に成長することができ、インプラントの固定を改善する。強化された骨内部成長は、生物学的固定を作り、応力遮蔽の問題を最少にする。多孔性芯のための材料及び多孔度の量の適切な選択は、周辺の骨の機械的性質に匹敵可能な機械的性質を持つ多孔性芯を得ることを可能にする。

多孔性芯部１１の材料及び多孔度は、多孔性芯部１１の圧縮強度が少なくとも４０ＭＰａ、より好ましくは４０ＭＰａ〜７５ＭＰａ、特に好ましくは５０ＭＰａ〜７５ＭＰａにあるように選ばれることが好ましい。

従って、多孔性芯１１は骨内部成長を可能にし、それは損傷した骨構造をうまく修復可能にする。しかし、多孔性芯は、骨組織によって侵入可能であるのみならず、また骨構造を取り囲む軟組織によっても侵入可能である。ほとんどの場合、軟組織は、骨組織よりさらに高い内部成長速度を示す。結果として、骨組織の内部成長は妨げられ、結果として損傷した構造の不完全な治療をもたらす。この問題を克服するために、本発明の外科用インプラントは緻密シェル１２を含み、その機能は骨２０を取り囲む軟組織から多孔性芯１１を遮蔽することである。

用語「緻密」は、ここでは、生物組織によって不侵入可能性として規定される。緻密シェルの明確な利点は、それが骨を取り囲む軟組織の内部成長から多孔性芯を遮蔽することができることである。

１０μｍ未満、好ましくは２μｍ未満の細孔寸法は生物組織によって不侵入可能性であることが見出された。

緻密シェル１２は、軟組織と接触するであろう多孔性芯１１の表面の部分の上に設けられるべきである。それは、骨構造と界面を形成する多孔性芯の表面の部分の上に設けられるべきでない。インプラントと骨構造の間の境界に沿って緻密シェルと骨の間の小さな間隙が許容可能であることは注目されるべきである。軟組織はこれらの点で多孔性芯中に成長しそうであるが、これらの領域が小さいままである限り、インプラントの全体に重要な影響はない。緻密シェルは、骨とインプラントの間の境界を閉じても好ましい。

緻密シェル２０の外表面は、軟組織が緻密シェル１２に付着するのを防ぐように好ましくは低い粗さを持つ。緻密シェルの外表面の粗さは、好ましくは１μｍＲａより小さいかまたはそれに等しく、より好ましくは０．７μｍＲａより小さいかまたはそれに等しい。

緻密シェル１２の厚さは２００〜１０００μｍ、好ましくは３００〜５００μｍの範囲にある。緻密シェルはさらに、インプラントの強度を高めることができる。

緻密シェル１２は好ましくは（さらに）、美的理由（例えば顔面要素に対する平坦性）のために使用される。緻密シェル１２は、外科用インプラント１０により骨再建を覆う皮膚がインプラントの多孔性構造内の皮膚組織の過剰な内部成長によりしわになるのを防ぐことができる。皮膚のかかるしわ形成は、例えば顔面再建の美的外観をかなり低下するであろう。

本発明の外科用インプラントは、顎のような顔面骨の部分の再建のために使用されることが好ましい。本発明の外科用インプラントは、頭蓋骨の再建のために使用されることが有利である。本発明の外科用インプラントは、犬、馬等の動物の骨再建のために使用されることができる。

本発明の第二態様は本発明の外科用インプラントの製造方法に関する。

製造方法の一工程において、多孔性芯部１１が製造される。多孔性芯部は好ましくは発泡技術により製造される。それらは代替的に３Ｄ繊維付着技術により製造されることができる。それらは迅速プロトタイピング技術により製造されることができる。例えば、これらの技術は多孔性チタンまたはＴｉ合金を製造可能にする。ここでチタンまたはＴｉ合金の多孔性体を製造するためのゲル鋳造の使用を記載する特許出願ＷＯ２００６／１３０９３５、及びその目的のための迅速プロトタイピングの使用を記載する文献「“Ｐｏｒｏｕｓ Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ ｓｃａｆｆｏｌｄ ｄｉｒｅｃｔｌｙ ｆａｂｒｉｃａｔｉｎｇ ｂｙ ｒａｐｉｄ ｐｒｏｔｏｔｙｐｉｎｇ：ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔ”，Ｊｉａ Ｐｉｎｇ Ｌｉ ｅｔ ａｌ．，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ ２７（２００６）ｐｐ．１２２３−１２３５」を参照されたい。

多孔性芯部は好ましくはゲル鋳造により製造される。

多孔性芯部の製造パラメーターの注意深い制御は、種々様々な多孔性芯の（マイクロ）構造特性（多孔度、細孔寸法分布等）を得ることを可能にする。これらの製造工程パラメーターは、粉末品質、懸濁液の粘度、負荷、組成、ゲル化剤及びその濃度、発泡剤、混合時間、か焼パラメーター（温度、加熱速度、減圧圧力及び時間）、焼結パラメーター（温度、加熱速度、減圧圧力及び時間）等からなる群から選ばれることができる。従って、多孔性芯の機械的性質及び多孔度は、多孔性芯の機械的性質と周囲の骨のこれらとの大きな不一致を避けて、広い範囲内で調整されることができる。製造工程のこの段階では、多孔性芯部１１は未加工（未焼結）、予備焼結（例えば１０００℃の熱処理を受けているが未焼結）、または焼結状態であることができる。

次の工程では、懸濁液は多孔性芯部１１の表面の部分の上に設けられる。多孔性芯１１の表面の遮蔽されなければならない部分が決定され、その部分の上に多孔性芯の表面層が生物適合性物質の粉末を含む懸濁液で局所的に含浸される。懸濁液は、懸濁液の多孔性芯の細孔中への過剰な浸透を避けるように高い粘度を持つことが好ましい。懸濁液は多孔性芯部の表面の上に塗布、噴霧またはブラシ塗りされることができる。懸濁液はテープ鋳造によりまたは従来既知の他の技術により多孔性芯部の上に同様に付与されることができる。懸濁液の多孔性芯部の表面の上への付与は表面細孔の閉鎖をもたらす。

多孔性芯１１の表面の（緻密シェルにより）遮蔽されなければならない部分の決定は、従来技術で知られているような損傷した骨の視覚的（コンピュータ支援）再建により実施されることができる。決定工程は多孔性芯部１１の製造の前に実施されることができる。コンピュータ支援製図プログラムは外科用インプラントの形態及び形状を設計可能にする。それらはまた、骨との界面を形成しない多孔性芯１１の表面の部分を決定可能にする。生物軟組織との界面を形成するその部分は懸濁液により覆われるべきであると考えられる。

続く工程では、多孔性芯部１１及び付与された懸濁液は、懸濁液を緻密な固体シェルに変換するために熱処理を受ける。熱処理は焼結工程を含むことができる。懸濁液が未加工の多孔性芯の上に付与される場合、焼結工程は、好ましくは４００℃〜６００℃の温度のか焼工程により先行される。示された温度までは時間当り２５℃未満またはそれに等しい、より好ましくは時間当り２０℃未満またはそれに等しい加熱速度によるようにゆっくりとした加熱が好ましい。か焼は好ましくは減圧（１０^−３ｍｂａｒ付近、好ましくは１０^−５ｍｂａｒ〜１０^−３ｍｂａｒの圧力）及び／またはアルゴン雰囲気で実施される。か焼工程では、未加工体にまだ存在する有機成分が焼き尽くされる。もし有機成分が残っていると、割れを発生しかつ構造を損傷するガスを生成するであろう。

任意工程では、穴（図４の穴４２）を備えたプレートまたはストリップ１４（図４のプレート４１）は、インプラントを骨に固定するために多孔性芯部１１に取り付けられることができる。この工程は緻密シェルの付与の前または後に実施されることができる。インプラントは通常、プレート１４の穴を通過するねじにより留められる。プレートは、レーザー溶接、焼結または従来技術で知られたいずれかの他の技術によりインプラント１０に取り付けられることができる。

本発明の特別な実施態様によれば、チタンまたはチタン合金が緻密シェルのための材料として使用され、多孔性チタンまたは多孔性チタン合金が多孔性芯のための材料として使用される。その場合の緻密シェルのための懸濁液はＴｉまたはＴｉ合金の粉末を含む。

これに代えて、他の生物適合性金属、または上に示されたようなセラミック材料が本発明の方法での緻密シェル及び／または多孔性芯のための材料として有利に使用されることができる。

通常の機械加工技術が多孔性芯に正確な寸法を与えるためにまたは熱処理工程後に組合せ要素（多孔性芯と緻密シェル）に特定の許容度をもたらすために使用されることができる。緻密シェルは、低い表面粗さを得るために摩耗され、研磨される等されることができる。

緻密及び多孔性ＴｉまたはＴｉ合金部分の共焼結は多数の改善された医科用要素を開発する可能性をもたらす。

事故または手術に起因する顎骨の一部を置き換えるため、または頭蓋骨腔を充填するために、多孔性チタンまたはＴｉ合金のインプラント材料が好ましくは使用される。かかるインプラント設計の一例は図３に与えられている。図４は、骨構造内に埋設された図３のインプラント３０を示す。

各患者のためにあつらえられたインプラント設計は、医療的な走査から開始されなければならない。従って、図３は設計原理を例示するのみである。

多孔性芯部はＴｉ，Ｔｉ６Ａｌ−４Ｖまたは他のＴｉ合金から作られ、ゲル鋳造により製造される。懸濁液は３００ｇのＴｉ（Ｔ−１１４７，Ｃｅｒａｃ，−３２５メッシュ）、２０１ｇのＨ_２Ｏ、６ｇの寒天（Ｈ_２Ｏに対して３．１８％）、６ｇのＴｅｒｇｉｔｏｌ ＴＭＮ１０（Ｔｉに対して２％）、３ｇのＴｒｉｔｏｎ（Ｔｉに対して１％）及び０．３６ｇのアルギン酸アンモニウム（Ｈ_２Ｏに対して０．１８％）を用いて調製される。懸濁液は、流体発泡体を得るために７０℃で６分間混合される。発泡体は鋳型中に鋳造され、構造体がゲル化されるまで冷却される。成型品の取り出し後、構造体は大気圧及び室温で乾燥される。構造体はか焼（１０^−３ｍｂａｒ、５００℃まで２５℃／時間）され、等温的に２時間１０００℃で予備焼結され、かつ１０^−５ｍｂａｒの減圧で１３５０℃で焼結される。１０００℃から１３５０℃への加熱は５℃／分でなされた。

３００μｍの平均細孔寸法を持つ１００μｍ〜５００μｍの範囲の細孔寸法を持つこのようにして得られた多孔性芯部は、特定の寸法に機械加工される。インプラントを残留顎骨に固定するために、小さなプレート４１が、保護された雰囲気下にレーザー溶接により多孔性芯部に焼結される。これらのプレート４１は、ねじの助けによりインプラントを骨に固定するための開口４２を持つ。

軟組織のインプラントの多孔性芯部中への内部成長を避けるために、緻密Ｔｉシェルが、軟組織と接触されると考えられる場所（すなわち埋設時に、骨と接触しない多孔性芯の表面のその部分）に設けられる。従って、Ｔｉ懸濁液は緻密シェルが予想される場所の多孔性芯部の表面の上に付与される。Ｔｉ懸濁液のための可能な組成は次の通りである：
５０ｇのＴｉ粉末（Ｃｅｒａｃ Ｔ−１１４７）、
１４．８３ｇのＨ_２Ｏ、
０．０３ｇのＢｅｎｅｃｅｌ、
０．６６７ｇのゼラチン、
０．８５ｇのｔａｒｇｏｎ １１２８、
０．１５ｇの消泡剤。
この粘稠な懸濁液は多孔性芯部の表面の上に塗布され、噴霧されまたはブラシ塗りされ、表面細孔の閉鎖をもたらす。

次に、この部分は、（少なくとも１時間の間、１０^−３ｍｂａｒの減圧で５００℃で）か焼されかつ（２時間の間、１０^−５ｍｂａｒの減圧で１３５０℃で）焼結される。

これらの熱処理後、緻密シェルはさらに、希望の粗さに研磨されることができる。図５は、かかる緻密シェルを備えている多孔性構造の一例を示す。

インプラントが顎骨の一部を置き換えるために使用される場合、外科用インプラント３０は一つまたはそれより多い歯科用インプラント（歯根）３２と組合される。図３に示すように、穴３１が外科用インプラント３０の多孔性芯に設けられることができる。これらの穴は、従来技術で知られているもののような歯科用インプラントを受ける。歯科用インプラントは、外科用インプラント３０に、例えば焼結または従来技術で知られたいずれかの他の技術により結合される。

歯科用インプラント及び外科用インプラントがＴｉまたはＴｉ合金から作られている場合、それらは焼結により結合されることができる。外科用インプラントと歯科用インプラントの結合は、接触させられる表面の一方または両方の上に微細な焼結活性粉末（例えばＴｉまたはＴｉ合金の場合Ｔｉ粉末）を加えることにより、またはＴｉＯ_２層を除去するために表面をサンドブラストすることにより、改善されることができる。かくして得られた組合された骨と歯科用インプラントは、顎骨の一部及び対応する歯を失った人が失った歯及び顎骨の機能性の両方を少ない時間で回復することを可能にする。

前記の説明及び図面は本発明の好適実施態様を表したが、当業者には、本発明の精神及び範囲を逸脱することなく種々の変更及び修正をそこになすことができることは明らかであろう。

Claims (5)

1. 多孔性チタンまたは多孔性Ｔｉ合金から作られた多孔性芯部（１１）とチタンまたはＴｉ合金から作られた緻密シェル（１２）とを含む外科用インプラント（１０）において、前記シェルが、前記生物軟組織の多孔性芯部中への内部成長を防ぐために、多孔性芯部と生物軟組織との間に界面を形成するように構成された多孔性芯部の表面の部分の上に設けられ、さらに緻密シェルが３００μｍ〜５００μｍの範囲の厚さを持つことを特徴とする外科用インプラント。
2. 多孔性芯部（１１）が開放相互連結細孔を含むことを特徴とする請求項１に記載の外科用インプラント。
3. 多孔性芯が理論密度の２５％〜９５％の範囲にある多孔度を持つことを特徴とする請求項１または２に記載の外科用インプラント。
4. 外科用インプラントの骨への取り付けのための開口（４２）を備えたプレートまたはストリップ（４１）を含むことを特徴とする請求項１〜３のいずれか一つに記載の外科用インプラント。
5. 多孔性芯部に取り付けられた、一つまたはそれより多い歯科用歯冠を固定するための手段（３２）を含むことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の外科用インプラント。