JPH031972B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

（発明の技術分野） 本発明は、金属芯体とこの芯体を被覆した生体
活性ガラス層とからなる歯科用インプラントの新
規な製造法に関するものである。 （発明の背景） 虫歯が進行して天然歯の歯根が損傷又は消失し
た場合に、人工の歯根（インプラント）を形成
し、この上に人工の歯冠を形成させるべく、歯科
用インプラントの研究が盛んに行なわれている。
このインプラントは、食物をかんだときに相当に
大きな応力を受けるので強度の大きい材料で作ら
なければならない。初期の研究ではコバルト−ク
ロム合金、ステンレス鋼、チタン、タンタルなど
の生体適合性のある金属が提案されたが、金属材
料は機械的強度特に衝撃強度に優れているもの
の、生体組織と金属材料とは何ら結合する訳では
なく、両者の間には明確な境界面が存在する。従
つて金属製インプラントは、それ自体ネジ型に形
成し、顎骨内にネジ込み方式で固定しなければな
らない。そのほか、金属材料は有害な金属イオン
が溶出する恐れがあることから、最近では単結晶
アルミナのようなセラミツクを使用するインプラ
ントも提案されている。この場合にも生体組織と
セラミツク材料との間には明確な境界が存在する
ため、インプラントはネジ込み方式で顎骨に固定
する。 しかしながら、ネジ込み方式のような機械的結
合力に頼るインプラントは、顎骨との間に明確な
境界面を有するため、この境界面から細菌の感染
を受け易く、またネジ型により顎骨が不均一な応
力を受けることから骨の吸収が起こり易いという
問題がある。 それに対して、生体の骨組織と化学的に結合す
る生体活性ガラスがヘンチらによつて提案され
た。この生体活性ガラスは顎骨と化学的に結合し
て顎骨との間に明確な境界面を形成することがな
いために細菌の感染を受けにくいという特徴を有
する。また化学的に結合するので形状もネジ型に
する必要がないので、顎骨に対して応力集中が起
こらない「砲弾のように丸い先端を有する円錘
形」でよい。しかし、ガラスであるために、それ
自体の機械的強度は劣るので金属芯体に生体活性
ガラスを被覆してなるインプラントが提案され
た。（特開昭53−145394号参照）。そして、提案さ
れたインプラントは、生体活性ガラスを被覆する
のに溶融浸漬法が採用されている。 しかしながら、溶融浸漬法はガラス被覆層の厚
さを自由にコントロールできにくい欠点があるほ
か比較的厚く被覆する場合に被覆層の厚さを均一
にすることが難しい。また、溶融浸漬法は、ルツ
ボ内のガラス溶融液の表面付近のガラスが被覆さ
れ易いが、表面付近のガラスは揮発性成分特に
NaやＦが揮発して目的とするガラス組成と異な
つていることが多く、更に芯体をガラス溶融液か
ら引き上げる過程でも被覆層から揮発性成分が蒸
発して組成が変化し、そのため目的とする組成の
ガラス被覆が得られない欠点がある。そして困つ
たことに、これらのNaやＦは生体活性に大きな
影響力を有する。そのほか、工業的に量産する場
合、ガラス溶融液への金属芯体の浸漬回数が多く
なると、金属芯体から微量に溶出した金属イオン
によりガラス溶融液が汚染され、その結果、目的
とする生体活性を有するインプラントが得られな
い。 （発明の目的） 従つて、本発明の目的は、上述の如き欠点を有
する溶融浸漬法によらない歯科用インプラント即
ち「金属芯体と該芯体を被覆した生体活性ガラス
層とからなる歯科用インプラント」の新規な製造
法を提供することにある。 （発明の概要） このため、本発明は、金属芯体と該芯体を被覆
した生体活性ガラス層とからなる歯科用インプラ
ントを製造する方法に於いて、 (1) 上部に開口部を有する鋳型のキヤビテイ内
に、前記芯体と実質的に同一の熱膨張係数を有
する生体活性ガラスの溶融液を注入し、 (2) 前記芯体をキヤビテイ内の溶融ガラスに挿入
し、 (3) そのままガラスが固化するまで放冷し、 (4) 得られたガラス塊と芯体を徐冷して常温に戻
し、 (5) ガラス塊を研削して所定を厚さの生体活性ガ
ラス層を得る、 ことを特徴とする歯科用インプラントの製造法を
提供する。 本発明に使用される鋳型は、目的とするインプ
ラントの形状より大きなキヤビテイを有するもの
で、上部にガラス融液を注入するための開口部が
ある。この鋳型は、脱型を容易にするために、中
心を通る垂直な面で分割された割り型でもよい。
２つの部分からなる割り型の一例を第１図（斜視
図）に示す。 キヤビテイの大きさは、原則的には目的とする
インプラントの大きさより大きければよいが、作
業効率、経済性、ガラスの熱容量を考慮すると、
インプラントの大きさより直径で２〜５倍位大き
い方が好ましい。鋳型の材料は、ガラスの注型に
使用されるような鉄、ステンレススチール、グラ
フアイトカーボンなどが使用される。 他方、金属芯体を構成する金属材料としては、
生体適合性のあるコバルト−クロム合金、ニツケ
ル−クロム合金、鉄基オーステナイト合金例えば
ステンレススチールなどが好ましく使用される。 金属芯体の形状は、埋植する部位に応じて異な
るものの、砲弾のように先端が丸く円錘形のもの
が、顎骨に対して均一な応力を伝えるので好まし
い。芯体の寸法は例えば上部直径約３〜６mm、長
さ約８〜12mmである。第２図に示すように、芯体
１の中心には、上部構造（歯冠）を取り付けるた
めの例えば凹み１ａや、場合によつて突起を設け
ておく。 金属芯体はガラス被覆層との接着力を高めるた
めに予め表面に例えば厚さ0.2〜1.5μｍの酸化層
を形成させておくことが好ましい。このような酸
化層の形成は例えば大気中で金属芯体を約700〜
900℃に約３〜10分間加熱することによつて行な
うことができる。 また、生体活性ガラス層だけであると、ガラス
層が顎骨と化学的に結合して出来る反応層（当初
のガラスとは組成及び性質が異なる、やゝもろい
層のことである）が芯体に向つて徐々に成長を続
け、５年というような長期間で見た場合には、や
がて反応層は芯体又はその酸化層に達するおそれ
がある。このような状態に達すると、組成の大き
なギヤツプのために芯体又は酸化層と反応層との
接合強度は低下し、従つて、インプラントは顎骨
から脱落する恐れが出てくる。そのため、芯体に
は予め生体活性が実質的にないか、又は極めて低
いガラスを被覆しておくことが好ましい。この言
わば内層と呼ぶことのできるガラス被覆層の厚さ
は、例えば100μｍ、厚くともせいぜい200μｍ未
満あれば十分である。この内層に使用されるガラ
スは、金属芯体と実質的に同一の熱膨張係数を有
し（なお、ここで実質的に同一とは、芯体と全く
同一か又はそれより0.1×10^-5℃^-1低いものまで
を意味する）、生体活性ガラス（言わば外層と呼
べる）と実質的に同一の熱膨張係数を有し（な
お、ここで実質的に同一とは内層と外層との熱膨
張係数との相違が±0.05×10^-5℃^-1以内であるこ
とを意味する）、かつ生体活性ガラスより溶融温
度の高いガラスが好ましい。このような内層ガラ
スの具体的組成については後述する。 上に外層とも呼んだ生体活性ガラスそれ自体は
既に知られており、例えば次の組成： SiO₂ 35〜60モル％ B₂O₃ ０〜15 Na₂O 10〜30 CaO ５〜40 TiO₂ ０〜２ P₂O₅ ０〜15 K₂O ０〜20 Li₂O ０〜10 MgO ０〜５ La₂O₃＋Ta₂O₅＋Y₂O₃ ０〜８ F₂ ０〜15 からなる組成範囲から選ばれる。 生体活性ガラスは金属芯体と実質的に同一の熱
膨張係数を有する（ここで実質的に同一とは生体
活性ガラスと金属芯体との熱膨張係数との相違が
0.1×10^-5℃^-1以内であることを意味する）もの
でなければならないが、上に例示したガラス組成
範囲から先に例示した生体適合性のある金属と実
質的に同一の熱膨張係数を有するガラスを選ぶこ
とは可能であり、好都合である。 また前に述べた内層とも呼ぶべき生体活性が実
質的にないか又は極めて低いガラスの具体的な組
成は、上に例示した組成範囲から選ばれた生体活
性ガラスにTiO₂を追加してTiO₂の含有率を４〜
10モル％に高めたものが好ましい。この理由は、
TiO₂を追加することにより(イ)その生体活性は急
激に低下し活性が実質的に失われるか又は非常に
低くなり、生体活性ガラスが骨と結合して出来る
反応層の芯体への進行を停止させ、また(ロ)熱膨張
係数が実質的に変化せず、(ハ)溶解温度が30〜50℃
高くなり、外側に生体活性ガラスを被覆するとき
に変形せず、(ニ)生体活性ガラスの組成と極めて類
似しているので生体活性ガラス層との接着強度が
高いからである。 なお、生体活性ガラスは金属芯体の損傷防止、
作業性及びエネルギー消費の観点から低い溶解温
度を有することが望ましい。この点、上に例示し
た生体活性ガラス組成は、比較的低い溶解温度
（1250℃以下）を有するので好ましいが、そのう
ち、次の組成のガラスは更に低い溶解温度（1000
〜1100℃）を有するので特に好ましい。 SiO₂ 35〜55モル％ B₂O₃ ０〜15 Na₂O 15〜30 CaO ８〜30 TiO₂ ０〜２ P₂O₅ ０〜８ F₂ ５〜15 生体活性ガラスの溶融液は、ガラス技術に於い
て公知の方法によつて得ることができ、所定の組
成に従い、各成分の原料として酸化物、炭酸塩、
硝酸塩、フツ化物等を使用し、所定の割合で混合
し、粉砕して調合原料となし、これを1000〜1300
℃に加熱した電気炉中の白金るつぼに投入し、溶
融清澄後、撹拌し、均一化して得られる。 こうして得られた溶融液を、本発明に従い鋳型
のキヤビテイ内に注ぎ込む（第１工程）。鋳型は
予備加熱しておいてもよい。 次に溶融ガラスが固化しないうちに芯体をガラ
ス融液に挿入する（第２工程）。この状態を第３
図（断面図）に示す。第３図中、１は芯体、２は
芯体を支持するための支持棒、３は溶融ガラス、
４は鋳型である。芯体は挿入前に予備加熱してお
いてもよいが、芯体は小さく、それに対して溶融
液は大量なので、芯体を予備加熱しておく必要性
は低い。 芯体をガラス融液に挿入する速度は、金属芯体
が予め内層ガラスで被覆されている場合25cm／
min以上の速度が好ましい。何故ならば、余り遅
いと、挿入中に内層ガラスが軟化して変形するか
もしれないからである。 芯体をガラス融液に挿入したら、そのまま放冷
してガラスが固化するのを待つ（第３工程）。こ
の間、通常10〜15秒である。ガラス溶融液が固化
したら、未だ熱いガラス塊を有する芯体を鋳型か
ら取りはずし、次の徐冷工程（第４工程）に移
す。鋳型から取りはずさずに徐冷工程に移しても
よいが、鋳型に入れたままガラス塊を常温に戻す
と、ガラスが鋳型に密着してはずし難くなること
がある。 徐冷工程（第４工程）では、未だ熱いガラス塊
を有する芯体を、使用したガラスのガラス転移点
（Tg）又はTgより最大でも40℃低い温度に設定
した恒温炉に入れて30分〜24時間位保持し、芯体
とガラス層との温度を同一にし、かつそれまでに
生じたガラス中の応力を解放する。次いで芯体と
ガラス層との間に温度差が生じないように、かつ
ガラス層自身の各部位で温度差が生じないように
するために、0.8℃／分以下の温度で常温に戻す。 冷えたガラス塊を有する芯体は通常のガラス研
削技術により生体活性ガラス被覆層を所定の厚さ
（好ましくは0.2〜１mm）まで研削する（第５工
程）。この研削に必要な砥石の粗さは、約20〜
40μｍ位が適当である。この後、更にバフ研磨し
てもよい。 尚、本発明に於ける生体活性ガラスは、例えば
研削前段階で熱処理してガラスセラミツク（結晶
質）に変えてもよい。 次いで実施例により本発明を具体的に説明す
る。 実施例 １ 金属芯体１は熱膨張係数1.43×10^-5℃^-1のコバ
ルト−クロム合金製で、第２図（斜視図）に示す
ような形状と上面直径５mm長さ11mmの寸法を有
し、上面に直径3.0mm深さ8.5mmの円柱状の凹み１
ａを有するものである。この金属芯体は予め熱処
理することにより表面に酸化層を形成してある。 鋳型４は鉄製で、上部に直径16mmの開口部があ
り深さ20mmのキヤビテイを有する。この鋳型は第
１図に示すように２つに分割できる。 まず、第１表記載の組成及び性質を有する生体
活性ガラスの溶融液（1010℃）を作り、これを鋳
型４のキヤビテイ内に注入する。 その後、直ちに金属芯体１に支持棒２を取り付
け、芯体１を毎分30cmの速度で溶融ガラス３中に
挿入する（第３図参照）。 そのまま、放置してガラスが固化するのを待
ち、溶融ガラスが固化したら、鋳型を２つに分離
して未だ熱いガラス塊を有する支持棒を取りはず
し次いで525℃の恒温炉に入れて１時間保持して
芯体とガラス層との温度を一致させ、それから
0.5℃／分の速度で常温まで徐冷する。 その後、粗さ34〜37μｍの砥石でガラス層を研
削し、厚さを0.5mmとした。この後、支持棒をは
ずすと目的とする歯科用インプラントが得られ
る。

【表】 このインプラントを歯槽骨に埋植し、完全な結
合を確認さた後、人工歯冠のような上部構造を装
着する。 実施例 ２ 金属芯体は熱膨張係数1.36×10^-5℃^-1のニツケ
ル−クロム合金で、第２図（斜視図）に示すよう
な形状と、上面直径4.5mm長さ10mmの寸法を有し、
上面に直径2.5mm深さ7.5mmの円柱状の凹みを有す
る。この金属芯体は予め熱処理することにより表
面に酸化層を形成した後、第２表記載の組成及び
成分を有する生体活性のほとんどない下地ガラス
層を溶融浸漬法により約100μｍの厚さに被覆し
てある。溶融浸漬の方法は、第２表記載のガラス
溶融液（1070℃）に金属芯体を浸漬し、引き上げ
て放冷し、530℃の恒温炉に入れて１時間保持し
て芯体と被覆ガラス層との温度とを一致させた
後、0.5℃／分の速度で常温まで徐冷する方法で
ある。 鋳型はステンレススチール製で上部に直径18mm
の開口部を有し、深さ24mmのキヤビテイを有す
る。 金属芯体の中心の凹みにステンレススチール製
の支持棒を嵌入した後、芯体を530℃に予備加熱
する。 次に第２表記の組成及び性質を有する生体活性
ガラスの溶融液（1000℃）を作り、これを鋳型に
注入した後、25cm／分の速度で金属芯体を溶融ガ
ラス中に挿入する。 ガラスが固化したら、未だ熱いガラス塊を有す
る支持棒を鋳型から離型し、これを520℃の恒温
炉に入れて１時間保持することにより全体の温度
を一致させ、それから0.5℃／分の速度で常温に
戻した。 次いで粗さ25〜30μｍの砥石を用いて生体活性
ガラス層を研削し、その厚さを0.5mmとした。こ
うして本発明の歯科用インプラントが得られる。

【表】 実施例 ３ 金属芯体は実施例２と同じものを使用するが、
下地ガラス層は被覆していない。 それ以外は実施例２と同様にして第３表記載の
組織及び性質を有する生体活性ガラス層を被覆
し、研削を行なつて、本発明の歯科用インプラン
トを製造した。

【表】 実施例 ４ 芯体は熱膨張係数1.61×10^-5℃^-1の鉄基オース
テナイト合金で第２図（斜視図）に示すような形
状と上面直径4.5mm長さ10mmの寸法を有し、上面
に直径2.5mm深さ7.5mmの円柱状の凹みを有する。
この金属芯体は予め熱処理することにより表面に
酸化層を形成した後、第４表記載の組成及び性質
を有する生体活性のほとんどない下地ガラス層
（厚さ約120μｍ）を形成してある。 鋳型は実施例２のものと同じで、実施例２と同
様に鋳型に第４表記載の生体活性ガラスの溶融液
（840℃）を流し込み、芯体を挿入し、ガラスが固
化したら、未だ熱いガラス塊を有する芯体を鋳型
から取り出し、これを410℃の恒温炉に入れて３
時間保持し、それから0.5℃／分の速度で常温ま
で徐冷した。 最後に粗さ34〜37μｍの砥石を用いてガラスを
研削し、生体活性ガラス層の厚さを0.6mmとした。
こうして本発明の歯科用インプラントが得られ
た。

【表】 （発明の効果） 以上の通り、本発明の製造法によれば、均一な
厚さ及び目的とする組成を有する生体活性ガラス
が芯体に被覆されてなるインプラントが得られ、
また工業的に量産した場合にも、溶融浸漬法と違
つて、被覆前の生体活性ガラス溶融液が有害な金
属イオンで汚染されて全体を取り換えなければな
らなくなる事態が発生せず、従つて経済的に製造
できる。 そのほか、本方法は、機械による自動生産を行
なう場合に、操作上、機械化し易く有利である。

【図面の簡単な説明】

第１図は２つの部分からなる割り型の一例を示
す展開斜視図である。第２図は金属芯体の一例を
示す斜視図である。第３図は金属芯体をガラス溶
融液に挿入した様子を示す断面図である。 〔主要部分の符号の説明〕、１……金属芯体、
２……支持棒、３……ガラス溶融液、４……鋳
型。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 金属芯体と該芯体を被覆した生体活性ガラス
   層とからなる歯科用インプラントを製造する方法
   に於いて、 (1) 上部に開口部を有する鋳型のキヤビテイ内
   に、前記芯体と実質的に同一の熱膨張係数を有
   する生体活性ガラスの溶融液を注入し、 (2) 前記芯体をキヤビテイ内のガラス溶融液に挿
   入し、 (3) そのままガラスが固化するまで放冷し、 (4) 得られたガラス塊と芯体を徐冷して常温に戻
   し、 (5) ガラス塊を研削して所定の厚さの生体活性ガ
   ラス層を得る、 ことを特徴とする歯科用インプラントの製造法。 ２ 前記所定の厚さが0.2〜１mmであることを特
   徴とする特許請求の範囲第１項記載の製造法。