JPH032540B2 - - Google Patents
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- JPH032540B2 JPH032540B2 JP63096715A JP9671588A JPH032540B2 JP H032540 B2 JPH032540 B2 JP H032540B2 JP 63096715 A JP63096715 A JP 63096715A JP 9671588 A JP9671588 A JP 9671588A JP H032540 B2 JPH032540 B2 JP H032540B2
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
- A61C8/00—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools
- A61C8/0012—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools characterised by the material or composition, e.g. ceramics, surface layer, metal alloy
-
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Description
〔産業上の利用分野〕
本発明は金属芯体を生体活性ガラス被覆してな
る歯科用インプラントに関する。 〔従来の技術〕 生体内の硬組織特に骨と化学的に直接結合する
能力を有する材料として生体活性ガラス及びガラ
スセラミクス（本明細書では単に生体活性ガラス
と略称する。）が知られている。これらは生体内
で体液と接することにより反応する。具体的には
生体活性ガラスの表面からそれらの構成原子であ
るところのNa，Ca，Ｐ，Ｂ，Siなどのイオンが
溶け出して表面に細孔が形成され、この細孔に生
体活性ガラスから溶出したＰイオン、Caイオン
および生体の造骨作用に基づくＰ，Caの各イオ
ンが沈着し、かつ結晶化して骨物質であるところ
のヒドロキシアパタイトを形成する。これにより
骨と生体活性ガラスとが化学的に直接結合する。
この説明は文献J.Biomed.Mater.Res.Symp.No.２
（Part1）117−141（1971）に詳しい。しかしなが
ら、生体活性ガラスは単体でインプラントとして
使用するには力学的強度が十分でない。 これを解決したものとして使用時の荷重に耐え
る強度の大きい金属芯体に生体活性ガラスを被覆
した歯科用インプラントが提案された（第２図参
照）。 （発明が解決しようとする課題） しかしながら、このインプラントは、上面にガ
ラス被覆層２の端面が露出しているので、インプ
ラントを骨に埋植しても、この端面は骨と結合す
ることがない。 そのため、埋植後長い間経過すると、上に取付
けた上部構造との隙間から侵入した体液によつて
侵食されるという第１の問題があつた。 また、ガラス被覆層２には、第２図に矢印で示
す鋭いエツジが存在するために、インプラント取
扱い中、あるいは上部構造取付け中にそこを破損
する危険があるという第２の問題点があつた。 更に、上面にはガラス被覆層２の上端面の他に
金属芯体１の端面も露出しているので、上部構造
６を取付ける際、それらの接触面を接合する接合
剤が、ガラス−上部構造及び金属−上部構造の２
種の接合を可能とするものでなければならず、そ
のような接合剤を入手又は開発するのは難しいと
いう第３の問題点があつた。 〔課題を解決するための手段〕 このため、本発明は、第１図に示すように、イ
ンプラントの上面に金属のつば１ａを設け、これ
によりガラス被覆層２の上端を保護したものであ
る。 〔作用〕 金属芯体に使用される金属としては、生体に不
活性なステンレススチール、コバルト−クロム合
金、ニツケル−クロム合金などが使用される。 金属芯体の形状としては、例えば逆円錐形、逆
円錐台、丸みを帯びた逆四角錐台、などが適して
いる。 生体活性ガラスは例えば以下の組成から成る。
各数値はモルパーセント（mol％）である。 SiO2 35〜60 B2O3 ５〜15 Na2O 10〜30 CaO ５〜40 TiO2 0.5〜10 P2O5 ０〜15 K2O ０〜20 Li2O ０〜10 MgO ０〜５ Al2O3＋ZrO2＋Nb2O5 ０〜８ La2O3＋TTa2O2＋Y2O3 ０〜８ F2 ０〜15 尚、本発明においてはガラスとガラスセラミク
スとを区別する必要はなく、周知のごとくガラス
を結晶化してセラミクスとすることにより強度を
高めることができるので、両者を合わせて単にガ
ラスと略称している。 インプラントを製造するには、浸漬被覆法が好
ましく、その場合には、生体活性ガラスは熱膨張
係数が金属芯体のそれと等しいか又は実質的に等
しいものを選ぶ必要がある。ここで実質的に等し
い熱膨張係数とは、金属芯体のそれより0.1×
10-5℃-1低いものまでを言い、金属芯体のそれよ
り少しでも上回つた値は含まれない。 こうして選択された生体活性ガラスを融解し、
その融液中に金属芯体を浸漬してガラスを被覆さ
せ、次いで芯体を引き上げて放冷し、ガラス転移
温度Tgにて一旦しばらく保持して芯体とガラス
被覆層との温度を一致させる。ガラス転移温度
Tgで温度を一旦保持する理由は、芯体とガラス
との温度を一致させるためと、それまでの冷却過
程で発生したガラスス中の応力を完全に解放する
ためである。もし、このTgより高い温度で保持
すると、ガラス被覆層が変形する欠点がある。逆
にTgより低い温度で保持すると、ガラスが実質
的に固体となり、それまでに発生した応力を解放
することができない。しかしながら、Tgより40
℃まで低い温度範囲であれば、長時間例えば１〜
24時間保持することにより、それまでに発生した
応力を解放することができるので、ガラス転移温
度Tgで保持するとはTgからTgより40℃低い温
度までの範囲の任意の温度で保持することを意味
する。 こうして、Tgで一旦保持することにより、ガ
ラス中のそれまでに発生した応力は解放され、し
かも芯体とガラス層の温度が一致したので、この
後、両者に温度差が生じないようにすることと、
ガラス層自身の各部位で温度差が生じないように
するために0.8℃／分以下の速度で徐冷する。 Tg以下の熱膨張の温度依存性は、ほぼ直線
（この直線は100℃〜300℃間で測定した熱膨張係
数で代表されることが知られている）であり、熱
膨張係数の実質的に等しい金属芯体とガラスを使
用すれば、Tg以下で両者の温度を等しく徐冷す
ることにより、ガラス層に残留応力の実質的にな
い歯科用インプラントが得られる。徐冷は0.8
℃／分以下で行なうが、これにより芯体とガラス
層に温度差が生じないので、一定の温度差を持つ
て冷却する特開昭53−145394号公報に記載された
製法に比べ、温度管理が極めて簡単である。 なお、生体活性ガラスの被覆層の厚さは常温状
態で0.2〜1.5mm位あればよい。 生体活性ガラス中の原子が体液の作用でイオン
となつて溶出し、溶出したイオンは骨との境界付
近に沈着し、場合によつて、骨中の無機化合物と
同じ化合物が生成することにより、生体活性ガラ
スは骨と直接、強固に結合するという。 しかし、イオンが溶出するに従い、生体活性ガ
ラスの表面の性質が変化し、反応層と呼ぶことの
できる初めのガラスとは性質の違つた層を形成
し、本発明者らの研究によればこの層は、骨との
結合が完成するにつれて形成速度は小さくなる
が、ガラスの反応性が高いと長期間のうちにはイ
オンの溶出が徐々にではあるが着実に進み、反応
層のの厚みが増加し、やがて、芯体と生体活性ガ
ラスとの境界部まで反応が進行する。困つたこと
に、この反応層は一般に元の生体活性ガラスやも
ちろん芯体よりも機械的強度が弱く、もろいこと
が判明した。特に、反応層が芯体との境界にまで
進行した場合には、芯体と生体活性ガラス層との
結合力が弱まり咬合時の圧力によつて最悪の場
合、インプラントが歯槽骨から脱落する結果に至
る。従つて、芯体との境界に至る前に反応層の進
行が停止することが望ましく、それも急に停止す
るのではなく、徐々に停止することが望ましい。
そのため、芯体との境界付近は反応性が多少あり
反応層の形成速度が非常に遅い生体活性ガラスで
あることが望ましい。 本発明者らは、この目的のため生体活性ガラス
の複層被覆に着目したが、一方ガラスの被覆法と
して最も簡便な溶融浸漬被覆法を採用しようとす
ると、内層のガラスと外層のガラスとの熱膨張係
数を一致させる必要がある。もし、一致させない
と、被覆した後常温まで冷却したとき、被覆ガラ
ス層に大きな残留応力が残り、割れてしまうか、
又は極端に割れ易い状態となる。ところが、従来
の特開昭53−145394号公報に開示されたガラスで
は、生体との反応性を決定すると、熱膨張係数は
一義的に決定され、そのため反応性が異なり、し
かも熱膨張係数が一致するガラスの組み合わせを
捜すことは非常に困難である。また、ガラスの特
性として組成の異なるガラス同士は結合強度が弱
い。更にまた浸漬被覆法では芯体の損傷防止、作
業性及び省エネルギーの観点から被覆に使用する
ガラスは、低融性であることが望ましい。 本発明者らは、研究を進めた結果、 SiO2 35〜60モル％ B2O3 ０〜15 Na2O 10〜30 CaO ５〜40 P2O5 ０〜15 K2O ０〜20 Li2O ０〜10 MgO ０〜５ La2O3＋Ta2O2＋Y2O5 ０〜８ F2 ０〜15 なる組成の一部公知の生体活性ガラスにTiO2を
添加すると、熱膨張係数（温度100℃から300℃の
２点間で測定したもの）が実質的に変化せずに反
応性のみが低下し得ること、更に外層（骨と接す
る層）のTiO2の含有率は、初期反応性を良くし、
骨との結合強度を高めるため０〜２％が適当であ
り、また内層（芯体と接する層）のTiO2の含有
率は、芯体との境界付近の反応性を低減し、かつ
低融性を確保するために５〜10モル％が適当であ
ることを見い出した。 いずれのガラス組成に於いても製造は、ガラス
技術に於いて公知の方法で行なうことができ、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、混合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、かくはんし、均一化する。 こうして得られた溶融ガラスに芯体を浸漬した
後、引き上げて徐冷することにより内層を被覆
し、必要に応じて研磨して整形する。次いで被覆
された芯体を、外層となる溶融ガラス中に浸漬
し、前回と同様の操作を繰り返す。こうして、２
層構造のインプラントが製造される。 従つて、内層は再加熱されるので芯体と実質的
に同一の熱膨張係数を有するガラス組成でなけれ
ばならない。（なお、ここで実質的に同一とは芯
体のそれより0.1×10-5℃-1低いものまで意味す
るが、少しでも上回つたものは意味しない。）と
ころが好都合なことに上述の内層のガラス組成の
範囲内で、芯体特に使用上望ましい金属芯体の熱
膨張係数に実質的に一致するガラスを選択するこ
とができる。 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〕 第１図は本実施例で製造したインプラントの断
面図である。１は上面にくぼみ３を有する略逆円
錐形の上面直径4.5mm×長さ10mmの金属芯体（Ni
−Cr合金で三金工業社製の商品名サニリウム、
熱膨張係数1.36×10-5℃-1）である。このくぼみ
３に人工歯冠またはそれを装着するためのポスト
コアが嵌合接着される。２ａ（外層）は厚さ
100μmの生体活性ガラス、２ｂ（内層）は厚さ
400μmの活性の弱い生体活性ガラスである。各々
のガラス組成を次に示す。
る歯科用インプラントに関する。 〔従来の技術〕 生体内の硬組織特に骨と化学的に直接結合する
能力を有する材料として生体活性ガラス及びガラ
スセラミクス（本明細書では単に生体活性ガラス
と略称する。）が知られている。これらは生体内
で体液と接することにより反応する。具体的には
生体活性ガラスの表面からそれらの構成原子であ
るところのNa，Ca，Ｐ，Ｂ，Siなどのイオンが
溶け出して表面に細孔が形成され、この細孔に生
体活性ガラスから溶出したＰイオン、Caイオン
および生体の造骨作用に基づくＰ，Caの各イオ
ンが沈着し、かつ結晶化して骨物質であるところ
のヒドロキシアパタイトを形成する。これにより
骨と生体活性ガラスとが化学的に直接結合する。
この説明は文献J.Biomed.Mater.Res.Symp.No.２
（Part1）117−141（1971）に詳しい。しかしなが
ら、生体活性ガラスは単体でインプラントとして
使用するには力学的強度が十分でない。 これを解決したものとして使用時の荷重に耐え
る強度の大きい金属芯体に生体活性ガラスを被覆
した歯科用インプラントが提案された（第２図参
照）。 （発明が解決しようとする課題） しかしながら、このインプラントは、上面にガ
ラス被覆層２の端面が露出しているので、インプ
ラントを骨に埋植しても、この端面は骨と結合す
ることがない。 そのため、埋植後長い間経過すると、上に取付
けた上部構造との隙間から侵入した体液によつて
侵食されるという第１の問題があつた。 また、ガラス被覆層２には、第２図に矢印で示
す鋭いエツジが存在するために、インプラント取
扱い中、あるいは上部構造取付け中にそこを破損
する危険があるという第２の問題点があつた。 更に、上面にはガラス被覆層２の上端面の他に
金属芯体１の端面も露出しているので、上部構造
６を取付ける際、それらの接触面を接合する接合
剤が、ガラス−上部構造及び金属−上部構造の２
種の接合を可能とするものでなければならず、そ
のような接合剤を入手又は開発するのは難しいと
いう第３の問題点があつた。 〔課題を解決するための手段〕 このため、本発明は、第１図に示すように、イ
ンプラントの上面に金属のつば１ａを設け、これ
によりガラス被覆層２の上端を保護したものであ
る。 〔作用〕 金属芯体に使用される金属としては、生体に不
活性なステンレススチール、コバルト−クロム合
金、ニツケル−クロム合金などが使用される。 金属芯体の形状としては、例えば逆円錐形、逆
円錐台、丸みを帯びた逆四角錐台、などが適して
いる。 生体活性ガラスは例えば以下の組成から成る。
各数値はモルパーセント（mol％）である。 SiO2 35〜60 B2O3 ５〜15 Na2O 10〜30 CaO ５〜40 TiO2 0.5〜10 P2O5 ０〜15 K2O ０〜20 Li2O ０〜10 MgO ０〜５ Al2O3＋ZrO2＋Nb2O5 ０〜８ La2O3＋TTa2O2＋Y2O3 ０〜８ F2 ０〜15 尚、本発明においてはガラスとガラスセラミク
スとを区別する必要はなく、周知のごとくガラス
を結晶化してセラミクスとすることにより強度を
高めることができるので、両者を合わせて単にガ
ラスと略称している。 インプラントを製造するには、浸漬被覆法が好
ましく、その場合には、生体活性ガラスは熱膨張
係数が金属芯体のそれと等しいか又は実質的に等
しいものを選ぶ必要がある。ここで実質的に等し
い熱膨張係数とは、金属芯体のそれより0.1×
10-5℃-1低いものまでを言い、金属芯体のそれよ
り少しでも上回つた値は含まれない。 こうして選択された生体活性ガラスを融解し、
その融液中に金属芯体を浸漬してガラスを被覆さ
せ、次いで芯体を引き上げて放冷し、ガラス転移
温度Tgにて一旦しばらく保持して芯体とガラス
被覆層との温度を一致させる。ガラス転移温度
Tgで温度を一旦保持する理由は、芯体とガラス
との温度を一致させるためと、それまでの冷却過
程で発生したガラスス中の応力を完全に解放する
ためである。もし、このTgより高い温度で保持
すると、ガラス被覆層が変形する欠点がある。逆
にTgより低い温度で保持すると、ガラスが実質
的に固体となり、それまでに発生した応力を解放
することができない。しかしながら、Tgより40
℃まで低い温度範囲であれば、長時間例えば１〜
24時間保持することにより、それまでに発生した
応力を解放することができるので、ガラス転移温
度Tgで保持するとはTgからTgより40℃低い温
度までの範囲の任意の温度で保持することを意味
する。 こうして、Tgで一旦保持することにより、ガ
ラス中のそれまでに発生した応力は解放され、し
かも芯体とガラス層の温度が一致したので、この
後、両者に温度差が生じないようにすることと、
ガラス層自身の各部位で温度差が生じないように
するために0.8℃／分以下の速度で徐冷する。 Tg以下の熱膨張の温度依存性は、ほぼ直線
（この直線は100℃〜300℃間で測定した熱膨張係
数で代表されることが知られている）であり、熱
膨張係数の実質的に等しい金属芯体とガラスを使
用すれば、Tg以下で両者の温度を等しく徐冷す
ることにより、ガラス層に残留応力の実質的にな
い歯科用インプラントが得られる。徐冷は0.8
℃／分以下で行なうが、これにより芯体とガラス
層に温度差が生じないので、一定の温度差を持つ
て冷却する特開昭53−145394号公報に記載された
製法に比べ、温度管理が極めて簡単である。 なお、生体活性ガラスの被覆層の厚さは常温状
態で0.2〜1.5mm位あればよい。 生体活性ガラス中の原子が体液の作用でイオン
となつて溶出し、溶出したイオンは骨との境界付
近に沈着し、場合によつて、骨中の無機化合物と
同じ化合物が生成することにより、生体活性ガラ
スは骨と直接、強固に結合するという。 しかし、イオンが溶出するに従い、生体活性ガ
ラスの表面の性質が変化し、反応層と呼ぶことの
できる初めのガラスとは性質の違つた層を形成
し、本発明者らの研究によればこの層は、骨との
結合が完成するにつれて形成速度は小さくなる
が、ガラスの反応性が高いと長期間のうちにはイ
オンの溶出が徐々にではあるが着実に進み、反応
層のの厚みが増加し、やがて、芯体と生体活性ガ
ラスとの境界部まで反応が進行する。困つたこと
に、この反応層は一般に元の生体活性ガラスやも
ちろん芯体よりも機械的強度が弱く、もろいこと
が判明した。特に、反応層が芯体との境界にまで
進行した場合には、芯体と生体活性ガラス層との
結合力が弱まり咬合時の圧力によつて最悪の場
合、インプラントが歯槽骨から脱落する結果に至
る。従つて、芯体との境界に至る前に反応層の進
行が停止することが望ましく、それも急に停止す
るのではなく、徐々に停止することが望ましい。
そのため、芯体との境界付近は反応性が多少あり
反応層の形成速度が非常に遅い生体活性ガラスで
あることが望ましい。 本発明者らは、この目的のため生体活性ガラス
の複層被覆に着目したが、一方ガラスの被覆法と
して最も簡便な溶融浸漬被覆法を採用しようとす
ると、内層のガラスと外層のガラスとの熱膨張係
数を一致させる必要がある。もし、一致させない
と、被覆した後常温まで冷却したとき、被覆ガラ
ス層に大きな残留応力が残り、割れてしまうか、
又は極端に割れ易い状態となる。ところが、従来
の特開昭53−145394号公報に開示されたガラスで
は、生体との反応性を決定すると、熱膨張係数は
一義的に決定され、そのため反応性が異なり、し
かも熱膨張係数が一致するガラスの組み合わせを
捜すことは非常に困難である。また、ガラスの特
性として組成の異なるガラス同士は結合強度が弱
い。更にまた浸漬被覆法では芯体の損傷防止、作
業性及び省エネルギーの観点から被覆に使用する
ガラスは、低融性であることが望ましい。 本発明者らは、研究を進めた結果、 SiO2 35〜60モル％ B2O3 ０〜15 Na2O 10〜30 CaO ５〜40 P2O5 ０〜15 K2O ０〜20 Li2O ０〜10 MgO ０〜５ La2O3＋Ta2O2＋Y2O5 ０〜８ F2 ０〜15 なる組成の一部公知の生体活性ガラスにTiO2を
添加すると、熱膨張係数（温度100℃から300℃の
２点間で測定したもの）が実質的に変化せずに反
応性のみが低下し得ること、更に外層（骨と接す
る層）のTiO2の含有率は、初期反応性を良くし、
骨との結合強度を高めるため０〜２％が適当であ
り、また内層（芯体と接する層）のTiO2の含有
率は、芯体との境界付近の反応性を低減し、かつ
低融性を確保するために５〜10モル％が適当であ
ることを見い出した。 いずれのガラス組成に於いても製造は、ガラス
技術に於いて公知の方法で行なうことができ、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、混合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、かくはんし、均一化する。 こうして得られた溶融ガラスに芯体を浸漬した
後、引き上げて徐冷することにより内層を被覆
し、必要に応じて研磨して整形する。次いで被覆
された芯体を、外層となる溶融ガラス中に浸漬
し、前回と同様の操作を繰り返す。こうして、２
層構造のインプラントが製造される。 従つて、内層は再加熱されるので芯体と実質的
に同一の熱膨張係数を有するガラス組成でなけれ
ばならない。（なお、ここで実質的に同一とは芯
体のそれより0.1×10-5℃-1低いものまで意味す
るが、少しでも上回つたものは意味しない。）と
ころが好都合なことに上述の内層のガラス組成の
範囲内で、芯体特に使用上望ましい金属芯体の熱
膨張係数に実質的に一致するガラスを選択するこ
とができる。 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〕 第１図は本実施例で製造したインプラントの断
面図である。１は上面にくぼみ３を有する略逆円
錐形の上面直径4.5mm×長さ10mmの金属芯体（Ni
−Cr合金で三金工業社製の商品名サニリウム、
熱膨張係数1.36×10-5℃-1）である。このくぼみ
３に人工歯冠またはそれを装着するためのポスト
コアが嵌合接着される。２ａ（外層）は厚さ
100μmの生体活性ガラス、２ｂ（内層）は厚さ
400μmの活性の弱い生体活性ガラスである。各々
のガラス組成を次に示す。
金属芯体１として直径3.5mm、長さ8.5mmの歯科
用Ni−Cr合金（三金工業社製、商品名サニリウ
ム、熱膨張係数：1.36×10-5℃-1）を使用した。
被覆用生体活性ガラスＡ（第２表参照）は、熱膨
張係数：1.36×10-5℃-1をもち適当な生体反応性
をそなえている。 ころガラスを溶融後、1060度まで放冷し、ただ
ちに上記芯体を浸漬し、約20秒保持した後引き上
げ、510℃に調節した徐冷炉中に移し、１時間保
持した。そのの後、0.5℃／分の冷却速度で徐冷
した。 得られた歯科用インプラント（第４図参照）は
厚さ0.5mmの被覆層２を持ち、割れも見られず、
耐衝撃性も十分であつた。 第２表 成 分 ガラスＡ SiO2 46.7モル B2O3 5.6 P2O5 2.5 CaO 21.1 Na2O 23.6 TiO2 0.5 合計 100モル 熱膨張係数（℃-1） 1.36×10-5 溶融温度（℃） 1300 Tg（℃） 510 〔発明の効果〕 以上の通り、本発明は、上面に金属製のつばを
設けて生体活性ガラス被覆層の上端面を保護した
ので(1)生体活性ガラスは完全に骨の中に埋もれる
ことから体液によつて侵食されることがなく、(2)
ガラス被覆層上面角にエツジがなくなるので、破
損の恐れがなくなり、しかも(3)上部構造−金属芯
体の接触面しかないので接合材のの入手又は開発
が容易となる。
用Ni−Cr合金（三金工業社製、商品名サニリウ
ム、熱膨張係数：1.36×10-5℃-1）を使用した。
被覆用生体活性ガラスＡ（第２表参照）は、熱膨
張係数：1.36×10-5℃-1をもち適当な生体反応性
をそなえている。 ころガラスを溶融後、1060度まで放冷し、ただ
ちに上記芯体を浸漬し、約20秒保持した後引き上
げ、510℃に調節した徐冷炉中に移し、１時間保
持した。そのの後、0.5℃／分の冷却速度で徐冷
した。 得られた歯科用インプラント（第４図参照）は
厚さ0.5mmの被覆層２を持ち、割れも見られず、
耐衝撃性も十分であつた。 第２表 成 分 ガラスＡ SiO2 46.7モル B2O3 5.6 P2O5 2.5 CaO 21.1 Na2O 23.6 TiO2 0.5 合計 100モル 熱膨張係数（℃-1） 1.36×10-5 溶融温度（℃） 1300 Tg（℃） 510 〔発明の効果〕 以上の通り、本発明は、上面に金属製のつばを
設けて生体活性ガラス被覆層の上端面を保護した
ので(1)生体活性ガラスは完全に骨の中に埋もれる
ことから体液によつて侵食されることがなく、(2)
ガラス被覆層上面角にエツジがなくなるので、破
損の恐れがなくなり、しかも(3)上部構造−金属芯
体の接触面しかないので接合材のの入手又は開発
が容易となる。
第１図は、本発明の実施例１にかかる歯科用イ
ンプラントの縦断面図である。第２図は、従来の
歯科用インプラントの縦断面図である。第３図
は、従来の歯科用インプラントを埋植した様子を
説明する概念図である。第４図１は、本発明の実
施例２にかかる歯科用インプラントの斜視図であ
る。同２は、同１の上面図である。同３は、同２
の矢視断面図である。 主要部分の符号の説明、１……金属芯体、２…
…生体活性ガラス被覆層、１ａ……つば、２ａ…
…外層、２ｂ……内層、３……くぼみ、４……ポ
ストコア、５……上部構造（人工歯冠）、６……
骨、７……歯肉。
ンプラントの縦断面図である。第２図は、従来の
歯科用インプラントの縦断面図である。第３図
は、従来の歯科用インプラントを埋植した様子を
説明する概念図である。第４図１は、本発明の実
施例２にかかる歯科用インプラントの斜視図であ
る。同２は、同１の上面図である。同３は、同２
の矢視断面図である。 主要部分の符号の説明、１……金属芯体、２…
…生体活性ガラス被覆層、１ａ……つば、２ａ…
…外層、２ｂ……内層、３……くぼみ、４……ポ
ストコア、５……上部構造（人工歯冠）、６……
骨、７……歯肉。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 金属芯体に上面を除いて生体活性ガラス被覆
層を設けてなる歯科用インプラントにおいて、 上面に金属製のつばを設けて前記ガラス被覆層
の上端面を保護したことを特徴とする歯科用イン
プラント。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63096715A JPS63315046A (ja) | 1988-04-21 | 1988-04-21 | 歯科用インプラント |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63096715A JPS63315046A (ja) | 1988-04-21 | 1988-04-21 | 歯科用インプラント |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63315046A JPS63315046A (ja) | 1988-12-22 |
| JPH032540B2 true JPH032540B2 (ja) | 1991-01-16 |
Family
ID=14172442
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63096715A Granted JPS63315046A (ja) | 1988-04-21 | 1988-04-21 | 歯科用インプラント |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63315046A (ja) |
-
1988
- 1988-04-21 JP JP63096715A patent/JPS63315046A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63315046A (ja) | 1988-12-22 |
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