醫用材料的製作方法

2023-06-27 18:14:36 2

專利名稱：醫用材料的製作方法
技術領域：
本發明涉及醫用材料。更詳細地說，涉及人工齒根移植、人工關 節移植、骨金屬板等骨固定器具或代替骨使用的醫用材料。
背景技術：
專利文獻l:特開2004 - 67547號公報 專利文獻2:實公平7 - 41467號公報 專利文獻3:特開2002 - 345948號公報 專利文獻4:特許3554349號公報 專利文獻5:特開2005 - 95584號公報 專利文獻6: WO2003/35128號/>報 專利文獻7:特開2005 - 111255號公報 專利文獻8:特開2005 - 112716號公報 專利文獻9: W02003/70291號公報 專利文獻10:特許3646167號
鈦金屬與其他金屬相比，在生物體內具有排異反應少的優良性質， 不具磁性，強度高、質量輕等理由，作為人工齒根、人工關節為代表
的移植材料，代替骨等的醫用材料得到廣泛應用。
另一方面，由磷酸銱化合物構成的陶瓷已知也有優良的生物體親 合性。其中，已知有羥基磷灰石、a-磷酸三鈣、P-磷酸三鈣等直 接與骨組織等結合的材料，可用作人工齒根、人工關節等補骨填料的 醫用材料。另外，已知ot-磷酸三鈣、P -磷酸三鈣，可經時在生物 體內吸收而取代自家骨。
在這裡，己經公開的有採用由鈦金屬及磷酸鈣化合物構成的陶瓷 等各種醫用材料。專利文獻1公開一種直徑小於100 Mm、長寬比20以上的鈦或鈦 基合金纖維加以抱合，形成層狀的生物體硬組織衍生支架材料。而且， 該支架材料的纖維表面採用羥基磷灰石等磷酸鈣化合物進行塗布。
專利文獻2公開有鈦制網眼材料與包圍該網眼材料而形成的磷 酸鈣類固化體所構成的複合補骨材料；以及，由陶瓷纖維構成的網眼 材料與包圍該網眼材料而形成的磷酸鈣類固化體所構成的複合補骨材 料。這裡的作為陶瓷纖維，可以舉出氧化鋁纖維、碳纖維等，作為磷 酸鈣類固化體，可以舉出a -磷酸三鈣及磷酸四鈣。該複合補骨材料， 有記載認為其機械強度高，即使受到破壞，也不會四處分散，因此， 通過浸入骨組織，對固化作用是有效的。
專利文獻3公開一種複合燒結體，其具有鈦金屬與其表面形成的 多孔磷酸釣類化合物層。
專利文獻4公開一種複合體，其是在磷酸鈣類陶瓷表面形成了氧 化鈦與氧化鋅的複合膜。
專利文獻5公開一種生物體移植材料，其是在磷酸鈣類陶瓷表面 形成了鈦或鈦合金作為主成分的被覆層。
專利文獻6公開有由羥基磷灰石、膠原及褐藻酸鹽構成，羥基 磷灰石的c軸沿膠原纖維定向的具有細小多孔結構的複合生物體材 料。而且，記栽有該複合生物體材料具有優良的生物體適應性、骨衍 生性。
專利文獻7、 8公開有陶瓷構成的基材以及該基材表面把磷酸鈣 構成的磷灰石核形成劑加以固定而製成的磷酸鈣複合體。

發明內容
本發明要解決的課題
然而，如專利文獻l所示，由鈦等金屬無紡布構成的移植材料， 因由金屬形成而具有強度，但由於與衍生的骨細胞等進行物理結合， 達到充分浸入骨細胞至少需2-3個月時間。
另一方面，磷酸鈣類陶瓷，由於與骨細胞進行化學結合，與細胞的結合時間短，但不具有充分的強度。例如，如專利文獻6公開的那 祥，釆用僅由陶瓷構成的材料，實際的醫用材料，特別是用作補骨填 料或人工齒根時，由於其在生物體內被固定而機械強度不充分。
本發明的第1目的是，通過含鈦或鈦合金構成的金屬纖維與磷酸 鈣類陶瓷以層狀組合，提供一種強度高，細胞的衍生時間更短的新型 醫用材料。
本發明的第2目的是，提供一種強度高，細胞的衍生時間短的結 構陶瓷製成的多層的新型醫用材料。 用於解決課題的手段
本發明的醫用材料(權利要求1)，其中，具有 一邊或直徑IOO jum以下的鈦金屬纖維構成的金屬無紡布；以及，與該金屬無紡布相 鄰設置的磷酸鉤化合物構成的陶瓷層。這裡的所謂一邊，意指斷面形 狀形成多邊形的金屬纖維的一邊。
在這種醫用材料中，陶瓷層是由具有生物體吸收性的磷酸鈣化合 物所構成(權利要求2),或陶瓷層是由生物體非吸收性的磷酸鈣化 合物所構成(權利要求3)是優選的。
另外，金屬無紡布層形成筒狀或柱狀，其外周設置陶瓷層(權利 要求4)，或金屬無紡布層形成筒狀或柱狀，其外周設置金屬無紡布 層是優選的(權利要求5 )。
本發明的醫用材料的第2方案(權利要求6)，其中，由空隙率 0. 1~10°/。(低空隙率)的陶瓷構成的第l層以及與該第l層相鄰設置 的空隙率11~80% (高空隙率)的陶瓷構成的第2層所形成，第l層 與第2層的空隙率差達到10~80點。該醫用材料，至少具有2個以上 的第1層是優選的(權利要求7)。另外，作為該第1層及第2層的 陶瓷，採用生物體吸收性陶瓷或生物體非吸收性陶瓷是優選的(權利 要求8、 9)。另外，作為第l層陶資，釆用生物體吸收性陶瓷或生物 體非吸收性陶資，作為第2層陶瓷，也可採用生物體非吸收性陶瓷或 生物體吸收性陶瓷(權利要求IO)。
作為這種醫用材料，可以舉出第1層形成筒狀或柱狀，其外周設置第2層的醫用材料(權利要求11)。另外，上述第l層形成格狀， 填充其間隙地設置第2層也可(權利要求12)。
本發明的醫用材料的第3方案(權利要求13)，其中，具有筒 狀或柱狀的金屬棒以及其外周設置的由生物體吸收性陶資或生物體非 吸收性陶瓷構成的外層。
發明的效果
本發明的醫用材料，由於具有一邊或直徑100jim以下的鈦金屬纖 維構成的金屬無紡布層以及，其表面設置的磷酸鈣化合物構成的陶資 層，故當該醫用材料埋入人體內時，細胞被衍生至醫用材料內，與陶 瓷層進行化學的或物理的結合，而且，與金屬無紡布層形成物理結合， 與醫用材料牢固地結合。另外，金屬無紡布層由於由直徑100pm以下 的鈦金屬纖維構成，故在金屬無紡布層中以與生物體近似的結構再建 細胞(權利要求1)。
該醫用材料，當陶瓷層為生物體吸收性磷酸鈣化合物時(權利要 求2)，治療後陶瓷層與生物體細胞發生置換，故僅金屬無紡布層殘 留在生物體內，以近似生物體的結構再建細胞。另外，治療後當經過 充分的時間時，由於僅金屬無紡布層殘留，故進行再手術可較容易地 取出治療部位。
另夕卜，當陶瓷層為生物體非吸收性磷酸鈣化合物時(權利要求3)， 由於衍生的細胞與陶瓷層及金屬無紡布層結合，故在生物體內被牢固 地結合。
金屬無紡布層，形成筒狀或柱狀，其外周設置陶瓷層(權利要求 4)時，或陶瓷層形成筒狀或柱狀，其外周設置金屬無紡布層時(權利 要求5)，本發明的醫用材料可以用作人工齒根或人工骨的移植材料。
本發明的醫用材料的第2方案，由於是由空隙率0.1~10%(低空 隙率)的陶瓷構成的第l層以及與該第1層相鄰設置的空隙率11~80% (高空隙率)的陶瓷構成的第2層所形成，故低空隙率的第l層使作 為醫用材料的整體強度提高，具有細胞最易浸入的幾何結構的高空隙率的第2層衍生細胞，與細胞物理結合。另外，第1層與第2層的空 隙率差達到10~80點，故可以防止浸入細胞被固定後的剪斷。即，本 發明的醫用材料的第2方案提出，由於埋入生物體內後，細胞浸入醫 用材料內，在固定前可保持平均的高強度，作為衍生人工齒根、人工 骨、補骨填料等骨芽細胞的材料是特別優選的(權利要求6)。
作為該醫用材料的第l層及/或第2層，當採用生物體吸收性陶瓷 時(權利要求8)，細胞的衍生時間較短。另外，與浸入的細胞進行 物理結合，而且，最終被吸收至該細胞內。另外，作為第l層及/或第 2層，當採用生物體非吸收性陶瓷(權利要求9)時，細胞的衍生時間 比生物體吸收性陶瓷慢，但醫用材料的強度增高。
作為這種醫用材料，第l層形成筒狀或柱狀，其外周設置第2層 (權利要求ll)時，具有可以良好地浸入細胞的幾何學結構的第2層 處於醫用材料的外側，故細胞依次在第2層、第l層以較短時間衍生。
本發明的醫用材料的第3方案，由於具有筒狀或柱狀的金屬棒以 及其外周設置的由生物體吸收性陶資或生物體非吸收性陶瓷構成的外 層，故作為醫用材料的整體強度高，作為人工齒根、人工骨、補骨填 料是優選的(權利要求13)。


圖la、 b分別表示本發明醫用材料一實施方案的斷面圖，圖lc 為該醫用材料用作人工齒根時的斷面圖，圖ld為該醫用材料用作人工 骨時的斷面圖。
圖2a、 b、 c分別表示本發明醫用材料另一實施方案的斷面圖，圖 2d為該醫用材料用作人工齒根時的斷面圖，圖2e為該醫用材料用作 人工骨時的斷面圖。
圖3a、 b分別表示本發明醫用材料又一實施方案的斷面圖，圖3c 為該醫用材料用作人工齒根時的斷面圖，圖3d為該醫用材料用作人工 骨時的斷面圖。
圖4a、 b分別表示本發明醫用材料再一實施方案的斷面圖，圖4c為該醫用材料用作人工齒;f艮時的斷面圖，圖4d為該醫用材料用作人工
骨時的斷面圖。
圖5為本發明醫用材料用作人工關節時的斷面圖。
圖6a為本發明醫用材料用作骨板時的斷面圖，圖6b為本發明醫
用材料用作補骨填料時的斷面圖。
圖7為本發明醫用材料的電子照片。
圖8a、 b分別表示本發明醫用材料一實施方案的斷面圖，圖8c 為該醫用材料用作人工齒根時的斷面圖，圖8d為該醫用材料用作人工 骨時的斷面圖。
圖9a、 b、 c分別表示本發明醫用材料另一實施方案的斷面圖，圖 9d為該醫用材料用作人工齒根時的斷面圖，圖9e為該醫用材料用作 人工骨時的斷面圖。
圖10a、 b、 c、 d分別表示本發明醫用材料又一實施方案的斷面圖。 圖lla、 b分別表示本發明醫用材料再一實施方案的斷面圖，圖
llc為該醫用材料用作人工齒根時的斷面圖，圖lld為該醫用材料用
作人工骨時的斷面圖。
圖12為本發明醫用材料用作人工關節時的斷面圖。
圖13a為本發明醫用材料用作骨板時的斷面圖，圖6b為本發明醫
用材料用作補骨填料時的斷面圖。
圖14a、 b為本發明醫用材料又一實施方案的立體圖。
具體實施例方式
採用

本發明的醫用材料。
圖la示出的醫用材料10，可用於人工齒根(參照圖lb)或人工 骨等(參照圖lc)，具有由鈦片材構成的支柱11以及其外側形成的 生物體吸收性磷酸鉤化合物所構成的外層12。
該支柱11，由鈦或鈦合金的金屬纖維抱合的金屬無紡布所成型 的。該金屬纖維使用直徑在lOOiam以下的纖維。但是， 一邊為100jLi in以下的四角形也可以4吏用。另外， 一邊為100jLim以下的多角形也可以使用。另外，支柱11的空隙率成型為50~95%，特優選80~90%。 對於具有這種細纖維構成的幾何學空間結構的支柱11，可良好地培育 多種類的細胞，並具有良好的附著特性，故細胞擴散至整個支柱內， 縮短與支柱形成物理結合的時間。
該支柱ll,例如，用作人工齒根時(參照圖lc)，支柱ll的直 徑為2 10咖、特優選3 6mm，支柱11的直徑相對整個醫用材料10 的直徑達到10~50%、特優選20~30%。由此，賦予作為人工齒才艮的強 度，另外，由生物體吸收性的磷酸鈞化合物構成的外層12，即使與骨 細胞置換，在該置換的骨細胞間也不引起剪斷等，作為人工齒根可保 持充分的強度。
當用作人工骨時(參照圖ld)，因其使用的骨的部位而異，但支 柱11的直徑為5~40mm、特優選10 30mm，相對整個醫用材料10的 直徑達到10~50%、特優選20~30%。由此，賦予作為人工骨的強度， 另外，由生物體吸收性的磷酸鉀化合物構成的外層12，即使與骨細胞 置換，在該置換的骨細胞間也不引起剪斷等，作為人工骨可保持充分 的強度。
另外，該支柱11的金屬纖維表面，還可以塗布使生物體細胞活化 的生理活性物質或生理活性助劑。作為該生理活性物質或生理活性助 劑，可以舉出細胞成長因子、細胞因子、抗生素物質、細胞成長控制 因子、酶、蛋白、多糖類、磷脂質、脂蛋白、粘多糖類。用這些促進 細胞的衍生。
其次，生物體吸收性的外層12,由oc -磷酸三鉀、P -磷酸三鉀、 磷酸四鉤、從溶液析出的羥基磷灰石等生物體吸收性的磷酸鉀化合物 形成。特別是作為外層12，採用從溶液析出的羥基磷灰石時，通過在 溶液中的浸漬時間可以控制外層12的厚度。另外，外層12具有50-500jum、特別是200 ~ 400 ym的孔，其空隙率達到50 ~ 95°/。、特優選 50~80%。因此，通過設置外層12，細胞等可良好地在外層12的空間 內衍生，與外層12進行化學結合、還有物理結合。
該外層12,例如用作人工齒根時，其厚度為0. 01~lmm、特優選0. 05~0.5mm，而且，相對整個醫用材料10的直徑達到0. 1 ~ 10%、特 優選O. 2~5°/d。而且，用作人工骨時，其厚度為0. 01~2mm、特別優選 0. 05~lmm，而且，相對整個醫用材料10的直徑達到0. 1~10%、特優 選O. 2~5%。由此，衍生出的細胞通過與外層12的結合，即使施加外 力，也難以引起支柱11與外層12的剪斷，並且，在醫用材料與生物 體之間，可以得到用於治療的必要的結合強度。另外，因生物體吸收 性磷酸鈣化合物的種類而異，但陶瓷層與衍生的細胞完全置換前，細 胞在支柱ll內充分衍生，能得到支柱11與細胞間的結合力。
另外，在該外層12內也可填充使生物體細胞活化的生理活性物質 或生理活性助劑等。
該醫用材料10用作人工齒根時，全體直徑為2 10咖、特優選形 成達到3 6mm，用作人工骨時，全體直徑為5 ~ 40mm、特優選形成達 至U 10 ~ 30mm。
因此，構成的醫用材料IO是通過外層12與生物體細胞接觸地插 入人體內，使生物體細胞衍生。即，被衍生的細胞，開始與外層12 結合，然後，細胞通過外層12擴散至支柱11內，與支柱ll結合。
如圖lc所示，醫用材料IO用作人工齒根時，在除支柱11上面外 的外周設置外層12，插入顎骨(齒槽骨)中。而且，骨細胞擴散至醫 用材料10內，在醫用材料10與細胞的充分結合狀態下，在支柱的上 面嵌入安裝了人工齒13的基牙14。
如圖ld所示，用作人工骨的醫用材料10，形成支柱ll使達到骨 的外形或圓筒，另外，在該支柱的上下面形成外層l2。而且，在系合 該醫用材料(人工骨)10的骨Bl、 B2之間，使外層12與骨Bl、 B2 連接地插入。由此，骨細胞與從外層12衍生的外層12結合，而且， 擴展至內部，與支柱ll結合。因此，使早期治癒成為可能，細胞與醫 用材料牢固地結合。另外，用作人工骨時，治療後外層12與骨細胞置 換，通過取出支柱ll，可容易地切除治療後的治療部分。
該醫用材料IO，按如下所述製造。首先，準備使平均外徑100pm 以下的鈦合金纖維抱合的金屬無紡布。而且，把它們插入事先準備好的模具內，進行壓縮使空隙率達到50~95%、特別是80~90%，製成支 柱11。另外，在這裡把製成的支柱11插入陶瓷製造的模具夾具內， 在比鈦的熔點U668度)低的500 ~ 1500度進行燒結即可。
其次，在支柱11的外周被覆生物體吸收性的陶瓷。作為其被覆方 法，優選溶液法。通過採用溶液法可以被覆任意的厚度。
圖lb的醫用材料15,具有由鈦片材構成的支柱16及其外周形成 的生物體非吸收性的磷酸釣化合物構成的外層17。即，圖la的醫用 材料10與外層材料形成生物體非吸收性的材料。
該支柱16，與第1方案的支柱11同樣，由直徑100jam以下的鈦 或鈦合金的金屬纖維抱合的金屬無紡布形成，其空隙率達到50~95%、 優選80~ 90%。
支柱16，與圖la的支柱11同樣，可以用作人工齒根(參照圖lc) 或人工骨。另外，其大小實質上也與圖la的支柱11相同。
生物體非吸收性的外層17,由羥基磷灰石等生物體非吸收性的磷 酸釣化合物構成。而且，該外層17具有直徑50~ 500 Mm、特別優選 200 400jam的孔，使空隙率達到50 ~ 80%、特別是50 ~ 60°/。而形成。 因此，通過設置外層17，促進細胞的衍生，縮短外層17與細胞形成 結合的時間。
該外層17的厚度，例如，用作人工齒根時，為O. 01~lmm、特優 選O. 05 ~ 0.5mm,而且，相對整個醫用材料15的直徑達到0. 1 ~ 10°/。、 特別優選達到0.2~5%。另外，用作人工骨時，其厚度為0.01~2mm、 特優選0. 05 ~ lmm,而且，對整個醫用材料10的直徑達到0. 1 ~ 10°/。、 特別優選達到0. 2~5%。
由於具有如此結構，外層17與生物體不吸收的骨成為一體化。因 此，與圖1的醫用材料IO相比，細胞的衍生變慢，但術後的強度上升。 但是，作為非吸收性的陶瓷，當經過以年為單位的時間後，外層被吸 收、置換。另外，具有外層17的醫用材料15，與圖1的醫用材料10 同樣，支柱16與外層17之間的剪斷難以發生，並且，可以得到醫用 材料與生物體的結合強度。圖2a所示的醫用材料20，圖la的醫用材料10的支柱與外層材 料相反，具有由生物體吸收性的磷酸鉤化合物構成的支柱21以及其外 周形成的鈦片材構成的外層22。
該生物體吸收性的支柱21,由oc-磷酸三鈞、p -砩酸三鉀、磷 酸四鈣等生物體吸收性的磷酸鉤化合物構成。另外，支柱21，具有直 徑50 500jam、特優選200 ~ 400 ji m的孔，4吏空隙率達到50 ~ 95%、 特優選50~80°/。而形成。這種支柱21，例如，用作人工齒根(參照圖 2d)時，支柱21的直徑為2~ 10mm、特優選3 ~ 6mm，而且，支柱21 的直徑相對整個醫用材料20的直徑達到10~50%、特優選達到20 ~ 30%。另外，用作人工骨(參照圖2e)時，因使用骨的部位而異，但 支柱21的直徑為5~40mm、特優選10 30mm，而且，相對整個醫用材 料20的直徑達到10~50%、特優選達到20~30%。
該外層22,由直徑100 jam以下的鈦或鈦合金的金屬纖維抱合的 金屬無紡布構成，其支柱的空隙率為50~95%，優選80~90%。該外層 22的厚度，例如，用作人工齒根(參照圖2d)時，為l 10mm、特優 選l 6mm、最優選l 2mm。而且，該厚度相對整個醫用材料20的直 徑達到10~50%、特優選達到10~30%。另外，用作人工骨(參照圖 2e)時，其厚度為l 10mm、特優選1 ~ 6mm，而且，相對整個醫用材 料20的直徑達到5 ~ 50%、特優選達到5 ~ 30°/。。
由於具有如此結構，細胞首先擴散至外層22內，與外層22結合。 然後，經過外層22，進駐支柱21的細胞，與支柱21進行結合。另外， 由於支柱21與骨細胞置換，僅由鈦片材構成的圓筒狀外層22作為增 強材料殘留。該外層22，根據治療情況，既可在治療後去除，也可殘 留。
該醫用材料20，通過用作細胞衍生困難的老人等的人工齒根或人 工骨，即使在支柱內衍生、置換的骨細胞密度低，採用外層22使整體 增強是優選的。
圖2b所示的醫用材料25具有由生物體非吸收性的磷酸鉀化合物 構成的支柱26以及其外周形成的鈦片材構成的外層27。該生物體非吸收性的支柱26，由羥基磷灰石等生物體非吸收性的 磷酸鈣化合物構成。另外，支柱26具有直徑為50~ 500|um、特優選 200 400 pm的孔，使空隙率達到50~80%、特優選50 ~ 60%而形成。 這種支柱26，例如，用作人工齒根(參照圖2d)時，支柱26的直徑 為2 10mm、特優選3 6mm，支柱26的直徑相對整個醫用材料25的 直徑達到10~50%、特別優選達到20~30%。另外，用作人工骨(參照 圖2e)時，因使用骨的部位而異，但支柱26的直徑為5~40mm、特優 選10~30mm，相對整個醫用材料25的直徑達到10~50%、特優選達到 20~ 30%。
該外層27，由直徑100 Mm以下的鈦或鈦合金的金屬纖維抱合的 金屬無紡布所成型的，其空隙率為50~95%，優選80~90%。該外層 27的厚度，例如，用作人工齒根(參照圖2d)時，為0. 5~5mm、特 優選0. 5 ~ 2fflm，而且，相對整個醫用材料25的直徑達到10~ 50°/。、特 別優選達到20~30%。另外，用作人工骨(參照圖2e)時，其厚度為 5~40nmi、特優選10 30腿，而且，相對整個醫用材料25的直徑達到 10 ~ 50%、特別優選達到20 ~ 30%。
由於具有這種結構，與醫用材料20同樣，細胞首先擴散至外層 27內與外層27結合，然後與支柱26結合。
該醫用材料25可用作人工齒根或人工骨，並且，通過在其對象細 胞衍生困難的老人等身上使用，與醫用材料20同樣，即使在支柱內衍 生的骨細胞密度低，由外層22使全體增強，是優選的。另外，與醫用 材料20相比，由於支柱與其骨密度低的骨不發生置換，故強度更高。
另外，如圖2c的醫用材料29那樣，在圖2a的外層22中，也可 設置多個連通外部與支柱21的通路23。這是由於衍生的細胞通過通 路23，進駐支柱21，首先形成與支柱21結合。然後，從通路23及支 柱21的外周，細胞向外層22內擴散，形成細胞與外層22的結合。因 此，由於支柱21與細胞之間的結合首先得到，在醫用材料20埋入體 內後，在較早的階段就可以得到醫用材料與生物體的結合。該通路23 可以設置在圖2b的醫用材料25的外層27上。圖3a的醫用材料30，由鈦片材構成的筒狀內層31、該內層外周 上形成的生物體吸收性的磷酸釣化合物構成的外層32、和插入內層的 棒33所構成。
醫用材料30的內層31，是由直徑100yra以下的鈦或鈦合金的金 屬纖維抱合的金屬無紡布所成型的，其空隙率為50~95%，優選80-90%。該內層31的厚度，例如，用作人工齒根(參照圖3c)時，為2~ 10mm、特優選3 6mm，而且，相對整個醫用材料30的直徑達到10 ~ 50%、特別優選達到20~30%。另外，用作人工骨(參照圖3d)時，其 厚度為5~40mm、特優選10~ 30mm，而且，相對整個醫用材料30的直 徑達到10~ 50%、特優選達到20~ 30°/。。
該生物體吸收性的外層32，由oc -磷酸三鈣、P -磷酸三鈣、磷 酸四釣等生物體吸收性的磷酸鈣類材料構成，具有直徑50~ 500 pm、 特優選200 ~ 400 [im的孔，空隙率達到50~80%、特優選50~60%。這 種外層32,例如，用作人工齒根(參照圖3c)時，外層32的厚度為 l~3mm、特優選l 2mm，而且，外層32的厚度相對整個醫用材料30 的直徑達到2~20°/。、特別優選達到5~10%。另外，用作人工骨(參照 圖3d)時，因使用骨的部位而異，但外層32的厚度為1 ~ 30mm、特優 選1 ~ 20mm，相對整個醫用材料30的直徑達到2 ~ 20%、特優選達到5 ~ 10%。
棒33是用不鏽鋼或鈦製成的棒，是用於提高該醫用材料強度的 棒。在這裡通過使用鈦棒，在治療中用於接受MRI等檢查，是優選的。 另夕卜，通過具有棒33，即使骨細胞不能充分衍生，或骨細胞即使衍生， 其骨密度變小時，仍可以保持充分的強度。因此，該醫用材料30，對 於老人等細胞衍生較緩慢或困難的人，或骨疏鬆症、骨軟化症等細胞 衍生較困難的部位也可以採用。作為這種棒的直徑達到2~20mm、特 優選3~10mm，相對整個醫用材料30的直徑達到5 ~ 50°/。、特優選達到 10~20%。
因此，棒33由於作為軸的作用，即使在治療中仍保持醫用材料 30的強度，是優選的。該醫用材料30，通過埋入生物體內使細胞衍生。衍生的細胞，一 開始與外層32進行化學的結合，還有物理結合，再擴散至外層32內， 到達內層31。而且，通過在內層32內擴散，與內層31進行物理結合。
該醫用材料30也可在人工齒根(參照圖3c)及人工骨(參照圖 3d)中使用。該醫用材料30用作人工齒根時，棒33可以用作人工齒 34上使用的基牙。
另外，用作人工骨的醫用材料30，由從上往下依次形成的圓柱狀 外層32、內層31、外層32，以及貫穿它們、上下突出地形成的棒33 所構成，在系合突出的棒33的骨B1及B2上形成突刺地配置，可原樣 保持治療部位強度地進行治療。
醫用材料35，由鈦片材構成的筒狀內層36、其內層的外周上形成 的生物體吸收性磷酸鈣化合物構成的外層37、插入內層的棒38構成。
醫用材料35的內層36，是由直徑100pm以下的鈦或鈦合金的合 金纖維抱合的金屬無紡布成型的，其空隙率達到50~95%、優選80~ 90%。這種內層36的直徑，例如，用作人工齒根(參照圖3c)時，為 2 ~ 10mm、特優選3~ 6mm,而且，相對整個醫用材料35的直徑達到10 ~ 50%、特優選達到20~ 30%。另外，用作人工骨(參照圖3d)時，為5~ 40mm、特優選10~ 30nrni，而且，相對整個醫用材料35的直徑達到10 ~ 50%、特優選達到20~ 30%。
醫用材料35的外層37,由羥基磷灰石等生物體非吸收性的磷酸 4丐化合物材料構成，具有直徑50 ~ 500 p m、特優選200 ~ 400 " m的孑L, 其空隙率達到50~80%、優選50~60%。該外層37,例如，用作人工 齒根(參照圖3c)時，外層37的厚度為1 ~ 3mm、特優選1 ~ 2mm，而 且，外層37的直徑相對整個醫用材料35的直徑達到2~20%、特優選 達到5~10%。另外，用作人工骨(參照圖3d)時，因使用骨的部位而 異，外層37的直徑為5 ~40mm、特優選10~ 30mm，相對整個醫用材料 35的直徑達到10~50%、特優選達到20 ~ 30%。
棒38，用於增強醫用材料35的強度，與圖3a的棒33實質上相同。該醫用材料35也與醫用材料30同樣，由於具有棒38，治療中可 保持強度。
圖4的醫用材料40,由生物體吸收性磷酸轉化合物構成的內層41、 其內層的外周上形成的鈦片材構成的外層42、插入內層的棒43構成。
該生物體吸收性的內層41，由oc-磷酸三鉤、0 -磷酸三鉀、磷 酸四鉤等生物體吸收性的磷酸鉀化合物構成，具有直徑50 ~ 500 p m、 特優選200 400jim的孔，空隙率達到50~80%、特優選50~60%。該 內層41的厚度為2-10mm，特優選3 ~ 6mm(人工齒根時)，為5 ~ 40mm、 特優選10~ 30mm (人工骨時)，而且，相對整個醫用材料40的直徑 達到10~50%、特優選達到20~30°/。(人工齒才艮、人工骨時)。
醫用材料40的外層42，是由直徑100jum以下的鈦或鈦合金的合 金纖維抱合的金屬無紡布成型的。此時，支柱的空隙率達到50~95%、 優選80~90°/ 。該外層42的厚度為1 ~ 3mm、特優選1 ~ 2mm,相對整 個醫用材料40的直徑達到2~20%、特優選達到5~10%。
醫用材料40的棒43與圖3a的棒33實質上相同。
該醫用材料40也可用作圖4c及圖4d所示的人工齒根及人工骨。
另外，該醫用材料與醫用材料20同樣，在陶瓷構成的內層的外周 設置由鈦片材構成的外層，因此，即使以細胞衍生困難的老人等作為 對象，也可以得到強度高的人工齒根、人工骨。然而，與醫用材料30 相比，細胞的f汴生變慢。
圖4b的醫用材料45，由生物體非吸收性的磷酸4丐材料構成的筒 狀內層46、該內層外周形成的由鈦片材構成的外層47、以及插入內層 的棒48所構成。
該內層46，由羥基磷灰石的生物體非吸收性的磷酸鈣化合物構 成，具有直徑50~ 500jam、特優選200 ~ 400 p m的孔，其空隙率達到 50~80%、特優選50~60°/。。該內層41的厚度為2~10mm、特優選3 ~ 6mm (人工齒根的場合)，或5 ~ 40mm、特優選10~ 30mm (人工骨的場 合)。而且，相對整個醫用材料40的直徑達到2~20%、特優選達到5~ 10% (人工齒根的場合)，或者相對整個醫用材料40的直徑達到2~20%、特優選達到5~10% (人工骨的場合)。
它也與醫用材料40具有同樣的增強作用。另外，由於內層與骨細 胞不發生置換作用，故比醫用材料40具有更高的強度。
醫用材料45的外層47,是由直徑100)im以下的鈦或鈦合金的合 金纖維抱合的金屬無紡布成型的。此時，外層47的空隙率達到50 ~ 95%、優選80 ~ 90%。該外層47的厚度為1 ~ 3mm、特優選1 ~ 2mm (人 工齒根的場合，圖4c)，另外，該外層47的厚度為1~3咖、特優選 1 ~2籠(人工骨的場合，圖4d)。而且，相對整個醫用材料40的直 徑達到2~20%、特優選達到5~10°/。(人工齒才艮的場合，圖4c)，或 相對整個醫用材料40的直徑達到2~20%、特優選達到5~10°/。(人工 骨的場合，圖4d)。
圖5a的醫用材料用於人工關節。該人工關節50由人工骨節51 及承受皿52構成。作為人工關節51，釆用鈦或鈦合金。該人工關節 51，如圖所示，在作為骨B上安裝的人工骨使用的圖1的醫用材料10 的上端設置。
人工關節的承受皿52，由扇狀金屬基材53、金屬基材的內面設置 的合成樹脂層54、金屬基材的外面設置的由鈦片材構成的金屬纖維層 55、以及該金屬纖維層的外面設置的陶瓷層56而構成。
作為金屬基材53,可採用生物體親和性高的不鏽鋼或鈦。特別是 鈦對MRI等檢查無影響，是優選的。
作為合成樹脂層54，高分子聚乙烯等合成樹脂，從與人工關節61 的滑動性、耐久性考慮是優選的。另外，其厚度為2 20mm、特優選5~ 10mm。
作為金屬纖維層55，是由直徑100pm以下的鈦或鈦合金的合金 纖維抱合的金屬無紡布成型的，空隙率達到50~95%、優選80~90%。 其厚度為1 ~ 10mm、特優選3 ~ 5mm。
作為陶瓷層56，由cc-磷酸三鈣、P -磷酸三鈣、磷酸四鈣等生 物體吸收性的磷酸鈣化合物形成時，具有直徑50~ 500 Mm、特優選 300 400 pm的孔，空隙率達到50~80%、特優選50~60%，其厚度為1 ~ 10mm,特優選2 ~ 5mm。
另外，作為陶瓷層，當釆用幾基磷灰石等生物體非吸收性的砩酸 鈣化合物時，具有直徑50~ 500 pm、特優選300 400 nm的孔，空隙 率達到50~ 80%、特優選50~ 60%，其厚度為1 ~ 10mm，特優選2 ~ 5mm。
作為陶瓷層56，當採用生物體吸收性的化合物時，由於可與骨置 換，故與生物體的最終親和性良好。另外，作為陶瓷層56，當採用生 物體非吸收性的化合物時，不涉及生物體的衍生，可得到早期強度。
通過把這樣構成的人工關節承受皿52埋入生物體，衍生的骨細胞 與陶瓷層56結合，然後，通過該陶瓷層衍生到達金屬纖維層55，與 金屬纖維層55結合。
另外，圖5的金屬纖維層55，也可以與陶資層56的配置相反。 即，人工關節的承受皿52的另一方案，具有扇狀金屬基材53、金屬 基材的內面設置的合成樹脂層54、金屬基材的表面設置的陶瓷層58、 該陶瓷層的外面設置的由鈦片材構成的金屬纖維層59。
作為陶瓷層58，當採用ct-磷酸三鈣、p -磷酸三鈣、磷酸四鈣 等生物體吸收性的磷酸鉤化合物時，具有直徑50~ 500 nm、特別優選 300 400 pm的孔，空隙率達到50~80%、特優選50~60%，該層的厚 度為l 10mm，特優選2 5mm。
另外，作為陶瓷層58,當採用羥基磷灰石等生物體非吸收性的磷 酸鈣化合物時，具有直徑50~ 500|im、特優選300 400lam的孔，空 隙率達到20~ 60°/。、特優選30~50%，其厚度為l 10mm,特優選2 ~ 5mm。
作為金屬纖維層59，是由直徑lOOiiim以下的鈦或鈦合金的合金 纖維抱合的金屬無紡布成型的，空隙率達到50~95%、優選80~90%。 其厚度1 ~ 5mm、特優選1 ~ 3mm。
圖6a所示的醫用材料，可用作骨板60。該骨板60具有金屬基材 61、其內面設置的由鈦片材構成的金屬纖維層62、以及由磷酸鈣化合 物形成的陶資層63。
作為金屬基材61的原材料，可以舉出生物體親和性高的不鏽鋼、鈦或鈦合金。其厚度l 10nun、特優選l 5mm。
作為金屬纖維層62，是由直徑100pm以下的鈦或鈦合金的合金 纖維抱合的金屬無紡布成型的，空隙率達到50~95%、優選80~90%。
其厚度1 ~ 10mm、特優選1 ~ 5mm。
作為陶瓷層63，當採用P -磷酸三鈣等生物體吸收性的磷酸鉤化 合物時，具有直徑50~ 500 Mm、特別優選300 400jim的孔，空隙率 達到20~60%、特優選30~50%，其厚度為l 10mm,特優選2 ~ 5mm。
另外，作為陶瓷層63，當採用羥基磷灰石等生物體吸收性的磷酸 鈣化合物時，具有直徑50~ 500 ym、特別優選300 ~ 400jnm的孔，空 隙率達到20~60%、特優選30~50%，其厚度為l 10mm，特優選2 ~ 5mm。
通過釆用這種骨板60，分離的骨B1與骨B2通過螺栓等連結，骨 細胞衍生至骨板60中，與陶瓷層63結合，再與金屬纖維層62結合， 使骨Bl、 B2牢固連結。
另外，圖6a所示的金屬纖維層62,也可與陶瓷層63的配置相反。 即，骨板60的另一實施方案是，具有金屬基材61、其內面設置的由 磷酸鉤化合物構成的陶瓷層66、以及由鈦片材構成的金屬纖維層67。 金屬基材61與圖6a所示的金屬纖維層實質上相同。
作為陶瓷層66，當採用a-磷酸三鈣、P -磷酸三鈣、磷酸四鈣 等生物體吸收性的磷酸釣化合物時，具有直徑50~ 500 ym、特優選 300 - 400iam的孔，空隙率達到70~95%、特優選80~90%，其厚度為 1 ~ 10mm， 特優選2 ~ 5mm。
作為陶瓷層66，當採用羥基磷灰石等生物體非吸收性的磷酸鈣化 合物時，具有直徑50~ 500 pm、特優選300 - 400iLim的孔，空隙率達 到30~50%、特優選40-50%,其厚度為l 10mm，特優選2 ~ 5mm。
作為金屬纖維層67，是由直徑100 nm以下的鈦或鈦合金的合金 纖維抱合的金屬無紡布成型的，空隙率達到50~95%、優選80~90%。
其厚度1 ~ lOfflm、特優選3 ~ 5m邁。
圖6b的醫用材料70，用作補骨填料，由鈦片材構成的基材71、被覆該基材而設置的磷酸鈣化合物構成的被覆層72所構成。
基材71，是由直徑100 Hi m以下的鈦或鈦合金的合金纖維抱合的 金屬無紡布成型的，空隙率達到50~95%、優選80~90%。該基材71 的大小，可根據骨的缺損部位或填補部位的大小加以調整。
作為被覆層72，當採用oc-磷酸三鈣、P -磷酸三鈣、磷酸四鈣 等生物體吸收性的磷酸釣化合物時，具有直徑50~ 500 pm、特別優選 300 400jum的孔，空隙率達到30~60%、特優選40~50%，其厚度為 1 ~ 10mm， 特優選2 ~ 5mm。
作為被覆層72,當採用羥基磷灰石等生物體非吸收性的磷酸鈣化 合物時，具有直徑50~ 500jam、特優選300 ~ 400 |i m的孔，空隙率達 到30~60%、特優選40~50%，其厚度為l 10mm，特優選2 ~ 5mm。
作為該補骨填料70,通過插入骨的缺損部，從補骨填料周圍衍生 的骨細胞與被覆層72結合。然後，骨細胞擴散，通過被覆層72到達 基材71，與基材71結合。
在該補骨填料70中，基材71與被覆層72的配置也可以相反。 此時，作為基材71,當釆用oc-磷酸三鈣、0 -磷酸三鈣、磷酸 四鈣等生物體吸收性的磷酸鈣化合物時，具有直徑50~ 500jam、特別 優選300 400jam的孔，空隙率達到30~60%、特優選40~50%。其厚
度可根據骨的缺損部位或填補部位的大小加以任意調整。
作為基材71，當採用羥基磷灰石等生物體非吸收性的磷酸鈣化合
物時，其直徑具有50~ 500 ym、特優選300 400 pm的孔，空隙率達
到30~60%、特優選40~50%,該基材71的大小可根據骨的缺損部位
或填補部位的大小加以調整。
另外，此時，作為被覆層72，是由直徑100 pm以下的鈦或鈦合
金的金屬纖維抱合的金屬無紡布成型的，空隙率50~95%、優選80~
90%。其厚度成型達到1 ~ 10mm，特優選2 ~ 5mm。
圖7所示的醫用材料77,由基材78與其外部設置的塗層79構成。
在這裡，基材78為近似長方形斷面的鈦金屬纖維，塗層79為非吸收
性陶瓷的羥基磷灰石。根據其電子顯微鏡照片可知，在基材78的周圍設置均勻的塗層79。
此前公開的醫用材料中使用的金屬纖維，斷面形狀為圓形，直徑 lOOiam以下為主，圖7所示的斷面形狀為四方形， 一邊在100pm以 下也可以。另外，也可以是一邊在100nm以下的多角形。
圖8a所示的醫用材料80，可以用作人工齒根(參照圖8c)或人 工骨(參照圖8d)，其具有空隙率為0. 1 10% (低空隙率)、特優 選1 ~ 5%的生物吸收性陶瓷構成的支柱81,與其外周形成的空隙率 11~80% (高空隙率)、特優選50~70%的生物吸收性陶資構成的外層 82。支柱81與外層82的空隙率之差為10~80點。
這種醫用材料的支柱81由生物吸收性陶資構成，其空隙率為 0.1~10%(低)，可把膠原、纖維結合素、白蛋白等細胞母體成分衍 生至支柱內，通過細胞外母體成分衍生，可以促進支柱內的細胞增殖 及細胞分化。因此，細胞可衍生至支柱內，在與生物體固定中可以發 揮錨合效果。另外，作為整個醫用材料80，可以得到強度，當醫用材 料在生物體內埋入後，至細胞衍生前，醫用材料被固定在生物體內。 即，通過向支柱81導入細胞外母體成分，細胞容易進入該層82，另 外，作為整體強度更加提高，對支柱整體的衍生時間較為縮短。
另一方面，外層82，由生物吸收性陶瓷構成，其空隙率為11~80°/。 (高)，特別優選50~70%,與支柱的空隙率之差為10~ 80點，該孔 的直徑為50~ 500jura、特優選300 400jiiin。其外層82的空隙率，具 有最佳浸入細胞的幾何學結構。而且，外層82比支柱空隙率大10 ~ 80點，具有向外層82最佳浸入的細胞衍生至支柱81的作用，可以防 止支柱81與外層82之間的剪斷。另夕卜，與外層82物理結合的細胞與
支柱同樣最終進行化學結合。
這樣構成的醫用材料80，由於具有充分的強度，即使在生物體內 配置也不會發生變形或破壞。因此，該醫用材料，特別是用作人工齒 根、人工骨或補骨填料是優選的。該醫用材料80,由於全部由生物吸 收性陶瓷構成，故骨芽細胞衍生後，與該衍生的骨完全置換。
另外，由於醫用材料80的外層比支柱的空隙率高，如上所述，浸入外層82的細胞在支柱的方向衍生。因此，向醫用材料80內細胞可 早期衍生。另外，可依次進行骨芽細胞與外層的置換、骨芽細胞向支 柱的浸入以及骨芽細胞與支柱的置換，所以，醫用材料80，在與骨置 換前，在支柱81與外層82之間不引起剪斷等，可保持平均的高強度。 作為該醫用材料中使用的生物吸收性陶乾，可以舉出oc -磷酸三 鈣、P -磷酸三鈣等。此時，支柱與外層既可採用同種材料，也可採 用異種材料。
另外，在該支柱81與外層82的表面，也可以塗布活化生物體細 胞的生物體活性物質或生理活性助劑等。這種生物體活性物質或生理 活性助劑，可以舉出細胞成長因子、細胞因子、抗生素物質、細胞成 長控制因子、酶、蛋白、多糖類、磷脂質、脂蛋白、粘多糖類。用這 些可以促進細胞的f廳生。
該醫用材料，不是釆用原來實施過的單一陶瓷原材料，而是採用
多種陶瓷原材料與非燒結磷酸鈣的複合而製造的。
當圖8c所示的醫用材料80用作人工齒根時，除支柱81的上面的 外周上設置外層82，插入顎骨(齒槽骨)。由此，從外層82浸入骨 芽細胞，骨芽細胞擴散至醫用材料80內，在醫用材料80與骨芽細胞 充分結合的狀態下，在支柱的上面嵌入安裝了人工齒83的基牙84。 而且，當醫用材料80與自家骨置換時，自家骨直接支持基牙84。
此時，醫用材料80的整個直徑為3~ 30mm、特優選4-20mm，支 柱81的直徑為2 ~ 25mm、特優選2 ~ 20mm,外層的厚度為0. 5 ~ 10mm、 特優選l 5mm。而且，支柱81的直徑相對整個醫用材料80的直徑達 到5~30°/。、特優選10~20%,對整個醫用材料80賦予更高的強度。
當圖8d所示的醫用材料80用作人工骨時，形成支柱使該骨的外 形或形成圓筒，而且，在該支柱的上下面形成外層82。而且，在系合 該醫用材料(人工骨)80的骨Bl、 B2之間插入外層82使骨Bl、 B2 連接。由此，骨芽細胞從外層82衍生與外層82結合，而且，向支柱 81擴散，與支柱81結合。由此，可進行早期治癒，骨芽細胞與醫用 材料牢固結合。此時醫用材料的大小，因其所用骨的部位而異，全部高度為1~
50mm、特優選2 25mm,支柱81高度為1 ~ 49mm、特優選1 ~ 20mm, 外層的厚度為0. 5 ~ lOmin、特優選1 ~ 5mm。而且，支柱81高度相對整 個醫用材料80的高度達到5~ 30°/。、特優選10~20%，可給予整個以充 分的強度，是優選的。
其次，圖8b所示的醫用材料85，具有空隙率0. 1~10% (低空 隙率)、特優選1~5°/。的生物體非吸收性陶瓷構成的支柱86，與其外 周形成的空隙率11 ~ 80% (高空隙率)、特優選50~70%的生物體非吸 收性陶瓷構成的外層87。支柱86與外層87的空隙率之差為11 ~ 80 點。該醫用材料85是圖8a所示的醫用材料80的材料，為生物體非吸 收性。
其支柱86，與圖8a所示的支柱81同樣，由於空隙率為0. 1~10% (低空隙率)，細胞外的母體成分可衍生至支柱內，並且，作為整個 醫用材料85可以得到強度。另外，支柱86的直徑為全部直徑的5~ 30%、特優選達到10~20%而形成，特別是作為整個的強度可以保持，
對全部支柱的f汴生時間縮短。
另外，外層87，與圖8a的外層82同樣，空隙率為11~80°/。(高)、 特優選50~70%,與支柱的空隙率之差在10以上，其孔徑為50~500 jam、特優選300 ~ 400|Lim。因此，具有細胞適宜的幾何學結構，可積 極衍生細胞。另外，外層87比支柱86的空隙率大10~80點而形成， 所以，可以防止支柱86與外層87的剪斷，另外，細胞可順利地衍生 至醫用材料85內。
具有這樣構成的醫用材料85，手術後與不被生物體吸收的骨形成 一體化，故剛手術後(醫用材料剛埋入後)的強度高。因此，老人等 細胞衍生較慢的人、困難的人或骨疏鬆症、骨軟化症的人使用是優選 的。但是，儘管是生物體非吸收性陶瓷，經過時間按年計也可以被吸 收、置換。另外，由於醫用材料85是由空隙率差10 80點的兩層構 成的，故與圖8的醫用材料80同樣，支柱86與外層87之間的剪斷難 以發生，並且，可以得到醫用材料與生物體的結合強度。作為該醫用材料85中使用的生物體非吸收性陶資，可以舉出羥基 磷灰石、氧化鋁、氧化鋯、碳、磷酸鈣、結晶玻璃等。此時，支柱86 與外層87既可採用同種材料，也可採用異種材料。另外，在該支柱 86與外層87的表面，與圖8的醫用材料同樣，也可塗布使生物體細 胞活化的生理活性物質或生理活性助劑等。
當該醫用材料85用作人工齒根時，整個的直徑為3~8mm、特優 選3. 5 ~ 6mm，支柱86的直徑為3 ~ 5mm、特優選3 ~ 4mm，外層87的 厚度為O. 2~2mm、特優選0. 5 ~ lmm。而且，支柱86的直徑對整個醫 用材料85的直徑達到5~20%、特優選10~15%。
另夕卜，當該醫用材料85用作人工骨時，整個的高度為10~ 200mm、 特優選10~150mm，支柱86的高度相對整個醫用材料85的高度達到 100%是優選的。
圖9a所示的醫用材料90，具有由空隙率11 ~ 80%(高空隙率)、 特優選50~70%的生物體吸收性陶乾構成的支柱91;以及，其外周形 成的空隙率為0. 1~10% (低空隙率)、特優選1~5%的生物體吸收性 陶瓷構成的外層92。即，圖8所示的醫用材料80的支柱81與外層82 的空隙率相反。
該支柱91，空隙率為11~80% (高)、特優選50~70%，故具有 細胞適宜的幾何學結構，細胞積極地衍生。另外，支柱91形成的孔徑 為50 500 pm、特優選300 - 400 |im,對骨芽細胞的浸入是優選的。
該外層92，由於空隙率為0. 1~10% (低)、特優選1~5%，故細 胞可衍生至外層內，並且，可賦予整個醫用材料90的強度。另外，由 於外層92與支柱91的空隙率之差為10~80點，故支柱91與外層92 之間難發生剪斷。外層92上形成的孔徑為0. 01 ~ 10 n m、特優選0. 1 ~ 5pm。另外，外層92的厚度為整個直徑的5~20%、特優選達到10~ 15%，作為整個強度可更加保持，並且，對整個醫用材料的細胞衍生時 間減少。
作為這種生物體吸收性陶資，與圖8所示的醫用材料80同樣，可 以舉出ct-磷酸三鈣、p-磷酸三鈣等。此時，支柱與外層既可以採用同種材料也可以釆用異種材料。
具有這樣構成的醫用材料90，由於具有充分的強度，在生物體內 配置不易發生錯位。而且，醫用材料90，由於整個由生物體吸收性陶 瓷構成，故衍生的骨芽細胞，其後可與骨完全置換。該醫用材料，由 於在外層92設置空隙率低的層，細胞的衍生時間比圖8的醫用材料 80慢。但是，與外層92相比，支柱91與細胞的結合力高， 一旦衍生 細胞，錨合效果比圖8的醫用材料80高。另外，醫用材料90也與圖 8的醫用材料80同樣，在置換骨前，支柱91與外層92之間不引起剪 斷等，可保持平均的高強度。因此，考慮細胞的適度衍生時間及強度， 外層92的厚度相對整個醫用材料90的直徑為5~20%、特優選10 ~ 15%。
另外，如圖9c所示的醫用材料99那樣，在外層92上也可設置連 通外部與支柱91的貫穿孔93。因此，通過設置貫穿孔93，細胞可以 加快衍生時間。該貫穿孔93其孔徑為0. 1 ~ 5mm、特優選1 ~ 3mm。
該醫用材料90 ( 99 )當用作人工齒根時(參照圖9d)，整個直徑 為3 ~ 20mm、特優選4 ~ 20 mm,支柱91的直徑為2 ~ 25mm、特優選2 ~ 20 mm,外層92的厚度為0. 5~10mm、特優選1~5 mm。而且，外層 92的厚度相對整個醫用材料90的直徑為5~ 30%、特優選10~20%， 由於可以賦予作為整體的強度，是優選的。
另外，當該醫用材料90 ( 99 )用作人工骨時(參照圖9e)，整個 高度為l-50mm、特優選2 25mm，支柱91的高度為1 ~ 49mm、特優 選1 ~ 20 mm，外層的厚度為0. 5 ~ 10mm、特優選1 ~ 5 mm。而且，外 層的厚度相對整個醫用材料90的高度為5~30%、特優選10~20%，由 此可以賦予作為整體的強度，是優選的。
圖9b所示的醫用材料95，具有由空隙率為11~80%(高空隙率)、 特優選50~70%的生物體非吸收性陶瓷構成的支柱96;以及，其外周 形成的空隙率為0. 1~10% (低空隙率)、特優選1~5%的生物體非吸 收性陶瓷構成的外層97。即，圖8b的醫用材料85的支柱86與外層 87的空隙率相反。該支柱96，由於空隙率為11~80% (高)、特優選50~70%，具 有細胞適宜的幾何學結構，積極衍生細胞。另外，支柱96形成的孔徑 為50~ 500 pm、特優選300 ~ 400|ani,對骨芽細胞的侵入是優選的。
該外層97，由於空隙率為0. 1~10% (低)，故細胞可衍生至外層 內，並且，賦予整個醫用材料95的強度。另外，由於支柱96與外層 97的空隙率之差為10~80點，故支柱96與外層97之間難發生剪斷。 外層97上形成的孔徑為0. l~10pm、特優選O. l~5jnm。另外，外層 97的厚度為整個直徑的5 ~ 20%、特優選達到10 ~ 15%,賦予作為全體 的強度，並且，對全部醫用材料的細胞衍生時間減少。另外，如圖9c 所示，也可在外層97上設置貫穿孔93。
作為這種生物體非吸收性陶瓷，與圖8b所示的醫用材料85同樣， 可以舉出羥基磷灰石、氧化鋁、氧化鋯、碳、磷酸鈞晶體等。此時， 支柱與外層既可以釆用同種材料也可以釆用異種材料。
當該醫用材料95用作人工齒根時(參照圖9d)，整個直徑為3~ 20咖、特優選4~20mm，支柱96的直徑為2 ~ 25mm、特優選2~20mm， 外層97的厚度為0. 5 ~ 10mm、特優選1 ~ 5 mm。而且，外層97的厚度 相對整個醫用材料95的直徑為5~30%、特優選10~20%,由此可以賦 予作為整體的強度，因此是優選的。
另外，當該醫用材料95用作人工骨時(參照圖9e)，整個高度 為1 ~ 50隨、特優選2 ~ 25 mm,支柱96的高度為1 ~ 49mm、特優選1 ~ 20 mm，外層的厚度為0. 5~10mm、特優選1 ~ 5 mm。而且，外層的厚 度相對整個醫用材料95的直徑為5 ~ 30%、特優選10~ 20%,由此可以 賦予作為整體的強度，因此是優選的。
圖10a所示的醫用材料100,具有由空隙率為0. 1 ~ 10% (低空 隙率)、特優選1~5%的生物體吸收性陶乾構成的支柱101;以及，其 外周形成的空隙率為11~80°/。(高空隙率)、特優選50~70%的生物體 非吸收性陶瓷構成的外層102。該支柱101與外層102的空隙率之差 為10~80點。
該支柱101，與圖8a的醫用材料的支柱81實質上相同，可賦予整個醫用材料強度，同時細胞衍生至支柱內。而且，衍生後，最終被 吸收於生物體中。
另一方面，外層102與圖8b的醫用材料的外層87實質上相同， 具有細胞適宜的幾何學結構，積極衍生細胞。而且，長時間不被生物 體吸收。因此，適合用於細胞的衍生與較緩慢或困難的人。
另外，如圖10b的醫用材料103那樣，支柱101a與圖9a的醫用 材料的支柱91實質上相同，由空隙率為11~80% (高空隙率)、特優 選50~70%的生物體吸收性陶資構成，其外層102a與支柱101a，其空 隙率差為10~80點，與圖9b的醫用材料的外層97實質上相同，也可 由空隙率為0. 1~10% (低空隙率)、特優選1~5%的生物體吸收性陶 瓷構成。
圖10c所示的醫用材料105，具有由空隙率為0. 1~10°/。(低空隙 率)、特優選1 ~ 5%的生物體非吸收性陶瓷構成的支柱106;以及，其 外周形成的空隙率為11~80°/。(高空隙率)、特優選50~70%的生物體 吸收性陶資構成的外層107。該支柱106與外層107的空隙率之差為 10~ 80點。
支柱106，與圖8b的醫用材料的支柱81實質上相同，可賦予整 個醫用材料強度，同時細胞衍生至支柱內。而且，長時間在生物體上 不^皮吸收。
另一方面，外層107與圖8a的醫用材料的外層82實質上相同， 具有細胞適宜的幾何學結構，積極地衍生細胞。而且，被生物體吸收。
另外，如圖10d的醫用材料108那樣，支柱106a與圖9b的醫用 材料的支柱86實質上相同，由空隙率為0. 1~10% (低空隙率)、特 優選1 ~5°/。的生物體非吸收性陶瓷形成，外層107a與支柱106a的空 隙率之差為10~80點，與圖9a的醫用材料的外層92實質上相同，也 可由空隙率為11~80°/。(高空隙率)、特優選50~ 70%的生物體吸收性 陶資構成。
圖lla所示的醫用材料110，由筒狀或柱狀的金屬棒111以及其 外周設置的生物體吸收性陶瓷構成的外層112所製成。金屬棒111,由不鏽鋼或鈦等生物體親和性高的金屬構成。當在
這裡使用鈦棒時，由於在治療中可用於接受MRI等檢查，因此是特優 選的。如此，通過設置金屬棒lll，可以提高醫用材料的強度。另夕卜， 骨芽細胞等不能充分衍生，或骨芽細胞即使衍生，其骨密度也小，故 可以保持充分的強度。另外，在必需進行再手術時，可容易地除去金 屬棒111。
外層112，空隙率為11~80%、特優選50~70%,其孔徑50~500 jum、特優選300 ~ 400jum。其幾何學結構是細胞的最適宜結構，細胞 可積極衍至外層112內。作為該外層112的生物體吸收性陶乾，可以 舉出ct-磷酸三鈣、p -磷酸三鈣等。
該醫用材料110，外層112衍生細胞，金屬棒111保持整體強度。 另外，由於採用金屬棒111，其保持高強度，對於老人等細胞衍生較 緩慢或困難的人，或骨疏鬆症、骨軟化症等細胞衍生較困難的部位也 可以採用。
作為該醫用材料110的外層，也可釆用空隙率為11~80%、特優 選50~70%，其孔徑50 500 Mm、特優選300 ~ 400 y m的生物體非吸 收性陶瓷。此時，從其幾何學結構考慮，細胞積極地向外層內衍生。 作為這種生物體非吸收性陶瓷，可以舉出羥基磷灰石。
圖120b所示的醫用材料110a,在金屬棒lll的外周，設置由空 隙率為0. 1~10% (低空隙率)、特優選1~5°/。的生物體吸收性陶資構 成的內層113;以及，其外周形成的由空隙率為11~80%(高空隙率)、 特優選50~70%的生物體吸收性陶資構成的外層114。另外，此時，使 內層113與外層114的空隙率差達到10~ 80點地形成。因此，通過設 置金屬棒，可更加提高作為醫用材料的強度。
該圖lib的醫用材料110a,在圖8a的醫用材料80的支柱81中 插入金屬棒lll，但圖8b的醫用材料85、圖9a 圖9c的醫用材料90、 95、 99或圖10a~圖10d的醫用材料100、 103、 105、 108中也可插入 金屬棒。
另外，醫用材料110 (醫用材料110a (想像線))，也與本發明的其他醫用材料同樣，可用作人工齒根(參照圖llc)或人工骨(參 照圖11 )。
圖12a的醫用材料可在人工關節中使用。該人工關節120由人工 關節121與承受皿122構成。作為人工關節121，可釆用鈦或鈦合金。 該人工關節121，可在如圖所示的骨B上安裝的用作人工骨的圖8的 醫用材料70的上端設置。
人工關節的承受皿122,系由扇狀或碗狀的金屬基材123、在金屬 基材的內面設置的合成樹脂層124、在金屬基材的外面設置的由空隙 率1~10% (低)的生物體吸收性陶瓷構成的第1層125、以及在該第 1層的外面設置的由空隙率10~80%(高)的生物體吸收性陶資構成的 第2層126構成。第l層與第2層的空隙率之差為10~70點。
作為金屬基材123,可以釆用生物體親和性高的不鏽鋼或鈦。作 為合成樹脂層，高分子聚乙烯等合成樹脂，從與人工關節121的滑動 性、耐久性考慮是優選的。其厚度為2 20mm、特優選5 10mm。
作為第1層125,釆用空隙率為0. 1~10°/。(低)、特優選1~5%, 其孔徑為0. 01 5pm、特優選0. 1 2jum的材料。其厚度為2~10mm、 特優選2 ~ 5mm。
作為第2層126，採用空隙率為11~80%(高)、特優選50~70%, 其孔徑50~ 500|am、特優選300 ~ 400 ji m的材料。其厚度為2~10mm、 特優選2 ~ 5mm。
因此，通過把構成人工關節的承受皿122埋入生物體，衍生的骨 芽細胞與第2層126結合，通過該第2層126衍生到達第1層125。 而且，由於在第l層125與第2層126之間設置了 10~70點的空隙率 差，故難以引起剪斷。
另外，也可用以生物體非吸收性陶瓷作為第1層、第2層，另外 可以採用空隙率1~5°/。(低)的生物體吸收性陶瓷或生物體非吸收性 陶瓷作為第1層，也可釆用空隙率為50~70% (高)的生物體非吸收 性陶瓷或生物體吸收性陶瓷作為第2層。
作為生物體吸收性陶瓷，可以舉出oc -磷酸三鈣、P -磷酸三鈣、磷酸四鉀等，作為生物體非吸收性陶乾，可以舉出羥基磷灰石、氧化 鋁、氧化鋯、碳、磷酸鈣、結晶玻璃等。
圖13所示的醫用材料可用作骨板130。該骨板由金屬基材131、 其內面設置的由空隙率0. 1 ~ 10% (低)的生物體吸收性陶資構成的第 1層132、以及在該第1層132的內面設置的由空隙率為11~80%(高) 的生物體吸收性陶瓷構成的第2層133所構成。該第1層132與第2 層133的空隙率之差為10~80點。作為金屬基材131的原材料，可以 舉出生物體親和性高的鈦、鈦合金或不鏽鋼，其厚度為l~10mm、特 優選2 ~ 5mm。
作為第1層132,採用空隙率為0. 1~10% (低)、特優選1~5%， 其孔徑為0. 01 ~ 0. 1 pm、特優選0. 1 ~ 1 pm的材料。其厚度為1 ~ 5mm、 特優選1 ~ 3mm。
作為第2層133，採用空隙率為11~80%(高)、特優選50~70%， 其孔徑50 ~ 500 ^ m、特優選300 ~ 400 pm的材料。其厚度為1 ~ 10mm、 特優選2 ~ 5mm。
把這種骨板130分離的骨Bl與骨B2，分別通過螺釘等連結器具 進行連結，使骨芽細胞衍生至骨板130,與第2層133結合，再與第1 層132結合，骨B1、骨B2彼此牢固連結。而且，最終在骨B1、骨B2
彼此間骨芽細胞成長，形成連接的骨。
該材料也可採用生物體非吸收性陶瓷作為第1層132、第2層133，
再釆用空隙率為0. 1~10%(低)的生物體吸收性陶瓷或生物體非吸收 性陶瓷作為第1層，也可採用空隙率為11~80%(高)的生物體非吸 收性陶資或生物體吸收性陶瓷作為第2層。
圖13b的醫用材料140可用作補骨填料，由空隙率為0.1~10%的 生物體吸收性陶瓷構所的第1層141以及被覆該第1層地設置的由空 隙率為11~80%的生物體吸收性陶瓷構成的第2層1"所構成。該第1 層141與第2層142的空隙率之差為10~80點。
該補骨填料，通過插入骨的缺損部，從補骨填料周圍衍生的骨芽 細胞與第2層142結合。然後，骨芽細胞從骨膜等到達第l層71，與第1層141結合。
在該補骨填料中，作為第1層、第2層，也可以採用生物體非吸 收性陶瓷，另外，作為第l層，採用空隙率為0.1~10% (低)的生物 體吸收性陶瓷或生物體非吸收性陶資，作為第2層，採用空隙率為11 ~ 80% (高)的生物體非吸收性陶瓷或生物體吸收性陶瓷也可以。
圖14a的醫用材料150，由空隙率為11~80%的四方體狀的第2 層151、使貫穿該第2層151地形成的3根空隙率為0. 1~10%的圓柱 狀的第1層152所構成，第l層與第2層的空隙率之差達到10~80%。 因此，通過設置多個第l層，可使醫用材料150的總強度提高。在這 裡，作為第2層151,可以舉出四方體狀，只要是立方體形狀即可而 未作特別限定。另外，作為第1層152,可以舉出圓柱狀，只要埋入 第2層內或貫穿第2層即可，對其立體形狀未作特別限定。
圖14b的醫用材料155,由空隙率為ll ~ 80°/。的四方體狀的第2層 156、埋入該第2層156內的空隙率為0. 1 ~ 10%的格狀的第1層157所構 成，第1層與第2層的空隙率之差達到10~80%。
權利要求
1. 醫用材料，其具有由一邊或直徑100μm以下的鈦金屬纖維構成的金屬無紡布層；以及，與該金屬無紡布層相鄰設置的由磷酸鈣化合物構成的陶瓷層。
2. 按照權利要求1中所述的醫用材料，其中，上述陶瓷層是由具 有生物體吸收性的磷酸鉀化合物構成的。
3. 按照權利要求1中所述的醫用材料，其中，上述陶瓷層是由生 物體非吸收性的砩酸鈣化合物構成的。
4. 按照權利要求1中所述的醫用材料，其中，上述金屬無紡布層 形成筒狀或柱狀，其外周設置陶瓷層。
5. 按照權利要求l中所述的醫用材料，其中，上述陶瓷層形成筒 狀或柱狀，其外周設置金屬無紡布層。
6. 醫用材料，其包括由空隙率0. 1~10% (低空隙率)的陶瓷構 成的第l層以及與該第1層相鄰設置的由空隙率11~80% (高空隙率) 的陶瓷構成的第2層，第l層與第2層的空隙率差達到10~80點。
7. 按照權利要求6中所述的醫用材料，其中，具有至少2層以上 的第1層。
8. 按照權利要求6中所述的醫用材料，其中，上述第1層與第2層的陶瓷為生物體吸收性陶瓷。
9. 按照權利要求6中所述的醫用材料，其中，上述第1層與第2層的陶瓷為生物體非吸收性陶瓷。
10. 按照權利要求6中所述的醫用材料，其中，上述第l層的陶瓷 為生物體吸收性陶瓷或生物體非吸收性陶瓷，上述第2層的陶瓷為生物 體非吸收性陶資或生物體吸收性陶乾。
11. 按照權利要求6中所述的醫用材料，其中，上述第l層形成筒 狀或柱狀，其外周設置第2層。
12. 按照權利要求6中所述的醫用材料，其中，上述第l層形成格 子狀，以填充其間隙地設置第2層。
13.醫用材料，其具有筒狀或柱狀的金屬棒以及其外周設置的由生 物體吸收性陶瓷或生物體非吸收性陶瓷構成的外層。
全文摘要
本發明的醫用材料(10)，其在人工齒根(圖1b)或人工骨(圖1c)等中使用，其中具有由鈦片材構成的支柱(11)、與其外周形成的生物體吸收性磷酸鈣化合物構成的外層(12)。
文檔編號A61L27/00GK101448533SQ200780015558
公開日2009年6月3日 申請日期2007年3月16日 優先權日2006年3月17日
發明者久保木芳德, 關康夫, 鹽田博之 申請人:Hi-Lex株式會社