(57)【要約】  本発明は、生分解性マグネシウム系合金で多孔性構造体の気孔が充填された複合材インプラントに関する。また、本発明は、金属、セラミック、または高分子で製造された多孔性構造体の気孔に生体分解性マグネシウム系合金を充填させる複合材インプラントの製造方法に関する。本発明に係る複合材インプラントは、気孔に充填されたマグネシウム系合金が多孔性金属、セラミックおよび高分子構造体の強度を増加させるので、機械的特性が向上する。また、前記多孔性構造体に充填されたマグネシウム系合金が生体内で分解されながら骨形成速度を増加させる効果を期待することができる。よって、本発明に係る複合材インプラントは、既存の多孔性素材に比べて強度が優れるうえ、骨組織との界面力にも優れるため、より速い骨組織の形成を期待することができる。
2011515145.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体分解性マグネシウム系合金で多孔性構造体の気孔が充填された複合材インプラント。
【請求項２】
前記生体分解性マグネシウム系合金は下記化学式１で表されることを特徴とする、請求項１に記載の複合材インプラント。
ＭｇａＣａｂＸｃ  ・・・<化学式１>
（式中、ａ、ｂおよびｃは各成分のモル比であって、０．５≦ａ≦１、０≦ｂ≦０．４、０≦ｃ≦０．４であり、前記Ｘはジルコニウム（Ｚｒ）、モリブデン（Ｍｏ）、ニオビウム（Ｎｂ）、タンタリウム（Ｔａ）、チタニウム（Ｔｉ）、ストロンチウム（Ｓｒ）、クロム（Ｃｒ）、マンガン（Ｍｎ）、亜鉛（Ｚｎ）、珪素（Ｓｉ）、リン（Ｐ）、ニッケル（Ｎｉ）、鉄（Ｆｅ）およびセレニウム（Ｓｅ）の中から選択される１種を以上含む）
【請求項３】
前記多孔性構造体は、チタニウムまたはチタニウム合金、コバルト−クロム合金、およびステンレスよりなる群から選択される金属で製造されたものである、請求項１に記載の複合材インプラント。
【請求項４】
前記多孔性構造体は、リン酸カルシウム、アルミナ、ジルコニアおよびマグネシアよりなる群から選択されるセラミックで製造されることを特徴とする、請求項１に記載の複合材インプラント。
【請求項５】
前記多孔性構造体は、ポリエチレン、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、またはこれらの共重合体であるＰＬＧＡよりなる群から選択される高分子で製造されることを特徴とする、請求項１に記載の複合材インプラント。
【請求項６】
前記多孔性構造体は５〜９５％の気孔率を有することを特徴とする、請求項１に記載の複合材インプラント。
【請求項７】
前記生体分解性マグネシウム系合金が、多孔性構造体の気孔の全体または部位別に異なる充填率を持つように充填されたことを特徴とする、請求項１に記載の複合材インプラント。
【請求項８】
前記インプラントは整形外科用、歯科用、形成外科用または血管用であることを特徴とする、請求項１に記載の複合材インプラント。
【請求項９】
ａ）多孔性構造体を準備する段階と、
ｂ）前記多孔性構造体の気孔を生体分解性マグネシウム系合金で充填させて複合材を形成する段階とを含む、複合材インプラントの製造方法。
【請求項１０】
前記ｂ）段階は熱処理、加工および成形する段階をさらに含む、請求項９に記載の複合材インプラントの製造方法。
【請求項１１】
前記生体分解性マグネシウム系合金は下記化学式１で表されることを特徴とする、請求項９に記載の複合材インプラントの製造方法。
ＭｇａＣａｂＸｃ  ・・・<化学式１>
（式中、ａ、ｂ および ｃは各成分のモル比であって、０．５≦ａ≦１、０≦ｂ≦０．４、０≦ｃ≦０．４であり、前記Ｘはジルコニウム（Ｚｒ）、モリブデン（Ｍｏ）、ニオビウム（Ｎｂ）、タンタリウム（Ｔａ）、チタニウム（Ｔｉ）、ストロンチウム（Ｓｒ）、クロム（Ｃｒ）、マンガン（Ｍｎ）、亜鉛（Ｚｎ）、珪素（Ｓｉ）、リン（Ｐ）、ニッケル（Ｎｉ）、鉄（Ｆｅ）およびセレニウム（Ｓｅ）の中から選択される１種以上を含む）
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、多孔性構造体に生分解性合金が充填された複合材インプラントおよびその製造方法に関する。さらに具体的には、本発明は、生体分解性であって、生体分解速度が容易に制御でき、強度および骨組織との界面力に優れるうえ、骨形成速度を向上させるマグネシウムまたはマグネシウム系合金で気孔が充填された複合材インプラント、およびその製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療的治療を目的として使用されるインプラントの代表的材料には、例えば金属、セラミックおよび高分子などがある。その中でも、金属製インプラントは、機械的性質および加工性に優れる。ところが、金属製インプラントは、応力遮蔽現象(stress shielding)、イメージ劣化(image degradation)、インプラント移動(implant migration)などの欠点がある。セミラック製インプラントの生体適合性は相対的に優れる。ところが、セラミック製インプラントは、外部の衝撃に破損し易いうえ、加工が難しいという欠点がある。また、高分子インプラントは、他のインプラント材料に比べて相対的に弱い強度を有するという欠点がある。
【０００３】
一方、最近では、人体挿入の際に骨組織の形成を加速させ、ヤング率を低めて応力遮蔽現象を防止した多孔性インプラントが開発されている。ところが、このような多孔性インプラントは、機械的強度が低いため、外部衝撃に弱いという欠点がある。
【０００４】
また、人体施術後に初期の目的を達成した後、インプラントを除去する施術過程が不要な生体分解性インプラントに関する研究開発が提起された。このような生体分解性材料の医学的適用については、１９６０年代の中盤からポリ乳酸（polylactic acids、ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（polyglycolic acid、ＰＧＡ）、またはこれらの共重合体（ＰＬＧＡ）などの高分子を中心として既に研究が始まっていた。ところが、生体分解性高分子は、低い機械的強度、分解時の酸発生問題および生体分解速度制御の難しさなどによりその応用が制限されていた。特に、生体分解性高分子は、機械的強度が低いという特性により、強い荷重を受ける整形外科分野または歯科分野インプラントへの適用は難しかった。
【０００５】
また、生体分解性高分子の欠点を克服するために幾つかの生体分解性材料が研究された。その代表的なものとしては、リン酸三カルシウム（tri-calcium phosphate、ＴＣＰ）などのセラミックや、生体分解性高分子と生体分解性ヒドロキシアパタイト（hydroxyapatite、ＨＡ）との複合材料などがある。しかし、このような材料は、生体分解性高分子に比べて著しく変わった機械的特性を持っていない。特に、セラミック材料の脆弱な耐衝撃性は生体材料の致命的な欠点として提起された。しかも、生体分解速度の制御が難しいため、その実効性に疑問がある。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明は、前述した従来の技術の問題点を解決するためのもので、その目的は、既存の多孔性インプラントの低い機械的強度および耐衝撃性を補完する複合材インプラントを提供することにある。
【０００７】
本発明の他の目的は、骨形成速度を向上させ、施術後に一定の時間が経過すると、気孔を充填している生体分解性金属素材が消滅して骨組織で代替される複合材インプラントを提供することにある。
【０００８】
本発明の別の目的は、マグネシウム系合金の不純物含量を調節することにより、耐食性と機械的物性が同時に向上する複合材インプラントを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記目的を達成するために、本発明は、生体分解性マグネシウム系合金で多孔性構造体の気孔が充填された複合材インプラントを提供する。
【００１０】
また、本発明は、ａ）多孔性構造体を準備する段階と、ｂ）前記多孔性構造体の気孔を生体分解性マグネシウム系合金で充填させて複合材を形成する段階とを含む、複合材インプラントの製造方法を提供する。
【発明の効果】
【００１１】
本発明に係る生体分解性インプラントは、気孔を通じた血管(blood vessel)の形成による骨形成速度が向上する。より詳しくは、本発明に係る生体分解性インプラントを人体内に挿入した場合、時間が経過すると、内部の気孔を充填しているマグネシウム系合金が分解されて元来の多孔性構造体の気孔がさらに現れる。さらに現れた前記多孔性構造体の気孔を通じて血管が形成され、これにより骨形成が加速化されるという効果がある。
【００１２】
また、本発明に係る生体分解性インプラントは、ヤング率の減少による応力遮蔽現象が減少する。より詳しくは、ヤング率の低いＭｇで気孔の内部が充填されるので、本発明に係る生体分解性インプラントのヤング率も非常に低いため、応力遮蔽現象が減少するのである。
【００１３】
また、本発明に係る生体分解性インプラントは、既存の多孔性インプラントの致命的弱点である低強度および低耐衝撃性を改善することができる。これと同時に、気孔に充填された生体分解性マグネシウム系合金が施術後に徐々に溶解しながら骨形成反応、すなわちＨＡ形成反応を促進するので、骨形成速度をさらに向上させる効果を期待することができる。
【００１４】
また、本発明に係る生体分解性インプラントは、多孔性構造体の気孔率と含浸されたマグネシウム系合金の組成を変化させて強度、含浸された金属の分解速度および骨形成速度を制御することができる。
【００１５】
上述した効果により、本発明に係るインプラントは、骨代替物または骨治療などへの応用に適し、整形外科用、歯科用、成形外科用または血管用などとして使用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】アルミナ多孔性構造体の外観写真である。
【図２】Ｍｇで気孔を含浸したアルミナインプラントの外観写真である。
【図３】Ｍｇで気孔が充填されたアルミナインプラントの断面写真である。
【図４】Ｔｉ粉末を焼結して製造されたＴｉ多孔性構造体の外観写真である。
【図５】Ｍｇで気孔が充填されたＴｉ多孔性インプラント素材の断面写真である。
【図６】多孔性構造体およびＭｇで気孔が充填された多孔性インプラントの表面強度を調べるための実験場面および使用したチップの形状である。
【図７】付加される荷重によるアルミナ多孔性構造体の表面浸透深さの変化を示すグラフである。
【図８】付加される荷重による、Ｍｇで気孔が充填されたアルミナインプラントの表面浸透深さの変化を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、本発明について詳細に説明する。
【００１８】
Ｉ．複合材インプラント
本発明の複合材インプラントは、マグネシウム系合金で多孔性構造体の気孔が充填される。前記マグネシウム系合金は、純粋マグネシウムとマグネシウム合金を含むもので、下記化学式１で表示されることが好ましい。
【００１９】
ＭｇａＣａｂＸｃ    ・・・<化学式１>
（式中、ａ、ｂ、ｃは各成分のモル比であって、０．５≦ａ≦１、０≦ｂ≦０．４、０≦ｃ≦０．４であり、前記Ｘはジルコニウム（Ｚｒ）、モリブデン（Ｍｏ）、ニオビウム（Ｎｂ）、タンタリウム（Ｔａ）、チタニウム（Ｔｉ）、ストロンチウム（Ｓｒ）、クロム（Ｃｒ）、マンガン（Ｍｎ）、亜鉛（Ｚｎ）、珪素（Ｓｉ）、リン（Ｐ）、ニッケル（Ｎｉ）、鉄（Ｆｅ）およびセレニウム（Ｓｅ）の中から選択される少なくとも１種を含む）
【００２０】
前記Ｘが２種以上のマグネシウム系合金から選択されても、Ｘの総和のモル比は前記ｃの範囲を満足する。前記ＣａおよびＸの含量が増加するほど、マグネシウム系合金の強度が増加し、同時に生体分解速度が増加する。したがって、生体分解性インプラントは、要求される強度および充填金属の消滅速度を考慮に入れ、上述した範囲内でＣａおよびＸの量を決定する。
【００２１】
前記Ｘにニッケル（Ｎｉ）が含まれるとき、ニッケルは生体毒性を減少させ且つ腐食速度を制御する。この際、ニッケルの含量は１００ｐｐｍ以下であり、好ましくは５０ｐｐｍ以下である。また、前記Ｘに鉄（Ｆｅ）が含まれるとき、鉄はマグネシウム系合金の腐食速度の増加に非常に大きい影響を及ぼすので、鉄の含量は０超１０００ｐｐｍ以下であり、好ましくは５００ｐｐｍ以下である。この際、鉄の含量が上述の範囲を超えて含まれると、鉄がマグネシウムに固溶せず独立因子として存在してマグネシウムの腐食速度を増加させる。また、マグネシウムが生体内で分解される間、マグネシウム系合金の内部に独立して存在する鉄が生体内部に流入しうる。
【００２２】
本発明に係る複合材インプラントに含まれる多孔性構造体は、気孔のサイズが２００〜５００μｍであることが好ましい。前記気孔のサイズは技術分野の通常的方法を用いて使用分野に応じて調節できる。前記気孔のサイズが上述の範囲を満足すると、栄養分、ミネラルおよびイオンの供給を担当する血管が気孔を通過し易い。
【００２３】
前記多孔性構造体の気孔率は５〜９５％であることが好ましい。ここで、気孔率とは、全体体積の中で気孔が占める体積比をいう。前記気孔率は、適用しようとする対象の要求強度が高い場合、気孔率を低めて多孔性構造体の強度を高めることができる。具体的な例を挙げると、多孔性構造体が強度の高いタンタリウム(Ta)などの金属である場合、または単純に損失した骨の空洞(cavity)を充填する役割を果たす場合、気孔率を高めても構わない。
【００２４】
前記多孔性構造体は、金属、セラミックおよび高分子よりなる群から選択される少なくとも１種であってもよい。前記多孔性構造体が金属の場合、チタニウム(Ti)またはチタニウム合金、コバルト−クロム(Co-Cr)合金およびステンレスよりなる群から選択される少なくとも１種であることが好ましい。前記多孔性構造体がセラミックの場合、リン酸カルシウム、アルミナ、ジルコニアおよびマグネシアよりなる群から選択される少なくとも１種であることが好ましい。前記多孔性構造体が高分子の場合、ポリエチレン、ポリ乳酸（polylactic acid、ＰＬＡ）、ポリグリコール（polyglycolic acid、ＰＧＡ）、およびこれらの共重合体（ＰＬＧＡ）よりなる群から選択される少なくとも１種であることが好ましい。ここで、多孔性構造体が上述した高分子の場合、生体内で分解できる酸が発生してｐＨが低くなる現象が起こる。この際、マグネシウムで気孔が充填された高分子複合材の場合、マグネシウムが分解されながらｐＨを高める効果があるので、高分子とマグネシウムの分解速度を制御すると、生体内におけるｐＨを任意に調節することができる追加効果も期待することができる。
【００２５】
上述した本発明に係る生体分解性インプラントは、整形外科用、歯科用、形成外科用または血管用インプラントとして使用できる。具体的に、前記インプラントは、脊髄用インターボディスペーサー(interbody spacer)、ボーンフィラー(bone filler)、ボーンプレート(bone plate)、ボーンピン(bone pin)、ボーンスクリュー(bone screw)、スキャフォルド(scaffold)および人工歯根などのインプラントとして使用できる。
【００２６】
ＩＩ．複合材インプラントの製造方法
以下、本発明の複合材インプラントの製造方法について説明する。
【００２７】
本発明に係る生体分解性インプラントの製造方法は、ａ）多孔性構造体を準備する段階と、（ｂ）前記多孔性構造体の気孔を生体分解性マグネシウム系合金で充填させて複合材を形成する段階とを含む。
【００２８】
前記ａ）段階で、多孔性構造体は、金属、セラミックおよび高分子よりなる群から選択される１種であってもよい。
【００２９】
前記多孔性構造体が金属のみを用いて製造される場合、前記ａ）段階は下記のとおりである。まず、金属を粉末または線材(wire)とする。前記粉末または線材とされた金属を予備成形体(green preform)とする。前記予備成形体を製造する方法は焼結法および焼結法の変形方法を用いることができる。
【００３０】
前記焼結法を用いた予備成形体の製造方法は下記のとおりである。まず、前記粉末または線材とされた金属を容器に入れるか或いは１００ＭＰａ以下の適切な力で押して弱い強度とし、このように弱い強度の金属を前記金属の融点の２／１０〜９／１０の温度に維持させて粉末または線材同士が結合するようにすることにより、機械的強度を有する予備成形体を製造する。
【００３１】
また、前記焼結法の変形方法を用いた製造方法は下記のとおりである。前記粉末または線材とした金属をグラファイトなどの導電性容器に入れ、導電性容器に高電流を流し、前記粉末または線材とされた金属同士の接触部で瞬間的に熱が発生するようにすることにより、焼結体を作って予備成形体を製造する。
【００３２】
前記多孔性構造体が金属および高分子を含んで製造される場合、前記ａ）段階は下記のとおりである。まず、金属を粉末または線材とする。次いで、前記粉末または線材とされた金属に高分子を混合させ、温度を上昇させる過程において低温で高分子が分解されて消滅し、高温で粉末または線材から製造された金属が焼結されるようにすることにより、適切な機械的強度を有する予備成形体を製造する。この際、焼結温度、加圧力、高分子と金属との混合比などによって気孔率および焼結体の強度が決定され、必要に応じて適切な条件を選択することができる。焼結温度は、多孔性構造体の製造に使用された素材の種類によって異なり、一般に多孔性構造体の融点の１／２〜９／１０の程度が好ましい。焼結の際に圧力を加えなくても焼結は起こるが、加圧力が高いほど焼結が速く行われる。但し、加圧力を高めるほど装置費用と金型費用などの追加費用がかかるので、適切な圧力を選択することがよい。
【００３３】
また、上述した方法の他に、前記多孔性構造体が金属および高分子を含んで製造される場合、前記ａ）段階は下記のとおりである。
【００３４】
まず、高分子の表面を金、白金およびＰｄなどの貴金属でメッキする。その後、高分子を除去して生体適合性がさらに良好な金属多孔性構造体を製造することができる。
【００３５】
一方、前記多孔性構造体が水溶性塩と金属を用いて製造される場合、前記ａ）段階は下記のとおりである。
【００３６】
まず、水溶性塩と金属粉末とを混合して高温成形することにより予備成形体を製造する。ここで、前記水溶性塩は、ＮａＮＯ２、ＫＮＯ２、ＮａＮＯ３、ＮａＣｌ、ＣｕＣｌ、ＫＮＯ３、ＫＣｌ、ＬｉＣｌ、ＫＮＯ３、ＰｂＣｌ２、ＭｇＣｌ２、ＣａＣｌ２およびＢａＣｌ２よりなる群から選択される少なくとも１種であることが好ましい。次いで、前記予備成形体を金属粉末融点の２／１０〜９／１０の温度で加圧する。加圧過程で、金属粉末は原子の移動によって互いに結合して構造体を形成し、水溶性塩が内部に含まれた複合材を形成する。前記複合材を水に浸漬すると、水溶性塩のみ溶出して気孔のある金属多孔性構造体が製造される。ひいては、金属素材を完全に溶融した後、ガスを発生する発泡剤を注入して金属多孔性構造体を製造することもできる。
【００３７】
一方、前記多孔性構造体が高分子および金属イオン含有の電解液を用いて製造される場合、前記ａ）段階は下記のとおりである。
【００３８】
まず、多孔性高分子の表面を、金属イオンを含む電解液を用いて金属でメッキする。この際、前記金属イオンは、特に限定されないが、Ｔｉ、Ｃｏ、ＣｒおよびＺｒよりなる群から選択される少なくとも１種であることが好ましい。次いで、温度を昇温して高分子を除去すると、多孔性金属構造体を製造することができる。
【００３９】
一方、前記多孔性構造体がセラミックを用いて製造される場合、前記ａ）段階は下記のとおりである。
【００４０】
まず、セラミック微粉末とバインダーポリマー（高分子）とを混合する。前記混合物を、ポリウレタンなどの除去可能な素材で作られたフォーム(foam)材の骨格構造の表面に被覆した後、乾燥させて多孔性構造体を作る。その後、温度を昇温すると、結合材高分子の燃焼温度付近で高分子が燃焼して除去され、温度をさらに昇温すると、残ったセラミック同士が互いに焼結されて機械的強度のある多孔性構造体を製造することができる。
【００４１】
ここで、前記セラミック微粉末は、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）、ジルコニアおよびアルミナよりなる群から選択される少なくとも１種であることが好ましい。
【００４２】
前記ａ）段階は、上述した多孔性構造体の製造方法を変形または組み合わせする方法、または異種素材の一部に適用して内部の気孔率と外部の気孔率が互いに異なるように制御された多孔性構造体を製造する方法であってもよい。後者の方法としては、内部は気孔が少ない、或いは気孔がない高密度であり、外部は気孔率が高くて位置別に気孔率が異なる多孔性構造体を製造することができる。これはインプラントの表面で骨形成速度を高くし、全体的には高い外部応力に耐えられるようにインプラントを製造する場合に使用できる。
【００４３】
前述した多孔性構造体の製造方法は、多様な多孔性構造体の製造方法の一例に過ぎない。多孔性構造体の製造方法を異にすることにより、本発明の権利範囲が限定されるものではない。
【００４４】
本発明の生分解性インプラントの製造方法に含まれる前記ｂ）段階によれば、前記多孔性構造体の気孔に溶融させたマグネシウムまたはマグネシウム系合金を含浸させることができる。
【００４５】
前記マグネシウム系合金を溶融させる方法は下記のとおりである。マグネシウムは非常に低い温度（約４５０℃、添加される合金元素に応じて多少変化する）で発火するので、溶融の際に特別な措置が必要である。商業用マグネシウム系合金の製造工程では、マグネシウム系合金の溶融液にＢｅを微量（１０ｐｐｍ以下）添加し、ＳＦ６、ＣＯ２、および乾燥空気の混合ガスを使用して溶湯の表面を覆う。このようにすれば、溶融液の表面にＭｇＮｘ、ＢｅＯ、ＭｇＯ、ＭｇＦ２およびＭｇＳなどよりなる緻密な混合被膜が形成されてマグネシウム系合金の溶湯が酸素と反応することを防止するので、安定な操作が可能である。ところが、生体材料のように不純物の混入に慎重を期しなければならない場合には、マグネシウム系合金にＢｅなどの酸化物形成元素を添加することができないので、マグネシウム系合金と反応しないアルゴン（Ａｒ）などの不活性ガス雰囲気または真空雰囲気中でマグネシウム系合金を溶融することが好ましい。マグネシウム系合金を溶かすためには、多様な方法、例えば、抵抗体に電気を加えて熱を発生させる抵抗加熱方式、誘導コイルに電流を流して誘導加熱する方式、またはレーザー或いは集束光による方法などを用いることができるが、抵抗加熱方式が最も経済的である。マグネシウム系合金の溶融の際に構成元素がよく混ぜられるように溶融液を攪拌することが好ましい。
【００４６】
前記方法で溶融されたマグネシウム系合金を多孔性構造体の気孔に充填する方法としては、マグネシウム系合金の溶融液に前記多孔性構造体を浸漬させる方法、前記多孔性構造体を固定させた後、マグネシウム系合金の溶融液を流して気孔を充填させる方法、または前記２つの方法において外部から１気圧以上の圧力を加えて、溶融されたマグネシウムをより容易に多孔性構造体の気孔の間に充填させる方法がある。この際、溶融されたマグネシウムが気孔を充填させる間に凝固しないように多孔性構造体を加熱し、或いは表面の各種汚染物質を除去することにより、溶融マグネシウムが容易に気孔を充填するように誘導することができる。
【００４７】
また、前記ｂ）段階は下記の段階であってもよい。より詳しくは、まず、マグネシウムまたはマグネシウム系合金を高温で、好ましくは７００℃以上で維持して気化させた後、マグネシウムまたはマグネシウム系合金の蒸気が多孔性構造体の気孔の間を通過しながら気孔の表面に蒸着されるようにして、マグネシウムまたはマグネシウム系合金で多孔性構造体の気孔を充填させる段階であってもよい。
【００４８】
また、前記ｂ）段階は下記の段階であってもよい。より詳しくは、マグネシウムを含む塩を液体に溶解させた後、多孔性構造体をその液体に通過させながら多孔性構造体の気孔の表面にマグネシウムが吸着されるようにする段階であってもよい。
【００４９】
上述したような充填方法の他に、別の変形例として、多孔性構造体の気孔をマグネシウム系合金で完全に充填させず、一部のみを充填させることもできる。すなわち、多孔性構造体に溶融マグネシウム系合金を充填させた後、マグネシウム系合金が完全に凝固する前に多孔性構造体に高圧ガスを吹き付けるか或いは多孔性構造体を回転或いは振動させると、凝固していないマグネシウム系合金が多孔性構造体から除去され、一部のマグネシウムのみが気孔に残存して気孔の一部にマグネシウムが含浸された複合材を製造することができる。この場合、多孔性構造体の気孔の位置別にマグネシウム系合金充填率が異なるように制御できる。
【００５０】
別の変形例として、多孔性構造体の骨格の表面にのみマグネシウム系合金が付着しており、気孔は一定の部分残っているように制御することにより、インプラントの内部に骨形成に必要な微細血管が容易に形成できるように空間を維持すると同時に、マグネシウムによって骨形成がより容易になされ得る追加効果を期待することができる。
【００５１】
一方、融点がマグネシウム系合金に比べて低い高分子の場合、多孔性構造体をまず作り、追って溶融されたマグネシウム系合金で気孔を充填させると、高分子多孔性構造体が自身の形状を維持することができなくなる。したがって、高分子とマグネシウム系合金を含む生体分解性インプラントは、マグネシウム系合金粉末と高分子とを体積分率５：９５〜９５：５の範囲で混合した後、摂氏１５０〜５００℃に昇温して１気圧〜１００気圧の範囲で加圧する方法によって生体分解性インプラントを製造することが好ましい。上述した条件は高分子−Ｍｇ生体分解性インプラントの好適な製造条件に過ぎない。前記条件から外れた条件でも高分子−Ｍｇ生体分解性インプラントが成形されないわけではないので、製造条件の変更によって本発明の権利が侵害されない。
【００５２】
前述したような金属、セラミックおよび高分子多孔性構造体の製造方法、多孔性構造体の気孔をマグネシウム系合金で充填させる方法、およびマグネシウム充填高分子生体分解性インプラントの製造方法は本発明を例示するためのものに過ぎず、本発明の保護範囲はこれに限定されない。
【００５３】
前記ｂ）段階は、前記溶融された生体分解速度制御用マグネシウム系合金を冷却方法、押出方法、および金属加工方法よりなる群から選択される少なくとも１種で成形する段階をさらに含むことができる。
【００５４】
前記冷却方法は、マグネシウム系合金の機械的強度を向上させる目的で用いることができる。より詳しくは、溶融されたマグネシウム系合金が含まれた坩堝を水に浸漬させる方法を用いることができる。また、前記溶融されたマグネシウム系合金をアルゴンなどの不活性ガスを用いて噴霧する冷却方法を用いることができる。前記噴霧する冷却方法は、一層高い速度でマグネシウム系合金を冷却して、非常に微細な組織を形成することができる。しかし、小さいサイズにマグネシウム系合金を鋳造する場合、内部に多数の気孔（黒い部分）が形成されることもできるので、注意しなければならない。
【００５５】
前記押出方法は、マグネシウム系合金の組織を均一にし且つ機械的性能を向上させる目的で用いられる。前記押出方法は３００〜４５０℃で行われることが好ましい。また、前記マグネシウム系合金の押出は、押出前後に断面積減少比率（押出比）を１０：１〜３０：１内にして行うことができる。押出比が大きくなるほど押出材の微細組織が均一になり、鋳造の際に形成された欠陥が容易に除去されるという利点があるが、この場合、押出装置の容量を増加させることが好ましい。
【００５６】
前記金属加工方法は、当業界における公知の金属加工方法であれば、特に限定されない。例えば、最終製品に近い形で加工された金型に、前述したように溶融されたマグネシウム系合金を注いで直接鋳造する方法、棒状や板状などの中間材に製造した後、これを旋盤またはミリング処理する方法、マグネシウム系合金を大きい力で加圧鍛造して最終製品形状に製造する方法などを挙げることができる。
【実施例】
【００５７】
以下、実施例によって、生体分解速度制御用マグネシウムまたはマグネシウム系合金を含む生体分解性インプラントの製造をさらに詳しく説明する。但し、下記の実施例は、本発明を例示するためのものに過ぎず、本発明の範囲を限定するものではない。
【００５８】
実施例１：マグネシウム金属で気孔が充填されたアルミナインプラントの製造
溶媒としてのエタノール２００ｍＬ、バインダーとしてのＰＶＢ(Poly vinyl butyral-co-vinyl alcohol-co-vinyl acetate)６ｇ、分散剤としてのリン酸トリエチル(Triethyl Phosphate) ９９．８％６ｍＬ、および生体適合性セラミックとしてのアルミナ５０ｇを混合した後、攪拌器を用いて２時間混ぜる。前記溶液にジルコニアボールを投入し、２４時間ボールミル粉砕を施した後、適切なサイズと形状に切ったポリウレタンを前記溶液に浸漬し、しかる後に、取り出して常温で回転させることにより、前記溶液による気孔の詰まりを防止する。次の段階としては、５分間大気中で乾燥させてポリウレタンフォーム部材に高濃縮アルミナが付着するようにする。前述したような溶液内の浸漬および乾燥過程を繰り返し行ってポリウレタンの骨格構造体に厚さ５０〜１０００μｍのアルミナ混合物膜が形成されるようにする。次の段階としては、乾燥したフォーム材を摂氏６０℃程度のオーブンで１０分間乾燥させ、熱処理を経る。熱処理は、分当たり５℃程度の温度増加により摂氏８００℃に到達してから３時間（ポリウレタン気化）、同じ温度上昇条件で１０００〜１５００℃に到達してから（パウダーによる焼結温度）３時間維持する条件で行った。図１は上述したように製造された直径３ｃｍ、高さ４ｃｍのアルミナ多孔性構造体の外観形状である。
【００５９】
前述した方法で製造されたアルミナ多孔性構造体に次の方法でマグネシウムを含浸させた。まず、真空チャンバーの内部に設置した抵抗加熱炉にマグネシウム（製造社：Ｔｉｍｍｉｎｃｏ Ｍｅｔａｌｓ、商品名：ＰＵＲＣＨ Ｍａｎｇｎｅｓｉｕｍ ＡＳＴＭ９９．９８％ ＩＮＧＯＴ）を１ｋｇ投入した。前記加熱炉の下方には直径３ｃｍの通路がある金型を設置し、内部の通路に前記製造されたアルミナ多孔性構造体を位置させた。真空チャンバーの内部が１０−４ｔｏｒｒ以下となるように真空雰囲気を形成した後、９９．９９％以上の高純度のアルゴンを注入した。高純度のアルゴン雰囲気下でマグネシウム溶融液の温度が摂氏７００℃となるように加熱し、金型は摂氏５００℃となるように加熱した後、加熱炉に設置されたストッパーを除去し、溶融されたマグネシウムが金型内のアルミナ多孔性構造体へ流れるようにすることにより、マグネシウムで気孔が充填されたアルミナインプラントを製造した。
【００６０】
図２は上述した方法によって製造されたマグネシウムが充填されたアルミナインプラントの外観形状である。また、図３はマグネシウムが充填されたアルミナインプラントの断面を拡大して観察した写真を示す。灰色は含浸されたマグネシウム金属であり、相対的に暗い灰色の部分はアルミナ多孔性構造体を示す。
【００６１】
実施例２：マグネシウム金属で気孔が充填されたＴｉインプラントの製造
直径１００〜２００μｍのＴｉ球形粉末を導電性電極の間に位置させた後、４５０μＦキャパシタに１．０ｋＪ、１．５ｋＪの条件で充電された電圧を高真空スイッチを用いて瞬間的に放電させ、放電の際に通過した電圧と電流を調節することにより、短時間で焼結(sintering)が行われるようにする回転電極(Rotating electrode)工法で製造されたＴｉ多孔性構造体を使用した。
【００６２】
内径４．０ｍｍの石英チューブの下方に銅電極棒を装着し、選別されたチタニウム粉末０．７ｇを注入した後、バイブレーターを用いて粉末同士を十分に密集させた。上方の銅電極棒を、自動ローディング装置によって１０ｋｇの荷重を加えて粉末の上方に連結させた後、放電が行われるチャンバー内を２×１０−３ｔｏｒｒ程度の真空に維持させながら低真空放電を行った。放電の際に粉末を通過した電圧と電流は、それぞれ高電圧プローブと高電流プローブを用いて実時間にて測定し、多孔体の構造を制御した。
【００６３】
図４はＭｇ金属で充填されたＴｉインプラントの製造のために使用された多孔性構造体の外観である。
【００６４】
前述したＴｉ多孔性構造体の気孔にマグネシウムを含浸させるために、下記の過程を経た。マグネシウム（製造社：Ｔｉｍｍｉｎｃｏ Ｍｅｔａｌｓ、商品名：ＰＵＲＣＨ Ｍａｎｇｎｅｓｉｕｍ ＡＳＴＭ９９．９８％ ＩＮＧＯＴ）をステンレス鋼（ＳＵＳ４１０）で製作された内部直径５０ｍｍの坩堝(crucible)に装入した。次いで、坩堝中のマグネシウムが空気と接触しないように坩堝の周囲にアルゴン（Ａｒ）ガスを流しながら抵抗加熱炉を用いて坩堝の温度を約７００℃〜７５０℃の範囲に昇温してマグネシウムを溶融した。溶融されたマグネシウムがよく混ざるように坩堝を揺らして攪拌した。溶融されたマグネシウムに、摂氏２００℃程度で予熱された多孔性構造体を浸漬し、約５分間浸漬状態を維持した後、坩堝を取り出して水冷させた。図５は完全に冷却した坩堝から多孔性構造体が含まれた試片を取り出し、多孔性構造体の一部を切り出して研磨した後に観察した、拡大断面写真である。濃い灰色の部分が多孔性構造体のチタニウムであり、相対的に薄い灰色の部分は気孔を充填したマグネシウムである。図５に示すように、溶融されたマグネシウム系合金に多孔性構造体を浸漬する方法によっても、マグネシウムで気孔が充填されたインプラント素材が容易に製造できるのが分かる。
【００６５】
試験例１：Ｍｇ合金が含浸されたアルミナインプラントの強度測定実験
本発明に係る実施例１のマグネシウムが充填されたインプラントの強度変化を評価するために、実施例１で製造されたマグネシウム充填アルミナ素材の表面を１０００回エメリー研磨紙(emery paper)で研磨した後、圧縮／引張試験機の下板に配置した。その後、直径３ｍｍ、チップ傾斜４５°のチップを引張／圧縮試験機の移動ヘッドに付けた後、１ｍｍ／分の速度で下降させて試片の表面を押した。この際、チップの移動距離は最大２ｍｍに限定した。図６は本発明で製造したアルミナフォームの表面を前述した圧縮試験用チップで押す場面とチップの概略図である。
【００６６】
図７は前述した方法でマグネシウム系合金を充填していないアルミナ多孔性構造体の圧縮強度を測定した結果を示すグラフである。最大２．２Ｎ程度の力がテスト試片に印加されたとともに、圧縮試験用チップが前進するときに多孔性構造体が破損しながら試片の受ける強度が不規則的に変わることが分かる。
【００６７】
図８はマグネシウム系合金を充填したアルミナインプラントの圧縮強度を測定した結果を示すグラフである。圧縮試験用チップがテスト試片の表面に深く浸透することにより、テスト試片に付加される力は１５００Ｎに上昇した。これはマグネシウム系合金で気孔を充填しないアルミナフォーム素材の強度に比べて６８０倍程度向上した値である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【国際調査報告】
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