セラミックス基盤工学研究センター年報(2005).

総説

Vol.5, 25-32

生体用セラミックスの開発
客員教授
名古屋工業大学〒507-0071

近藤和夫

セラミックス基盤工学研究センター
岐阜県多治見市旭ヶ丘 10-6-29

DevelopmentofBioceramics

Kazuo Kondo
Ceramics Research Laboratory, Nagoya Institute of Technology, 10-6-29, Asahigaoka, Tajimi 507-0071, Japan
Implantation of Synthetic bone substitutes、or bone from another part of a person’s body（autograft）or from another human patient（allograft）is one of medical treatment forregeneration of lost or damaged bone in a living body．Ceramics are very useful material
to the application of repair as the synthetic bone substitute、because they are more stable
than polymer and metal in a living body and have excellent biocompatibility. Recently、theceramics、what is called“bioceramics”、have been put to practical use as an artificial bone、teeth and joint、as shown in figure １. In this report、the kinds、the present state、theproblem and the future view of “bioceramics”（bioactive-ceramics） were discussed．

1. はじめに医療分野において、外傷や疾病などにより生じた骨欠損部の再建修復には、自家骨や同種骨などの骨移植やセラミックス等の人工材料の補填が行われている。特に、セラミックスは金属や高分子に比べ、生体内で安定であり、生体組織との親和性がよく、腐食や拒絶反応がほとんど認められない。そのため、図１に示す如く現在人工骨、人工関節、人工歯として用いられ、バイオセラミッ
クスと称されて製品化されている。ここでは、人工骨、人工関節、人工歯として現在用いられている生体用セラミックス（バイオセラミックス）の中で、特に生体活性なセラミックスの種類、現状、課題や展望について述べる。

2. 生体用セラミックスとは（1）種類
バイオセラミックス（生体用セラミックス）のバイオは、生物の意味で、バイオマテリアル、バイオテクノロジー関連のセラミックスという意味がある。またセラミックスは無機材料の焼結体、ガラス、多孔体などの材料を意味する。その生体25用セラミックスの種類は表１に示す如く、生体活性なセラミックスと生体不活性なセラミックスに分類できる。
生体活性なセラミックスとしてはリン酸カルシウム系が代表的なもので、種類としてはハイドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム、バイオガラスなどがある。一方、生体不活性なセラミックスとしては代表的なものにはアルミナ、ジルコニアがある。ここでは生体活性なセラミックスについて述べる。

3. 沿革（1）生体活性なセラミックス
リン酸カルシウム系バイオセラミックスの研
究 の 歴 史 はま だ 新 し く、 １ ９ ７ １年 に 米 国 のHench らにおいてＣａＯ―Ｎａ2Ｏ―Ｐ2Ｏ5－ＳｉＯ2系ガラスが骨と直接結合することを世界で最初に示し、このガラスをバイオガラスと名づけた。
１）
また、生体骨の硬組織のミネラル成分に近いリン酸三カルシウム（Tri-calcium Phosphate 以下ＴＣＰと略す）の人工骨への利用が考えられたのは１９７１年西ドイツの Bhaskar らによる。２）
このＴＣＰは多孔体の開発が先行し、骨の補填材

生体用セラミックスの開発としての研究が行われ、骨の置換材として優れた性質を有することが動物実験などにより明らかにされ、歯科用の骨補填材として販売されるに至っている。また、１９７５年に日本の青木ら３）と
１９７６年に米国の Jarcho ら４）によりハイドロキシアパタイト（Hydroxyapatite 以下ＨＡＰと略す）の研究がＴＣＰと同様その成分が生体の硬組織と極めて近いことから、人工歯根や人工骨の分野において開始され、ＨＡＰが材料周囲の骨形成に優れ、自家骨に匹敵するほど生体適合性が良好な事が確かめられ、安全性についても確認された。現在医科用の骨補填材等の分野で多数の製品が数社より販売されている。またＨＡＰに少量のＴＣＰを含む複合体５）のものも開発されている。
さらに、バイオガラスとアパタイトの長所を組み合わせた骨の補填材としてアパタイトーウォ
ラストナイト（以下Ａ―Ｗ）結晶化ガラスが１９
８２年に京大の小久保らにより開発され、特に材料の強度を要求される脊椎を中心に製品化され利用されるに至っている。６）
最近では、体内で徐々に硬化する粘土状あるいはペースト状のリン酸カルシウム系硬化型骨補填材がある。

して、リン酸カルシウムガラスを用い、その焼結性と焼結体の微構造、粉末Ｘ線回折による構成物について検討した。

１）実験
市販の水酸アパタイト粉末を用い、予め調べた仮焼条件に基づき、１０５０℃２時間仮焼し、ガラス無添加品（ＨＡＰ）、ガラス（組成ＣａＯ／
Ｐ２Ｏ５＝０．９）を含む（５mass％、１０mass％）
試料を作成した。焼成は１０００～１５００℃で各１時間行った。各温度で焼成した焼結体の密度、粉末Ｘ線回折及びＳＥＭ観察を行った。
２）結果① 焼結密度は１３００℃焼成より高くなり始め、１３５０～１５００℃で最大となり、高温側では主としてＨＡＰの粒成長またはＴＣＰのβ型からα型への転移（ガラス添加品）の為に低下する。
② 各焼結体の粉末Ｘ線回折による構成物については図２に示す様に、ガラス無添加品（ＨＡＰ）
は１４５０℃以上に微量のαＴＣＰが認められる他は全てＨＡＰであり、しかも高温になるに従いＨＡＰの回折線強度は弱くなる。それに反しガラス５mass％を含む試料は温度１２００℃では４．生体用セラミックスの現状
ＨＡＰが主成分で一部βＴＣＰが認められ高温になる程ＴＣＰの生成が多くなり且つβ型から（1）生体活性なセラミックスα型の生成比率が高くなる。ガラス１０mass％含
生体活性材料は補填後周囲の硬組織と直接接む試料は５mass％含む試料に比べ低温でＴＣＰ合し、材料と骨との間に強固な結合を生じさせるの生成が多く、高温になると同様にα型ＴＣＰが７）点に特徴があるが、一般に表２ に示すように、多くなる。温度１４００℃以上になるとβ型ＴＣ
生体不活性材料に比べ機械的な強度が低い。圧縮Ｐは認められなかった。の点では十分であるが、曲げ強度においては十分
３）考察とは言えない。さらに弾性率の点においても生体①リン酸カルシウムガラスの効果に比べ５～６倍大きく、脆い材料であることから、 ・ＨＡＰ粉末にリン酸カルシウムガラスを添加す
ＨＡＰ単独でのバイオセラミックスとしての用ることにより、焼結体の構成成分はβ型ＴＣＰの途は高強度が要求されない骨補填材に利用され成長を助長することが判った。これはＨＡＰとリる事が多い。
ン酸カルシウムガラスとが反応し、液相焼結で反そこで、我々はセラミックスの通常の製法でか応部分ではＴＣＰが成長していることが考えらつ成形の形状付与が容易な手法で、骨皮質と同等れる。
以上の強度をもつ高強度リン酸カルシウム系セ・高温で焼成した焼結体の構成成分はＨＡＰの脱ラミックス焼結体を得ることを目的とし、研究を水によるＴＣＰの生成及びＴＣＰのβ型からα行った。
型への転移が促進されることが判った。
（1-1）水酸アパタイトの焼結・各焼結体のＳＥＭ写真より求めた最大粒径を焼緒言
成温度の関数として図３に示す。
高強度且つ緻密質リン酸カルシウムセラミッ
ガラスを含む試料は含まない試料に比べ最大クスの開発を目的として、生体硬組織の主要成分異常粒径が小さく且つ緻密質であることが判り、である水酸アパタイトの焼結について、添加物とリン酸カルシウムガラスの効果としては焼結体- 26 -

近藤和夫の最大異常粒成長を抑制しているものと考えられる。
４）結語
ＨＡＰのみでは焼結しにくい粉末を同類の構成成分からなるリン酸カルシウムガラスを添加し、液相焼結により、低温で緻密な焼結体を得ることができた。また、焼結体の構成物もＨＡＰとＴＣＰの複合体であることが判ったので、強度の強い焼結体が得られるものと期待される。
（1-2）アパタイトセラミックスの焼結性－リン酸カルシウムガラスの添加効果－
１）緒言
高強度且つ緻密質リン酸カルシウムセラミックスの開発を目的とした研究において、生体硬組織の主要成分である水酸アパタイトの焼結性については、水酸アパタイトの焼結促進剤としてのリン酸カルシウムガラスがβ型ＴＣＰの生成を助長し焼結体の異常粒成長を抑制するので、高強度の焼結体が得られることを見出した。
今回、そのリン酸カルシウムガラスの組成比を変えた場合の、焼結体の強度、微構造、粉末Ｘ線回折による構成相について検討した。
2）実験
市販のＨＡＰ粉末（原子比Ｃａ/Ｐ＝1.68）を用い、予め調べた仮焼条件に基づいて１０５０℃、２時間仮焼し、ガラス無添加品（ＨＡＰ）及びガラス組成（原子比 Ｃａ/Ｐ＝０．３、０．４５、０．６）を含む（５mass％、１０mass％）試料を作成した。焼成は１０００～１５００℃で各１時間行った。各温度で焼成した焼結体の抗折強度、粉末 X 線回折、ＳＥＭ観察を行った。
３）結果及び考察① 各組成物を１０００～１５００℃で各１時間焼成した中で最も曲げ強度が強かった温度（最適温度で焼結した場合）の焼結体の抗折強度（平均値）を図４に示す。フリット添加量５mass％品
はフリットのＣａ/Ｐ比が異なっても、抗折強度はさほど変わらないが、添加量１０mass％品は顕著な強度差が認められた。その原因調査のため、焼結体のＳＥＭ観察を行った。
② 焼結体の組織、粒径を調べた所、前述に報告したと同じく、フリット添加は焼結性の異常粒成長を抑制する。 フリットのＣａ/Ｐ比が異なる焼結体の組織はＣａ/Ｐ比が高くなる程、粒成長を抑制し、内部気泡が少なくなる傾向にある。(図５)
その内部気泡はフリット中の残留水分の揮発によると考えられ、一般にＣａ/Ｐ比が下がると残留水分が多いことが知られている。Ｃａ/Ｐ比が小さいフリット程ガラス化しやすく、ＨＡＰとの反応性も高いので、粒径が大きくなるものと推察する。
フリットのＣａ/Ｐ比が０．６以上になると、添加量５mass％と１０mass％品の抗折強度の差が縮まり、添加量の影響は少なくなる。ただＣａ/Ｐ＝０．６より高い組成比のガラスを得ることは困難であった。
③各焼結体の粉末Ｘ線回折による構成相を表３に示す。各焼結体の全体のＣａ/Ｐ比が決まれば、構成相は添加されたフリットＣａ/Ｐ比の影響をあまり受けていないことを示している。即ち、Ｃａ/Ｐ比が高ければ、ＨＡＰ相が主結晶として生成し、Ｃａ/Ｐ比が小さければβ型ＴＣＰ相が主結晶として生成する。高温になるとβ型からα型ＴＣＰへの転移が起こる。
④さらに圧縮強度は曲げ強度の約３－４倍の値を示し、例えば表３の試料４では約４倍の圧縮強度を示した。
４）結語
リン酸カルシウムガラスを水酸アパタイトの焼結促進剤として使用し、高強度のアパタイトセラミックスを得る為にはＣａ/Ｐ比が高いフリットを添加し、添加量も５mass％前後が適当であることがわかった。
また焼結体の構成相はＣａ/Ｐ比が決まれば、一義的に決まることがわかった。

- 27 -（1-3）高強度アパタイトセラミックスの調製
1) 緒言
水酸アパタイトは人間の骨に最も適合する材料の一つとして知られている。しかし、水酸アパタイトの強度の高い焼結体はまだ開発されていない。現在開発されている水酸アパタイ
トセラミックスの曲げ強度では骨として埋め込むには不十分である。
一方ＣａＯ―Ｐ ２ Ｏ ５ ガラスセラミックスも生物の骨との生体適合性により、生体材料としての使用に向け研究がなされている。
本論ではＣａ―Ｐ２Ｏ５フリットとＰ２Ｏ５/金属酸化物フリット添加物が水酸アパタイトの焼結物に与える効果について述べる。この研究は高強度アパタイトセラミックスを普通焼結（常圧焼結）して作るという目的で行われた。
2) 実験
原子比１．６８のＣａ/Ｐを持った水酸アパタ

生体用セラミックスの開発

イト原料を沈殿法によって作製した。沈殿した物質を１０５０℃、２時間で予め加熱した。その結果生じた粉末状の物質は約２．５ｍ2/ｇの比表面積を持つ。フリットＡ、Ｂ、Ｃ（表４）は１１００～１３００℃で約２時間白金坩堝の中でＨ３ＰＯ４、ＣａＣＯ３、ＢａＣＯ３およびＡｌ２Ｏ３の混合物を溶融して作製した。溶融物は水冷され、固まったガラスは約２.３ｍ2/ｇの比表面積を持つ粉末状に粉砕した。そのフリットに水酸アパタイトと３mass％（９ｇ）の有機バインダーと最適量（３００ｍｌ）の有機溶媒を加え、湿式混合した。溶媒が蒸発した後、混合物は７８．４ＭＰａ下で幅１２ｍｍ、長さ４０ｍｍ、厚さ４ｍｍの大きさにプレス成形した。こうして４種類の組成物の成形体を作製した。即ち、Ｎｏ．１はフリットのない水酸アパタイト、Ｎｏ．２は水酸アパタイト＋５mass％のフリットＡ、Ｎｏ．３は水酸アパタイト＋５mass％のフリットＢ、Ｎｏ．４は水酸アパタイ
ト＋５mass％のフリットＣ、更に、Ｎｏ．３，４は成形後更に１４７ＭＰａの静水圧で圧縮した成形体も作製した。各成形体はその後、３００℃/ｈｒの条件で１２００～１３５０℃で焼成され、各温度で１時間保持される。
各焼結体の曲げ強度、電子顕微鏡による微細構造、粉末Ｘ線回折による構成相を調べた。曲
げ強度は２表面が研磨された後にスパンが２０mm で３点曲げ方法によって測定した。クロスヘッドスピードは０．５ｍｍ/min.で行った。
3) 結果及び考察
焼結温度の関数としての焼結体の平均曲げ強度を図６に示す。フリットを含んだ焼結体（Ｎｏ.２，３，４）は全くフリットを含んでいない焼結体（Ｎｏ.１）に比べ曲げ強度において明らかな改善がみられ、曲げ強度は焼結助剤として使うフリットのタイプに依存するものとわかった。最も高強度の焼結体（１２５０℃で焼結されたＮｏ.４；ＣａＯの代わりに少量のＢａＯとＡｌ２Ｏ３が含まれているもの）の平均曲げ強度は２０５．８ＭＰａであった。
図７では最大粒径の大きさがＮｏ.１＞Ｎｏ.
２＞Ｎｏ.３＞Ｎｏ.４の順になる。つまりフリットを加えることにより焼結中、粒子が大きくなるのを阻止しているのである。
“Ｂａ2+、Ａｌ3+”を含んだフリットはより効果的であるように思われる。何故なら、そのフリットはＣａＯ―Ｐ ２Ｏ ５ フリットよりも粘性- 28 -があり、イオンの拡散が阻止されると考えられるからである。さらに１４７ＭＰａで静水圧圧縮された焼結体の気孔サイズはより小さい。
（図８，９）
図１０は、焼結体の強度と焼結バルク密度との関係を示したものである。静水圧で圧縮されたＮｏ.３の、焼結していない物と、した物のバルク密度はそれぞれ１．９３と３．０８ｇ/cm3である。図１０にみられるように、密度は必ずしも強度とは比例しない。表５では、フリットの水酸アパタイトへの添加はＴＣＰを生成させる。
最大曲げ強度を備える１２５０℃で焼結されたＮｏ.４は多量のＨＡＰとβ型ＴＣＰと少量のα型ＴＣＰからなっていた。
焼結した水酸アパタイトの曲げ強度はＣａＯ―Ｐ２Ｏ５又は、Ｐ２Ｏ５/金属酸化物の添加により高められることがわかった。何故なら、水酸アパタイトの粒子が大きくなるのが阻止されるからである。ここで考えられるのは、フリットが焼結温度で溶融して水酸アパタイトの粒子の表面と反応し、ＴＣＰを作り出すということで、この焼結体の粒成長が防げられるということである。フリットにおいて部分的にＣａＯの代わりにＢａＯやＡｌ ２Ｏ ３を使用すると粒成長の抑制には特に効果的である。
最大曲げ強度（２０５．８ＭＰａ）を持つ焼結体において、β型ＴＣＰは曲げ強度を高めるのに有効である。しかし一方で、α型ＴＣＰ相が強度を高めるだろうとはいえ過度のα型ＴＣＰは著しく曲げ強度を減少させる。少量のα型ＴＣＰは焼結体に部分的なひずみを与え、組織を補強すると考えられる。
このように焼結され、生体的にも適合する水酸アパタイトセラミックスは生体材料としての使用が期待される。
4) 結語
高強度焼結アパタイトはＣａＯ―Ｐ ２Ｏ ５フリット/金属酸化物系フリットを用いることにより得られた。フリット組成のＣａＯの一部をＢａＯまたはＡｌ２Ｏ３で置換したときに、焼結体は粒成長が抑制されるために、より高強度のものが得られた。最も強い焼結体の平均強度は２０５．８ＭＰａであった。この焼結体は生体的にも適合する水酸アパタイトセラミックスであり、骨の皮質骨に相当する強度があるので、生体材料としての使用が期待される。

近藤和夫

5．生体用セラミックスの課題と展望(1) 生体活性なセラミックス
リン酸カルシウム系バイオセラミックスは、いずれも骨と直接結合する特徴を有し、主に骨欠損部の補填材として広く使用されるに至っている。
骨欠損部補填材としての用途においては、補填したインプラント周囲および気孔内部に骨を早期に形成するものが好ましく、この点が課題である。
これに対し、生体内において骨を形成させることの で き る 骨 形 成 蛋 白 （ Bone morphogeneticprotein 以下ＢＭＰという）があり、これを材料に担持させることにより解決する方法が一部の研究機関で行われている。ＢＭＰは高価であり且つ入手が困難なこともあり、まだ広く利用されるに至っていないが、今後、ＢＭＰの効率的な製造方法、さらには安全性の確保により将来実際の骨補填材への応用が可能となるものと期待される。
また、骨欠損補填材としては、補填後セラミックスが徐々に骨と置換、最終的に消失し、補填部に応じその部位にことが理想と考えられる。このためには、上記骨形成の観点以外にセラミックスの生体内における吸収についての研究も不可欠である。生体内におけるセラミックスの吸収については材料自体の溶解性を利用する、破骨細胞を関与させる、これらを組み合わせる事などが、Ｈ
ＡＰ、ＴＣＰにおいて検討されているが、これまでの研究において、同じセラミックスを使用した場合でもそれを埋入した部位によっては吸収のされ方が異なっているなど一様でなく、今後に残された課題と言える。さらに、生体用材料の観点からは、有効でかつ長期にわたる安全性の確保が不可欠である。リン酸カルシウム系セラミックスは使用され始めてまだ歴史が浅く、今後さらに長期にわたるこれらの詳細な観察も併せて残された課題と言える。
参 考 文 献1) L. Hench, R. Splinter,et.al., J. Biomed. Mater. Res.
Symp., No.2. Part1.（1971）, 1172) S. N. Bhaskar, J.N.Brady, et. al., Oral Surg., 32(1971), 336
3) 青木秀希、加藤一男、セラミックス、10「7」(1975),
4694) M. Jarcho, C.H.Bolen et. al., J. Mater. Sci., 11(1976), 2027
5) K. Kondo, M. Okuyama et. al., J. Am. Ceram. Soc.,
67 (1984), C2226) T. Kokubo et. al., Bull. Inst. Chem. Res. Kyoto
Univ., Vol.60,No.3-4（1982）
7) 柴田良昌、近藤和夫、F. C. Report,6.10(1988),271- 29 -

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