JP2000514343A - 骨固定インプラントの骨結合性を改良する方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 骨固定インプラントの骨結合性を、一連の表面処理により改善することができる。この処理は、清浄および不動態化工程と、Ca-P-H-O-C系の被覆をレーザー溶発性により、得られる表面の物理化学的性質を制御でき、これらの性質をインプラントが配置される骨の性質と一致させることができる。

Description

【発明の詳細な説明】 骨固定インプラントの骨結合性を改良する方法 本発明は、整形外科および歯科矯正用のインプラントの骨結合性（Osteointeg ration）を改良する方法に関する。 本発明は、骨固定インプラント表面に一連の処置を施す。たとえば、前記処置 されたインプラントでは、それが接触する骨に関する骨結合特性が改良される。 こうした処置には、清浄および不動態化（passivation）処理と、レーザ切断技 術によるCa-P-H-O-C系被覆（すなわち、Ca_UP_VH_XO_YC_Z、但し下付き数字U，V，X， Y，Zはゼロを含む自然数である）の適用と、光放射処理による滅菌とが含まれる 。 人体の欠陥部分を置換しなければならないときには、人のドナーにより提供さ れた適合性組織または器官を使用するのが最善の解決法である。というのは、天 然の組織や器官はヒトの機能を満たすのに必要な正しい比率の組成を含んでいる からである。しかし、移植体の需要は増大しているので、生体インプラントの需 要を満たすほどヒトドナーはいない。他方で、天然インプラントが使用されると 、受入れた体にしばしば拒絶反応という問題が発生する。 前記の増大する需要を満たす解決法は、人工組織および器官を使用することで ある。１９５０年以来、ヒトの器官や組織の機能を改良したり置換するのに適切 な生体適合材料や非自然製品（farmacological products）について研究が続け られている。 現在の生体適合材料は、眼内レンズの代替品から人工心臓の製造まで多くの分 野に使用されている。一般に、生体適合材料は、機械的および生物学的に適合し た材料として定義できる。すなわち、生体適合材料は、その機能に由来する機械 的応力に耐性でなければならないし、毒性がなく、人体との相互作用を予測し制 御できなければならない。 具体的には、生体適合材料が満たさねばならない一連の仕様は以下のように定 義できる(たとえば、S.F. Hulbert，「外科用インプラントへのセラミ ックスの使用（Use of Ceramics in Surgical Implants)」，S.F．Hulbertおよび F.A．Young編，Gordon and Breach Science Publishers，New York(19969)1):す なわち、 a)体液の作用に耐性があること、b）必要な機能に特有な機械的応力 に耐えられること、c)必要な形状に適用可能であること、d)毒性またはアレルギ ー性の反応を起こさないこと、e）人体防衛の自然メカニズムに影響を及ぼさな いこと、f）血小板の形成または血漿たんぱくの凝固や変性を促進しないこと、 である。 言い換えれば、材料は、インプラントへの人体の影響およびインプラント（ま たは腐食もしくは摩耗により生じる物質）の人体への影響という２つの観点から 適合性でなければならない。 最もよく使われる歯科矯正用および整形外科用インプラントは、純チタンまた はチタン合金(Ti-6Al-4V)(D.F．Williams，J．Med．Eng．Technol．I(1977)266- 270)でつくられたものであり、それらは、機械的応力に対する耐性が高いうえに 腐食への耐性を備えており、この特性は、酸素への高い親和性により、環境温度 ですぐれた保護酸化物被膜を生成するからである。しかし、この酸素への親和性 のため、特に前記材料を清掃するのがかなり難しくなる。 チタンやチタン合金インプラントは生物不活性インプラントなので、回復期間 中に界面の置換が起こった場合には、繊維性組織被膜が厚すぎるので、インプラ ントがすぐにたわんで、最終的には、インプラントまたは隣接する骨がおれるこ とになる。（L.L．Hench & J．Wilson，「バイオセラミックス入門(An introduct ion to Bioceramics)」，L.L.Hench&J.Wilson編，AdvanceSeries in Ceramics-Vo 1．1．World Scientific Publishing，Singapore，（1933）1-24）さらに、金属 インプラントは、機械的性質およびそれらの組成において、インプラントが挿入 される骨の組織とはかなり異なっている。 金属インプラントの欠点を回避するために、セラミックス、ポリマー、混成材 料など非金属材料について試験が行われてきた。 骨の無機相はリン酸カルシウムから形成されているので、生物適合性セラミッ クス、とりわけ、ハイドロキシアパタイト、リン酸三カルシウム、炭酸 化ハイドロキシアパタイト、アパタイト、ピロリン酸塩、リン酸四カルシウムな どの様々な種類のリン酸カルシウム（CaP）について研究が行われている。この 種の材料の利点は、界面に繊維性組織を備えることなく骨に直接接合できること にある。すなわち、これらの材料の生物活性は高い（S.Best，「整形外科におけ る生物活性材料セミナー(Seminar in Bio-Active Materials in Orthopaedics)」 ，１９９４年９月２７日，ケンブリッジ，英国） 上記のリン酸カルシウムの中で、化学式Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂をもつハイドロキシ アパタイト（HA）に関心が集まっている。というのは、長い間、この物質は骨の リン酸カルシウムと同じ組成であると考えられていたからである。現在では、骨 は、焼結ハイドロキシアパタイト(HA)でつくられたインプラントと強い結合力を 示す、すなわち、ハイドロキシアパタイトの生物活性は極めて高いことが広く受 け入れられている(K．DeGroot，R．Geesink，C.P.A.T.KleinおよびP．Serekian, Journal of Biomedical Materials Research, Vol．21，(1987)1375-1381)。 前記リン酸カルシウムでつくられたインプラントを使用する際の主な欠点は、 貧弱な機械的特性のため機械的応力耐性が低いことである。このため、歯科およ び整形外科用のインプラントでは、金属支持体または他の応力を被る材料上にリ ン酸カルシウム被覆がしばしば適用されている。 歯科および整形外科インプラントにしばしば適用されたCaP被覆は、HAからつ くられている。HA被覆が純粋で厚みがある、すなわち多孔度が低い場合には、HA 被覆が再吸収されることはなく、３ないし６週間で骨とHAが結合する。HA密度は 、使用されるHA粉末の形態と物理的化学的性質に左右される。骨とハイドロキシ アパタイトの間の結合は動物ならびにヒトについて実施された試験で証明されて いる(R.G.T．Geesink，Ph.D．Thesis，Marquette University，1974)。さらに、 ハイドロキシアパタイトは、骨導入材料（osteoconductive material）と考えら れるが、このことは、ハイドロキシアパタイトがHA自体の結晶構造に従って骨を 成長させることを意味する。 しかし最近、骨の無機相を形成しているCaP組成がHAと完全に同じではないと いうことが判明した。というのは、このCaP組成では、炭酸化ハイドロキシアパ タイト(HAC)を構成する炭酸基に炭素が含まれているからである。さらに、様々 なCaPでつくられたインプラントと骨との界面はこの炭酸化ハイドロキシアパタ イト（HAC）で形成されていることが判明している。このHACの結晶構造は、HAの 構造と実際上同じである。というのは、HACはHAよりはるかに生物活性が高く、 おそらくは骨導入性も高いセラミックであリうると考えられるからである。実際 、インプラントで使用するために、HAC粉末がつくられ焼結されている。 こうした被膜を作成するために通常使用されている方法は、電気泳動沈着法(P ．Ducheyne，W.V．Raemdonck，J.C．Heughebaetrt & M．Heughebaerts，Biomate rials 7(1986)97)、プラズマ吹付け法(S.D．Cook，J.F．Kay，K.A．Thomas，R.C ．Anderson，M.C．Reynolds & J．Jarcho，J．Dental Res．65(1986)222)、およ び高周波による陰極吹付け法（E．Ruckensteln，S．Gourisanker & R.E．Baier ，J．Colloid abd Interface Sci．63(1983)245）である。こうしたHA被覆を作 成するのに最もよく使用されている方法は、プラズマ吹付け法である。この方法 による被覆の厚さは５０〜２００μｍでHAの含有量は９０％である。ただし、出 発材料は１００％HAである。工業的な工程で得られる最小の厚さは５０〜６０μ ｍであり、これは、この技術により多孔性の極めて高い被覆が形成されるという 事実のために最小の厚みと均質性の間で妥協した結果である。したがって、均一 な粒状被覆を確保するために約１０μｍの連続する被覆を沈着する必要があった 。しかし、こうした被覆には以下に示す不便な点がある：すなわち、a)現在では 、２０μｍ未満の厚さの連続被覆を得ることはできない、b)被覆の形態が粒状で ある、すなわち、多孔度が高い、c)被覆厚み（５０〜２００μｍ）のため、支持 体への付着性が極めて低い、d）応力が生じる結果、支持体や被覆における伸長 度の差により、しばしばひびが発生する、e)プラズマの高温のために被覆領域の 一部が非晶質または微結晶質（リン酸三カルシウムの微結晶）となるので、HA粉 末の分解や過度の融合が発生すること、である。このため、 こうした被覆は極めて吸収されやすく、吸収性の程度を制御するのは難しい。 実際に、剥離の問題（支持体一被覆の付着性が低いこと）により、歯科や整形 外科分野では、被覆障害の危険性が極めて高いので非被覆インプラントを使用す るのを好む外科医が多い。 本発明で使用されるレーザー沈着技術は、最初のルビーレーザーの作製のわず か５年後の１９６５年に初めて使用された。それ以来、この技術は、あらゆる種 類の材料の被覆を形成するのに使用されてきた（たとえば、D.B．Chrisey & C.K ．Hubler編 「薄膜のパルス式レーザー沈着法(Pulsed Laser Deposition of Thi n Films)」、John Wiley and Sons，Inc．New York(1994))。本発明は、骨結合被 覆分野への前記技術の適用を含む。 本発明の利点の１つは、Ca-P-H-O-C系の漸進的な組成被覆を適用することがで き、場合により、インプラントの性質とインプラントに接触する骨の性質に前記 被覆を適応させることができる。被覆は、骨による再吸収率が骨の成長率に等し くなるような組成を有し得るので、あらゆる時点で最適の結合を確保でき、最終 的には、完全な骨結合インプラントが形成される。 本発明の方法の目的の他の利点は、被覆とインプラントの間の付着力が実質的 に改良されているので、プラズマ吹付け技術により塗布される被覆の最大の欠点 の１つを回避されていることである。 さらに、本発明の方法の目的は、塗布温度は高すぎもせず(４５０℃)、プラズ マ吹付け技術で使用されるプラズマにより到達する極めて高い温度と比べて比較 的低いので、インプラント特性に影響を及ぼすことはない。 さらに注意しなければならないのは、塗布された被覆の厚さは数ミクロであり 、沈着の後でさらに他の処理（滅菌処理を除く）を適用する必要はないことであ る。したがって、処理された要素にはさらに機械加工する必要はないので、ひび 割れを引き起こす可能性のある残留応力が低下することになる。 本発明の目的である、骨固定インプラントの骨結合性を改良する方法は、イン プラントの表面を連続して処理するので、最終的には、インプラントが骨に埋め 込まれるときの骨結合性が改良されることになる。 本発明の目的の理解を深めるために、骨固定インプラントの骨結合性を改 良する方法の好ましい実施態様を添付図面に従って以下に説明する。この図面に 示される真空室は上記目的のために使用される。 図示のように、この方法は本質的に真空室で行われる。第１に、インプラント を製造すると、洗浄および不動態化処理を実施しなければならない。この処理は 超音波槽中での酸攻撃で実施される。 洗浄および不動態化処理が終了すると、インプラントをこの方法のために特に 設計された真空室（１）の中に配置する。被覆（４）に使用される基本材料を真 空室（１）内に配置させる。この材料はモータ（５）により沈着処理中に回転さ せることができる。前記真空室（１）はあらかじめ、真空制御システム、制御式 流動ガス供給システムならびに温度制御システムに接続しておくのが望ましい。 これらのシステムは工業的装置で通常使用されているので図示してない。この真 空室（１）を閉鎖すると、通常は１０^-8torr(133.3x10^-6Pa)に真空化され、イン プラントは、真空室（１）の中に組み込まれた適切なヒーター（２）により中等 度に加熱される。必要な圧力と温度に到達すると、前記真空室には、沈着処理が 行われる雰囲気が充填される。前記雰囲気は必要な材料の種類により定められ、 Ar，H₃，O，O₂，CO₂またはそれらの混合物からなる。ガスはガス供給システム（ ３）により供給される。必要なガス組成ならびに必要な温度が得られると、被覆 （４）に使用された基体材料には、エキシマレーザー（６）による紫外線放射が 行われる。紫外線放射は透明窓（８）（たとえば、溶融シリカ）を介して室（１ ）に入る。室（１）内の紫外線放射エネルギーの密度を上げるために、レーザー ビーム（６）をレンズ（７）により集束させることができる。レーザービーム放 射（６）のために、被覆（４）に使用される材料は溶発され、インプラント（９ ）の方に移動し、インプラントの全表面をカバーする接着被覆を形成する。この 方法では、使用されないガスや残留生産物はガス出口（１０）から排除されて、 適切なガス処理システム（図示せず）に送られる。 必要な被覆が形成されると、インプラントは真空操作システム（１１，１４お よび１６）により第２の真空室（１２）内に運ばれる。この第２真空室内では、 被覆されたインプラントに、無声放電エキシマランプ（１５）によ る紫外線が放射されて、前記インプラントならびに容器（１３）を滅菌する。滅 菌処理が完了すると、インプラントを容器（１３）に入れる。容器は真空操作シ ステム（１４）により密封され、前記インプラントは完全に真空密封され、使用 を待つ状態となった。 一例として、２０Ｈｚのパルスモードで動作するエキシマレーザー（λ=193nm ）を用いた前述の方法では、エネルギー密度が2.5J/cm²で、水蒸気雰囲気の全圧 力が0.45mbar(45Pa)で、温度が４８５℃で、被覆材料とインプラントの間の距離 が0.045mで、被覆材料の回転速度は1rmpで、純チタン製インプラント上に炭酸化 リン酸カルシウムは少なくとも0.54A/パルスで被覆され、インプラントへの付着 度は少なくとも58Mpaである。 前述の方法は、チタンおよびその合金、鋼鉄、ＣｒおよびＣｏの合金、ハイブ リッド材料など複数の材料で形成されたインプラントに極めて付着性の高いCa_UP_V H_XO_YC_Zの薄膜を形成することができる。 この方法によりもたらされた高度な柔軟性のために、処理のパラメータを変え るだけで物理的かつ化学的特性や薄膜の厚みが修正できる。したがって、様々な 光学的、電気的、機械的特性を備えたCa_UP_VH_XO_YC_Zの被覆を得ることが可能とな り、支持体の特定の性質や前記インプラントに接触する骨の種類にこの被覆を適 応させることが極めて有用になる。 この方法は、最終的なインプラントの骨結合性を、サイズを変えることなく、 改良可能なので、本発明で記載された方法により処理された部分は、インプラン トを適用するためにこれまでに指定された許容値に依然として合致することにな る。 本発明の特質および実施態様を全体的に説明してきたが、以下に請求される本 発明の特徴に実質的に影響を及ぼさない限りは、形状、材料および配置を変える ことが可能であることを付記しておく。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 クロックナー スペイン国 イー―08030 バルセロナ カール カラカス，47 (71)出願人 インプランテス エービー スペイン国 イー―08201 サバデル カ ール エンジェル グイメーラ，２ (71)出願人 ボーン システム イタリア共和国 アイ―20134 ミラノ ビア オファント，26 (72)発明者 レオン フォン，ベティー ミレヤ スペイン国 イー―36280 ビーゴ ラゴ アス―マルコセンド，９，デパートメント フィジカ アプリカーダ，ユニヴェルシ ダッド デ ビーゴ (72)発明者 ポウ サラチョ，ユアン マリア スペイン国 イー―36280 ビーゴ ラゴ アス―マルコセンド，９，デパートメント フィジカ アプリカーダ，ユニヴェルシ ダッド デ ビーゴ (72)発明者 アリアス オテロ，ジョルジュ ルイス スペイン国 イー―36280 ビーゴ ラゴ アス―マルコセンド，９，デパートメント フィジカ アプリカーダ，ユニヴェルシ ダッド デ ビーゴ (72)発明者 ガルシア サン，フランシスコ ホセ スペイン国 イー―36280 ビーゴ ラゴ アス―マルコセンド，９，デパートメント フィジカ アプリカーダ，ユニヴェルシ ダッド デ ビーゴ (72)発明者 メイヤー レイロス，メルセデス ベレン スペイン国 イー―36280 ビーゴ ラゴ アス―マルコセンド，９，デパートメント フィジカ アプリカーダ，ユニヴェルシ ダッド デ ビーゴ (72)発明者 ゴンザレス フェルナンデス，ピオ マヌ エル スペイン国 イー―36280 ビーゴ ラゴ アス―マルコセンド，９，デパートメント フィジカ アプリカーダ，ユニヴェルシ ダッド デ ビーゴ (72)発明者 ペレス―マルチネス イ ペレス―アモー ル，マリアノ ジーザス スペイン国 イー―36280 ビーゴ ラゴ アス―マルコセンド，９，デパートメント フィジカ アプリカーダ，ユニヴェルシ ダッド デ ビーゴ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 骨固定インプラントの骨結合性を改良する方法であって、 ａ）超音波槽において酸攻撃により前記インプラントを清浄および不動態化す ること、 ｂ）高真空制御システムと、温度制御可能な加熱システムと、ガス流制御およ び供給システムと、真空室内圧力制御システムと、被覆材料固定および回転シス テムとを備えた前記真空室に前記インプラントを導入すること、 ｃ）沈着処理で使用される、アルゴン、水蒸気、酸素またはそれらの混合体か らなる雰囲気を導入すること、 ｄ）ＡｒＦエキシマレーザーにより供給される紫外線の光子（λ＝１９３ｎｍ ）を被覆材料に放射して、前記レーザー光線を前記光線を透過する窓を介して導 入すること、 ｅ）Ca-P-H-O-C系の被覆、すなわち、インプラントの表面上の化学量論量が可 変であるCa_uP_vH_xO_YC_z（ここで、U，V，X，Y，Zはゼロを含む自然数である）の被 覆を適用すること、 ｆ）前記インプラントと容器を高真空下で紫外線放射にさらして、前記容器お よび前記インプラントを滅菌すること、 ｇ）滅菌された容器にインプラントを導入すること、 ｈ）内部に前記インプラントを含む容器を密封して、滅菌された真空アッセン ブリーを形成すること、 ｉ）前記真空室から前記容器を取り出すこと、 から成ることを特徴とする前記方法。 ２． 上記の工程ｆ）、ｇ）、ｈ）およびｉ）に記載された処理手順のすべてま たは一部は、前記インプラントを不活性雰囲気中で滅菌およびパッキングするこ とを目的とした同様の処理手順と置換可能である請求項１に記載の方法。 ３． 前記真空室が、前記インプラントを複数個保持して一度に数個のインプラ ントに均一な被覆を可能にする回転手段を備えている請求項１に記載の方法。 ４． 前記被覆材料と前記インプラントの間に電界が発生する請求項１〜３のい ずれかに記載の方法。 ５． 前記清浄処理は、 ａ）超音波槽内のケトンで８分間洗浄すること、 ｂ）脱イオン水により洗浄すること、 ｃ）超音波槽内で８分間、５％含量のHN0₃で洗浄すること、 ｄ）脱イオン水で洗浄すること、 ｅ）メタノールで洗浄すること、 を含み、上記すべての処理が通常の圧力や温度条件で実施される請求項１〜４ のいずれかに記載の方法。 ６． 雰囲気を導入する前および／または後で、被覆する前記インプラントに紫 外線を放射し、前記放射はレーザービーム、水銀ランプ、無声放電エキシマラン プまたは任意の他の紫外線放射源により生成され、これによりインプラントの表 面全体が滅菌され化学的に活性化される請求項１〜５のいずれかに記載の方法。 ７． Ca-P-H-O-C系の沈着材料が可変性の化学量論量を有する請求項１〜６のい ずれかに記載の方法。 ８． 沈着材料はCa-P-H-O-C系の材料の２重被覆から構成され、両被覆の結晶度 は互いに異なっている請求項１〜６のいずれかに記載の方法。 ９． 前記材料は、制御された優先的な結晶学的配向をもって沈着され、そして 前記インプラントが適用されると、新しく形成された骨のエピタキシャル成長を 形成する請求項１〜６のいずれかに記載の方法。 １０． 前記材料は、骨の成長が被覆再吸収と同じ率で刺激されるような結晶度 または組成度を備える請求項１〜６のいずれかに記載の方法。 １１． 処理するインプラントは、Tiまたは任意のTi合金、MgO、Si、GaAs、GeS i、SiC、C、任意の種類のポリマー、任意の種類の鋼鉄、または任意のCo-Cr、A1 203合金からつくられる請求項１〜１０のいずれかに記載の方法。 １２． 請求項１〜１０のいずれかに記載の方法により処理された材料、要素、 部分またはインプラント。